Как измерить скорость сосудистой волны
Как измерить скорость сосудистой волны
Для регистрации пульсовых колебаний применяют оптические сфигмографы, механически воспринимающие и оптически записывающие колебания сосудистой стенки. К таким приборам относится мсханокардиограф с записью кривой на специальной фотобумаге Фоторегистрация дает неискаженные колебания, однако она трудоемка и требует применения дорогостоящих фотоматериалов.
Большое распространение получили электросфигмографы, при которых применяются пьезокристаллы, конденсаторы, фотоэлементы, угольные датчики, тензометры и другие устройства. Для записи колебаний пользуются электрокардиографом с чернильно-перьевой, струйной или тепловой регистрацией колебаний. Сфигмограмма имеет разный рисунок в зависимости от применяемых датчиков, что затрудняет их сравнение и расшифровку. Более информативным является полиграфическая одновременная запись пульсации сонных, лучевых и других артерий, а также ЭКГ, баллистограммы и других функциональных изменений сердечно-сосудистой деятельности.
Скорость распространения пульсовой волны (СРПВ). Для определения тонуса сосудов, эластичности стенок сосудов определяют скорость распространения пульсовой волны. Увеличение ригидности сосудов ведет к увеличению СРПВ. Для этой цели определяют разницу во времени появления пульсовых волн, так называемое запаздывание.
Проводят одновременную запись сфигмограмм, располагая два датчика над поверхностными сосудами, расположенными проксимально (над аортой) и дистально по отношению к сердцу (на сонной, бедренной, лучевой, поверхностной височной, лобной, глазничной и других артериях). Определив время запаздывания и длину между двумя исследуемыми точками, определяют СРПВ (V) по формуле: v=S/T,
где S — длина исследуемого сосуда (в см),
Т — время запаздывания (в мс).
Другой более удобный и распространенный метод исследования заключается в одновременной записи на двух каналах осциллографа ЭКГ и сфигмограммы. По интервалу времени между зубцом R ЭКГ и началом пульсовой волны определяют «3».
При этом измеряют расстояние на участке аорта — пульсирующая точка на периферическом сосуде и ведут расчет СРПВ или же ограничиваются определением «3» в долях секунды, исходя из того, что точное определение длины извилистых сосудов практически невозможно.
Для суждения о гемодинамике большого мозга Э. Б. Голланд (1973) и другие авторы записывают ЭКГ и сфигмограмму, располагая датчики пульса на поверхностной височной, лобной, глазничной артериях. По величине «3» сфигмограммы поверхностной височной артерии определяют состояние сосудов наружной сонной артерии, при сфигмографии глазничной или лобной артерии — сосудов внутренней сонной артерии.
Для выяснения суммарной пульсации позвоночных артерий датчики располагают над остистыми отростками С4, С5, С6, С7 позвонков. На кривых, приводимых в работе Э. Б. Голланд (1973), рисунок волн позвоночной артерии не имеет четких опознавательных точек, и поэтому суждение о величине «3» является в какой-то степени произвольным.
Здесь было бы необходимо записать дифференциальную кривую, которая дает более информативные данные для анализа графических показателей.
Среднее значение величины «3» у здоровых людей, по Э. Б. Голланд (1973), на участке аорта — поверхностная височная артерия равно 105 мс, аорта — лобная ветвь — 118 мс, аорта — позвоночная артерия (С6) — 97 мс.
Коэффициент асимметрии при двусторонней регистрации в норме колеблется от 18 до 21%, показывая как регионарные особенности вазомоторных механизмов, так и наличие морфологических изменений сосудов.
При церебральном атеросклерозе величина 3 уменьшается, индивидуальная вариабельность становится большей, увеличивается асимметрия на различных участках сосудов. Сходные изменения отмечаются в склеротической стадии гипертонической болезни.
При инсульте увеличение показателя «3» более выражено на стороне очага поражения, где снижается тонус сосудов. Следует отметить, что закономерной зависимости величины «3» от уровня артериального давления не отмечается.
Допплеровские методы, основы
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.
