Спектральный метод характеризации биологических тканей тема диссертации и автореферата по ВАК РФ 01.04.06, кандидат технических наук Глотова, Татьяна Борисовна

• Глотова, Татьяна Борисовна
• кандидат технических наук
• 1998

Оглавление диссертации кандидат технических наук Глотова, Татьяна Борисовна

Введение

1. Акустические характеристики биологических тканей и методы их измерения

1.1. Удельные акустические импедансы биологических тканей

1.2. Скорости ультразвуковых волн в биологических тканях

1.3. Поглощение энергии упругих волн в биологических тканях

1.4. Рассеяние ультразвуковых волн в биологических тканях

1.5. Затухание ультразвуковых волн

1.6. Основные методы исследования акустических характеристик биологических тканей

2. Спектральный метод измерения удельного коэффициента поглощения ультразвука

2.1. Основные соотношения спектрального метода при распространении плоской волны в однородной биологической среде

2.2. Дифракционные эффекты и их влияние на измерение коэффициента поглощения спектральным методом

2.3. Влияние некогерентных помех

3. Экспериментальные исследования спектрального метода

3.1. Обоснование технических характеристик

3.2. Экспериментальный измерительный комплекс

3.3. Экспериментальные исследования дифракционных эффектов в спектральном методе

3.4. Физическое моделирование биологических тканей

3.5. Измерение коэффициента поглощения спектральным методом на тест-образцах

3.6. Измерение коэффициента поглощения на биологических тканях

Заключение

Литература

Публикации по теме диссертации

111

120

Введение диссертации (часть автореферата) на тему «Спектральный метод характеризации биологических тканей»

Введение.

Ультразвуковая техника - мощное и широкоразветвленное направление теоретической и экспериментальной физики, находящее трудно обозримое применение практически во всех направлениях науки и техники.

Универсальность применения ультразвуковых методов основана на трех его основных преимуществах перед электромагнитными волнами, также широко применяющимися для исследования и контроля.

1. Способность проникать на любые глубины в веществе любой природы, включая электропроводные материалы, непрозрачные для электромагнитных излучений.

2. Несравнимо более глубокая и разнообразная связь упругих волн с практически всеми термодинамическими, магнитными, оптическими, квантово-механическими и др. эффектами в веществе. Вместе со значительным разнообразием видов упругих волн это делает ультразвуковые волны несравнимо более информативными по отношению к электромагнитным излучениям.

3. В контрольно-измерительных применениях ультразвука используют исчезающе малые интенсивности поля, что исключает какое-либо воздействие на контролируемое вещество. Это отличие ультразвуковых волн от жестких

электромагнитных излучений (рентгена и у-излучений) позволяет расширить область их применения без лучевой нагрузки на пациента.

Актуальность работы. Последняя особенность явилась основой для широкого применения в медицинской диагностике ультразвуковых эхо-сканеров, так называемых приборов УЗИ, позволяющих получать видимые изображения внутренних структур биологических тканей. Эти приборы, работающие в режиме, аналогичном действию импульсных радиолокаторов с режимом В-сканирования, позволяют получать изображения внутренних неоднородностей биологических тканей, неразличимых при рентгеновских исследованиях, т.к. ультразвук более чувствителен к малейшим градиентам практически всех параметров вещества.

Вместе с тем, УЗИ решают далеко не все вопросы медицинской диагностики, т.к. они дают только выявление внутренних неоднородностей, не расшифровывая их дифференциальные свойства. Так, например, невозможно различить кисту от злокачественной опухоли, доброкачественные изменения в щитовидной железе от злокачественной опухоли, жировые и цирротические изменения в печени и т.д.

Целью диссертационной работы являлось исследование спектрального метода измерения удельного коэффициента поглощения ао, основанного на регистрации деформации спектров ультразвуковых сигналов, распространяющихся в среде, применительно к характеризации биологических тканей.

Научная новизна работы заключается в следующем:

1. Проведено исследование спектрального метода измерения удельного коэффициента поглощения осо применительно к характеризации биологических тканей.

2. Проведено исследование влияния дифракционных эффектов на точность метода; предложен алгоритм учета дифракционных эффектов в спектральной области.

3. Даны рекомендации по выбору оптимальных параметров зондирующих ультразвуковых сигналов, а также режимов работы с конкретными органами и тканями.

4. Проведены экспериментальные исследования на образцах щитовидной железы с целью установления значений удельного коэффициента поглощения ао, характерных для различных заболеваний этого органа.

Научные положения, выносимые на защиту.

1. Оптимальным параметром характеризующим состояние биологических тканей является смещение максимума спектральной плотности зондирующих ультразвуковых сигналов.

2. Отклонение формы зондирующих сигналов от оптимальной гауссовой огибающей практически не влияет на разрешающую способность метода; установлены оптимальные параметры этих сигналов, исходя из компромисса между разрешающей способностью и помехоустойчивостью.

3. Для минимизации дифракционных погрешностей в тканях со слабым и средним поглощением оптимальной является работа в области обобщенного расстояния £>1,5 и при волновых размерах преобразователей ка~50-100. В средах с сильным поглощением следует работать в области £>2,5 при ка~20 и при £>1,5 прика~50.

4. Экспериментально показана возможность диагностики патологий щитовидной железы с разрешением по удельному коэффициенту поглощения не ниже 10-20 % при изменении этого коэффициента в пределах норма - патология на порядок.

Реализация результатов работы. Результаты диссертационной работы используются в совместных медико-акустических исследованиях СПбГЭТУ, Педиатрической академии и Мариинской больницы г. С-Петербурга. Результаты диссертационной работы обсуждались на международных и всероссийских конференциях и конференциях профессорско-преподавательского состава СПбГЭТУ.

Публикации. По теме диссертационной работы опубликовано 6 печатных работ, в том числе: 2 статьи, 4 тезисов докладов.

Объем и структура работы. Диссертация состоит из введения, трех разделов, заключения, списка литературы, списка публикаций по теме диссертации. Основная часть работы изложена на 121 странице машинописного текста. Работа содержит 28 рисунков и 10 таблиц.

1. Акустические характеристики биологических тканей и методы их измерения.

