Osnovy_vzaimodejstviya_ultrazvuka_s_biologicheskimi_obektami

применении импульсного ультразвука, обладают несколько меньшей чувствительностью, но позволяют определить расстояние от поверхности тела до подвижных отражающих структур - стенок сердца, сосудов, клеток крови.

Доплеровские методы ве сьма информативны в кардиологии, в аку шерстве и других областях медицины и ветеринарии. При исследованиях, например г емодинамики, доплеровские расходоме ры позволю определять ряд важных параметров кровотока в сосудистой системе, например скорости движения эритроцитов. Дл я этого датчик, в котором находятся источник и приемник ультразвука, приводят в акустический контакт с кожей, через которую уль тразвук проходит в глубь тела и пересекает исследуемый кровеносный сосуд под углом (рис. 2.5).

Рис. 2.5. Определение ско ростей движения эритроцитов в кровеносном сосуде:

УЗГ - генератор электром агнитных колебаний ультразвуковой частоты: Э, и Э2 - эхозонды, расположенные пол углом друг к другу; Р - регистрирующее устройство; А, Л,, R, В, точки пересечения у льтразвуковых лучей со стенками сосудов а - угол между ультразвуковым лучом от эхозонда Э2 и осью сосуда

Если ультразвук отражается от статических структур, которые встречаются на ею пути от источника до сосуда, то частота звука не меняется. Отражение ульт развука от пульсирующих стенок сосуда и от движущихся вместе с плазмой форменных элементов крови (в основном от эритроцитов) сопровождаем эффектом Доплера. Поскольку скорость пульсации стенок сосуда значительно меньше скорости движения э ритроцитов, то

доплеровская частота, вызванная движением стенок сосудов, зн ачительно меньше чем частота, обусловленная движением эритроцитов. Сигналы эти подд аются разделению, хотя мощность сигнала от стенок сосуда примерно в 30 раз больше мощности сигнала от эритроцитов. Различия в уровне сигналов объясняются тем, что пу льсирующая поверхность стенки сосуд а значительно превышает общую поверх ность движущихся эритроцитов.

По изменению частоты в большую или меньшую сторону доплеров ские методы позволяют определить и направление течения крови. Исследования показали, что в ряде случаев при сердечно-сосудистых заболеваниях в артериях может возникнуть противоток крови. При нормальном кровотоке, как и при течении любой вязкой жидкости, скорость

увеличивается от стенки к центру трубы, и концы векторов скорости составляют параболическую поверхность. В случае противотока эта поверхность имеет более сложную форму Исследование противотока имеет большое значение для диагностики сердечно-сосудистых заболеваний.

Особенно интересен и перспективен метод артериографии, позволяющий получать двумерное изображение кровотока. Доплеровский датчик с помощью особого устройства перемещают вдоль кровеносного сосуда, одновременно двигая его в плоскости, перпендикулярной оси сосуда (сканирование).

Артериограмма не только отражает форму сосуда и его разветвления, но и по яркости изображения позволяет оценить скорость кровотока в нем. По артериограмме легко определить места стенозов, поскольку в этих областях скорость кровотока увеличивается и доплеровские частоты возрастают. Хорошо видны и места закупорки сосудов, а также области отложения кальция, препятствующего распространению ультразвука и снижающего яркость изображения.

Рассеяние ультразвука может происходить не только на форменных элементах крови, но и на частичках жира, взвешенных в молоке. Поэтому доплеровский расходомер можно применять и для исследования потока молока, что весьма важно при сравнении условий доения животных и кормления молодняка. Для этого к соску прикрепляют датчик малых размеров, не препятствующий процессу кормления. Исследования показали, что если в процессе доения скорость истечения молока почти не изменяется, так как усилия, прикладываемые к соску, остаются практически постоянными, то в процессе кормления объемный расход молока и соответственно скорость его потока меняются в 60-70 раз, уменьшаясь к концу кормления пропорционально степени насыщения и усталости детеныша.