В качестве разновидностей цветовой допплеровской эхографии используются следующие методы:
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:
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
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
f = f0(C – vnp)/C = f0 – F
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,
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
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:
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.
Сигналы и их спектры
Особенности допплеровских измерений спектра скоростей движения биологических структур довольно трудны для понимания. Вот почему в этом разделе даются некоторые начальные сведения о характеристиках сигналов, использующихся для допплеровских измерений. Эти сведения известны инженерам, участвующим в разработке, производстве и эксплуатации ультразвуковых приборов, но врачи — пользователи аппаратуры с этой информацией знакомы, как правило, недостаточно хорошо.
На рис. 23 (слева) представлены основные виды сигналов, используемых в ультразвуковых диагностических системах.
Рис. 23. Вид сигналов, используемых в ультразвуковой диагностике (слева), и соответствующих им амплитудно-частотных спектров (справа).
Сигналы и их спектры связаны между собой преобразованием Фурье,
а — В-режим,
б — CW-режим,
в — PW-режим — одиночный импульс,
г — PW-режим — пачка из N импульсов.
Эти сигналы излучаются датчиками, а получаемые в результате отражения в тканях эхо-сигналы принимаются теми же датчиками и далее усиливаются и преобразуются в системе. Каждый из сигналов может быть представлен в виде суммы синусоидальных (гармонических) колебаний с различными частотами, амплитудами и фазами. Такое представление называется спектром сигнала. Спектр характеризует распределение интенсивности сигнала по частотам, т.е. определяет, какие частотные составляющие представлены больше или меньше в сигнале. Спектр — очень важная характеристика сигнала и связана с временным видом сигнала взаимно-однозначной зависимостью. Если известен вид сигнала, то спектр сигнала может быть вычислен с помощью так называемого преобразования Фурье. И наоборот — зная амплитудно-фазовый спектр, можно определить вид сигнала на оси времени путем вычисления обратного преобразования Фурье. Естественно, принимаемые эхо-сигналы также характеризуются спектром, который может быть вычислен с помощью преобразования Фурье. В допплеровских ультразвуковых системах, предназначенных для оценки спектра скоростей кровотока, принятые эхо-сигналы подвергаются обработке в специальных процессорах, вычисляющих преобразование Фурье, т.е. оценивающих спектр эхо-сигналов. Для ускорения вычислений применяется специальный алгоритм — быстрое преобразование Фурье (БПФ, или FFT — fast fourier transform).
Если длительность пачки равна длительности сигнала в режиме CW, то ширина каждого пика спектра пачечного сигнала в этом случае равна ширине единственного пика спектра сигнала CW. Расстояние F между отдельными пиками на оси частот равно частоте повторения импульсов (PRF).
Уровень отдельных пиков различен и определяется огибающей (пунктирная линия на рис. 23.г), которая в точности повторяет форму спектра одиночного импульса пачки (рис. 23.в).
Измерение спектра частот допплеровского сдвига. Однозначность измерения
Рассмотрев вид сигналов и их спектров, мы можем теперь пояснить, как влияет вид сигнала (или его спектра) на качество измерения спектра частот допплеровского сдвига.
Вычисленный таким образом спектр частот допплеровского сдвига назовем истинным спектром, так как предполагается, что он измерен без всяких ошибок, которые всегда имеются в реальных условиях измерения.
На рис. 24.а дан пример спектра Gист(f) для прямого кровотока.
Рис. 24. Измерение спектра частот допплеровского сдвига в режиме CW.
а — истинный спектр,
б — спектр излучаемого непрерывного сигнала,
в — вид спектра частот, получаемого на выходе приемного тракта (измеряемый спектр) — форма спектра практически повторяет вид истинного спектра частот допплеровского сдвига.
В режиме CW спектр излучаемого сигнала, как уже говорилось, очень узкий (рис. 24.б), т.е. излучается практически одна частота f0. Поэтому спектр частот эхо-сигналов кровотока на выходе датчика очень близок к истинному спектру частот допплеровского сдвига Gист(f). Некоторые отличия могут быть связаны с тем, что приемно-передающий ультразвуковой луч датчика не бесконечно узкий, поэтому принимаются сигналы в некотором объеме сосуда, а не в одном сечении — что может приводить к расширению спектра по сравнению с истинным. Если это расширение незначительно и уровень эхо-сигналов достаточен, чтобы уверенно наблюдать их на фоне мешающих шумов и помех, то измеренный спектр частот допплеровского сдвига практически повторит по форме истинный спектр (рис. 24.в).