Основными акустическими параметрами сред при их исследовании с помощью ультразвука являются удельный акустический импеданс, скорость распространения и затухание ультразвуковых волн. Данные об изменении скорости, акустического импеданса и затухания в объеме ткани используются для получения информации о ее структуре и физико-механических параметрах. Знание этих параметров, а также их зависимости от частоты, амплитуды, температуры, возраста пациента, той или иной патологии необходимо для анализа возможностей и наиболее эффективного использования существующей и разрабатываемой ультразвуковой диагностической аппаратуры.

1.1. Удельные акустические импедансы биологических тканей.

Распространяясь в упругих неоднородных средах, ультразвуковые волны претерпевают преломление при распространении, а также отражаются от границы раздела двух сред с различными акустическими импеденсами. Удельный акустический импеданс среды в общем случае является комплексной величиной и зависит от фазового сдвига между давлением ультразвуковой волны колебательной скоростью, который в свою очередь зависит от пространствен-

ных координат, характера ультразвукового поля и условий распространения. Волновое акустическое сопротивление Z=pQ, определяется только свойствами среды и равно удельному акустическому импедансу только в случае идеальной плоской волны. Значения рс для биологических тканей и жидкостей приведены в Таб. 1.1 [1,2].

Коэффициенты отражения II и прохождения Т по давлению для случая нормального падения плоской волны на бесконечную плоскую границу раздела двух сред с импедансами Ъ\шЪ-1-

Т = 2'22 (1.2).

г2+г1

В таб. 1.2 [ 1, 3 ] представлены абсолютные значения коэффициента отражения ультразвуковых волн на границах биологических сред.

1.2. Скорости ультразвуковых волн в биологических тканях

Анализ данных, представленных в таб. 1.3 [ 4-7 ] для мягких тканей (за исключением жировой), показывает, что более высокое значение скорости ультразвука в одной ткани по сравнению с другой коррелирует с более высоким содержанием в ней белков, в особенности структурного коллагена, и с более низким содержанием воды. С другой стороны, вариации ско

Скорость ультразвуковых волн и волновое акустическое сопротивление различных биологических тканей.

Ткань Скорость продольных ультразвуковых волн , м/с Волновое акустическое сопротивление рс, 106 Нс/м3

жировая ткань 1480 1,40

мозг 1540 1,60

кровь >1570 1,61

мягкие ткани

сердце 1570 1,66

почка 1560 1,68

селезенка 1570 1,69

печень 1550 1,70

мышца 1590 1,70

камни печени 1400-2200 1,3-2,4

глазной хрусталик 1620 1,80

кость черепа 3660-4080 6,20

амннотическая жид- 1500 1,50

кость

вода дистиллированная 1480 1,48

вода морская 1510 1,48

Коэффициент отражения ультразвуковых волн на границах биологических сред.

Граница сред И,

кровь-мозг 0,30

кровь-мышца 1,50

кровь-печень 2,70

кровь-жир 7,90

печень-камни печени 17,0

мышца-жир 10,0

мышца-кость 64,60

мозг-кость черепа 66,10

роговица-камерная влага 0,25

хрусталик-камерная влага 0,58

вода-мягкие ткани 2,9-6,6

вода-кость черепа 68,40

вода-мозг 3,20

воздух-мягкие ткани 99,9

воздух-кость черепа 99,9

воздух-жир 99,9

склера-стекловидное тело 0,58

рости в тканях одного и того же типа ( например в печени) мало зависят от содержания коллагена и, по-видимому, определяются в основном процентным содержанием воды. Аналогичные результаты были получены и для ткани мозга. В частности, различия скорости ультразвука в мозге взрослого человека и ребенка или плода вполне объясняется различиями в содержании воды в соответствующих тканях [ 5, 8 ]. В случае артериальной ткани скорость звука растет с содержанием коллагена и уменьшается при относительном увеличении холестерина.

Как видно из таб. 1.1 и таб. 1.3, скорость распространения продольных ультразвуковых волн в различных биологических тканях и органах различается незначительно (за исключением кости) и близка к скорости ультразвука в морской воде. В мягких тканях скорость продольных волн составляет в среднем 1540 м/с.

Скорость звука в мягких тканях слабо зависит от частоты. На рис. 1.1 [8] представлены экспериментально полученные зависимости, характеризующие дисперсию скорости ультразвука в растворе гемоглобина и мозге человека.

Костные ткани характеризуются сравнительно сильной дисперсией. Костные структуры могут обладать и сильной анизотропией. В частности, в зависимости от типа кости, направления распространения волны величина дисперсии скорости продольных волн может меняться в диапазоне

Скорость и поглощение ультразвуковых волн в зависимости от содержания воды, протеина и коллагена в тканях.

Ткань Поглощение Скорость Вода Протеин Коллаген

а0,1/смМГц с, м/с % % %

Амниотичес- 0,0008 1510 97 0,27

кая жидкость

Плазма 0,01 1571 90-95 7,0

Кровь 0,02 1571 74-83

Молоко 0,04 1490 87 3-4

Жир 0,04-0,09 1410-1480 10-19 5-7

Селезенка 0,06 1520-1590 76-80 17-18 0,5-1.2

Печень 0,07-0,13 1550-1610 68-78 20-21 0,1-1,3

Почка 0,09-0,13 1558-1570 76-83 15-17 0,5-1,5

Мозг 0,09-0,13 1510-1570 75-79 10 0,04-0,3

Мышца

поперек ПОДОКОН Вдоль 0,08-0,12 0,16 1590-1600 1580-1590 66-80 20-21 0,7-1,2

Сердце 0,25-0,38 1570 77-78 17 0,4-1,16

Хрусталик 0,10-0,20 1620 63-69 30-36

Хрящ 0,58 1670 23-34 49-63 10-20

с, м/с

0,5 1 2 3 5 10 /МГц

Рис. 1.1 Дисперсия скорости продольных ультразвуковых волн в растворе гемоглобина крови человека и мозге человека.

от 1 до 12% в частотном диапазоне 1-3 МГц. Для сравнения можно отметить, что дисперсия скорости в мозге в том же частотном диапазоне не превышает 0,2%. В мягких биологических тканях и жидкостях скорость ультразвуковых волн практически не зависит от направления их распространения [ 8 ].

1.3. Поглощение энергии упругих волн в биологических тканях.

Истинное поглощение ультразвуковых волн при их распространении связано с необратимым превращением энергии упругих волн в другие виды энергии и, в конечном результате - в тепло. Поэтому использование в качестве диагностического параметра истинного поглощения позволяет получать обширную информацию об очень большом числе параметров и взаимосвязей физических явлений в биологических тканях.