Рассеяние ультразвука происходит и на газовых пузырьках, попадающих в кровеносные сосуды при декомпрессии, а также при некоторых операциях. Доплеровские частоты, возникающие при отражении ультразвука от газовых пузырьков, хорошо регистрируются на слух. При этом в наушнике или громкоговорителе слышны звуки, похожие на шипение испорченной граммофонной пластинки. Следует отметить, что газовые пузырьки в кровеносных сосудах в некоторых случаях можно обнаружить и с помощью стетоскопа, но с гораздо меньшей чувствительностью. Так, при введении в сердце свиньи 0,1 мл воздуха его уже можно зарегистрировать ультразвуковыми доплеровскими методами, тогда как обычный стетоскоп позволяет различать появление характерных шумов, если введено не менее 1 мл газа.

Доплеровский метод позволяет легко определять, как снабжается кровью тот или иной орган, обнаруживать в венах тромбы с точностью до 50 % (обычные методы позволяют делать это с точностью, не превышающей 5 %), отличать желчные протоки от кровеносных сосудов.

Опыт, накопленный при использовании доплеровских методов в медицине, делает их весьма перспективными для диагностики ряда заболеваний сельскохозяйственных животных. Метод ультразвуковой доплерэхокардиографии был, например, весьма успешно использован для сравнительных исследований особенностей сердечной деятельности у телят при их воспитании в зимнее время на открытой площадке. Сравнение доплеровской эхотахокардиограммы телят с их электрокардиограммой и электрограмм ой дыхательных органов позволило выявить типичные, соответствующие отдельным фазам сердечного цикла изменения.

При выращивании телят на холоде зубцы эхотахограммы отличаются относительно высокими амплитудами, что свидетельствует о более энергичном сокращении сердечной мышцы, чем у телят, содержащихся в помещении.

Ультразвуковая эхотахокардиография выгодно отличается от электрокардиографии устойчивостью к электрическим помехам, небольшой массой измерительной аппаратуры, а также встроенным электропитанием, что позволяет использовать ее в полевых условиях.

Доплеровские эхо-методы нашли широкое применение в гинекологии и акушерстве. Они позволяют регистрировать сердцебиение плода, устанавливать многоплодие, измерять скорость течения крови в пупочных артериях, движения жидкости в пуповине, делать заключение о наличии эмболии (т.е. переносе током крови частиц, вызывающих заку- порку сосудов), контролировать работу мочевого пузыря у плода.

2.1.5. Трехмерные и движущиеся трехмерные

изображения

Первые ультразвуковые приборы для визуализации внутренних органов стали разрабатываться в 1955 г., а уже в 1989 г. в Австрии появился «трехмерный» аппарат. Качество изображений было весьма низким. На получение одного статического трехмерного изображения уходило до получаса, и метод не нашел широкого применения в медицине. В 1996 г. благодаря успехам в разработке новых компьютерных технологий появился сканер с возможностью трехмерной реконструкции в реальном времени, и трехмерная ультразвуковая визуализация стала находить все более широкое применение в медицине.

Ультразвуковые аппараты для получения трехмерных изображений отличаются от двумерных лишь наличием специального встроенного компьютерного модуля, Компьютер последовательно накапливает полученные двумерные изображения и реконструирует их в трехмерную картину, которая и выводится на экран монитора. Необходимо отметить, что частота сканирования, интенсивность и мощность ультразвука остаются такими же, как и при обычном ультразвуком исследовании. Иными словами, по способу получения пер- вичной информации трехмерная визуализация ничем не отличается от двумерной, однако мощная компьютерная поддержка существенно расширяет ее диагностические возможности.