Попытка использовать для измерения спектра частот допплеровского сдвига одиночный короткий импульс обречена на неудачу, так как такому импульсу соответствует широкий спектр частот, существенно превышающий по ширине истинный спектр частот допплеровского сдвига (сравним рис. 25.а и 24.а). Спектр частот на выходе приемного тракта в основном повторяет форму спектра излучаемого сигнала (см. рис. 25.б).
Рис. 25. Измерение спектра частот допплеровского сдвига с помощью одиночного короткого импульса (истинный спектр показан на рис. 24а).
а — спектр излучаемого сигнала,
б — спектр частот на выходе приемного тракта — форма спектра почти повторяет форму спектра сигнала и не имеет ничего общего с истинным спектром кровотока.
Физический смысл результата понятен: каждой из частотных составляющих сигнала, а не только частоте f0, соответствует спектр частот допплеровского сдвига, и если просуммировать все эти спектры, то и получим широкий спектр частот, не имеющий почти ничего общего с оцениваемым истинным спектром.
Можно пояснить полученный результат с помощью простой образной аналогии — полагая, что мы желаем нарисовать известный нам истинный спектр частот допплеровского сдвига на рис. 24.а с помощью фломастеров различной толщины.
В случае непрерывноволнового допплера мы для этого имеем тонкий фломастер с шириной линии, равной ширине спектра непрерывного сигнала на рис. 24.б. Поэтому рисунок спектра на рис. 24.б очень похож на истинный спектр.
В случае одиночного импульса фломастер слишком толст (ширина его линии равна ширине спектра сигнала на рис. 25.а) для того, чтобы изобразить тонкий рисунок истинного спектра.
В режиме PW, когда излучается пачечный сигнал, спектр излученного сигнала имеет многопиковый характер и ширина каждого пика очень узкая. Если истинный спектр частот допплеровского сдвига имеет относительно малую ширину (рис. 26.а), так что ширина его не превышает частоты повторения импульсов F (рис. 26.б) — то измерение спектра частот допплеровского сдвига возможно. Измеренный спектр при этом также получается многопиковым (рис. 26.в), хотя соответствует истинному спектру только та часть полученного в результате спектра, которая ограничена определенным интервалом измерения, в пределах от (f0 – F/2) до (f0 + F/2), где F — частота повторения импульсов. На рис. 26.в правильно измеренный спектр показан сплошной линией, а ложные измерения — пунктиром.
Рис. 26. Измерение спектра частот допплеровского сдвига в режиме PW при малой ширине истинного спектра,
а — истинный спектр частот допплеровского сдвига с положительными и отрицательными составляющими,
б — спектр излучаемой пачки импульсов с малой частотой повторения F.
в — полученный спектр на выходе приемника — форма спектра оценивается однозначно в интервале измерения.
Опять поясним физический смысл полученного результата: в отличие от непрерывноволнового допплера, когда излучается практически одна частота f0, при импульсноволновом допплере излучаются, кроме нее, составляющие с частотами f0 + F, f0 – F, f0 + 2F, f0– 2F и т.д. Каждая из этих частот порождает свой спектр частот допплеровского сдвига в соответствии с вышеприведенными соотношениями.
Возвращаясь к аналогии с рисунком фломастером, можно сказать, что в режиме импульсно-волнового допплера мы имеем несколько тонких фломастеров, жестко связанных между собой (гребенку фломастеров). Рисуя центральным из них истинный спектр, мы вынужденно повторяем другими фломастерами ту же картину, но со сдвигом по оси частот вправо и влево.
Появление в этом случае ложных изображений спектра (aliasing-эффект), т.е. возможная неоднозначность измерения спектра частот допплеровского сдвига, является серьезным недостатком, присущим импульсноволновому допплеру.
