Принципы эхокардиографической визуализации. Оценка скоростных показателей с помощью допплерографии и методики "Speckle tracking"

24 Января в 12:46 1662 0


Ультразвуковое исследование сердца, или эхокардиография (ЭхоКГ), - наиболее используемый визуализирующий метод диагностики ССЗ. 2D- и 3D-ЭхоКГ позволяет в режиме реального времени детально исследовать морфологию сердца с очень высоким пространственным (‹1 мм) и временным (>100 кадров/с) разрешением. Кроме того, допплерография и методика отслеживания дифракционных пятен ("speckle tracking") предоставляют возможность определения скорости кровотока и движения миокарда в любой точке сердца, позволяя оценивать кровоток при клапанных (стенозе или регургитации) и врожденных пороках, а также движение и деформацию миокарда, что способствует выявлению функциональных нарушений, например при ишемии или кардиомиопатиях. 

ЭхоКГ неинвазивна и не связана с воздействием ионизирующего излучения; эхокардиографическое оборудование портативно и дает возможность выполнения исследования у постели больного. По особым показаниям выполняют "полуинвазивное" (чреспищеводное) или инвазивное (внутрисосудистое) УЗИ. Последние достижения в ЭхоКГ - ее использование при нагрузочных пробах, особенно для выявления ишемии миокарда, и при контрастировании правых и левых камер сердца. Благодаря повсеместной доступности, отсутствию вредного воздействия, относительно низкой стоимости в сочетании с высокой диагностической ценностью ЭхоКГ стоит первой в ряду визуализирующих методик в кардиологии и показана практически при любом ССЗ.

Звуковая волна - распространение упругих колебаний в среде, например в воде или воздухе. Будучи волной, звук характеризуется следующими параметрами: длиной волны λ (миллиметры или микрометры), частотой f (с-1 или герцы) и скоростью распространения c (метры в секунду, рис. 1). Эти параметры связаны между собой следующим образом: 
с = f × λ. 

Схематичное изображение звуковой волны. Верхний рисунок: чередующиеся зоны сжатия (высокого давления) и разрежения (низкого давления); расстояние между двумя пиками сжатия соответствует длине волны (λ). Нижний рисунок: звуковая волна представлена в виде синусоиды. Значение давления отмечено на оси Y, расстояние - на оси X. Так же выглядит кривая изменения давления во времени (по оси X): интервал времени между двумя пиками сжатия рассчитывают по формуле 1/f , где f - частота. Изменено (с разрешения): Weyman A.E. Principles and Practice of Echocardiography, 2nd edn. - Philadelphia, PA: Lea & Febiger, 1994.
Рис. 1. Схематичное изображение звуковой волны. Верхний рисунок: чередующиеся зоны сжатия (высокого давления) и разрежения (низкого давления); расстояние между двумя пиками сжатия соответствует длине волны (λ). Нижний рисунок: звуковая волна представлена в виде синусоиды. Значение давления отмечено на оси Y, расстояние - на оси X. Так же выглядит кривая изменения давления во времени (по оси X): интервал времени между двумя пиками сжатия рассчитывают по формуле 1/f , где f - частота. Изменено (с разрешения): Weyman A.E. Principles and Practice of Echocardiography, 2nd edn. - Philadelphia, PA: Lea & Febiger, 1994.

Звуковые волны с частотами выше порога человеческого восприятия (>20 000 Гц) называют ультразвуком. Скорость звука в воде значительно выше, чем в воздухе, и составляет 1540 м/с. Принято считать, что приблизительно с такой же скоростью ультразвук распространяется в биологических тканях. В диагностических целях обычно используют ультразвуковые волны с частотами в диапазоне от 2 до 7 МГц (1 МГц = 106 Гц), что соответствует длине волны от 0,8 до 0,2 мм. При внутрисосудистых исследованиях применяют датчики с частотами до 40 МГц (табл. 1). 

Одной из характеристик звуковой волны является интенсивность звука - величина, равная отношению потока звуковой энергии через поверхность, перпендикулярную направлению распространения звука, к площади этой поверхности (Вт/cм2). Интенсивность генерируемого в эхокардиографах ультразвука считают биологически безопасной. Ввиду трудности измерения интенсивности ультразвука в тканях, на экране эхокардио-графа обязательно указывается суррогатный показатель интенсивности ультразвука: "механический индекс" - безразмерная величина, представляющая собой отношение максимального давления разряжения (мегапаскали, МПа) к квадратному корню частоты ультразвука (мегагерцы, МГц). Для диагностических исследований этот показатель не должен превышать 2. 