Классическое истинное поглощение, имеющее место в любых средах, обусловлено теплопроводностью и сдвиговой (стоксовской) вязкостью сред. При распространении звука в среде, обладающей сдвиговой и объемной вязкостью и теплопроводностью, коэффициент поглощения ультразвука для продольной волны равен:

СО2 Г

(1.5)

а кл о-,

2•р ■ с _3

\Су Сру

где г| и С, - коэффициенты сдвиговой и объемной вязкости соответственно, % -

коэффициент теплопроводности, Ср и Су - теплоемкости среды при постоянном давлении и объеме соответственно. Первый член в квадратных скобках характеризует вклады в поглощение, обусловленные тем, что молекулы среды перестраиваются в различные локальные структуры за конечное время, определяемое сдвиговой вязкостью. Член с теплопроводностью, который обычно пренебрежимо мал, описывает потери энергии за счет возникновения теплового потока от областей с высоким звуковым давлением к областям с низким давлением.

В большинстве экспериментов по изучению частотной зависимости поглощения установлена зависимость, близкая к линейной [9-11 ]. Так в [12] проводились исследования здоровой печени 8 пациентов и были получены следующие результаты, представленные в таб. 1.4. Данные [13] приводят сведения о частотной зависимости коэффициента поглощения для различных биологических тканей, представленные в таб. 1.5.

Это обусловлено тем, что превалирующими механизмами истинного поглощения в биологических тканях являются релаксационные процессы, феноменологически вводимые так называемой "объемной" вязкостью. Под "объемной" вязкостью понимают релаксационный процесс, связанный с отставанием процессов перестройки в среде с постоянной времени х от вызвавших их упругих объемных возмущений. Выражение для обусловленной релаксацией части коэффициента поглощения имеет вид:

Параметры степенной зависимости поглощения для печени 8 пациентов.

№ Возраст ао, дБ/смМГц т

1 23 0,44 1,21

2 29 0,51 0,97

3 41 0,38 1,14

4 25 0,58 0,81

5 29 0,47 0,91

6 26 0,45 0,97

7 22 0,57 0,83

8 24 0,58 0,96

среднее 27,3 0,497 0,96

Таблица 1.5

Степенная зависимость поглощения для биологических тканей.

Ткань Поглощение а(1)

Кровь

Мозг £

Мышца f

Жир f

Кость черепа £

& - г а3 ■ т

р 2-с0 1 л-(о-х

где х - время релаксации, со - скорость распространения звука при малых частотах (сох«1), сж - скорость ультразвука при высоких частотах (сох»1). Полный коэффициент поглощения

а=акл+Ор (1.7).

Поглощение ультразвуковой волны за счет действия любого из механизмов потерь феноменологически может быть описано с помощью комплексного волнового числа к=к(^а. В результате для плоской волны, распространяющейся в положительном направлении оси х, можно записать

5(*,0 = Яо<Га* (1.8)

где Бо - амплитуда, соответствующая х=0, а - коэффициент поглощения.

Коэффициент поглощения ультразвука в биологических тканях определяется на макромолекулярном уровне, в основном релаксационными процессами в белках и нуклеиновых кислотах тканей. В этом случае коэффициент поглощения ультразвука а будет

(1-9)

где Сй1 - концентрация ьго макромолекулярного компонента ткани, ос^ - удельное поглощение ультразвука для 1-го биополимера [ 9 ]. Величины о^ можно получить измерением коэффициента поглощения ультразвука в водных растворах

белков и нуклеиновых кислот. Для разных биополимеров величины с^ отличаются мало. В работе [ 14 ] показано, что поглощение ультразвука в крови в значительной степени определяется содержанием гемоглобина и пропорционально концентрации этого белка, независимо от того, находится ли он в составе эритроцита или просто в растворе. Структурный вклад в величину коэффициента поглощения ультразвука, обусловленный появлением новых релаксационных процессов при организации молекулярных компонентов ткани в тканевую структуру, невелик. Так, в работе [14 ] показано, что поглощение ультразвука в целой печени всего на 20% выше, чем в ее гомогенате. В этой же работе показано, что нагрев молекул протеина печени до 90° увеличивает поглощение на 30%. На поглощение ультразвука также оказывает влияние величина рН: при увеличении рН наблюдается его рост. В тканях типа сухожилий и хрящей возрастает содержание структурных белков (коллагена), и этот рост коррелирует с увеличением поглощения ультразвука. В паренхиматозных тканях, характеризующихся сравнительно малым содержанием коллагена, поглощение зависит от общего содержания глобулярных белков. Было установлено, что рост содержания коллагена, связанный с высокими уровнями поглощения ультразвука, свидетельствует о возможности патологии, например, в случае некоторых первичных опухолей молочной железы, а так же при инфаркте миокарда в период рубцевания.

В таблице 1.3 представлена зависимость удельного коэффициента поглощения ультразвука ао [дБ/смМГц], т.е. поглощение на единицу длины и едини-

цу частоты для биологических тканей от изменения в них воды, протеина и коллагена.

Существует определенная зависимость между величиной поглощения ультразвуковой энергии в тканях и тонкими структурными особенностями последних. Так, меньше поглощается ультразвуковая энергия в тканях, более богатых жирами или жироподобными веществами. Печень при жировом перерождении поглощает меньше акустической энергии, чем нормальная печень ( ао =0,52 дБ/смМГц [ 15 ] ). Цирротические изменения печени, наоборот, повышают коэффициент поглощения ( ао = 1,22 дБ/смМГц [ 15 ] ), так как при этом происходит локальное или общее увеличение коллагеновой волокнистой ткани. Так, нормальная печень человека содержит 5,5 ± 6 мг коллагена на 1 г свежей ткани, а при циррозе - 20 мг на 1 г свежей ткани [ 16,17 ]. Мозговая ткань, характеризующаяся наличием большого количества липидов, обладает меньшим коэффициентом поглощения чем другие ткани ( ао = 0,9 дБ/смМГц [ 18 ] ) Опухоли мозга ( эпендимобластма (ао = 1,07 дБ/смМГц [ 18 ]), глиобластома ( ао = 0,8 дБ/смМГц [ 18 ]), астроцитома ( а0 = 1,25 дБ/смМГц [ 18 ]) и метастазы ( ао =1,19 дБ/смМГц [ 18 ])) больше поглощают акустическую энергию, чем мозговая ткань. Опухоли мозга склонны к кистозному перерождению. Часто кисты образуются за счет расплавления некротизированных участков опухоли и содержат мутную белесоватую или желтоватую жидкость, богатую белком [ 19-21 ]. Тканевые структуры, обладающие сложной клеточной архитектоникой

( почки ( oto = 2,5 дБ/смМГц [ 18 ] )) , значительно больше поглощают ультра-

V» »_» V /

звуковой энергии, чем ткани с менее сложной клеточной организацией ( жировая ткань ( ао = 0,6 дБ/смМГц [ 18 ] ) , печень).