Интервал однозначного измерения истинного спектра частот допплеровского сдвига ограничен диапазоном (–F/2, +F/2) относительно несущей частоты f0 излучаемого сигнала. Поэтому в режиме PW очень важен правильный выбор F — частоты повторения импульсов излучаемой пачки.
Действительно в примере, приведенном на рис. 26, при малой ширине измеряемого (истинного) спектра, в интервале измерения (–F/2, +F/2) спектр измеряется правильно. Если же ширина истинного спектра выходит за пределы интервала измерения, можно получить совершенно неправильную оценку истинного спектра. На рис. 27 изображен такой случай. Видно, что при ширине спектра, большей, чем частота повторения F, спектр на выходе приемника сильно искажен, так как на истинный спектр накладываются сдвинутые ложные картины того же спектра, т.е. опять имеет место aliasing-эффект. В результате определить истинный спектр невозможно. Это происходит вследствие малой частоты повторения F по сравнению с шириной оцениваемого спектра частот допплеровского сдвига.
Рис. 27. Измерение спектра частот допплеровского сдвига в режиме PW.
a — истинный спектр с большой шириной полосы,
б — спектр излучаемой пачки импульсов с малой частотой повторения F.
в — спектр на выходе приемника — имеет место искажение формы истинного спектра и неопределенность направления кровотока.
Рис. 28. Измерение спектра частот допплеровского сдвига в режиме FW (истинный спектр показан на рис. 27.а).
а — спектр излучаемой пачки импульсов со средней частотой повторения F.
б — спектр на выходе приемника — форма спектра не искажена, имеет место неопределенность направления кровотока.
Для того чтобы решить задачу однозначной оценки истинного спектра в этом случае, надо еще более увеличить частоту F, т.е. перейти к высокой частоте повторения импульсов (режим HPRF — high pulse repetition frequency). В этом случае возможно практически однозначное измерение истинного спектра частот допплеровского сдвига (рис. 29).
Рис. 29. Измерение спектра частот допплеровского сдвига в режиме PW (истинный спектр показан на рис. 24.а).
а — спектр излучаемой пачки импульсов с высокой частотой повторения F.
б — спектр на выходе приемника — форма спектра не искажена, в интервале измерения спектр и направление кровотока оцениваются однозначно.
Имея в виду, что Т = 1/F, можно переписать последнее неравенство F
Статья: Обзор современных методик ранней диагностики атеросклероза
По данным Всемирной организации здравоохранения смертность от сердечно-сосудистых заболеваний является самой распространённой в мире. Атеросклероз на сегодня является очень распространённым и неприятным заболеванием. Зачастую он развивается параллельно с ишемической болезнью сердца. Последствиями атеросклероза могут быть как инфаркты, так и инсульты, вследствие закупорки сосудов.
1. Толщина комплекса интима-медиа (КИМ)
Сосуд состоит из трёх оболочек и просвета:
Рис. Измерение комплекса интима-медиа вручную.
В современных ультразвуковых сканерах появилась функция автоматического измерения комплекса интима-медиа. Врачу необходимо только вывести проекцию сосуда и установить рамку на стенку сосуда. Прибор автоматически произведёт оконтуривание интимы, медии и вычислит максимальное, минимальное и среднее значения толщины КИМ.
Рис. Автоматическое измерение комплекса интима-медиа (УЗ-сканер ALOKA Alpha 7)
Как выглядит автоматическое измерение толщины комплекса интима-медиа Вы можете посмотреть на видеоролике ниже (снято на ультразвуковом сканере с функцией AutoIMT):
Технически автоматическое оконтуривание может проводиться разными способами. В большинстве случаев применяется анализ амплитуд в В-режиме разными математическими моделями (градиентный анализ, поиск граней, метод деформируемых моделей, метод Discrete Dynamic Contour). Расчёт идет сразу по сотням точек, что невозможно сделать вручную. В данном случае важен не столько метод, сколько то, что анализ проводится по тому же самому изображению, по которому проводится и ручной анализ.
