Доплеровские методы и их применение в медицине

Допплеровские методы, основы

Ультразвуковые допплеровские методы являются эффективным средством неинвазивного исследования характеристик движения тканей в организме человека и широко применяются в кардиологии и сосудистой диагностике. Рассматриваемые методы бурно развиваются, поэтому терминология в этой области еще не устоялась. Кроме того, конкуренция между фирмами-производителями приводит к тому, что близкие или по сути одинаковые технологии (методики) в разных фирменных руководствах, рекламных проспектах: и даже в научных публикациях имеют разные названия. Для русскоязычного читателя проблема усугубляется тем, что в этой области сформировался определенный англо-американский жаргон, который де-факто приобрел “права гражданства”. Например, вместо термина “допплеровская эхография”, или “допплерография”, обычно употребляется просто “допплер” (‘Doppler’). К сожалению, такой жаргон получил настолько широкое распространение, что сейчас не представляется возможным кардинально улучшить ситуацию. Поэтому и в предыдущих томах данного руководства мы были вынуждены, например, согласиться с использованием термина “энергетический допплер”; по этой же причине мы в дальнейшем будем пользоваться терминами “спектральный допплер” и т.п. При этом читатель, разумеется, должен отдавать себе отчет в том, что “допплер” это не ошибочное написание фамилии Допплер, а сокращенное, точнее жаргонное, обозначение термина “допплеровская эхография”.

Можно ввести следующую классификацию допплеровских методов в зависимости от способов получения и отображения информации.

• Метод оценки изменения во времени скорости кровотока в сечении сосуда или части сечения сердца, сосуда.
• Метод оценки ЧСС (частоты сердечных сокращений) с использованием допплеровского эффекта.
• Спектральная допплеровская эхография, или кратко — спектральный допплер (D-режим, или spectral Doppler) — оценка спектра скоростей кровотока в сердце и сосудах в процессе его изменения во времени.
• Методы цветовой допплер о в скоп эхографии, к которым прежде всего относится цветовое допплеровское картирование кровотока (режим CFM — color flow mapping) — двухмерное изображение биологических структур, в котором скорость движения отдельных элементов отображается с помощью цвета различных оттенков.

В качестве разновидностей цветовой допплеровской эхографии используются следующие методы:

• энергетический допплер (PD — power Doppler);
• допплеровская визуализация тканей (DTI — Doppler tissue imaging);
• конвергентный цветовой допплер (CCD — convergent color Doppler).

Приборы, оценивающие скорость кровотока, являются наиболее простыми из допплеровских приборов. В настоящее время они практически не применяются, а метод оценки скорости (средней или максимальной) используется как один из режимов в более совершенных приборах спектральной допплерографии.

Метод допплеровской оценки ЧСС в силу простоты и эффективности находит широкое применение при исследовании ЧСС плода в фетальных мониторах.

Чаще всего в настоящее время применяются методы спектрального допплера и цветового допплеровского картирования.

В ультразвуковых сканерах перечисленные методы, как правило, используются вместе с другими известными методами представления информации, такими как:

• В-режим — обычный метод двухмерной эхографии с серошкальным изображением, получаемым в процессе ультразвукового сканирования;
• М-режим — метод оценки движения биологических структур по изменению во времени одномерной ультразвуковой зхограммы (получаемой в одном луче без сканирования).

Ультразвуковые приборы, в которых используется только режим спектрального допплера и отсутствует В-режим, иногда называют приборами “слепого” допплера.

Ультразвуковые сканеры, в которых наряду с В-режимом применяется спектральный допплер (D-режим), называются дуплексными приборами. Режим отображения на экране сканера одновременно В- и D-эхограмм называется дуплексным режимом В+D.

Если в приборе одновременно применяются режимы В, CFM и D, то такой режим В+CFM+D называется триплексным.

Эффект Допплера

Основой допплеровских методов является эффект Допплера, который состоит в том, что частота колебаний звуковых волн, излучаемых источником (передатчиком) звука, и частота этих же звуковых волн, принимаемых некоторым приемником звука, отличаются если приемник и передатчик движутся друг относительно друга (сближаются или удаляются). Тот же эффект наблюдается, если в приемник поступают сигналы источника звука после отражения движущимся отражателем. Зтот последний случай имеет место при отражении ультразвуковых сигналов от движущихся биологических структур (например, клеточных элементов крови).

Поясним эффект Допплера на примерах, в которых для простоты будем считать, что источник звука излучает колебания одного тона (одной частоты).

Движущийся приемник звука

Источник звука неподвижен, приемник движется со скоростью vnp по отношению к источнику (рис. 1.а). Если бы приемник был неподвижен относительно источника, на него приходили бы колебания с частотой f0, равной частоте излучения (рис. 1.б). На рис. 1а эти колебания условно изображены в виде дуг окружности увеличивающегося радиуса. Эти дуги обозначают положения пиков волн в пространстве в фиксированный момент времени. Расстояния между соседними дугами равны длине звуковой волны ?0. Пики волн движутся по направлению к приемнику со скоростью звука С.

Рис. 1. Эффект Допплера при движении приемника,

a — приемник 1 движется к источнику со скоростью vnp, приемник 2 движется от источника со скоростью vпр.

б — колебания, излучаемые источником с частотой f0.

в — колебания в приемнике 1— частота f0+F.

г — колебания в приемнике 2 — частота f0–F.