Коэффициент поглощения ультразвуковых волн уменьшается, если патологический процесс, локализованный в исследуемой ткани, сопровождается отеком этой ткани. Коэффициент поглощения, наоборот, увеличивается, если пораженная ткань инфильтрируется клеточными элементами или если в ней повышается содержание межклеточной субстанции.

В работе [ 13 ] исследовано поглощение ультразвуковых волн в миокарде собаки, связанное с областями истощения, подобными инфаркту миокарда. Все измерения проводились in vitro. Рис. 1.2 показывает спад поглощения ультразвука в нормальном миокарде собаки. Данные этого рисунка хорошо иллюстрируют значения поглощения в различных областях сердечной мышцы. На рис. 1.3 показаны значения поглощения ультразвука в нормальном миокарде собаки и в миокарде с ишемической болезнью. Можно заметить существенное различие между нормальной и

I 1о1 КМЦСШ10 I см\11 [[

Рис. 1.2 Изменение поглощения в различных областях нормального миокарда

собаки.

1 IП1 юпи'НИС I СМ.Ч11 II

0.4

0,2

Норм.

емия

15 мин. 1ч. 6 ч. 24 ч. 3 дня

Время после закупорки

Рис. 1.3 Поглощение ультразвука для нормального и ишемического миокарда

собаки.

ишемической тканью. Спад поглощения обычно наблюдается на ранних стадиях болезни. Рост поглощения объясняется увеличением коллагеновой составляющей в некротированной ткани. Значительное поглощение отмечается в легочной ткани ( о&о =30 дБ/смМГц [ 18,22]). Оно понижается при ателектазе легких. Последний характеризуется тем, что легочные пузырьки не содержат воздуха и представляются спавшимися.

Представляют интерес сообщения о том, что жидкость камеры глаза и стекловидное тело обладают почти одинаковым коэффициентом поглощения ультразвуковой энергии, и в этом отношении они не отличаются от дистиллированной воды.

Согласно данным [ 23 ] ткани, выполняющие опорную функцию, и ткани, испытывающие или передающие механические напряжения, обладают более высокими значениями поглощения, чем паренхиматозные ткани, что объясняется большим количеством в них соединительных волокон. Различаются две группы тканей с различной акустической анизотропией: ткани с "анизотропией" волокон и ткани с "анизотропией" тканевых слоев. К первой группе относятся ткани, содержащие длинные волокна (мышцы, нервы и соединительная ткань). Коэффициент поглощения ультразвуковой энергии в данном случае будет зависеть от того, направлен ли звук параллельно или перпендикулярно к направлению волокон. Ко второй группе относятся ткани, составленные из параллель-

ных слоев с различными акустическими свойствами. Степень поглощения определяется здесь направлением звука по отношению к плоскости расположения тканевых слоев. В свою очередь ткани с анизотропией волокон делятся на две подгруппы. Одна подгруппа выявляет большое ослабление акустической энергии при совпадении направления звука с направлением волокон ( поперечнополосатая мышца и большинство сухожилий ( мышца - вдоль волокон ( ао = 1,4 дБ/смМГц [ 18 ] ), поперек волокон ( ао = 0,7 дБ/смМГц [ 18 ] ), сухожилия -вдоль волокон (ао = 5,0 дБ/смМГц [ 18 ]))), а другая - большее ослабление при перпендикулярном направлении звука по отношению к общему направлению волокон ( продолговатый мозг (ао =0,7 дБ/смМГц [18]). Различие между указанными подгруппами связано с особенностями микроструктуры волокон. Первая подгруппа содержит волокна, обладающие, согласно электронно-микроскопическим исследованиям, аксиальной периодичностью, аморфными в этом отношении оказались ткани второй подгруппы.

На величину поглощения оказывает влияние функциональное состояние органа или ткани живого организма ( состояние сокращения или растяжения, возбуждение или угнетение).

По величине удельного коэффициента поглощения все биологические ткани можно разделить на несколько групп ( Таб. 1.6 [ 18, 24-29 ] ).

Коэффициент поглощения ультразвука в различных тканях тела человека.

Поглощение ао, дБ/смМГц Вид ткани

очень низкое 0,03 сыворотка

0,09 кровь

низкое 0,6 жировая ткань

среднее 0,7 продолговатый мозг

0,8 спинной мозг

0,9 мозг

1,20 стенки прямой кишки

0,70 -1,40 мышцы

2,0 сердечная мышца

2,50 почка

высокое 3,30 суставная капсула

3,50 кожа

очень высокое 8 и более кость

30,0 ткань легкого

1.4. Рассеяние ультразвуковых волн в биологических тканях.

Рассеяние ультразвуковых волн возникает в тех случаях, когда волны распространяются в акустически неоднородных средах. При этом часть энергии падающей волны переизлучается в виде рассеянных волн, которые отличаются от исходной волны либо задержкой по времени, либо изменением направления распространения. Рассеяние ультразвука на неоднороднородностях биологических тканей может выступать как диагностический параметр, позволяющий в ряде случаев изучать структуру тканей, а иногда рассеяние является ревербера-ционной помехой, искажающей результаты измерения другого диагностического параметра - истинного поглощения. Неоднородности в мягких тканях имеют сложную форму и различные размеры, причем их местоположение и ориентация носят случайный характер. В настоящее время имеется очень мало экспериментальных данных о микромасштабных структурах биологических тканей и их пространственном распределении. Поэтому обычно рассматривают биологическую ткань как случайно-неоднородную среду, параметры которой могут быть получены из прямых экспериментальных исследований. Большое влияние на величину коэффициента рассеяния оказывает соотношение средней величины рассеивателей 6. и длины волны ультразвука X. При Х«с1 ослабление определяется в основном поглощением, а коэффициент рассеяния становится независим от частоты. При ослабление резко возрастает за счет диффузного

рассеяния упругих волн, проникающих (диффундирующих) между отдельными частицами материала. Особенно велико ослабление при А~(3-4)с1, так как к диффузному рассеянию добавляется поглощение, связанное с релаксацией. При Х»<И происходит рассеяние волн мелкими частицами, при котором коэффициент рассеяния пропорционален ^ (релеевское рассеяние).

