В эхокардиографах фокусированный ультразвук генерируется датчиком, содержащим большое количество пьезоэлектрических элементов (кристаллов), преобразующих электромагнитные волны в ультразвуковые и наоборот. Ультразвуковой датчик и генерирует, и принимает ультразвуковые волны. ЭхоКГ проводят в импульсном режиме, то есть очень короткий период передачи ультразвука сменяется периодом приема отраженного ультразвука. Исходя из скорости распространения ультразвука в тканях и времени, затраченного ультразвуковым импульсом на достижение объекта и возвращение обратно к датчику, можно рассчитать расстояние от датчика до объекта (рис. 4.5). Этот принцип лежит в основе построения изображений. Один пьезоэлектрический элемент (кристалл) может создавать только одномерное изображение объектов, расположенных на пути распространения сгенерированной им ультразвуковой волны. Это принцип самого первого ЭхоКГ-режима - M-режима ("M" - от английского "motion"), до сих пор часто используемого для линейных измерений (рис. 4.6). Для получения 2D-ЭхоКГ-изображения необходимо множество кристаллов ('^-матрица", состоящая обычно из 64-96 элементов), генерирующих ультразвук практически одновременно. Электронно наводимый ультразвуковой пучок последовательно перемещается и формирует сектор сканирования, что обеспечивает точное отображение сканируемой структуры, то есть сердца (рис. 4.7-4.9). Электромагнитные колебания, образующиеся пьезоэлектрическими элементами датчика при восприятии отраженного от тканей ультразвукового эха, формируют радиочастотный сигнал. Он проходит цифровую обработку в несколько этапов (детектирование огибающей, компрессия, преобразование развертки) для получения в итоге цифровых изображений в формате DICOM (Digital Images and Communication in Medicine - цифровые изображения и коммуникация в медицине), который поддерживают все производители эхокардиографического оборудования (более детально см. [1, 2]). Все это происходит так быстро, что позволяет создавать изображение сердца в режиме реального времени с частотой кадров более 100 в секунду. Такое временное разрешение недостижимо для других визуализирующих методик, используемых в кардиологии.
Рис. 4.5. Принцип измерения расстояния с использованием импульсного ультразвука. На этом схематическом примере импульс P, представляющий собой короткую серию ультразвуковых волн, сгенерированных датчиком, отражается от стенки контейнера и возвращается обратно к датчику за измеренный временной интервал T. Так как скорость распространения ультразвука (с) в среде известна, можно рассчитать расстояние до объекта по формуле с * Т / 2. Изменено (с разрешения): Weyman A.E. Principles and Practice of Echocardiography, 2nd edn. - Philadelphia, PA: Lea amp; Febiger, 1994.

Рис. 4.6. Схематичная диаграмма формирования М-режима ЭхоКГ. Показано продольное сечение сердца по длинной оси от основания до верхушки. Единственный ультразвуковой пучок от датчика (T), расположенного на грудной клетке, направлен так, чтобы пересекать структуры миокарда спереди назад. При этом визуализируются свободная стенка (СС) и полость ПЖ, МЖП, полость ЛЖ, передняя и задняя створки МК (ПСМК и ЗСМК) и задняя стенка ЛЖ (ЗСЛЖ). Сигналы, отраженные от границ структур, могут быть представлены на экране осциллоскопа в трех видах: A-режим, B-режим и М-режим. Ao - аорта; ПСАо и ЗСАо - передняя и задняя стенка аорты; ЗМПМ - заднемедиальная папиллярная мышца.



Рис. 4.7. А - регистрация структур, изображенных на рис. 4.6, в М-режиме у здорового субъекта. Передняя створка МК движется кпереди, а задняя створка - кзади, но с меньшей экскурсией. Скорость записи - 50 мм/с. Калибровочная шкала глубины нахождения объекта (в сантиметрах) располагается на экране монитора сверху вниз, а шкала времени - слева направо. Б - стандартное 2D-изображение указывает направление ультразвукового пучка в сечении по короткой оси на уровне АК. Аорта (Ao) изображена в виде двух параллельных структур, смещающихся кпереди во время систолы. Створки АК открыты в систолу и представлены в виде одной линии при закрытии клапана в диастолу, их движения повторяют движения стенок аорты. Лп расположено кзади от аорты. Стрелки 1 и 2 указывают ориентиры для измерения его диаметра. В - изображение ЛЖ в М-режиме, на уровне кончиков створок МК, где видно систолическое движение внутрь МЖП и задней стенки (ЗС). Курсор в 2D-изображении показывает направление звукового луча. Стрелки указывают ориентиры для измерения диаметра ПЖ (3), КДР ЛЖ (4), КСР ЛЖ (5), толщины МЖП (6) и толщины задней стенки ЛЖ (7). (Материал предоставлен J. Roelandt и R. Erbel.)