При движении приемника по направлению к источнику со скоростью vпр (приемник 1 на рис. 1.а) взаимная скорость сближения пиков волн и приемника увеличивается по сравнению со скоростью звука и становится равной С + vпр. Очевидно, что и частота колебаний на входе приемника увеличивается пропорционально росту скорости и становится равной: f = f0(C + vnp)/C=f0 + F

На рис. 1.в показан вид колебания с этой частотой, большей частоты источника на величину дополнительного сдвига частоты

При движении приемника по направлению от источника со скоростью (–vnp) (приемник 2 на рис. 1.а) скорость пиков волн относительно приемника уменьшается по сравнению со скоростью звука и становится равной С–vnp. Частота колебаний на входе приемника в этом случае равна

На рис. 1.г показан вид колебания с этой частотой, которая отличается от частоты источника на величину того же частотного сдвига, но с отрицательным знаком.

Движущийся источник звука

Рис. 2. Эффект Допплера при движении источника,

а — источник движется к приемнику со скоростью vист.

б — колебания источника – частота f0.

в — колебания в приемнике – частота f0+F

Используя известное соотношение ? = C/f, можно написать выражение для частоты колебаний на входе приемника, которая становится больше, чем частота источника:

На рис. 2.в показан вид колебания на входе приемника с частотой, большей, чем частота источника, на величину частотного сдвига

Если источник движется в противоположном направлении от приемника, тс частота на входе приемника уменьшается:

f = f0C/(C + vист) = f0 – F

где частота сдвига

Движущийся отражатель ультразвука

В медицинских ультразвуковых приборах источник и приемник сигналов объединены в датчике прибора, т.е. излучение и прием сигналов происходит в одном месте. При излучении ультразвука внутрь биологических структур ультразвук отражается и рассеивается на их неоднородностях. Эхо-сигналы, отражаемые в сторону датчика, принимаются находящимся в датчике ультразвуковым преобразователем, который является приемником эхо-сигналов. Если наблюдаемые биологические структуры неподвижны, эхо-сигналы от них не имеют частотного сдвига. В случае же движения биологических структур в эхо-сигналах появляется частотный сдвиг, изменяющий значение частоты эхо-сигнала по сравнению с частотой излучаемого ультразвукового сигнала.

На рис. 3 схематически изображены совмещенные источник и приемник ультразвука и отражатель, движущийся в сторону источника и приемника со скоростью v. Колебания, приходящие от источника на движущийся отражатель, имеют такой же вид, как и в первом рассмотренном нами случае “движущийся приемник звука”. Частота колебаний на отражателе

fотр = f0(C + v)/C

Рис. 3. Эффект Допплера при движении отражателя,

а — источник и приемник совмещены и неподвижны, отражатель движется к ним со скоростью v.

б — колебания источника с частотой f0.

в — колебания, приходящее на отражатель,

г — колебания в приемнике.

Отражая эти колебания в сторону приемника, отражатель выступает в роли источника, поэтому приходящие от него к приемнику колебания имеют частоту

аналогично тому, как это было во втором случае “движущийся источник звука”.

В результате частота эхо-сигналов на входе приемника определяется выражением

Очевидно, если отражатель движется в сторону, противоположную от источника и приемника, выражение для частоты на входе приемника изменяется:

Допплеровский сдвиг частоты. Допплеровский угол

В ультразвуковых диагностических приборах определяется не сама частота колебания, поступающего в приемник, а разность этой частоты f и частоты f0 — колебания, излучаемого источником. Эта разность называется допплеровским сдвигом частоты Fд. Для случая движения отражателя в сторону датчика его можно вычислить следующим образом:

Скорость движения биологических структур (например, кровотока) не превышает, как правило, нескольких метров в секунду. Скорость звука С в мягких биологических тканях в среднем равна 1540 м/с. Поэтому можно принять, что v < С, т.е. скорость движения структур существенно меньше скорости звука. Тогда выражение для допплеровского сдвига Fд имеет вид

Когда отражатель движется к датчику, допплеровский сдвиг положителен. Если отражатель движется в противоположную от датчика сторону со скоростью (–v), то допплеровский сдвиг отрицателен.

В вышерассмотренных примерах предполагалось, что отражатель движется вдоль направления на датчик (по оси датчика, а точнее, вдоль оси ультразвукового луча). В общем случае движение отражающих структур может происходить в произвольном направлении, т.е. вектор скорости движения может быть направлен под некоторым углом ? относительно направления на датчик (рис. 4). Допплеровский сдвиг частоты определяется проекцией скорости v на линию, соединяющую отражатель с датчиком, т.е. величиной v·cos?. Следовательно, выражение для допплеровского сдвига частоты должно иметь вид

Рис. 4. Учет допплеровского угла а между направлением движения отражателя и направлением на источник-приемник.

Это основное соотношение, позволяющее по измеренному в приборе допплеровскому сдвигу частоты Fд оценивать скорость движения v.

Действительно, частота f0 колебаний, излучаемых датчиком, известна. Скорость звука в большинстве мягких тканей изменяется в пределах ±5% относительно среднего значения С = 1540 м/с, поэтому в расчетах может быть принято это значение. Величина угла ?, вообще говоря, неизвестна, но во многих случаях может быть оценена. Например, с помощью обычного ультразвукового сканирования можно определить по В-эхограмме ориентацию сосуда и, следовательно, угол ?, между направлением кровотока и направлением на допплеровский датчик. Угол ? обычно называют допплеровским углом.

Иногда врачу не требуется точно определять скорость v и достаточно оценивать по допплеровскому сдвигу частоты проекцию скорости v·cos? и изменение ее во времени. При этом врач может грубо оценить угол а, используя зависимость величины допплеровского сдвига частоты Fд от угла ?.