В реальных биологических средах обычно наблюдается сочетание разных типов рассеивателей. Общепринятая классификация по типу рассеяния приведена в таб. 1.7 [ 30-34 ].

Таблица 1.7.

Классификация рассеивателей по отношению к длине волны X в диапазоне час-

тот, типичном для медицинской диагностики.

Масштаб взаимодействия Частотная зависимость Примеры

/ Диафрагма, крупные сосуды, грани-

цы между костной и мягкой тканя-

ми, кисты, орбита глаза.

а-А, переменная Основной тип рассеяния для боль-

шинства структур.

а«х / Кровь.

Рассеяние ультразвука в биологических средах в большой степени определяется их структурой и гистологическими свойствами, причем основной вклад в степень рассеяния ультразвуковых волн в биологических средах вносит акустическая гетерогенность биосреды на микроструктурном уровне [35 ].

Кровь представляет собой единственную биологическую среду, для которой получено сравнительно много экспериментальных данных по рассеянию. В силу того, что размеры красных кровяных телец много меньше длины ультразвуковой волны, эти элементы можно рассматривать приближенно как сферы с одинаковым объемом. Проводилось исследование влияния гематокрита на рассеивающие свойства крови [ 8 ]. Было установлено, что рассеяние остается неизменным при показателе гематокрита, меньшем 8% и начинает уменьшаться при более высоких значениях этого показателя.

В ряде работ исследовалась зависимость рассеивающих свойств тканей от относительного содержания различных компонентов и от патологий ткани [ 8 ]. Полученные к настоящему времени данные свидетельствуют о том, что (по крайней мере в печени) рассеяние ультразвука в твердых опухолях слабее, а в тканях с диффузными патологиями сильнее, чем в нормальной ткани [ 8 ].

И все же из-за значительного разброса полученных данных окончательные выводы делать рано - требуется проведение дальнейших исследований.

1.5. Затухание ультразвуковых волн.

Для количественной оценки ослабления упругих волн при их взаимодействии с веществом используют следующие характеристики: сечения затухания, поглощения и рассеяния [ 8 ].

Пусть в единичном объеме среды имеется ns рассеивающих неоднород-ностей, каждая из которых характеризуется элементарным сечением рассеяния asl, и па поглощающих неоднородностей с элементарным сечением поглощения aaj. Эти элементарные сечения определяются как отношение полной мощности, поглощенной или рассеянной данной неоднородностью, к интенсивности падающей волны. Если падающий пучок имеет постоянную площадь поперечного сечения S, полную мощность W и равномерное распределение интенсивности по сечению, то мощность, рассеянная одной локальной неоднородностью,

будет равна - S , а мощность, поглощенная одной неоднородностью, -

S . Отсюда мощности, рассеянные и поглощенные в единичном объеме,

будут соответственно определяться как S

и

S . Вели-

чины S и S можно рассматривать как сечение рассеяния

jlxs и сечение поглощения jUa единичного объема среды.

Величины рассеянной и поглощенной мощности на единичной длине пути будут равны соответственно jisW и jí«W. Следовательно, в случае тонкой мишени, толщиной Ах полная рассеянная мощность будет определяться как

AWs=)j.sWAx, (1.11)

тогда как полная поглощенная мощность будет равна

AWor^JUaWAx. (1. 12)

В сумме величины AWS и AWa дают полную мощность, характеризующую взаимодействие волны со средой

A W=(|us+jua) WAx. (1. 13)

Величина (jus+f¿a) представляет собой полное сечение взаимодействия, отнесенное к единичному объему среды. В дальнейшем она будет обозначаться символом JLI.

В случае мишени конечной толщины уравнение (1.13) интегрируется. Полагая, что при х=0, W=Wo (Wo - мощность падающей волны), получим

W= W0exp[ - (jus+|Lia)x]. (1.14)

Таким образом, мощность является экспоненциально спадающей функцией пройденного пути, причем коэффициент затухания равен полному сечению за-

тухания единичного объема (I. Для описания объемных свойств среды справед-

ливы следующие соотношения:

|1=(13+Ца=2аЕ,

1 К _

и =---¿ = 2 -а,

' Ах Ж0

(1. 15) (1. 16)

Ма

Ах

= 2-а

(1. 17)

а£=а3+а,

а 5

(1. 18)

где ах - коэффициент затухания по амплитуде, а3 - коэффициент рассеяния по амплитуде, аа - коэффициент поглощения по амплитуде.

Взяв натуральный логарифм от выражения (1. 15) с учетом (1.16) и (1.17), получим уравнение вида

X

(1. 19)

Во многих случаях более удобно выражать отношение через соот-

ветствующие отношения амплитуд сигналов Р 0 . При этом

10 1

ц =---

X

'ИЛ

(1.20)

20

=---

х

ГрЛ

уРо;

(1.21)

1.6. Основные методы исследования акустических характеристик

биологических тканей.

Ультразвуковые методы исследования биологических тканей можно разделить на следующие группы [ 30, 36-38 ] .

1. Интерферометрические методы.

2. Реверберационные методы.

3. Импульсные методы.

4. Импульсно-фазовые методы.

5. Методы ультразвуковой интроскопии.

Интерферометрические методы основаны на принципе интерференции двух волн, распространяющихся в противоположных направлениях. Интерференционные методы делятся на методы с переменной базой и методы с постоянной базой. Методы с постоянной базой также носят название резонансных методов. Интерферометр с переменной базой представляет собой цилиндрический сосуд, в дно которого заделан излучатель ультразвуковых колебаний, а в другом конце сосуда расположен подвижный отражатель. По мере передвижения последнего поле стоячих волн будет периодически меняться. В этом случае скорость ультразвуковых волн определяется с помощью выражения [36 ]

с=2-/-^—(1.22) т - п

где 1т - 1п расстояние между соответствующими (обычно экстремальными ) точками стоячей волны, (т-п) - указывает количество экстремумов внутри измеренного промежутка.