Насколько точнее автоматическое измерение по сравнению с ручным? Медики провели стастистические исследования и обнаружился интересный факт: вариабильность (разброс) значений измеренных вручную больше, чем при автоматическом измерении, однако расчет среднего значения КИМ (Mean IMT) в обоих случаях даёт практически одинаковый результат.
Поэтому мы не говорим здесь о разрешающей способности и точности измерения, т.к. как мы отметили выше данные в обоих случаях используются из одного и того же изображения. Точность такого исследования не больше 0,01 мм (10 мкм). Исключением являются специальные технологии радиочастотного измерения, когда при автоматическом поиске контуров стенок сосуда используется не данные ультразвука, а данные, полученные на радиочастоте. Такие методики разработаны у компании ALOKA (Япония) и Esaote (Италия). Их точность достигает 1 мкм. Однако для статичного измерения КИМ преимущество данных методик не высокое. Оно оправдано при исследовании эластичности стенок сосуда, речь о котором пойдёт ниже.
Рис. Автоматическое измерение КИМ радиочастотным методом
на УЗ-сканере фирмы Esaote, точность 1 мкм (0,001 мм).
Тут стоит перейти к клиническому значению этих параметров. Среднее значение толщины интима-медиа может быть проанализировано с помощью таблиц, сформированных в ходе Мангеймского соглашения (Mannheim Carotid IMT Consensus 2004-2006). Данное соглашение между врачами показывает, как правильно измерять комплекс интима-медиа и интерпретировать полученные данные. Текст соглашения можно прочитать внизу статьи по ссылкам в списке литературы.
Среди прочего, в соглашении имеется таблица риска развития сердечно-сосудистых заболеваний. Данные получены в ходе массового сбора статистики при обследовании пациентов. Во многие ультразвуковые сканеры эта таблица встроенна в программу исследования сосудов. На изображении ниже приведена эта таблица из УЗ-сканера фирмы MEDISON.
Рис. Риск развития сердечно-сосудистых заболеваний согласно Мангеймскому консенсусу.
Максимальное значение КИМ (Max IMT) позволяет говорить о том, есть ли у пациента атеросклеротические бляшки или нет. Согласно тому же Мангеймскому соглашению бляшка есть, если Max IMT = 1.5 мм и более. Наличие атеросклеротических бляшек говорит о переходе атеросклероза на другую стадию.
Итоговая таблица по методам измерения толщины комплекса интима-медиа (IMT) приведена ниже:
| Оборудование | Точность измерения | Точность при расчёте среднего значения Mean IMT и максимального Max IMT | Вариабильность (разброс значений при измерении КИМ) | Скорость измрения | |
| Ручное измерение | Практически любой УЗИ сканер с высокочастотным линейным датчиком | 0,1 мм | статистически допустимая | высокая | низкая |
| Автоматическое измерение (B-режим) | Современный УЗИ сканер с опцией AutoIMT и высокочастотным линейным датчиком | 0,01 мм | статистически допустимая | низкая | высокая |
| Автоматическое измерение (радиочастотный метод) | УЗИ сканер Esaote с функцией RF-QIMT и специальным высокочастотным линейным датчиком | 0,001 мм | статистически допустимая | очень низкая | высокая |
Итак, при измерении толщины КИМ мы рекомендуем использовать метод автоматического измерения без использования радиочастоты. Этот метод наиболее доступен, экономит время врача при проведении исследования и автоматически подсчитывает все необходимые параметры для занесения в протокол.
2. Эластичность стенок сосуда и скорость распространения пульсовой волны (PWV)
Ниже показана форма артериальной пульсовой волны.
Исследуя её форму и количественные характеристики можно рассчитать ряд коэффициентов. Заметим, что получить форму пульсовой волны можно самыми разными способами, начиная от пальцевой плетизмографии, редкой реоэнцефалографии и заканчивая такими специфическими методами, как ультразвуковое допплеровское или радиочастотное отслеживание колебания стенок сосудов.
Из-за специфики каждого конкретного оборудования производители пытаются измерять различные индексы. Некоторые из них хорошо кореллируют друг с другом, другие плохо. Это приводит к большой путанице и невозможности собрать единую статистическую базу данных
Рассмотрим наиболее часто используемые индексы: