Рисунок 3.5. Иллюстрация феномена искажения допплеровского спектра при повышении скоростей кровотока выше предела Найквиста. Движение колеса, имеющего одну спицу, регистрируется с частотой 1 кадр в секунду. Когда колесо совершает 1/4 оборота в секунду (А), кадры дают правильное представление о направлении и скорости его движения. Вдвое большая скорость движения колеса (В) соответствует пределу Найквиста. При увеличении скорости движения колеса до 3/4 оборота в секунду (С) кадры дают искаженную картину: создается впечатление, что колесо поворачивается на 1/4 оборота в секунду против часовой стрелки. При скорости 1 оборот в секунду (D) кажется, что колесо стоит. При скорости 5/4 оборота в секунду (Е) кадры дают правильное представление о направлении движения колеса, но искажают скорость движения. Таким образом, скорость колеса должна быть менее 1/2 оборота в секунду, чтобы ее можно было правильно измерить при регистрации движения с частотой 1 кадр в секунду. Hatle L., Angelsen B. Doppler ultrasound in cardiology: physical principles and clinical application, 2nd ed. Philadelphia. Lea & Febiger, 1985.
Существование предела Найквиста определяет главный недостаток импульсного допплеровского исследования — невозможность точного определения высоких скоростей кровотока. Почти любой патологический кровоток вызывает искажение допплеровского спектра. Для преодоления этого недостатка был разработан следующий режим импульсного допплеровского исследования — режим высокой частоты повторения импульсов [high PRF Doppler]. Он основан на феномене множественности уровней отражения сигнала [range ambiguity]: при помещении контрольного объема на определенную глубину (т. е. при установке определенной задержки приема посланного импульса) наряду с ожидаемым сигналом регистрируется отраженный сигнал от структур, находящихся на глубине вдвое, втрое и т. д. превышающей заданную.
Для преодоления предела Найквиста в режиме высокой частоты повторения импульсов увеличивают число контрольных объемов. Например, для исследования кровотока на расстоянии 12 см от датчика, первый контрольный объем помещают на глубину 6 см; это позволяет удвоить частоту повторения импульсов и, следовательно, вдвое увеличить предел измерения скорости кровотока. Для увеличения предела измерения скорости втрое первые два контрольных объема следует поместить на 4 и 8 см и т. д. Некоторые эхокардиографические системы позволяют увеличивать предельную для импульсного исследования частоту повторения импульсов в 5 раз, создавая, таким образом, 5 контрольных объемов. Желательно все же ограничиваться минимально необходимым увеличением частоты повторения импульсов, так как сигнал от последнего контрольного объема регистрируется в ослабленном виде.
Режим высокой частоты повторения импульсов в настоящее время имеет весьма ограниченное применение; некоторые эхокардиографические системы вообще не рассчитаны на исследования в этом режиме. Это связано с тем, что разработан другой, более надежный способ измерения высоких скоростей кровотока — постоянно-волновое допплеровское исследование [Continuous Wave Doppler].
В отличие от импульсного исследования, где один и тот же кристаллический элемент и посылает, и принимает сигналы, при постоянно-волновом исследовании эти процессы разобщены: один кристаллический элемент посылает сигналы, другой принимает их. При исследовании в постоянно-волновом допплеровском режиме отраженный ультразвуковой сигнал принимается независимо от того, когда он был послан. Таким образом, исследуется кровоток вдоль всего ультразвукового луча (рис. 3.6). Главное достоинство постоянно-волнового допплеровского исследования состоит в том, что с его помощью может быть измерена любая скорость кровотока. На самом деле при постоянно-волновом исследовании ультразвуковые сигналы посылаются не непрерывно, а в виде отдельных импульсов. Изменение частоты повторения импульсов меняет масштаб допплеровского спектра. Частота повторения импульсов при постоянно-волновом исследовании, однако, ограничена только техническими средствами, но не пределом Найквиста. Современные эхокардиографы в принципе позволяют измерять скорости кровотока, достигающие 12 м/с, что выходит далеко за пределы возможного (скорость 12 м/с соответствует разнице давлений, превышающей 500 мм рт. ст.), так что с помощью постоянно-волновой допплер-эхокардиографии можно измерять любую скорость кровотока.
Рисунок 3.6. Пример исследования аортального кровотока в постоянно-волновом допплеровском режиме при аортальном пороке сердца. Исследуется кровоток вдоль всего ультразвукового луча. На допплеровском спектре регистрируется систолический поток через стенозированный аортальный клапан (AS) и диастолический поток аортальной регургитации (AI). Максимальная скорость (Vmax) стенотической струи составляет 4,1 м/с. По упрощенному уравнению Бернулли рассчитан максимальный градиент давления (ΔPmax) между левым желудочком и аортой, который оказался равным 67 мм рт. ст. CW Doppler Transducer — постоянно-волновой допплеровский датчик, LV — левый желудочек, LA — левое предсердие, Ao — восходящий отдел аорты, Velocity — скорость (м/с), Time — время (с). Judge K.W., Otto C.M. Doppler echocardiographic evaluation of aortic stenosis, in: Doppler Echocardiography, ed. Schiller N.B., Cardiology Clinics, 8 (2), 1990.