Коэффициент затухания определяется, исходя из напряжений на выходе преобразователя при различных (но кратных АУ4) расстояниях между излучателем и отражателем [37]:

где 11} и Иг - напряжения на выходе преобразователя при расположении отражателя в точках 1 и 2, отстоящих друг от друга на расстоянии П] - п2.

Резонансный метод основан на том, что слой исследуемого вещества, находящегося между двумя преобразователями, является высокодобротным механическим резонатором.

Измерение скорости ультразвуковых волн сводится к определению частоты заданного резонансного пика по максимуму амплитудно-частотной характеристики: с =21- /тах [36].

Для определения коэффициента затухания ультразвука фиксируется ширина резонансной кривой на уровне 0,7 от максимума 2Лй)0,7 . Коэффициент затухания определяют по следующей формуле [36]:

а =

Заключение диссертации по теме «Акустика», Глотова, Татьяна Борисовна

108 Заключение.

На основе обзора акустических параметров биологических тканей и их изменения в норме и патологии установлено, наиболее тесно с этими изменениями коррелирует поглощение. При этом диагностическим параметром состояния ткани может быть принят удельный коэффициент поглощения ссо, т.е. поглощение на единицу длины и единицу частоты [дБ/смМГц].

Проведено исследование спектрального метода измерения удельного коэффициента поглощения, основанного на регистрации деформации спектров ультразвуковых сигналов при их распространении в среде.

Разработан алгоритм и программное обеспечение обработки ультразвуковых широкополосных сигналов в спектральной области, позволяющие извлекать информацию о состоянии ткани путем измерения одного из параметров спектров: смещения максимума спектра, изменения его ширины и изменения наклона фазочастотной характеристики спектра.

Проведено математическое моделирование метода с целью установления разрешающей способности, помехоустойчивости и критичности алгоритма к искажениям формы зондирующего импульса.

Результаты математического моделирования показали, что для биологических тканей целесообразно использовать импульсы с гауссовой огибающей с частотой заполнения 2,5-10 МГц и при этом ширина полосы спектра по уровню 0,7 не должна превышать 20%.

В этих условиях установлена зависимость разрешающей способности от поглощения и показано, что при накоплении 10 сигналов и при отношении

Асс сигнал/помеха 10 может быть подучено разрешение —-=15%. ао

Проведены теоретические и экспериментальные исследования влияния дифракционных эффектов на точность определения удельного коэффициента поглощения. Предложен алгоритм учета дифракционных эффектов в спектральном методе.

На основе анализа теоретических исследований и математического моделирования разработаны технические требования к лабораторной аппаратуре для экспериментальных исследований метода.

На базе универсальной ЭВМ создан комплекс лабораторной аппаратуры для измерения удельного коэффициента поглощения спектральным методом, а так же его программное обеспечение.

На основе смеси агар-агара, графита и пропилового спирта созданы лабораторные образцы фантомов биологических тканей для настройки и тестирования аппаратуры.

Предварительные экспериментальные исследования с целью отработки методики измерений проводились как на фантомах биологических тканей, так и на вязких жидкостях, значения поглощения в которых установлены традиционными методами.

Совместно с представителями С-Петербургской Педиатрической академии и Мариинской больницы проведено ультразвуковое и гистолого-анатомическое исследование натурных образцов биологических тканей. Результаты исследований показали хорошую разрешающую способность метода при диагностике различных патологий щитовидной железы.

На основе результатов работы можно установить следующие выводы.

1. Спектральный метод ультразвуковых исследований обладает существенными преимуществами перед традиционными методами по чувствительности, разрешающей способности и помехоустойчивости, а главное - он позволяет проводить измерения не только на лабораторных образцах in vitro, но перспективен для клинической диагностики in vivo.

2. Предварительные экспериментальные исследования на натурных образцах биологических тканей в норме и патологии показали перспективность использования в медицинской диагностике удельного коэффициента поглощения ультразвука.

4. Комплекс, основанный на спектральном методе, может использоваться автономно в целях дифференциальной экспресс-диагностики, что позволит врачам не проводить долговременные гистологические исследования.

Список литературы диссертационного исследования кандидат технических наук Глотова, Татьяна Борисовна, 1998 год

Ill Литература.

1. Домаркас В. Й. , Пилецкас Э. Л. Ультразвуковая эхоскопия. - Л. : Машиностроение, 1988. - 276 с.

2. Березовский В. А. , Колотилов Н. Н. Биофизические характеристики тканей человека: Справочник. - Киев. : Наукова думка, 1990. - 222 с.

3. Руководство по ультразвуковой диагностике / под ред. Абдурасулова Д. М. Ташкент. : Медицина, 1969. - 302 с.

4. Joie Pieru Jones Quantitave characterization of tissue using ultrasound // IEEE Trans, on Nuclear Science. - 1980, vol. 27, № 3, p. 1168-1173.

5. O'Brien William D., Erdman John W., Herbner Tammy B. Ultrasonic propagation properties (100 Mhz) in execessively fatty rat liver // JASA. - 1988, vol. 83, №3, p. 1159-1166.

6. Ophir J. Kontonassios T. Speed of sound estimation in biological tissues: Theoretical and experimental studies // Proc/ Soc. Photo-opt. Inst. Eng. - 1987, № 768, p. 226-235.

7. Hatta Ichiro Acoustic waves in soft biological tussues // Jap. J. Appl. Phys., PH.- 1989, №28, p. 12-17.

8. Применение ультразвука в медицине. Физические основы / под ред. Хилла К. , М. : Мир, 1989. - 567 с.

9. Сарвазян А.П. Биофизические основы ультразвуковой медицинской диагностики П Ультразвуковая диагностика. Сб. науч. трудов, Горький, 1983, с. 80-94.

10. Ophir J., Ghouse М. A., Ferrary L.A. Attenuation estimation with the zero-crossing technique: phantom studies // Ultrason bnag. - 1985, vol. 7, № 2, p. 122-132.

11. Mark E. Lyons and Kevin J. Parker Absorption and attenuation in soft tissues II - experimental rezalts // IEEE Trans. Ultrason. Ferroelec., and Freq. Contr. -1988, vol. 35, №4, p. 5111-5121.

12. Parker K. J. , Robert M. Lerner, R. C. Waag Attenuation of ultrasound: magnitude and frequency dependence for tissues characterization // Radiology. - 1984. -Vol. 153, p. 785-788.