Если для создания трехмерного изображения система определяет объем объекта (например, ребенка в утробе матери), а затем реконструирует изображение в трех измерениях, то в так называемой 4D-системе визуализации (три пространственных измерения плюс время) новейшие вычислительные устройства и реальном времени реконструируют объемные изображения, выстраивая их в движущийся ряд. Система 4D)- ультразвуковой визуализации позволяет увидеть в движении все внутренние органы, а ребенка в утробе почти таким, каким он выглядит на самом деле.

2.2. УЛЬТРАЗВУК В ДИАГНОСТИКЕ СОСТОЯНИЯ

КОСТНОЙ ТКАНИ

Прижизненное измерение физических параметров костной ткани оказалось возможным после разработки целого ряда рентгенологических и радиологических методов. Это и рентгенограмметрия, дающая размеры и форму кости, и рентгенографическая

фотоденситометрия, позволяющая оценивать содержание кальция в костной ткани по рентгенофотометрической плотности, иными словами, по степени почернения рентгенограммы. Этот метод широко применяется в медицине и ветеринарии. Он

позволил обнаружить многие общие закономерности, например у меньшение с возрастом содержания кальция и костной ткани, и разработать мет оды диагностики.

Стремление улучшать методы рентгенограмметрии и рентгенографической фотосенситометрии привело к замене рентгеновских лучей более короткими монохроматическими гам ма-лучами (монофотопная абсорбциометрия), или гамма лучами, содержащими фотоны двух энергий, что позволяет параллельно измерить еще и толщину кости. Современные мето ды рентгеновской компьютерной томографии дают возможность воссоздать на экране монитора общий вид и особенности структур ы разных участков кости. Плотность костно й ткани можно определить по рассеянию квантов радиоактивного излучения высоких энергий, а прижизненный нейтронно-активаци онный анализ дает количественную информацию о содержании в костной ткани кальция, натрия, хлора, фосфора, ряда других элементов.

Каждый из указанных методов имеет определенные плюсы, но все они требуют для своей реализации применения и онизирующих излучений, специальной, часто стационарной аппаратуры. Следует так же отметить, что, несмотря на меры биологической защиты, использование этих методов сопряжено с опасностью лучевого поражения исследуемою организма и обслуживающего персонала.

Изменения свойств костной ткани, связанные с изменением состав а и структуры, отражаются и на ее акустических параметрах - на коэффициенте поглощения ультразвука и на скорости его распро странения в кости. Метод, основанный на поглощении ультразвука костной тканью, был предложен сравнительно недавно - в 1984 г. Ослабление ультразвука связано не то лько с содержанием минеральных веществ, но и со структурированностью к остной ткани, расположенной на пути рас пространения ультразвука. Ослабление проходящего через кость ультразвука заметно зависит от частоты, и в ряде случаев для повышения информативности метода измерения проводят в широком диапазоне част от.

Рис. 2.6. Зависимость поглощения ультразвука костной тканью от ч астоты:

1 - молодой организм; 2 - зрелый организм

Система для измерений содержит бак с водой, в котором на определенном расстоянии друг от друга установлены излучатель и приемник ультразвука. Между ними располагают исследуемую конечность. Для измерений используются импульсны е режимы ультразвука, частота которого за время формирования импульса меняется от 0,2 до 1 МГц. Амплитудные спектры об рабатываются компьютером, а все измерение занимает насколько секунд. Результат измерения, как уже указывалось выше, зависит не только от степени минерализации, но и от структурных особенностей кости. Поэтому ожидать высокой точности от этого метода не приходится. Повторяемость результатов обычно составляет около 35 % и сильно зависит от положения приемника у льтразвука относительно излучателя.

Исследования показали, что поглощение ультразвука в костной ткани заметно увеличивается с возрастом (рис. 2.6). Как известно, с возрастом увеличивается и хруп- кость костей, что обуслов лено снижением минерализации костной ткани.

Намного проще для реал изации в медицине и ветеринарии метод ультразвуковой остеометрии, основанный на измерении скорости распространения ультразвука в костях.

В твердых телах скорость продольной волны определяют по формуле

а скорость поперечной (сдвиговой) волны, смещение частиц в которой перпендикулярно распространения ультразвука, рассчитывается но формуле

где р - плотность веществ а;

G - модуль сдвига;

k - модуль объемного сжа тия.

Скорость распространени я продольных волн всегда больше скорости распространения сдвиговых волн: спр > cC Д .

В ограниченных по размеру твердых телах, помимо продольной и поперечной, возникают и другие волны, скорость распространения которых определяется н е только составом и структурой тела, по и его размерами и формой.

При ультразвуковой остеометрии излучатель и приемник ультразв ука накладывают через специальную или любую контактную смазку (вазелиновое масло, глицерин и пр.) на поверхность тела перпен дикулярно оси кости, стараясь по возможн ости выбрать место, где слой мягких тканей между костью и поверхностью тела мал. Коонструктивно остеометр выполнен так, что реагирует лишь на первый импульс, достигший приемника.

Ультразвуковой импульс от излучателя распространяется к приемнику не только по костной, но и во мягким тканям (рис. 2.7). Скорость ультразвука в кости (сK) примерно в

1,5-2 раза выше, чем в мягких тканях (сM), поэтому расстояние L от излучателя до приемника волна пройдет за время t1= , а время распространения через мышцу и кость

Через кость сигнал дойдет до приемника раньше, чем через мышцу, если. Полагая, что скорость ультразвука в кости вдвое превышает скорость ультразвука в мягких тканях, можно показать, что условие выполняется в том случае, если т. е. расстояние между излучателем и приемником более чем в четыре раза превышает толщину мягких тканей.

Иногда для определения толщины мягких тканей между костью и и злучателем, а также между костью и приемником остеометры снабжают ультразвуковыми одномерными эхолокаторами. Результа ты измерения толщин с помощью этих лок аторов отражаются па экране или просто учитываются программой компьютера при расч етах.

Рис. 2.7. Измерения скор ости ультразвука в кости через неповрежденные покровные ткани:

L - расстояние между излучателем (И) и приемником <П);

l - толщина мышечной ткани

Учитывая большую разн ицу между скоростью ультразвука в костях и мягких тканях, ультразвуковую остеомeтрию весьма эффективно используют для первичной сортировки пострадавших при техногенных и природных катастрофах, а также для наблюдения за формированием костных мозолей после переломов.

Исследования, проведенные на овцах разного возраста, показали, что скорость ультразвука, резко снизи вшаяся в результате перелома, постепенно нарастает в течение 2,5-3 месяцев, стремясь к значениям, характерным для целой кости (рис. 2.8).

2.3. УЛЬТРАЗВУКОВОЙ МЕТОД ОЦЕНКИ ВЯЗКОУПРУГИХ

СВОЙСТВ МЯГКИХ ТКАНЕЙ

Вязкоупругие свойства к ожи, мышц и других мягких тканей давно служат источником диагностической информации. Однако на практике эту информацию получают весьма

субъективным методом пальпации, что существенно снижает ее ценность и не позволяет пользоваться ею в сравнительных исследованиях.

Измерить упругие свойства мягких тканей дает возможность недавно разработанный метод, основанный на из мерении скорости распространения повер хностной акустической волны,

Рис. 2,8. Изменение скор ости ультразвука в процессе образования костной мозоли па месте перелома бедренной кости 2,5-месячной овцы (1) и 5-месячной овцы (2):

скорость ультразвука в то й же

кости до перелома

Рис. 2.9. Принцип определения вязкоупругих свойств мягких тканей:

1 - излучатель поверхностных ноли; 2 - приемник поверхностных волн; 3- поверхность исследуемой ткани; стрел ка - направление колебаний излучающего стержня