Таблица 1
Частоты диагностического ультразвука 
  • Слышимый звук: ‹20 кГц (1 кГц = 103 Гц)
  • Трансторакальная ЭхоКГ: 2-3 МГц (1 МГц = 106 Гц)
  • Чреспищеводная ЭхоКГ: 5-7 МГц
  • Внутрисосудистое УЗИ: до 40 МГц
  • Акустическая микроскопия: 100-1000 МГц

При прохождении ультразвука через ткани между ними происходят следующие взаимодействия.

  • При удалении от источника ультразвука его энергия рассеивается (превращаясь главным образом в тепло), а интенсивность ультразвука уменьшается. Этот процесс называется затуханием и выражен тем сильнее, чем выше частота ультразвука. По этой причине ультразвуковые волны с более низкой частотой, проходя единицу расстояния, затухают в меньшей степени, чем волны с более высокой частотой, и, следовательно, лучше подходят для исследования расположенных глубоко структур.

  • При достижении ультразвуком границы раздела двух сред с различными акустическими свойствами возможны следующие взаимодействия (рис. 2). Если две среды сильно различаются в акустическом отношении, например воздух и вода (количественно это различие выражается таким показателем, как "акустическое сопротивление"), происходит отражение, то есть ультразвук не проходит дальше, а возвращается обратно под углом, зависящим от угла падения. Отражение может быть полным или частичным. Если граница раздела сред мала, то есть ее размер сопоставим с длиной звуковой волны, происходит рассеивание, при котором вместо однонаправленного отражения ультразвук распространяется во многих направлениях. 
В теле человека могут возникать любые из вышеперечисленных взаимодействий ультразвука с тканью. Наличие в ткани множества элементов, отражающих ультразвук, приводит к сложным межволновым взаимодействиям и формирует ее эхоструктуру, или рисунок из дифракционных пятен ("speckles").

Отражение, рефракция и рассеивание звука. Все эти процессы происходят при взаимодействии ультразвука с тканью. А - при достижении звуковой волной границы двух сред с разным акустическим сопротивлением она частично отражается в направлении, которое зависит от угла падения. Величина отраженной энергии возрастает с увеличением разницы в акустическом сопротивлении этих двух сред. Другая часть звуковой волны проникает дальше, но направление распространения волны изменяется. Это явление называют рефракцией. Б - если размер отражающей поверхности находится в диапазоне длины звуковой волны или поверхность "неровная", волна отражается во всех направлениях. Это явление называют рассеиванием. Обратите внимание, что часть звуковой энергии отражается и в направлении источника ультразвуковой волны. Источник (с разрешения): Flachskampf F.A. Kursbuch Echokardiographie, 4th edn. - Stuttgart: Thieme, 2008.
Рис. 2. Отражение, рефракция и рассеивание звука. Все эти процессы происходят при взаимодействии ультразвука с тканью. А - при достижении звуковой волной границы двух сред с разным акустическим сопротивлением она частично отражается в направлении, которое зависит от угла падения. Величина отраженной энергии возрастает с увеличением разницы в акустическом сопротивлении этих двух сред. Другая часть звуковой волны проникает дальше, но направление распространения волны изменяется. Это явление называют рефракцией. Б - если размер отражающей поверхности находится в диапазоне длины звуковой волны или поверхность "неровная", волна отражается во всех направлениях. Это явление называют рассеиванием. Обратите внимание, что часть звуковой энергии отражается и в направлении источника ультразвуковой волны. Источник (с разрешения): Flachskampf F.A. Kursbuch Echokardiographie, 4th edn. - Stuttgart: Thieme, 2008.


