Глава 1. Физические принципы ультразвуковой визуализации сердца

Глава 1. Физические принципы ультразвуковой визуализации сердца

Физика ультразвука

Ультразвук — это звук с частотой более 20000 колебаний в секунду (или 20 кГц). Скорость, с которой ультразвук распространяется в среде, зависит от свойств этой среды, в частности, от ее плотности. Скорость распространения ультразвука в тканях человека при температуре 37°С равна 1540 м/с. Звук имеет волновую природу и его распространение подчиняется таким же законам, что и процесс распространения света. Знание этих основных законов существенно для понимания принципиальных основ эхокардиографии.

Если плотность, структура и температура одинаковы по всей среде, то такая среда называется гомогенной. В гомогенной среде волны распространяются линейно. Различные среды обладают различными свойствами, из которых для нас особенно важен акустический импеданс. Акустический импеданс равен произведению плотности среды на скорость распространения в ней звука и характеризует степень сопротивления среды распространению звуковой волны. Скорость распространения ультразвуковой волны в тканях практически постоянна, поэтому в эхокардиографии акустический импеданс — лишь функция плотности той или иной ткани. Разные ткани: миокард, перикард, кровь, створки клапанов и т. д. — имеют разную плотность. Даже при незначительном различии плотностей между средами возникает эффект «раздела фаз» [interface]. Ультразвуковая волна, достигшая границы двух сред, может отразиться от границы или пройти через нее. При этом: 1) угол падения равен углу отражения; 2) из-за различий акустических импедансов сред угол преломления не равен углу падения.

Соотношение между углом падения (отражения) и углом преломления описывается формулой: n₁/n₂ = sin ?₂/sin ?₁, где n — акустический импеданс, t — угол между направлением распространения звуковой волны и перпендикуляром к границе фаз.

Чем меньше угол падения (т. е. чем ближе направление распространение звуковой волны к перпендикуляру), тем больше доля отраженных звуковых волн. Доля отраженного ультразвука определяется тремя факторами: 1) разностью акустического импеданса сред — чем больше эта разность, тем больше отражение; 2) углом падения — чем ближе он к 90°, тем больше отражение; 3) соотношением размеров объекта и длины волны — размеры объекта должны быть не менее 1/4 длины волны. Для измерения меньших объектов требуется ультразвук с большей частотой (т. е. с меньшей длиной волны).

Пространственная разрешающая способность метода [resolution] определяет расстояние между двумя объектами, при котором их еще можно различить. Например, частота 2,0 МГц дает разрешающую способность в 1 мм. Однако, чем выше частота, тем меньше проникающая способность ультразвука (глубина проникновения): тем легче происходит его затухание [attenuation]. Таким образом, важно найти оптимальную частоту, которая дает максимальную разрешающую способность при достаточной проникающей способности. В табл. 1 приведены значения «половинного затухания» для разных сред, т. е. расстояния, на которых ультразвуковые волны с частотой 2,0 МГц теряют половину своей энергии.

Таблица 1. Значения половинного затухания ультразвуковых волн с частотой 2,0 МГц в различных средах

Структуры, в которых происходит полное затухание ультразвуковых волн, иными словами, через которые ультразвук не может проникнуть, дают позади себя акустическую тень [shadowing]; при исследовании сердца такой эффект дают кальцинированные структуры и протезированные клапаны сердца.

