Звуковая волна - распространение упругих колебаний в среде, например в воде или воздухе. Будучи волной, звук характеризуется следующими параметрами: длиной волны Л (миллиметры или микрометры), частотой f (с-1 или герцы) и скоростью распространения с (метры в секунду, рис. 4.1). Эти параметры связаны между собой следующим образом:
с = f х л.

	'Ж;,.			'Ж;'
		'‘I»: •	Ж		’¦¦Ж
* '	«/''¦ЦиКХ	L	. ¦Яв,-'	¦ ¦Ж'1
- - ЗШ«.~'		- W, '	¦' ¦яВмг г		¦" [1] '*¦ ’
¦' *	1 '	", iVyPe ¦	1*|3№ ”	"ГуЙ»1-	„ V пЯЕцЙг *
		¦ ' ’ J
¦ "¦		i /ЗЙР-й'р' щ		¦ ~gt;~ШЕу *щ-	’•ЛИГ1' I * s
L			' ¦ . ’		яЯв|;-
				• . !

Б              X

Рис. 4.1. Схематичное изображение звуковой волны. Верхний рисунок: чередующиеся зоны сжатия (высокого давления) и разрежения (низкого давления); расстояние между двумя пиками сжатия соответствует длине волны (Л). 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 amp; Febiger, 1994.
Звуковые волны с частотами выше порога человеческого восприятия (gt;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. 4.1). 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^м2). 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 4.1. Частоты диагностического ультразвука
3
Слышимый звук: lt;20 кГц (1 кГц = 10 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. 4.2). 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").

А              граница              Б

Рис. 4.2. 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.
австрийского физика Кристиана Допплера, позволяет измерять скорость движущейся крови или ткани сердца путем анализа изменения частоты (Af) отраженного ультразвука с использованием уравнения Допплера:
Af = 2 х f х v / с,
где f - частота ультразвука, генерируемого датчиком; с - 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. 4.3). 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 ^допп) и истинной (Уист) скоростями определяется следующей зависимостью:

х Cos а,
где а - угол между истинным вектором скорости и направлением ультразвукового пучка.

Рис. 4.3. Зависимость скорости потока крови от угла локации. Если ось ультразвукового пучка находится под углом к направлению кровотока, то расчетная скорость кровотока (Чцопп) 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. 4.4. 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. 4.4). 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.