  • При прохождении ультразвука через ткань происходит незначительное искажение формы волны, которое можно представить в виде добавления "гармонических частот" к исходной "основной" частоте. Эти "гармоники", несмотря на слабую интенсивность, могут быть выделены из отраженного ультразвукового сигнала и использованы для формирования изображения, поскольку они улучшают соотношение "сигнал-шум" вследствие их меньшей склонности к созданию артефактов и к другим влияниям, ухудшающим качество изображения.
  • Отраженная от движущегося объекта ультразвуковая волна меняет частоту пропорционально скорости объекта относительно источника ультразвука. Этот эффект, названный по имени австрийского физика Кристиана Допплера, позволяет измерять скорость движущейся крови или ткани сердца путем анализа изменения частоты (Δf) отраженного ультразвука с использованием уравнения Допплера: 
Δf = 2 × f × v / c, 
где f - частота ультразвука, генерируемого датчиком; c - скорость распространения звука в ткани; v - скорость движущегося объекта (к датчику или от датчика).
  • Скорость (v) движущегося объекта относительно источника ультразвука (в нашем случае - датчика) может быть рассчитана из полученной величины сдвига частоты и известной скорости распространения ультразвука в ткани организма. Однако рассчитываемая скорость объекта зависит еще и от угла между ультразвуковым пучком и направлением вектора движения (рис. 3). Уравнение Допплера позволяет точно рассчитать скорость движения отражателя ультразвука только в двух направлениях (к датчику или от него). В случае несовпадения вектора движения объекта и ультразвукового пучка скорость окажется заниженной. Различие между измеренной (Vдопп) и истинной (Vист) скоростями определяется следующей зависимостью: 
Vдопп = Vист × Cos α, 
где α - угол между истинным вектором скорости и направлением ультразвукового пучка.

Зависимость скорости потока крови от угла локации. Если ось ультразвукового пучка находится под углом к направлению кровотока, то расчетная скорость кровотока (Vдопп) отражает только величину проекции вектора потока на ось ультразвукового пучка. Таким образом, недооцениваются скорости, не совпадающие с направлением ультразвукового пучка. Изменено (с разрешения): Flachskampf F.A. Kursbuch Echokardiographie, 4th edn. - Stuttgart: Thieme, 2008.
Рис. 3. Зависимость скорости потока крови от угла локации. Если ось ультразвукового пучка находится под углом к направлению кровотока, то расчетная скорость кровотока (Vдопп) отражает только величину проекции вектора потока на ось ультразвукового пучка. Таким образом, недооцениваются скорости, не совпадающие с направлением ультразвукового пучка. Изменено (с разрешения): Flachskampf F.A. Kursbuch Echokardiographie, 4th edn. - Stuttgart: Thieme, 2008.

  • Необходимо отметить, что допплеровским методом можно измерять скорости как очень слабо отражающих и относительно быстро движущихся объектов, например форменных элементов крови (обычные скорости ‹1,5 м/с), так и сильно отражающих и относительно медленно движущихся объектов в тканях сердца, главным образом миокарда (обычные скорости ‹15 см/с; рис. 4). Допплеровские сигналы, получаемые от кровотока и тканей, избирательно записываются и отображаются на экране при использовании соответствующих электронных фильтров.
Принцип методики отслеживания дифракционных пятен: на первом кадре определяется зона изображения с характерными особенностями, а на последующих кадрах отслеживается ее перемещение относительно исходного положения. При известной частоте кадров можно оценить величину и направление смещения выделенной зоны, а на основании этих данных можно вычислить параметры, характеризующие скорость и деформацию миокарда.
Рис. 4. Принцип методики отслеживания дифракционных пятен: на первом кадре определяется зона изображения с характерными особенностями, а на последующих кадрах отслеживается ее перемещение относительно исходного положения. При известной частоте кадров можно оценить величину и направление смещения выделенной зоны, а на основании этих данных можно вычислить параметры, характеризующие скорость и деформацию миокарда.

  • Измерения скорости кровотока очень важны при оценке клапанных пороков: они дают возможность рассчитывать степень стеноза, величину УО, выраженность регургитации, патологических сбросов (шунтов) и др. С другой стороны, тканевые скорости предоставляют информацию о функционировании миокарда, которая может быть дополнена анализом регионарной деформации. Не очень давно появился другой способ измерения скорости движения ткани с использованием так называемой методики отслеживания дифракционных пятен ("speckle tracking"), при которой текстурные характеристики ткани ("speckles", "пятнышки", или дифракционные пятна) отслеживаются покадрово в 2D-изображении, что позволяет оценивать движение и скорость отдельных участков миокарда (см. рис. 4). При данной методике, которая еще только развивается, определение тканевых скоростей не зависит от угла распространения ультразвукового пучка, что дает возможность ее применения в будущем для оценки скоростей кровотока.

Frank A. Flachskampf, Jens-Uwe Voigt и Werner G. Daniel
Эхокардиография
Похожие статьи
показать еще
 
Сердечно-сосудистая хирургия