В отличие от продольных акустических воли, распространяющихся в объеме среды, поверхностные сдвиговые волны затухают на расстоянии, равном н ескольким длинам волн, что создает определ енные трудности в изучении особенностей их распространения. Получают и регистрируют эти волны с помощью преобразователей биморфного типа, в котором используются пл астины из пьезоэлектрического материала. Преобразователи снабжаются щупами, которые позволяют осуществлять точечный контакт с исследуемым участком ткани. Принцип определения вязкоупругих свойств мягк их тканей показан на

рис. 2.9. Один из преобразователей служит источником, а второй - приемником поверхностных волн. Исследования показали, что сдвиговая упругость биологических тканей для малых амплитуд смещения частиц среды прямо пропорциональна квадрату скорости распространения в ней акустической волны, возбуждаемой точечным ос- циллирующим преобразователем:

где Е - динамический модуль сдвига;

- плотность среды;

- скорость распространения сдвиговой волны;

- коэффициент пропорциональности, зависящий от направления колебательного смещения частиц среды.

Если смещения частиц параллельны плоскости поверхности среды и перпендикулярны направлению распространения полны, то коэффициент оказывается равным единице.

Наиболее доступны для исследования с помощью поверхностных сдвиговых волн покровные ткани, вязкоупругие свойства которых заметно меняются не только при дерматологических патологиях, но и при заболеваниях внутренних органов, а также при некоторых физиологических процессах. Это связано с существованием на поверхности тела так называемых зон Захарьина - Геда, отражающих состояние внутренних органов и систем организма.

2.4. МЕТОД УЛЬТРАЗВУКОВОЙ ЦИТОЛИЗОМЕТРИИ

Ультразвуковые методы нашли применение не только в клинической диагностике, но и в лабораторных исследованиях, В частности, в практике лабораторных исследований крови существует метод определения механической резистентности и эритроцитов.

Устойчивость этих клеток к механическим, разрушающим воздействиям обычно оценивают, встряхивая кровь с антикоагулянтом в течение определенного времени, а затем по окрашиванию плазмы измеряют количество вышедшего из травмированных эритроцитов гемоглобина, либо подсчитывая число эритроцитов в единице объема под микроскопом до и после встряхивания. Этот метод пригоден лишь для эритроцитов, так как внутренний объем этих клеток не разделен на отдельные компартаменты и их содержимое вытекает через любое повреждение клеточной мембраны. Кроме того, метод источен и позволяет, как правило, лишь подтвердить установленный диагноз.

Некоторые клетки, суспендированные в водной среде и не имеющие прочной клеточной стенки, разрушаются под действием ультразвука уже при интенсивностях, используемых в терапии. К числу таких клеток относятся клетки крови и сперматозоиды. Пороги и ско- рость разрушения этих клеток зависят как от концентрации клеток в суспензии, температуры среды, частоты и интенсивности ультразвука, так и от прочности клеточных мембран, и, следовательно, от типа клеток и состояния организма - донора этих клеток.

Разрушение клеток в ультразвуковом поле происходит только в том случае, если интенсивность ультразвука превышает значения, совпадающие для разбавленных суспензий, с порогами кавитации в воде.

Зависимость средней скорости разрушения клеток от интенсивности ультразвука по характеру сходна с аналогичными зависимостями интенсивности ультразвукового свечения и скорости звукохимических реакций (см. §§ 1.8; 1.13). Совпадение в характере этих зависимостей, а так же в порогах кавитации и разрушение клеток свидетельствует о кавитационной природе эффекта. Кроме того, скорость разрушения клеток обратно пропорциональна концентрации клеток в суспензии (рис. 2.10), что может служить подтверждением кавитационной природы разрушения, так как увел ичение концентрации клеток равносильно увеличению вязкости, приводящему к возраста нию порога кавитации в жидких средах.