13. Pierce J. J. Quantitave characterization of tissue using ultrasound // IEEE Trans, on Nuclear Science. - 1980. - Vol. 27, № 3, - p. 1168-1175.

14. H. Pauly, H. P. Schwan Mechanism of absorption of ultrasound in liver tissue // JASA, 1971, vol. 50, № 2 (part 2), p. 692-699.

15. Shih Li. Y. , Barness C.W., Ferrary L.A. Estimate of attenuation coefficient for ultrasonic tissue characterisation using time-varyng state-spase model // Ultrasonic imaging. - 1988. - Vol. 10, № 2, - p. 90-109.

16. Логинов А.С. Цирроз печени (Клиника, диагностика и лечение) / Сб. науч. трудов, - М., 1990. - с. 5-9.

17. Логинов А.С., Блок Ю. Е. Хронические гепатиты и циррозы печени, -М. : Медицина, 1987. - 268 с.

18. Goss S. A. , Johnston R. L. , and Dunn F. Comprehensive compilation of empirical ultrasonic properties of mammilian tissues // JASA. - 1978. - Vol. 64, № 2, -p. 423 -457.

19. Ромоданов А. П. Метастатические опухоли головного мозга. - Киев. : Здоров'я, 1973. - 194 с.

20. Опухоли головного мозга у детей и подростков / под ред. Бабчина И.С. , - Л. : Медицина, 1967. - 322 с.

21. Опухоли головного мозга / Сб. науч. трудов, Тбилиси,1987.-247 с.

22. Pedersen Р.С., Orcan H.S. Ultrasonic characterization of lung tissue // Front. Eng. and Comput. Health - 1984. Proc. 6th Annu. Conf. IEEE Eng. Med. and Biol. Soc., Los Angeles, Calif., 15-17 Sept., 1984, p. 95-102.

23. Эльпинер И. E. Ультразвук. Физико-химическое и биологическое действие. - М. : Физ-матгиз, 1963. - 420 с.

24. Гаврилов Л. Р. Применение фокусированного ультразвука в медицине и физиологии. - Л. - 1978. - 105 с.

25. Yanwu Dong, Yonochen Sun. Artifacts in ultrasonic attenuation measurements on tissues // IEEE Ultrason. Simp. Proc. San- Francisco, Calif., 16-18 Oct., 1985. - Vol. 2, p. 832-835.

26. Heung P. J., Min H. Lee, Sohg B. Park Ultrasound attenuation estimation using the LMSE filters and the median filter // Ultrasound Med. Biol. - 1988,- Vol. 14, №1, p. 51-58.

27. Botros N., Chu W.K., Cheung J.Y., Anderson J.C., Imray T.J. In vivo determination of human liver acoustic attenuation characteristics// IEEE Ultrason. Simp. Proc. San- Francisco, Calif., 16-18 Oct., 1985,- Vol. 2, p. 847-850.

28. Shung K.K. Ultrasonic characterization of biological tissues // Trans. ASME: J. Biomech. Eng. - 1985,- Vol. 107, № 4, p. 309-314.

29. Mottley Jack G., Miller James G. Anisotropy of the ultrasonic attenuatoin in soft tissues // JASA. - 1990. - Vol. 88, № 3, p. 1203-1210.

30. Уэбб С. Физика визуализации изображений в медицине, - т. 2, М.: Мир. - 1991. -406 с.

31. R. Leo Romijn, Johan М. Thijssen, Gerald W.J. Van Beuningen Estimation of scatterer size from backscattered ultrasound: a simulation study // IEEE Trans. Ultrason. Ferroelec., and Freq. Contr. - 1989,- Vol. 36, № 6, p. 593-605.

32. Sehgal C.M. Quantitative relationship between tissue composition ahd scattering of ultrasound // JASA. - 1993. - Vol. 94, № 4, p. 1944-1952.

33. Jensen Jorden Arendt A model for the propagation and scattering of ultrasound in tissue // JASA. -1991. - Vol. 89, № l, p. 182-190.

34. Thijssen J.M. Ultrasonic tissue characterization and echocavtiographic imagin // Phis. Med. Biol. - 1989. - Vol. 34, № 11, p. 1667-1674.

35. Акустические свойства биологических объектов // Тез. докл. межд. симп. Пущино, 1984.

36. Мэзон У. Физическая акустика. Методы и приборы ультразвуковых исследований, т.1 часть А. - М.: Мир, 1966. - 592 с.

37. Бергман JI. Ультразвук и его применение в науке и технике. - М.: Иностранная литература, 1957. - 726 с.

38. Колесников А.Е. Ультразвуковые измерения. - М.: Изд-во стандартов, 1982. - 240 с.

39. Клемин В. А. , Майоров Е.А. , Ручкин В. В., Сарвазян А. П. Исследование частотных зависимостей акустических характеристик биологических тканей резонаторным методом / Акустический журнал, 1988, т. 27, № 6, с. 895-900.

40. Гоноровский И.С. Радиотехнические цепи и сигналы. - М.; Радио и связь, 1986. - 512 с.

41. Лепендин Л.Ф. Акустика. - М.: Высшая школа, 1978. - 448 с.

42. Труэл Р., Эльбаум И., Чик Б. Ультразвуковые методы в физике твердого тела. - М.: Мир, 1972, - 307 с.

43. Wim A. Verhoef, Marius J.T.M. Cloostermans, Joan M. Thijssen Difraction and dispersion effects on the estimation of ultrasound attenuation and velosity in biological tissues // IEEE Trans, on Biomed. Eng. - 1985. - Vol. 32, № 7, p. 521-528.

44. Гитис М.Б., Химунин A.C. О поправках на дифракцию при измерении коэффициента поглощения и скорости ультразвука // Ак. журнал. - 1968. - Том XIV, вып. 3, с. 363-370.

45. Пигулевский Е.Д., Глотова Т.Б., Петкевич Г.В., Сенчук В.И., Роман-чишен А.Ф. Спектральный метод ультразвуковой медицинской диагностики // Тез. докл. научно-технической конференции "Физика и техника ультразвука",

посвященной 100 - летию со дня рождения проф. С .Я. Соколова. - С-Петербург. - 1997 . - с. 199 - 200.

46. Дьяконов В.П. Система MathCAD. - М.: Радио и связь, 1993. - с.