Главный недостаток постоянно-волнового допплеровского исследования — невозможность точной локализации исследуемого кровотока. Следовательно, импульсное и постоянно-волновое исследования дополняют друг друга: при импульсном исследовании выявляется область патологического, ускоренного, кровотока, при постоянно-волновом исследовании измеряется его скорость. Постоянно-волновое исследование существенно облегчается, если ультразвуковой луч направляется под контролем одновременно выполняемого двумерного исследования. Современные эхокардиографы позволяют проводить двумерную эхокардиографию и все виды допплеровских исследований с помощью одного датчика. «Замороженное» двумерное изображение позволяет контролировать положение ультразвукового луча и контрольного объема.
В большинстве современных эхокардиографов предусмотрена возможность трехмерной фокусировки ультразвукового луча при постоянно-волновом допплеровском исследовании: это увеличивает чувствительность метода. Кроме того, современные эхокардиографы оснащены датчиком, предназначенным исключительно для постоянно-волнового исследования. Небольшая площадь поверхности этого датчика позволяет точнее направлять ультразвуковой луч при ограниченном эхокардиографическом «окне», например, при исследовании из супрастернального или правого парастернального доступа.
Сокращения приведены по-английски — в том виде, в котором они используются для обозначения допплеровских параметров в компьютерных программах современных эхокардиографов.
[Минутный объем кровотока (CO)] = [Частота сердечных сокращений (HR)] × [Ударный объем];
[Ударный объем (SV)] = [Площадь поперечного сечения сосуда (или отдела сердца)] × [Линейный интеграл скорости кровотока через данное сечение];
[Интеграл линейной скорости (FVI, или VTI)] = [Время кровотока (ET)] × [Средняя скорость кровотока (Vmean)];
[Площадь поперечного сечения (CSA)] = πD2/4, где D — диаметр сечения.
Условия, которые должны быть соблюдены при определении объема кровотока (рис. 3.7)
1) площадь поперечного сечения сосуда или отдела сердца следует определять на том же уровне, что и линейный интеграл скорости кровотока;
2) допплеровский спектр кровотока должен иметь ровные контуры, особенно в фазу ускорения кровотока;
3) кровоток в исследуемой области должен быть ламинарным;
4) угол между направлением ультразвукового луча и направлением кровотока должен быть минимальным (менее 20°);
5) площадь поперечного сечения сосуда не должна изменяться в течение всего времени кровотока. Этому условию лучше всего удовлетворяет аортальный клапан и выносящий тракт левого желудочка.
Рисунок 3.7. Импульсное допплеровское исследование кровотока в выносящем тракте левого желудочка: расчет ударного объема. Ударный объем (SV) рассчитывается как произведение площади поперечного сечения (CSA) сосуда (или отдела сердца) на интеграл линейной скорости (VTI).
Вычисление градиента давления с помощью упрощенного уравнения Бернулли (рис. 3.6)
1. Короткий вариант вычисления: ΔP = 4V2, где ΔP — градиент давления по разные стороны обструкции (мм рт. ст), V — максимальная скорость кровотока дистальнее обструкции (м/с)
У читателя, впервые встречающегося с уравнением Бернулли, написанным в подобном виде, эта запись (принятая в эхокардиографической литературе) может вызвать естественное удивление из-за несовпадения единиц измерения в левой и правой частях уравнения. В множителе равном 4 это несовпадение учтено.
2. Длинный вариант вычисления (должен использоваться, если скорость кровотока проксимальнее обструкции превышает 1,2 м/с): ΔP = 4(V12 – V22), где V1 — скорость кровотока дистальнее обструкции, V2 — скорость кровотока проксимальнее обструкции.
Цветное допплеровское сканирование [Color Doppler] — относительно недавнее достижение эхокардиографической техники. Суть этого метода состоит в наложении закодированных разными цветами скоростей кровотока на двумерное изображение сердца.
Цветное сканирование стало развитием импульсной допплер-эхокардиографии: изображение разбивается на 250—500 контрольных объемов, ориентированных параллельно ультразвуковым лучам в секторе. Главное техническое преимущество цветного сканирования по сравнению с описанными выше допплеровскими режимами — возможность более быстрого разложения сложных колебаний на составляющие. Преобразование Фурье требует для разложения сложного колебания на составляющие его простые