Толщина * среза t
Рис. 4.8. Концепция электронного управления ультразвуковым пучком. А - семь элементов фазированной решетки датчика генерируют ультразвук одновременно. Небольшое расстояние между элементами дает возможность генерировать ультразвуковые волны единым фронтом и посылать их перпендикулярно к поверхности датчика. Б - элементы генерируют ультразвуковые волны последовательно, но они все используются, чтобы создать единственный звуковой пучок. Когда индивидуальные волны объединяются, сформированный фронт ультразвуковой волны оказывается неперпендикулярным поверхности датчика и испускается под углом. Изменение последовательности возбуждения элементов позволяет осуществлять быстрое перенаправление звукового луча в пределах сектора сканирования. В - электронная фокусировка луча осуществляется возбуждением сначала периферических, а затем расположенных по центру элементов (цилиндрическое возбуждение с временной селекцией). В дополнение к фокусировке посылаемого ультразвукового пучка существует возможность фокусировать и возвращающиеся сигналы. При этом датчик выборочно принимает только те импульсы, которые возвращаются в определенный момент времени из определенного направления и глубины (динамическая фокусировка при приеме). Это требует наличия очень сложного электронного обеспечения. Г - принцип "цилиндрического возбуждения с временной селекцией" может использоваться для регулировки и фокусировки ультразвукового пучка в любом направлении, как при его передаче, так и при его приеме.
В последнее время в клинической практике начали использовать трансторакальные и чреспищеводные датчики, формирующие 3D-изображения с помощью множества пьезоэлектрических 2D-элементов ("матричная решетка", состоящая из нескольких тысяч отдельных элементов), которые позволяют получать полное пирамидальное 3D-изображение в режиме реального времени. Впоследствии (в режиме off-line) обработка этого изображения позволяет получить любые срезы, подобно другим томографическим методикам, таким как МРТ или КТ (рис. 4.10).
визуализировать данные после завершения исследования. В данном примере базальное (красный четырехугольник) и верхушечное (желтый четырехугольник) сечения ЛЖ по короткой оси, а также верхушечное продольное сечение реконструированы из одного и того же 3D-изображения, полученного из верхушечной позиции. Б - слева представлено четырехкамерно-подобное сечение 3D-изображения; обратите внимание на складчатость эндокарда ЛЖ в "глубине" изображения (маленькая стрелка), которое не видно на 2D- изображении. Справа - пример извлечения сечения ЛЖ по короткой оси, полученного из 3D- набора данных. Стрелка указывает на переднюю створку МК, которая открыта на верхнем изображении и закрыта на нижнем.
Помимо отображения морфологии структур сердца, ЭхоКГ дает информацию об их движении и производных параметрах. Допплеровское исследование скорости кровотока дает чрезвычайно важную информацию о клапанных и врожденных пороках, наполнении ЛЖ. В основе допплеровских измерений лежит расчет скорости движения объекта по изменению частоты отраженного сигнала. Этот расчет проводят с использованием быстрого преобразования Фурье, применяемого к данным об изменении отраженного ультразвукового сигнала (более подробно см. [1]). Обычно допплеровский сдвиг частот находится в пределах воспринимаемого человеческим ухом диапазона и может быть воспроизведен эхокардиографом в виде звука. Следует помнить, что все допплеровские измерения зависят от угла сканирования, так что правильное определение скорости возможно только при параллельном направлении ультразвукового пучка и движения объекта. В том случае, если ультразвуковой пучок проходит под углом или ортогонально по отношению к направлению движения объекта, измеренные скорости будут меньше истинных на величину косинуса угла между ними. Для определения и отображения скорости кровотока используют три допплеровских режима (рис. 4.11).

Рис. 4.11. Допплеровские режимы. А - спектральный допплеровский анализ частотного сдвига эхо-сигнала в месте расположения контрольного объема (импульсный допплеровский режим) или на протяжении всего ультразвукового пучка (постоянноволновой допплеровский режим) с применением быстрого преобразования Фурье. Полученный спектр допплеровского сдвига кодируется в оттенках серого (слева). Если эти спектры, представляющие только одну точку во времени, расположить друг за другом, можно получить спектральную кривую (справа). Б - цветная допплерография использует автокорреляционный метод оценки скоростей в большом количестве контрольных объемов в режиме реального времени. Средний допплеровский сдвиг рассчитывается по 5-7 автокорреляционным замерам в каждом кадре и контрольном объеме, затем кодируется в красном и синем цветах и накладывается на 2D-изображение в серой цветовой шкале. Высокая вариабельность при оценке скоростей расценивается как турбулентность потока и кодируется зеленым цветом.
Эту скорость называют скоростью, или пределом Никвиста. Превышение этой скорости приводит к неправильному ее измерению - так называемый "aliasmg''-эффект.

• Постоянноволновой допплеровский режим дает возможность определить любую величину скорости кровотока, однако он не позволяет точно установить место на протяжении ультразвукового пучка, в котором измеряется максимальная скорость. Таким образом, постоянноволновой и импульсный допплеровские режимы дополняют друг друга: первый дает возможность обнаружения очень высоких скоростей без уточнения их локализации; с помощью последнего, напротив, возможно установление локализации скоростей, но нельзя оценивать высокоскоростные потоки.
• Цветное допплеровское картирование - режим, при котором скорости кровотока кодируются различными цветами, а цветовая карта накладывается на 2D- или 3D-изображение. Обычно красным цветом кодируют скорости кровотока, направленного к датчику, синим - от датчика. Определение скоростей, которые затем кодируются определенным цветом, происходит путем множественных измерений в режиме, напоминающем импульсную допплерографию, с использованием метода упрощенного анализа, называемого автокорреляцией.
• Анализ скорости кровотока находит применение при решении следующих задач.
• Вычисление максимального и среднего градиента давления (Ap) в месте стеноза или отверстии регургитации, исходя из скорости (v) с помощью упрощенного уравнения Бернулли:

Ар=4ху2,
и расчет площади стенозированного отверстия или отверстия регургитации на основе уравнения непрерывности потока. Несмотря на ряд ограничений указанных выше расчетов, они позволяют оценивать выраженность клапанных стенозов, определять по трикуспидальной регургитации систолическое давление в ПЖ, (полу)количественным методом оценивать тяжесть регургитации и др.

• Визуализация струи регургитации и патологического шунтирования крови с использованием цветного допплеровского режима.
• Оценка наполнения ЛЖ и качественная оценка давления наполнения.

Допплеровский анализ высокоамплитудных низкоскоростных ультразвуковых импульсов от тканей сердца носит название тканевой допплерографии. Ее применяют главным образом для оценки функций миокарда (рис. 4.12). Измерение продольных (от верхушки к основанию) скоростей базальных сегментов ЛЖ дает информацию о его общей систолической и диастолической функции. Кроме того, по пространственному градиенту скоростей можно рассчитать скорость региональной деформации ("strain rate"), измеряемую в с-1, или герцах, а интегрирование скорости деформации по времени позволяет вычислять собственно деформацию ("strain"), измеряемую в процентах. Деформация представляет собой укорочение и удлинение миокарда в продольном направлении в верхушечных сечениях, а также утолщение или истончение по короткой оси в парастернальных сечениях. Преимущество оценки деформации - ее истинно локальный характер, в то время как на скорость движения миокарда всегда оказывает влияние движение соседних сегментов ("tethering" или "привязывание") и всего сердца в целом (более подробно см. разделы "Стресс-эхокардиография" и "Функции левого желудочка"). Недавно появилась возможность оценки деформации с помощью методики отслеживания дифракционных пятен, которая не является допплеровской и, следовательно, не зависит от угла сканирования. Этот метод позволяет измерять региональные тканевые скорости, деформацию и скорость деформации в любых направлениях. Тканевые скорости, деформация и скорость деформации могут быть представлены на экране в 2D-цветном режиме и в графическом виде (изменение скорости во времени).