Проиллюстрируем сказанное с помощью рис. 5, на котором показаны различные случаи ориентации оси допплеровского датчика относительно оси кровеносного сосуда. На рис. 5.а дан случай, когда оси датчика и сосуда перпендикулярны друг другу: угол ? = 90° и cos? = 0. В этом случае допплеровский сдвиг Рд = 0, и оценить скорость кровотока невозможно. Однако достаточно наклонить ось датчика относительно сосуда так, чтобы угол ? между ними отличался от 90°, и сразу появляется возможность оценки скорости кровотока, так как Fд = 0.

Рис. 5. Зависимость допплеровского сдвига частоты Fд от угла ? между осью ультразвукового датчика и направлением кровотока.

При малых отклонениях от положения ? = 90° величина проекции скорости v·cos? мала и, следовательно, относительно мала величина допплеровского сдвига Fд. При этом точность оценки скорости кровотока также мала. Для увеличения точности полезно ориентировать датчик так, чтобы уменьшить угол ?. Однако при этом следует иметь в виду чрезвычайно важное обстоятельство — при уменьшении угла ? менее 25° или увеличении угла более 155° (так называемые критические углы) ультразвук может не проходить через границу между стенкой сосуда и кровью, а полностью отражаться от этой границы. Этот эффект необходимо учитывать при наблюдении кровотока в сосудах.

Мы рассматривали и иллюстрировали примерами оценку скорости кровотока в предположении постоянства скорости движения отражателей. На самом деле скорость движения биологических структур меняется во времени. Так, скорость кровотока в артериях периодически меняется в соответствии с циклами сердечных сокращений. Поэтому и частота допплеровского сдвига также меняется во времени. Это означает, что если мы хотим исследовать характер изменения скорости кровотока во времени, необходимо достаточно часто проводить измерения допплеровского сдвига. Например, если ЧСС составляет 150 в минуту, то период (цикл) работы сердца составляет Тс = 0,4 с. Для того чтобы отследить все изменения скорости кровотока в различных фазах сердечного цикла (систолической и диастолической), надо в течение периода Тс иметь по крайней мере 10 измерений через равные промежутки времени. Это значит, что измерения надо проводить с интервалом не более Тс /10, или 0,04 с, т.е. с частотой повторения не менее 25 с–1. В этом случае выполняется требование измерения в реальном времени.

Частота излучаемого сигнала

Из выражения для допплеровского сдвига частоты (8) видно, что при неизменной скорости кровотока Допплеровский сдвиг пропорционален частоте излучаемого датчиком сигнала: чем больше эта частота, тем больше сдвиг. По этой причине целесообразно выбирать как можно большую величину частоты сигнала, так как при этом увеличивается точность измерения допплеровского сдвига Рд и, следовательно, точность оценки скорости v в каждый момент времени.

Стремление увеличить частоту излучения, к сожалению, в существенной мере сдерживается физическими ограничениями, связанными с затуханием ультразвуковых колебаний в биологических тканях. Как известно, эти затухания имеют частотно­зависимый характер, т.е. с увеличением частоты повышается степень затухания и, следовательно, уменьшается максимальная глубина, на которой еще можно получить эхо-сигнал приемлемого уровня, достаточного для измерения допплеровского сдвига частоты.

Уровень эхо-сигналов, отраженных форменными элементами крови, прежде всего эритроцитами, в среднем ниже, чем уровень эхо-сигналов, отраженных неоднородностями мягких тканей, что обусловлено очень малым размером эритроцитов. Поэтому для получения необходимого уровня эхо-сигналов в заданном диапазоне глубин в допплеровских режимах применяются несколько более низкие частоты, чем в В-режиме.

В чисто допплеровских режимах (без одновременного получения В-изображения) используются, как правило, датчики со следующими частотами:

• 2 МГц — для исследования сосудов мозга (транскраниального исследования);
• 3 МГц — для исследования плацентарного кровотока;
• 4 или 5 МГц — для исследования относительно крупных и глубоко расположенных сосудов;
• 8 или 10 МГц — для исследования мелких, неглубоко расположенных периферических сосудов.

В так называемых дуплексных датчиках, используемых для получения одновременно двухмерного В-изображения и допплеровских измерений, частота для допплеровских измерений ниже, чем частота для В-режима. Например, датчик с частотой 3,5 МГц в В-режиме в допплеровском режиме излучает частоту 3 МГц, в датчике с частотой 5 МГц (в В-режиме) в допплеровском режиме применяется частота 4 МГц.

Вернемся опять к формуле (8) для допплеровского сдвига частоты, исключив из нее для простоты зависимость от угла ? (7):

Если подставить в нее значение скорости v = 2 м/с, то для частоты излучения f0 = 8 МГц можно получить (имея в виду, что С ? 1540 м/с) сдвиг частоты Рд = 16 кГц. Для других, меньших значений скорости Допплеровский сдвиг частоты будет соответственно меньше. Полученный результат интересен тем, что имеет важное практическое значение. Вспомним, что диапазон частот, слышимых человеческим ухом, составляет от 20 Гц до 20 кГц. Поэтому с помощью специальных усилителей и акустических систем Допплеровский сдвиг частоты можно сделать слышимым, что делается практически во всех современных приборах с допплеровскими режимами работы. Возможность слышать допплеровские частоты помимо их наблюдения на экране прибора является очень полезной функцией, так как человеческое ухо — чувствительный и тонкий анализатор частот.

Понятие о спектре скоростей кровотока

Ранее мы предполагали, что наблюдаются отражатели, у которых скорость движения в данный момент времени одна и та же. На самом деле различные движущиеся отражатели имеют, как правило, различную скорость. Рассмотрим в качестве примера сечение сосуда (рис. 6). Скорость кровотока в центре сосуда максимальна и снижается по мере приближения к краям вследствие трения о стенки сосуда. В нормальном сосуде небольшого диаметра огибающая скоростей (кривая на рис. 6) имеет форму, близкую к параболе.