Рис. 2.10. Зависимость времени разрушения клеток в ультразвуков ом поле от их концентрации (интенсивн ость ультразвука - 0,4 Вт/см2)

Отметим, однако, что ультразвуковое свечение и образование хими чески активных частиц характеризуют процессы, протекающие внутри кавитирующего пуз ырька, тогда как разрушение клеток происходит в результате процессов, протекающих вне его.

Замена растворенного в воде воздуха аргоном или присутствие в н ей акцепторов свободных радикалов (цистеин, акриламид) не влияют на процесс у льтразвукового раз- рушения клеток. Отсюда следует, что основную роль в процессах, ведущих к нарушению целостности клеточных м ембран, играют не химические вещества, образующиеся под действием ультразвука, а механические силы, возникающие при кавитации. Такие силы, достаточные по величине для разрушения клеточных мембран, могут быть обусловлены микропотоками и ударными волнами вблизи пульсирующих или захлопывающихся пузырьков.

Акустические потоки в с успензии, возникающие в докавитационном режиме (0,05 Вт/см2), способны лишь «смывать» макромолекулы с поверхности клеточных мембран. Увеличение интенсивности ультразвука до значений, превышающи х порог кавитации, приводит к появлению в среде пульсирующих газовых пузырьков, порождающих микропотоки с градиентами скоростей порядка 104 с-1 Клетки рад иусом 5- 10-6м, попавшие в поле этих микропотоков, могут испытывать сдвиговые усилия, значительно превышающие значения, при которых начинают разрушаться клето чные мембраны.

Разрушение клеток начин ается не сразу после включения ультразв ука и заканчивается не мгновенно после его выключения. Чем выше интенсивность ультразвука, тем короче промежуток времени меж ду моментом его включения и началом п роцесса разрушения клеток, и тем длительнее последействие, когда ультразвук уже выключен, а клетки продолжают разрушаться. В поисках причин такого последствия б ыли исследованы изменения в морфологии эритроцитов, подвергнутых ультразвуковому воздействию в суспензии, и обнаружены «дыры» в цитоплазматических мембранах, через которые содержимое клеток вытек ает в окружающую среду.

Скорость вытекания содержимого эритроцитов сквозь дефекты в мембранах после выключения ультразвука ограничена диффузией и вязким течением . Очевидно, эта скорость достаточно мал а и может обеспечить наблюдаемое послед ействие. Аналогичное явление наблюдается не т олько для эритроцитов, но и для других клеток, разделенных внутриклеточными мембранами на компартаменты.

В обычных условиях внутриклеточные мембраны препятствуют вытеканию их содержимого через одино чные дефекты в цитоплазматической мембране. Однако под действием ультразвука вн утри клеток возникают микротсчения. Он и разрушают компартментацию, перемешивают содержимое и обратимо снижаю т вязкость цитоплазмы. После этого ничто не препятствует вытеканию содержимого клето к крови через повреждения в цитоплазм атических мембранах.

Исследование зависимос ти скорости ультразвукового разрушения клеток от температуры на примере эритроцитов показало, что скорость сохолизиса мало изменяется в диапазоне

20…36 С При более выс оких температурах начинается тепловой гемолиз, Ультразвук ускоряет его и быстро ра зрушает клетки.

Суммируя приведенные д анные и пренебрегая скоростью спонтанн ого разрушения клеток, можно показать, что средняя скорость ультразвуковою разр ушения клеток рассчитывается по формуле:

где С - концентрация клеток в суспензии;

k - коэффициент, показыв ающий, какая часть акустической энерги и преобразуется в энергию микропотоков и затрачивается на разрушение клеток;

/ - расстояние от излучате ля до той точки в объеме, где интенсивность ультразвука уменьшается в результат е акустических потерь (поглощения, рассеивания) до порога кавитации;

/- интенсивность ультраз вука;

/п - интенсивность, соответствующая порогу кавитации;

А - коэффициент, характе ризующий потери акустической энергии.

Температуру можно не у читывать, если в опыте она не превышает 36 оС.