Ультразвуковой датчик

Датчик [transducer] — это устройство, преобразующее один вид энергии в другой. В эхокардиографии мы имеем дело с преобразованием электрической энергии в механическую и наоборот. В датчике это преобразование осуществляется специальным кристаллом — пьезоэлектрическим элементом. Пьезоэлектрический элемент изменяет свои размеры под воздействием электрического тока и, напротив, порождает электрический ток под действием приложенного к нему давления, например, со стороны ультразвуковых волн. Таким образом, пьезоэлектрический кристалл может посылать и принимать ультразвуковые волны. В датчике пьезоэлектрический элемент находится между двумя электродами (плюс и минус). Проходящий через элемент электрический ток заставляет его то расширяться, то сжиматься и тем самым генерировать ультразвуковые волны. С другой стороны, приходящие ультразвуковые волны элемент преобразует в электрические импульсы, регистрируемые катодным осциллографом. Оптимальная длина пьезоэлектрического элемента равна 1/2 длины волны. В этом случае элемент колеблется с резонансной частотой. Колебания пьезоэлектрического элемента распространяются по всем направлениям, в том числе в направлении корпуса датчика. Чтобы исключить волны, отраженные от корпуса датчика, корпус выстилают поглощающим материалом. Генерированный ультразвуковым датчиком сигнал распространяется на некоторое расстояние, называемое ближней зоной [near field], в виде пучка параллельных волн, которые затем расходятся в так называемой дальней зоне [far field]. Наилучшим образом могут быть исследованы объекты, находящиеся в ближней зоне: здесь выше интенсивность излучения и больше вероятность того, что ультразвуковые лучи распространяются перпендикулярно границе раздела фаз. Интенсивность измеряется числом волн на единицу площади. Протяженность ближней зоны (l) зависит от радиуса датчика (r) и длины ультразвуковой волны (?): l = r/?. Поскольку ? = V/f, где V — скорость распространения ультразвука в тканях, а f — его частота, и V = 1540 м/с, получим: l = r²?f/1540.

Отсюда ясно, что размер ближней зоны можно увеличить, увеличив частоту или радиус датчика. Сведения, приведенные в табл. 2, могут быть полезны при выборе наиболее подходящего датчика для визуализации сердца.

Таблица 2. Сравнительная характеристика различных ультразвуковых датчиков

Применив конвергирующие и рассеивающие линзы, можно удлинить ближнюю зону и уменьшить расхождение ультразвуковых лучей в дальней зоне. Конвергирующие линзы фокусируют параллельные ультразвуковые волны и используются в датчиках для сжатия пучка. Они формируют узкий пучок высокой интенсивности на коротком участке, за пределами которого лучи расходятся, но не в такой степени, как это было бы без использования конвергирующих линз. В современных датчиках фокусировка ультразвуковых лучей осуществляется не оптическими линзами, а электронными средствами.

В общем виде процесс работы эхокардиографа может быть представлен следующим образом. В некоторый момент времени датчик посылает короткий ультразвуковой импульс. Импульс линейно распространяется в гомогенной среде до тех пор, пока не дойдет до границы раздела фаз, где происходит отражение или преломление ультразвуковых лучей. Через время, равное ?t, отраженный звук (эхо) вернется к датчику, который теперь работает как приемник. Зная скорость распространения звуковой волны (1540 м/с) и время, за которое звук прошел расстояние до границы фаз и обратно (?t), можно вычислить расстояние между датчиком и этой границей (D): D = 1540??t/2.

Это соотношение между временем и расстоянием и лежит в основе метода ультразвуковой визуализации сердца. Обычно в эхокардиографии используют ультразвуковые импульсы длительностью около 1 мс. Пьезоэлектрический элемент работает в режиме генерации менее 1% времени, а все остальное время — в режиме приема. При этом пациент получает минимальные дозы ультразвукового облучения.

Запись эхо-сигналов

Интенсивность принимаемого эхо-сигнала зависит от того, какая часть посланного сигнала отразилась от границы раздела фаз и вернулась к датчику. Интенсивность принятых эхо-сигналов может быть графически представлена на осциллоскопе (экране эхокардиографа) в различных режимах (рис. 1.1). Это могут быть электрические импульсы различной амплитуды; при этом по другой оси координат откладывается расстояние от датчика до исследуемых структур. Такая форма графического представления эхо-сигналов получила название А-модального режима эхокардиографии (А — от «амплитуда»). Недостаток такого режима эхокардиографии — невозможность изобразить движение. Изображение регистрирует расстояние между объектом и датчиком, измеренное данным сигналом в данный момент времени. Чтобы зарегистрировать движение какой-либо структуры, нужно представить на экране ее положение в разные моменты времени, соответствующие серии эхо-сигналов. А-модальное изображение не содержит временной оси координат и не может поэтому регистрировать движение.