47. Очков В.Ф. MathCAD PLUS 6.0 для студентов и инженеров. - М.: ТОО фирма "Компьютер Пресс", 1996. - 238 с.

48. Пигулевский Е.Д. Теория оценок и пространственно-временной обработки акустических сигналов: Учеб. пособие/ ЛЭТИ. - Л., 1987.-55с.

49. ЗарайскийВ.А., Тюрин A.M. Теория гидролокации/ ВМОЛА. - Л. -1975. - 606 с.

50. Глотова Т.Е., Пигулевский Е.Д., Сенчук В.И. Спектральный метод ха-рактеризации биологических тканей // Изв. ТЭТУ. - 1995. - Вып. 485. - с. 61 - 68.

51. Ультразвуковые пьезопреобразователи для неразрушающего контроля / Под общ. ред. И.Н. Ермолова. - М.: Машиностроение, 1986. - 280 с.

52. Шермергер Т.Д., Стрельцова H.H. Пленочные пьезоэлектрики. - М.: Радио и связь, 1986,- 136 с.

53.1Пирман Я.Д., Манжос В.Н. Теория и техника обработки радиолокационной информации на фоне помех, - М.: Радио и связь. -1981,- 415с.

54. Рабинер Л., Гоулд Б. Теория и применение цифровой обработки сигналов, - М.: Мир, - 1978. - 848 с.

55. Марпл-мл. СЛ. Цифровой анализ и его приложения/ Пер. с англ. - М.: Мир, 1990. - 584 с.

56. Глотова Т.Б., Рыжков А.Ф., Сенчук В.И. Экспериментальные исследования спектрального метода характеризации биологических тканей // Изв. ТЭТУ. - 1995. - Вып. 485. - с. 68 - 72.

57. Хэррис Ф.Д. Использование окон при гармоническом анализе // ТИИ-ЭР.- 1978. - Т. 66, №1, с. 60-95.

58. James A. Zagzebski, Ernest L. Madsen Ultrasound phantoms // IEEE Trans, on Nuclear Science. - 1980, vol. 27, № 3, p. 1176-1182.

59. Ernest L. Madsen, James A. Zgzebski, Richard A. Banjavie, Roland E. Jutila Tissue mimicking materials for ultrasound phantoms // Medical physics. - 1978. -vol. 5, p. 391-394.

60. Памовкин Т.Н., Айрапетян Г.А. Моделирование мягких биологических тканей по акустическим параметрам // Тез. докл. симп. Акустические свойства биологическиз объектов. Пущино, 1984, с. 48.

61. Тканеэквивалентные фантомы для ультразвуковой диагностической аппаратуры. Пояснительная записка к тех. проекту // Федченков К.А., Химунин А.С., СПб, НПО «ВНИИТВЧ», 1992.

62. Петкевич Г.В., Пигулевский Е.Д., Романчишен А.Ф., Глотова Т.Б., Сенчук В.И., Акинчев A.JL, Колосюк В.А. Возможности ультразвуковой экспресс-диагностики заболеваний щитовидной железы // Тез. докл. научно-практической конференции "100 лет открытия рентгеновских лучей". - Кемерово. - 1995. - с. 186 - 187.

63. Петкевич Г.В., Пигулевский Е.Д., Глотова Т.Б., Акинчев А.Л., Коло-сюк В.А., Сенчук В.И. Ультразвуковая экспресс-диагностика заболеваний щитовидной железы // Тез. докл. III Всероссийского съезда эндокринологов. - Москва. - 1996. - с. 154.

64. Пигулевский Е.Д., Глотова Т.Б., Петкевич Г .В., Сенчук В.И., Роман-чишен А.Ф. Спектральный метод неинвазивной диагностики биологических тканей // I Международный симпозиум " Электроника в медицине. Мониторинг, диагностика, терапия", Кардиостим - 98/ - С-Петербург. - 1998. - с. 151.

65. Хавин И.Б., Николаев О.В. Болезни щитовидной железы. - М.: Медгиз, 1962.-252 с.

66. Бомаш Н.Ю. Морфологическая диагностика заболеваний щитовидной железы. - М.: Медицина, 1981. - 176 с.

67. Валдина Е.А. Заболевания щитовидной железы: ( Хирург, аспекты). -М.:Б.и.- 1993.-223 с.

68. Холодова Е.А., Данилова Л.И. Болезни щитовидной железы: ранние признаки, дифференциальный диагноз. - Минск.: Вышэйш. шк. - 1991. - 37 с.

Публикации по теме диссертации.

1. Глотова Т.Б., Пигулевский Е.Д., Сенчук В.И. Спектральный метод ха-рактеризации биологических тканей // Изв. ТЭТУ. - 1995. - Вып. 485. - с. 61 - 68.

2. Глотова Т.Б., Рыжков А.Ф., Сенчук В.И. Экспериментальные исследования спектрального метода характеризации биологических тканей // Изв. ТЭТУ. - 1995. - Вып. 485. - с. 68 - 72.

3. Петкевич Г.В., Пигулевский Е.Д., Романчишен А.Ф., Глотова Т.Б., Сенчук В.И., Акинчев А.Л., Колосюк В.А. Возможности ультразвуковой экспресс-диагностики заболеваний щитовидной железы // Тез. докл. научно-практической конференции "100 лет открытия рентгеновских лучей". - Кемерово. -1995. - с. 186- 187.

4. Петкевич Г .В., Пигулевский Е.Д., Глотова Т.Б., Акинчев А.Л., Колосюк В.А., Сенчук В.И. Ультразвуковая экспресс-диагностика заболеваний щитовидной железы // Тез. докл. III Всероссийского съезда эндокринологов. - Москва. -

1996. - с. 154.

5. Пигулевский Е.Д., Глотова Т.Б., Петкевич Г.В., Сенчук В.И., Романчишен А.Ф. Спектральный метод ультразвуковой медицинской диагностики // Тез. докл. научно-технической конференции "Физика и техника ультразвука", посвященной 100 - летию со дня рождения проф. С.Я. Соколова. - С-Петербург. -

1997.-с. 199-200.

6. Пигулевский Е.Д., Глотова Т.Б., Петкевич Г .В., Сенчук В.И., Романчи-шен А.Ф. Спектральный метод неинвазивной диагностики биологических тканей // I Международный симпозиум " Электроника в медицине. Мониторинг, диагностика, терапия", Кардиостим - 98/ - С-Петербург. - 1998. - с. 151.