Рис. 6. Параболическое распределение скоростей кровотока в сечении сосуда.

Распределение скоростей на рис. 6 соответствует определенному моменту времени, в зависимости от времени величины скоростей будут меняться, хотя характер изменения скорости в сечении сосуда будет примерно тем же. В систолической фазе скорости в артериях существенно выше, чем в диастолической фазе.

Можно изобразить на графике (рис. 7) распределение скоростей в определенный момент времени, откладывая по горизонтальной оси значение скоростей, а по вертикальной оси — уровни эхо-сигналов, соответствующие каждому значению скорости. Чем большее количество элементов крови движется с определенной скоростью, тем больше уровень суммарного эхо-сигнала для этого значения скорости. Приведенное распределение амплитуд эхо-сигналов для различных скоростей называется спектром скоростей. Естественно, вид спектра скоростей меняется в различных фазах сердечного цикла — в систолической фазе он смещен в сторону более высоких значений скоростей (рис. 7а), в диастолической фазе спектр скоростей смещается к более низким значениям скоростей (рис. 7б).

Рис. 7. Спектр скоростей в сечении сосуда,

а — в систолической фазе, б — в диастолической фазе.

Следует сказать о том, что спектр скоростей кровотока отображается на экране ультразвукового прибора не в виде амплитудного распределения, как на рис. 7, а в виде вертикальной линии, яркость каждой точки которой пропорциональна амплитуде сигнала на соответствующей скорости. Об этом будет сказано ниже более подробно.

Скорости кровотока, а точнее проекции скоростей на ось ультразвукового луча, формируемого датчиком, однозначно связаны с частотами допплеровского сдвига Рд согласно вышеприведенным формулам. Поэтому спектру скоростей кровотока соответствует спектр частот допплеровского сдвига. На рис. 8 изображен вид такого спектра частот для систолической и диастолической фаз. Подробнее о спектре частот допплеровского сдвига будет сказано в следующих разделах.

Рис. 8. Спектр частот допплеровского сдвига для эхо-сигналов,

а — в систолической фазе, б — в диастолической фазе.

Форма спектра скоростей в существенной мере зависит от характера кровотока в сосуде. На рис. 7 изображен вид спектра скоростей для нормального сосуда относительно небольшого диаметра с параболическим профилем скоростей в сечении. В сосуде большого диаметра, например в аорте, профиль скоростей отличается от параболического — в средней части сосуда большое количество эритроцитов движется с одинаковой скоростью (рис. 9.а). В этом случае спектр скоростей более узкий, чем в предыдущем случае.

Рис. 9. Спектр скоростей в сосудах,

а — уменьшение ширины спектра в широком сосуде,

б — увеличение максимальной скорости и расширение спектра в зоне стеноза,

в — значительное расширение спектра и появление составляющих с обратной скоростью в зоне сильного стеноза.

Наличие стеноза в сосуде (рис. 9.б) приводит к увеличению максимальной скорости в центре сосуда (в систолической фазе). Кроме того, вследствие увеличения трения на границах сосуда в зоне стеноза увеличивается количество элементов крови, скорость которых замедляется. По этим причинам спектр скоростей в зоне стеноза более широкий, чем в нормальном сосуде.

В зоне сильного стеноза (рис. 9.в) максимальная скорость кровотока в систолической фазе еще больше увеличивается по сравнению с сосудом в норме. Количество составляющих с малыми скоростями также увеличивается, что приводит к дальнейшему расширению спектра. Кроме того, в области непосредственно после сужения сосуда, когда сосуд опять начинает расширяться, возникают завихрения кровотока, т.е. нарушение равномерности (ламинарности) кровотока: кровоток из ламинарного становится турбулентным. В спектре скоростей при этом могут появляться составляющие с противоположной (в данном случае отрицательной) скоростью.

Приведенные примеры показывают, что возможность получения информации о форме спектра скоростей кровотока в различных сечениях сосуда является исключительно полезной для диагностики сосудистых заболеваний. Очевидно, более полную информацию о состоянии сосудов может дать анализ изменения спектра скоростей во времени в различных фазах сердечного цикла.

На спектр скоростей кровотока влияют не только аномалии сосуда, но и геометрия сосуда и физические особенности процесса получения информации о кровотоке. Так, в зоне бифуркации обязательно имеет место расширение спектра скоростей и возможно появление составляющих с обратной скоростью вследствие нарушения ламинарного течения крови в месте разветвления сосуда.

В зоне изгиба сосуда наблюдаемый спектр скоростей расширяется, что в основном обусловлено изменением направления скоростей в месте изгиба и, следовательно, наличием составляющих скорости, направленных относительно оси датчика под разными углами.

Наблюдаемый спектр скоростей может расширяться вследствие того, что в пределах ширины ультразвукового луча находится участок сосуда, на протяжении которого условия оценки скорости кровотока меняются (рис. 10). Вблизи левой границы луча угол ? между вектором скорости v и направлением на датчик отличается от угла ? вблизи правой границы луча. Поэтому допплеровский сдвиг частоты, пропорциональный проекции скорости v·cos?, в левой и правой точках наблюдаемого участка сосуда также будет различным. В результате это воспринимается как расширение спектра скоростей.

Рис. 10. Изменение величины проекции скорости в пределах ширины УЗ-луча.

На процесс получения данных о скоростях кровотока в области малых скоростей оказывает заметное влияние пульсация стенок сердца и стенок сосудов, возникающая в процессе смены систолической и диастолической фаз сердечного цикла. Движения стенок сосудов в процессе их периодического расширения и сужения дают дополнительные составляющие в спектр скоростей кровотока, и приходится принимать специальные меры для исключения этих составляющих, например выполнить фильтрацию соответствующих им частот допплеровского сдвига.

Напомним, что спектр скоростей кровотока может быть определен путем измерения спектра частот допплеровского сдвига у эхо-сигналов, отраженных элементами крови, в силу того, что оба спектра однозначно связаны между собой.

Рассмотрим более подробно методы спектральной допплеровской эхографии и способы реализации измерения допплеровского сдвига частоты и оценки спектра скоростей кровотока.

Непрерывноволновой допплер

Непрерывноволновой допплер (continuous wave Doppler — CW-Doppler) был первым и (на ранней стадии развития ультразвуковых допплеровских систем) единственным использовавшимся методом допплеровской эхографии. В режиме CW излучаются и принимаются синусоидальные сигналы большой длительности, которые поэтому называются непрерывными. На самом деле длительность эхо-сигналов, обрабатываемых в системе, ограничена во времени, что связано, в частности, с необходимостью измерения допплеровского сдвига частоты на конечных интервалах, не превышающих 5?10 мс. В противном случае невозможно оценивать изменение спектра скоростей кровотока во времени на различных фазах сердечного цикла, т.е. не реализуется принцип измерения “в реальном времени”.

Для режима CW используются специальные датчики, в которых излучение и прием обеспечивается отдельными ультразвуковыми преобразователями. На рис. 11а изображен двухэлементный CW-датчик так называемого карандашного типа (pencil probe). Излучатель и приемник датчика имеют вид пьезокерамических полудисков, акустически и электрически отделенных друг от друга. Излучатель формирует передающий луч, приемный преобразователь воспринимает приемный луч. Оси лучей ориентированы таким образом, чтобы они пересекались на некоторой глубине, в районе которой датчик должен исследовать сосуды.

Рис. 12. Непрерывноволновой допплер. Схема и основные устройства систем излучения и обработки сигналов.

Область пересечения передающего и приемного лучей, в которой анализируется допплеровский спектр эхо-сигналов, называется контрольным объемом (sample volume).

Датчики карандашного типа используются в допплеровских приборах, в которых отсутствует В-режим, а также могут применяться как дополнительные датчики в ультразвуковых сканерах, в которых В-режим является основным.

Основной вклад в суммарный сигнал, принимаемый датчиком, работающим в CW-режиме, вносят эхо-сигналы от статичных (неподвижных) неоднородностей. Частота этих эхо-сигналов равна частоте излучаемого сигнала f0.

Если приемно-передающий луч датчика пересекает сосуд (рис. 11), в суммарном сигнале появляются составляющие с допплеровскими сдвигами частоты, пропорциональными проекциям скоростей элементов крови на направление к датчику. Таким образом, помимо эхо-сигналов с частотой f0 в суммарном сигнале содержатся эхо-сигналы с частотами f = f0 + Рд.

С выхода датчика принятый ультразвуковой сигнал, преобразованный приемником датчика в электрический сигнал, подается в приемное устройство (рис. 12), в котором сигнал усиливается и преобразуется таким образом, что на выходе остаются составляющие эхо-сигнала на частоте допплеровского сдвига частоты, т.е. с частотами Рд = f – f0. Одновременно определяется знак сдвига частоты: при положительном сдвиге кровоток принято называть прямым кровотоком, при отрицательном — обратным кровотоком.

С выхода приемного устройства сигналы поступают на анализатор спектра частот, о котором подробнее будет сказано ниже, и на громкоговорители. Обычно применяются два громкоговорителя: на один из них подаются допплеровские сигналы прямого кровотока, на другой — сигналы обратного кровотока. Выше было показано, что частоты допплеровского сдвига в основном лежат в диапазоне слышимых звуковых частот, поэтому они могут восприниматься человеческим ухом, будучи воспроизведены громкоговорителями. Наличие двух громкоговорителей дает возможность одновременно слышать из разных точек сигналы прямого и обратного кровотока. Очевидно, что это не имеет никакого отношения к стереозвучанию в аудиосистемах. Отметим также, что слышимые звуки частот допплеровского сдвига не имеют ничего общего с механическими шумами в сердце и сосудах, которые могут прослушиваться или записываться при фонокардиографии.

Сигналы с допплеровским сдвигом частоты после обработки в спектральном анализаторе запоминаются в устройстве памяти и потом в виде спектра частот допплеровского сдвига отображаются на дисплее прибора (рис. 12).

Отображение спектра частот допплеровского сдвига (рис. 8) позволяет сделать видимой на экране совокупность колебаний с различными частотами, которые можно слышать через громкоговорители.

Рассмотрим более подробно, как выглядит спектр частот допплеровского сдвига и как его принято отображать на дисплее прибора.

На рис. 13 показаны излучаемый и принимаемый сигналы, а также частотные спектры излучаемого и принимаемого сигналов. Излучаемый сигнал (рис. 13а) представляет собой протяженную во времени синусоиду с частотой fn. Поэтому его спектр (рис. 13.б) имеет вид очень узкого пика, центр которого расположен на оси частот в точке f0. Такой вид спектра говорит о том, что в сигнале имеется только одна частотная составляющая.

Рис. 13. Вид сигналов CW на временной оси и соответствующей вид спектра частот этих сигналов,

а — излучаемый сигнал, б — спектр излучаемого сигнала,

в — принимаемый эхо-сигнал, г— спектр принимаемого эхо-сигнала.

На рис. 13.в изображен вид принимаемого эхо-сигнала, отраженного от движущихся элементов крови в сосуде. Если бы все элементы двигались с одной и той же скоростью, то эхо-сигнал имел бы вид синусоиды с частотой f, отличной от f0 (как на рис. 13.г). Вследствие того, что элементы крови движутся с разными скоростями, отраженный сигнал имеет сложный вид, так как это сумма синусоид с разной частотой и разной амплитудой. Рисунок 13.г иллюстрирует вид частотного спектра этого сигнала. Спектр сигнала, отраженного неподвижными структурами, на рис. 13.г показан пунктиром. Он аналогичен спектру излучаемого сигнала.

Частотный спектр эхо-сигналов от движущихся элементов, или допплеровский спектр, сдвинут относительно частоты f0 вправо, если допплеровские сдвиги Рд положительны (случай прямого кровотока), или влево — если допплеровские сдвиги частот отрицательны (случай обратного кровотока). При турбулентном кровотоке часть спектра находится справа от f0, а часть — слева.

На рис. 13.г показано, как выглядит спектр эхо-сигнала на входе приемного устройства. На выходе приемного устройства те же сигналы имеют частоту допплеровского сдвига частоты, т.е. вид спектра остается тем же, но начало координаты частот переносится в точку f0.

На рис. 14 даны примеры спектров допплеровских сдвигов частоты. Изображены спектр излучаемого сигнала (рис. 14а), спектр эхо-сигналов в случае движения отражателей с одной и той же скоростью, спектр эхо-сигналов в случае прямого кровотока в сосуде (элементы движутся с различными скоростями). На этом же рисунке показан вид спектров обратного и турбулентного кровотоков.

Рис. 14. Примеры спектров частот допплеровского сдвига,

а — спектр частот излучаемого непрерывного сигнала (с ним по форме совпадает спектр эхо-сигналов от неподвижных отражателей),

б — спектр частот эхо-сигналов от отражателей, двигающихся с одной и той же скоростью,

в — спектр частот эхо-сигналов прямого кровотока,

г — спектр частот эхо-сигналов обратного кровотока,

д — спектр частот эхо-сигналов при турбулентном кровотоке.

Приведенные примеры характеризуют спектр на определенном интервале времени, достаточно коротком, чтобы можно было считать его неизменным. Такой спектр частот называется мгновенным спектром.

Врача-диагноста интересует изменение вида мгновенного спектра во времени. На рис. 15 сделана попытка изобразить вид спектра частот допплеровского сдвига (или спектра скоростей) в различные моменты времени t1, t2 и т.д. с помощью трехмерного графика. В отличие от рис. 14 здесь присутствует ось времени t, так что можно анализировать изменение спектра в зависимости от фаз сердечного цикла.

Рис. 15. Изменение спектра частот допплеровского сдвига во времени.

Как уже говорилось, на экране допплеровского прибора изменение спектра во времени изображают по-другому — в виде двухмерного графика зависимости допплеровского сдвига частот от времени (рис. 16).

Рис. 16. Обычно используемое отображение меняющегося во времени спектра допплеровского сдвига в виде вертикальных полос с модуляцией яркости.

Уровень эхо-сигналов для различных частот при этом отображается в виде уровня яркости, соответствующей амплитуде эхо-сигналов. Как мы видим, используется такой же серошкальный (яркостный) метод, как и при построении акустических изображений в В-режиме. Чаще вместо значений частоты на оси допплеровских сдвигов частоты даются расчетные значения проекции скорости элементов кровотока. Тогда на дисплее отображается изменение во времени спектра скоростей кровотока (точнее, в данном случае, спектра проекций скоростей кровотока). Во многих случаях для диагностики абсолютные значения скорости не столь важны по сравнению с характером изменения во времени вида спектра скоростей.

В дуплексных ультразвуковых системах, где имеется возможность наблюдать двухмерное акустическое изображение, можно получить изображение сосуда, в сечении которого оценивается спектр частот допплеровского сдвига, и вычислить угол между осью сосуда и направлением на допплеровский датчик. Обычно эти вычисления производятся в приборе автоматически после выставления соответствующих маркерных линий по оси луча датчика и вдоль оси сосуда. Поэтому в таких приборах на временном графике спектра откладываются значения истинных скоростей кровотока.

Выше говорилось об отрицательном влиянии пульсаций стенок сердца и сосудов на наблюдаемый спектр скоростей кровотока. Это влияние проявляется в области малых скоростей кровотока (низких частот допплеровского сдвига). Для исключения из картины спектра составляющих, порождаемых пульсациями, применяются специальные фильтры пульсаций стенок сосудов (wall filter), которые не пропускают частоты допплеровского сдвига от нуля до некоторой максимальной частоты, равной, например, 80 или 120 Гц. Частота эта может изменяться в зависимости от того, какая частота датчика применяется, или в зависимости от типа наблюдаемого сосуда. При наблюдении кровотока в венах этот фильтр может вообще отключаться.

Когда фильтр включен, это хорошо видно на дисплее, так как в области малых скоростей (частот) возле линии нулевых скоростей имеют место темные полосы с обеих сторон (спектр не отображается).

Помимо пульсаций стенок сосудов дополнительное влияние на спектр частот эхо-сигналов оказывают физические причины. В силу очень малого размера отражающих элементов крови (эритроцитов) уровень отражаемых ими ультразвуковых сигналов тем больше, чем выше рабочая частота сигналов, излучаемых датчиком. Это приводит к некоторому смещению спектра частот эхо-сигналов (даже в отсутствие допплеровского сдвига) в сторону более высоких частот.

С другой стороны, вследствие частотно­зависимого характера затухания ультра­звуковых колебаний эхо-сигналы с большими частотами затухают сильнее, чем эхо-сигналы с малыми частотами. Это приводит к тому, что наблюдаемый спектр частот сдвигается в сторону несколько более низких значений скорости, тем больше, чем с большей глубины получены эхо-сигналы.

По временным спектральным характеристикам можно определить изменение во времени среднего значения скорости, а также максимального значения и изобразить их на дисплее (рис. 17).

Рис. 17. Средняя и максимальная скорости кровотока и изменение их во времени.

В заключение рассмотрения метода непрерывноволнового допплера укажем его основные достоинства:

• хорошая чувствительность;
• возможность получить количественные характеристики кровотока, имеющие большую диагностическую информативность;
• высокая точность оценки спектра частот допплеровского сдвига и спектра скоростей кровотока;
• однозначность измерения допплеровских сдвигов частоты и, следовательно, спектра скоростей кровотока во всем диапазоне их возможных изменений;
• относительная простота технической реализации.

Недостатками метода являются:

• получение суммарной информации во всем диапазоне глубин без возможности выделения отдельных участков вследствие отсутствия разрешающей способности по глубине (большой по глубине контрольный объем);
• зависимость точности оценки спектра скоростей, а иногда и самой возможности оценки спектра от угла ? между осью УЗ-луча и направлением кровотока (например — в случае ? = 0 и за пределами критических углов оценка спектра невозможна);
• сложность работы для врача ввиду необходимости манипулирования датчиком и его ориентацией для того, чтобы в ультразвуковой луч датчика попал только один наблюдаемый сосуд и был выбран нужный угол наблюдения.

Области применения метода непрерывноволнового допплера — исследование кровотока в периферических сосудах, анализ атриовентрикулярного и аортального кровотока.

Импульсноволновой допплер

Рисунок 18 поясняет сказанное, изображая эхо-сигналы, отраженные от различных акустических неоднородностей (неподвижных — или статических, и движущихся — или динамических: кровоток в сосудах), для двух типов сигналов — длинных и коротких. Если ультразвуковой датчик излучает длинные импульсные сигналы S1(t), то отраженные эхо-сигналы зачастую накладываются друг на друга в тех случаях, когда отражатели находятся близко друг от друга: например, в случае 1 для неподвижных отражателей и в случае 2 для подвижных отражателей.

Если отражатель находится далеко от других (случай 3), зхо-сигнал от него воспринимается отдельно (рис. 18, ось 1). Принято говорить, что в случаях 1 и 2 отсутствует разрешение отражателей по глубине, а в случае 3 отражатель разрешается.

Естественно, когда излучаемый сигнал непрерывный (CW), то он занимает весь диапазон глубин так же, как и порождаемые им эхо-сигналы, и разрешение отражателей по глубине невозможно.

Рис. 18. Влияние длительности излучаемых сигналов на разрешающую способность по глубине: при длинном сигнале S1(t) разрешение хуже (ось 1), чем при коротком сигнале S2(t) (ось 2).

Для того чтобы наблюдать только один сосуд, необходимо выделить определенный интервал во времени — строб, или ворота (gate, или sample gate), и анализировать эхо-сигналы, приходящие в стробе. Положение этого интервала на оси времени t однозначно определяется глубиной расположения сосуда.

Если сосуд имеет большой диаметр, с помощью короткого импульса можно анализировать отдельные участки по толщине сосуда, устанавливая строб, равный длительности импульса, последовательно вдоль сечения сосуда (рис. 19) и получать характеристики скоростей кровотока в профиле сосуда.

Рис. 19. При коротком сигнале возможно получение информации о скоростях кровотока на отдельных участках сечения крупного сосуда (в профиле сосуда).

Скорость измеряется отдельно на каждом участке в стробах 1, 2, 3 и 4.

Область, ограниченная шириной приемо-передающего УЗ-луча и длиной строба (рис. 18), характеризует контрольный объем в импульсноволновом допплере, т.е. ту область, в которой оценивается спектр скоростей кровотока. Длина и положение строба во времени (и следовательно, по глубине) однозначно связаны с размерами и положением контрольного объема. Поэтому зачастую вместо термина “строб” используется понятие “контрольный объем”. В начале исследования, например в тех случаях, когда ведется поиск сосуда, длина строба может выбираться в несколько раз больше длины импульса. При этом строб по глубине может иметь размер 5?10 мм. Соответственно и контрольный объем, т.е. область анализа зхо-сигналов, достаточно велик.

При исследовании скоростей в профиле сосуда или в локальной области сердца величина строба выбирается минимальной — почти равной или несколько большей, чем длина импульса излучения. В этом случае контрольный объем минимален (рис. 19), и, последовательно передвигая строб по глубине, можно анализировать спектр скоростей в каждом из малых объемов.

Приведенные примеры наглядно иллюстрируют тот факт, что для измерения допплеровских сдвигов частоты на отдельных интервалах по глубине целесообразно применять короткие импульсные сигналы. Это утверждение требует существенного уточнения. Дело в том, что при использовании коротких сигналов получается гораздо более низкая точность измерения допплеровского сдвига частоты, чем при длинных сигналах.

Зто объясняется, во-первых, тем, что короткие импульсы имеют соответственно более низкий уровень энергии, и, следовательно, всегда присутствующие шумы и помехи в большей степени затрудняют измерение сдвига частоты.

Во-вторых, снижение точности обусловлено тем, что с уменьшением длительности сигнала расширяется соответствующий ему спектр частот. При этом затрудняется измерение малых допплеровских сдвигов частоты, величина которых меньше ширины спектра частот сигнала. Более подробно это разъясняется в следующих разделах.

Поэтому для измерения допплеровских сдвигов частоты применяются не просто короткие импульсные сигналы, а периодические последовательности импульсов, или так называемые пачки импульсов. Использование пачки коротких импульсов позволяет устранить упомянутые недостатки, так как энергия пачки возрастает с увеличением количества импульсов, а спектр становится более узким. Таким образом, пачка импульсов позволяет сохранить основные достоинства длинного сигнала, позволяющего с достаточной точностью измерять допплеровский сдвиг частоты. С другой стороны, пачка коротких импульсов дает возможность обеспечить ту же разрешающую способность по глубине, что и один короткий импульс.

На рис. 20.а показан длинный синусоидальный сигнал, из которого формируется пачка импульсов (рис. 20.б) путем вырезания коротких сигналов длительностью ?и каждый, отстоящих друг от друга на интервал Т. Интервал Т называется периодом повторения импульсов. Обратная величина F = 1/T называется частотой повторения импульсов (pulse repetition frequency — PRF). Это очень важная характеристика импульсных допплеровских сигналов, о которой еще будет сказано ниже.

Рис. 20. Импульсноволновой допплер.

а — сигнал генератора с частотой f0.

б — сформированная пачка из N импульсов с периодом повторения Т.

в — пачка эхо-импульсов, отраженных от движущихся структур;

G, GT, G2T, С3T — стробы, в которых осуществляется прием эхо-сигналов с глубины L.

Схема и основные устройства подсистемы излучения и обработки сигналов в системе импульсноволнового допплера показаны на рис. 21.

Рис. 21. Импульсноволновой допплер. Схема и основные устройства системы излучения и обработки сигналов.

Пачка импульсов образуется из непрерывного сигнала генератора с частотой f0 при помощи формирователя пачки и подается на пьезопреобразователь датчика, в котором электрические сигналы трансформируются в механические колебания ультразвуковой частоты и излучаются в направлении, определяемом формой луча датчика. Этот же пьезопреобразователь служит и для приема отраженных эхо-сигналов. В этом принципиальное отличие датчиков для импульсноволнового допплера от датчиков для непрерывноволнового допплера, где для излучения и приема используются отдельные пьезопреобразователи.

Принятые датчиком акустические эхо-сигналы преобразуются им в электрические и поступают на приемное устройство (рис. 21). Эхо-сигнал от каждого отражающего элемента биологических структур также представляет собой пачку импульсов, сдвинутую (запаздывающую) по времени относительно излученной пачки на время ?t = 2L/C, где L — глубина отражателя относительно поверхности датчика (рис. 20.в). Когда элементарных отражателей много и они близко расположены друг относительно друга (что имеет место при обследовании биологических структур), эхо-сигналы от них образуют непрерывный шумо­подобный сигнал, в котором трудно выделить импульсные эхо-сигналы, соответствующие одному элементу. Для этого прием осуществляется в стробах, обозначенных на рис. 20.в буквами G, GT, G2T и т.д. Стробы устанавливаются со сдвигом во времени относительно каждого из излучаемых импульсов пачки на величину ?t = 2L/C, при этом временной интервал между соседними стробами равен Т.

Как уже было сказано, глубина L соответствует ожидаемому расположению обследуемого объекта, например сосуда или части его сечения. Формирование приемных стробов является функцией одного из устройств системы (рис. 21). После выделения эхо-сигнала его частота сравнивается с частотой f0 генератора, и если эхо-сигнал обязан своим происхождением движущимся структурам (кровотоку), то выделяются составляющие эхо-сигнала с частотами допплеровского сдвига Рд (положительными или отрицательными). Эхо-сигналы на частоте допплеровского сдвига поступают на два громкоговорителя: один для положительных, другой для отрицательных сдвигов частоты. Эти же эхо-сигналы подаются на анализатор спектра, вычисляющий спектр частот допплеровского сдвига GПР(Fд). Спектр запоминается в устройстве памяти и отображается на дисплее прибора (рис. 21) в виде картинки, аналогичной показанной на рис. 16.

Предположим теперь, что отражающая структура находится не на глубине L, a на глубине L1 = L + ТС/2, т.е. на временном расстоянии от начала оси времени, равном (?t + Т) (рис. 22).

Рис. 22. Неоднозначность определения глубины отражающих структур в системах импульсноволнового допплера.

а — пачка излучаемых импульсов, б — пачка принимаемых сигналов.

Это означает, что импульсы пачечного эхо-сигнала попадут в ворота GT, G2T и т.д. Система импульсноволнового допплера обнаружит эти импульсы и воспримет их также, как эхо-сигналы от структуры на глубине L, и будет измерять их спектр частот допплеровского сдвига. При этом система не в состоянии определить точно — на какой же действительно глубине L или L1 находится отражающая структура, т.е. имеет место неоднозначность измерения глубины. Происходит это в тех случаях, когда первый эхо-импульс приходит позже, чем датчиком излучается второй импульс пачки.

Если движущиеся отражающие структуры (например, сосуды) находятся одновременно на глубинах L и L1, то система будет измерять некий суммарный допплеровский спектр, т.е. давать заведомо неверный результат.

Кстати, это требование всегда выполняется в режиме В, где тоже в процессе сканирования периодически излучаются короткие импульсы, правда, в отличие от режима импульсноволнового допплера — в разных направлениях (лучах).

Стремление выполнить требование однозначного измерения глубины в системах импульсноволнового допплера приходит в противоречие с требованием однозначного определения допплеровского сдвига частоты. Об этом подробнее рассказывается ниже.