Рисунок 1.1. Технические основы эхокардиографии: способы получения изображений. Вверху: парастернальная позиция длинной оси левого желудочка; датчик для М-модального исследования приставлен к грудной клетке, ультразвуковой луч направлен перпендикулярно к ее поверхности и проходит через стенку грудной клетки (CW), переднюю стенку правого желудочка (RVW), межжелудочковую перегородку (Sept), переднюю створку митрального клапана (AML), заднюю створку митрального клапана (PMV), заднюю стенку левого желудочка (LVW). Эффект раздела фаз на границе этих структур с кровью вызывает отражение ультразвукового луча, регистрируемое датчиком в период, когда он работает в качестве приемника сигналов. Давление, оказываемое ультразвуком на пьезоэлектрический элемент датчика, преобразуется в электрические сигналы, регистрируемые на экране осциллоскопа (экране эхокардиографа) по мере их поступления. В А-модальном режиме (A-mode) интенсивность принятых эхо-сигналов представлена в виде электрических импульсов различной амплитуды. В В-модальном режиме интенсивность эхо-сигналов представлена в виде яркости свечения отдельных точек. А-модальный и В-модальный режимы представляют интенсивность эхо-сигналов в реальном времени. Развертка В-модального режима по времени превращается в М-модальный режим. Внизу: различные способы получения двумерного изображения сердца. Ультразвуковой луч перемещается (сканирует) в пределах сектора, создавая изображение сердца в реальном времени. Режим двумерного изображения сердца является развитием В-модального режима: интенсивность принятых эхо-сигналов соответствует яркости точек. В датчике с фазово-кристаллической решеткой (Phased Array) сканирование достигается последовательным возбуждением кристаллов, имеющих относительно малый диаметр. В механическом датчике (Mechanical Rotation) электрический мотор вращает три или четыре датчика для М-модального исследования мимо окна, граничащего с поверхностью грудной клетки. Работа осциллирующих датчиков (Oscillation) основана на колебании одного пьезоэлектрического элемента. В линейных датчиках (Multicristal) пьезоэлектрические элементы выстроены в один ряд и посылают параллельно направленные ультразвуковые лучи, поэтому изображение и исследуемые объекты имеют одинаковые размеры. Межреберные промежутки слишком узки для использования линейных датчиков в эхокардиографии. Schiller N.В., Himelman R.В. Echocardiography and Doppler in clinical cardiology, in: Cardiology, ed. Parmley W.W., Chatterjee K., J.B. Lipincott Co., 1991, материал предоставил проф. Norman H. Silverman.

Для увеличения объема информации, содержащейся в изображении, интенсивность принятых эхо-сигналов может быть представлена не в виде амплитуды, а в виде яркости свечения точки: чем больше интенсивность принятых эхо-сигналов, тем больше яркость свечения соответствующих им точек изображения. Такой режим называется В-модальным (В — от «brightness», «яркость»).

От этого режима легко перейти к режиму развертки яркости структур сердца по времени, — к М-модальному режиму (М — от «motion», «движение»). В М-модальном режиме одна из двух пространственных координат заменена временной. Исторически М-модальное исследование было первым эхокардиографическим режимом. В М-модальном режиме на экране эхокардиографа по вертикальной оси откладывается расстояние от структур сердца до датчика, а по горизонтальной оси — время. Датчик при М-модальном исследовании может посылать импульсы с частотой 1000 с^–1; это обеспечивает очень высокую частоту смены изображений (высокую временную разрешающую способность). М-модальное исследование дает представление о движении различных структур сердца, которые пересекаются одним ультразвуковым лучом. Главный недостаток М-модального исследования — одномерность.

Режим двумерного изображения сердца [two-dimensional], иначе называемый режимом изображения в реальном времени, тоже является развитием В-модального режима. Для получения двумерного изображения сердца в реальном времени производится сканирование (изменение направления ультразвукового луча) в секторе 60—90°. При двумерном изображении мы получаем на экране поперечное сечение сердца, состоящее из множества точек, соответствующих В-модальным эхокардиограммам при различных направлениях ультразвукового луча. Частота смены кадров при двумерном исследовании — от 25 до 60 мин^–1. Технически в разных датчиках изменение положения ультразвукового луча (сканирование) достигается разными способами (рис. 1.1).

Легкие и ребра очень ограничивают доступ к сердцу, поэтому датчики с параллельным направлением ультразвуковых лучей, так называемые линейные датчики [linear array scanners], имеющие большие размеры, в эхокардиографии не используются. Основные два типа датчиков в эхокардиографии — это механические [mechanical sector scanners] и электронные датчики; последние называют также датчиками с электронно-фазовой решеткой [phased array sector scanners], они имеют от 32 до 128 пьезоэлектрических элементов. Механические датчики в целом обладают несколько более высокой разрешающей способностью, однако они больше по размерам и значительно менее долговечны. Превосходство датчиков с электронно-фазовой решеткой стало очевидным с появлением допплеровских исследований: оказалось, что они приспособлены для них значительно лучше, чем механические датчики. Датчики с циркулярным расположением пьезоэлектрических элементов, так называемые аннулярные датчики [annular array scanners], позволяют фокусировать ультразвуковые лучи в пространстве. Современные аннулярные датчики сочетают в себе свойства механических датчиков и датчиков с электронно-фазовой решеткой.

Настройка эхокардиографического изображения

В разных эхокардиографических системах настройку изображения можно производить с помощью разных технических средств, но есть общие способы контроля изображения и представления его на экран.

Общее усиление эхо-сигналов [gain controls] усиливает или ослабляет все эхо-сигналы, независимо от их интенсивности. Компенсация глубины [depth compensation или time-gain compensation] служит для усиления сигналов, отражающихся от удаленных структур, и ослабления сигналов, отражающихся от структур, находящихся близко к датчику. Компенсация глубины необходима потому, что интенсивность ультразвуковых сигналов падает по мере прохождения через ткани, причем ослабляется как посланный, так и отраженный ультразвуковой сигнал. Пороговый контроль [reject control] полностью подавляет сигналы, интенсивность которых ниже заданной.

С усовершенствованием цифровых методов обработки изображения и увеличением градаций серой шкалы [gray scale] улучшаются формы представления эхокардиографических изображений на экран. Обработка отраженных ультразвуковых сигналов [post-processing] устанавливает зависимость между амплитудой принятого ультразвукового сигнала и соответствующим ей уровнем серой шкалы. Регулировка эхокардиографа позволяет установить прямая зависимость между слабыми и сильными сигналами, усилить слабые сигналы и ослабить сильные, или же ослабить слабые сигналы и усилить сильные. Задержка изображения [persistence] служит для получения более «мягких» изображений: в этом случае происходит суммирование двух и более изображений на экране.

Трудно дать подробные рекомендации по настройке изображения, годные во всех случаях, но общие принципы, которых нужно придерживаться для оптимальной визуализации структур сердца, таковы: 1) регулировка усиления, яркости, контрастности должна быть произведена таким образом, чтобы соблюсти пропорции между размерами и яркостью различных структур сердца, соответствующие истинным размерам структур и их способности отражать ультразвук; 2) размеры изображения должны быть достаточными для попадания в изображение околосердечных структур; 3) следует помнить о том, что уменьшение размеров изображения ведет к увеличению частоты смены кадров, и пользоваться этим для увеличения временной разрешающей способности; 4) рекомендуется устанавливать достаточное «фоновое» усиление для того, чтобы в изображение попадали структуры, слабо отражающие ультразвук (рис. 17.12); 5) следует по возможности сохранять неизменный масштаб изображения для получения правильного представления о размерах различных структур: при исследовании взрослых пациентов с нормальными размерами сердца рекомендуемая глубина — 16 см, при исследовании пациентов с кардиомегалией — 20 см.