Главная > СВЧ, ультразвук, аккустика > Применение ультразвука в медицине: Физические основы
<< Предыдущий параграф
Следующий параграф >>
<< Предыдущий параграф Следующий параграф >>
Макеты страниц

4.4.1.2. Затухание в биологических тканях

Анализ методов и реализующих их устройств для измерения затухания звука целесообразно проводить, разделяя их на узкополосные и широкополосные.

А. Узкополосные системы. Во многих случаях измерения затухания звука проводились с помощью устройств, которые можно классифицировать как узкополосные системы в том смысле, что излучаемый акустический сигнал содержит достаточно большое число периодов высокочастотных колебаний. При этом можно считать, что измерения выполняются практически на одной частоте. К этому классу относятся самые различные устройства, принципы работы которых рассмотрены в уже упоминавшейся в начале данного раздела литературе. Вообще говоря, такие устройства не обеспечивают возможности измерений затухания как непрерывной функции частоты. Однако ниже будет показано, что в некоторых приложениях импульсных методов [22, 187] излучаемые акустические сигналы фактически обладали достаточно широким частотным спектром. Это приводило к тому, что частоты, на которых проводились измерения, не были точно заданными. Кроме того, не учитывались изменения формы импульса вследствие дисперсии затухания [186] или эффекта компенсации фазы (см. разд. 4.4.2.3), что могло приводить к существенным погрешностям измерений.

Основной класс измерительных систем подобного типа образуют импульсные устройства, которые делятся на устройства с «фиксированным расстоянием» и устройства с «переменным расстоянием» [53, 139]. Под «расстоянием» здесь понимается расстояние между излучателем и приемником, которое может совпадать, а может и отличаться от пути прохождения звуковой волны через исследуемый образец. После излучения короткие импульсы ультразвука проходят через образец и регистрируются либо приемным преобразователем, ориентированным соосно с излучателем, либо самим излучающим преобразователем после отражения импульса от плоской границы раздела и его повторного прохождения через образец. Иногда последний метод называют эхо-импульсным, однако его не следует путать с эхо-импульсными методами измерения затухания in vivo, о которых пойдет речь в дальнейшем. К преимуществам импульсных методов следует отнести исключение возможности образования стоячих волн и нагрева образца за счет поглощения ультразвука.

В устройствах с переменным расстоянием [5, 73, 111, 178, 181] коэффициент а определяется по скорости изменения логарифма амплитуды принятого сигнала в зависимости от местоположения приемника или отражателя. При этом полученные результаты не зависят от значений коэффициентов отражения или эффективности электромеханического преобразования. Такие устройства позволяют

определять абсолютные значения а, но при их использовании требуется учитывать дифракционные потери. Эти потери приводят к погрешностям измерения, которые пропорционально растут при снижении частоты. Кроме того, требуется, чтобы образец имел сравнительно большой объем Устройства с переменным расстоянием обычно используются для измерений затухания на частотах выше 3 МГц, что позволяет проводить измерения с погрешностью не хуже ±5%. Если рабочий диапазон частот составляет 12-15 МГц, то измерения могут быть выполнены в образцах объемом всего в несколько миллилитров, при этом погрешности за счет дифракционных потерь незначительны [59]. В этом случае основные источники погрешностей связаны с калибровкой электронного блока обработки сигналов, с измерением расстояний, а также с взаимной юстировкой излучателя и приемника. При надлежащем контроле за температурой точность измерений в сравнительно однородных образцах может быть доведена до значений приблизительно ±0,5%. Устройства с переменным расстоянием обычно не используют для измерений в биологических тканях из-за трудностей изменения расстояния между излучателем и приемником в нежидких средах. Как правило, эти устройства применяются для исследования биологических растворов и жидкостей на частотах вплоть до 200 МГц [83, 96, 126, 188].

В импульсных устройствах с фиксированным расстоянием принцип измерений основан на использовании либо метода замещения, предложенного Шваном и Карстенсеном [189], либо метода введения образца, разработанного Эше [57] (см. также работу Кремкау и др. [118]). Эти устройства характеризуются малыми величинами дифракционных поправок и менее жесткими требованиями к юстировке преобразователей. Однако они позволяют определять лишь относительные значения коэффициента затухания на основе сравнения с измерениями в эталонной жидкости, которой обычно является вода. В методе Швана и Карстенсена, с помощью которого они исследовали свойства крови в частотном диапазоне 0,3-20 МГц [31], излучающий и приемный преобразователи жестко связаны между собой и перемещаются в пространстве синхронно. При этом излучатель движется в эталонной жидкости, а приемник — в исследуемой, обе жидкости разделяет акустически прозрачное окно. При такой схеме изменяются лишь расстояния, проходимые акустическими импульсами в обеих средах. Это исключает влияние отражений волны и других нежелательных эффектов на результаты измерений коэффициента затухания. Относительная погрешность

измерений при использовании таких устройств не превышает Определенные трудности возникают в тех случаях, когда исследуются не жидкости, а биологические ткани. Однако эти трудности можно преодолеть [177], если изготовить из биологической ткани «фарш», коэффициент затухания в котором, по-видимому, не слишком отличается от коэффициента затухания исходной ткани. Дополнительные трудности связаны с необходимостью использования образцов очень большого объема

Более широкое распространение получил метод введения образца, который оказался более пригодным для измерений затухания в биологических тканях. Он основан на вычислении логарифма отношения амплитуд двух принятых сигналов, один из которых регистрируется при введении образца ткани между излучателем и приемником, а второй — при наличии только эталонной среды. Использование дополнительной эталонной среды в качестве буфера между преобразователями и образцом исследуемой ткани (рис. 4.5) приводит к снижению погрешностей измерения, обусловленных дифракционными потерями. Это достигается за счет уменьшения относительного изменения полной длины акустического пути сигнала при введении образца ткани. Такой принцип применим также к измерительным системам других типов (обсуждаемым ниже), и мы будем основываться на этом принципе при общем анализе погрешностей измерений затухания звука. К недостаткам метода введения образца следует отнести влияние отражений от поверхностей образца, которые вносят определенный вклад в величину измеренных потерь. Большие трудности возникают также при изготовлении образцов биологических тканей со строго параллельными поверхностями. Погрешность измерений с помощью данного метода составляет обычно или даже большую величину. Отчасти ситуация может быть улучшена, и влияние потерь на отражение можно автоматически исключить, если провести серию измерений на образцах одного и того же материала различной толщины. В этом случае коэффициент определяется по наклону кривой, характеризующей зависимость затухания от толщины образца.

К классу узкополосных систем относятся также различные измерительные устройства, в которых используются непрерывные волны и резонансные явления. Сюда входят интерферометрические и реверберационные устройства.

Ультразвуковые интерферометры делятся на интерферометры с переменной базой ([43, 126], см. также ссылки, указанные в начале разд. 4.4.1) и интерферометры с перестраиваемой частотой [58,

Рис. 4.5. Типичная схема экспериментальной установки для измерений затухания звука по методу введения образца, который широко используется для исследования «твердых» биологических тканей. Подобные системы могут быть широкополосными или узкополосными. Приемный элемент либо может быть фазочувствительным, либо может реагировать на мощность излучения. Иногда вместо приемника используется широкоапертурный плоский рефлектор, отражающий падающую звуковую волну в обратном направлении к излучателю.

89]. В обоих случаях обеспечивается резонансное расстояние между излучающим и приемным преобразователями или между излучающим преобразователем и плоским отражателем. Искомая длина волны и соответственно фазовая скорость звука определяются по расстоянию или по разности частот между отдельными резонансными пиками. Коэффициент затухания можно найти, измеряя зависимость амплитуды резонансных пиков от расстояния или ширину этих пиков. В общем случае на результаты измерений существенно влияют дифракционные эффекты и переотражения на боковых стенках камеры интерферометра. Поэтому интерферометрические методы не являются абсолютными и требуют калибровки по жидкости с известными акустическими свойствами. Тем не менее они обеспечивают возможность измерений в широкой полосе частот при малых объемах исследуемой среды. Так, в интерферометре Эггерса требуемый для измерений объем исследуемой жидкости составлял всего 10 мл, а диапазон рабочих частот варьировался в пределах

от 0,2 до 10 МГц. Такой интерферометр использовался Госсом и Данном [83] для измерений затухания звука в суспензиях коллагена в диапазоне частот 0,5-3 МГц. Расчетная погрешность измерений составляла при этом ±10%.

Принцип действия реверберационных систем (см. ссылки, цитируемые в начале разд. 4.4.1) основан на измерении скорости затухания ультразвуковых колебаний в сравнительно большой и почти не имеющей потерь резонансной камере, содержащей исследуемую жидкость. В качестве такой камеры используется, например, пятилитровая тонкостенная сфера из стекла, находящаяся в вакууме. Измерения проводятся после выключения источника звука, причем скорость затухания колебаний определяется главным образом коэффициентом затухания исследуемой жидкости. Хотя в этом случае дифракционные потери отсутствуют, необходимо вводить поправки на потери в стенках камеры. Эти поправки определяются по результатам измерений затухания в какой-либо эталонной жидкости, акустический импеданс которой равен импедансу исследуемой жидкости. Таким образом, реверберационные методы также не дают абсолютных значений а. Рабочие частоты лежат в области ниже 1 МГц.

При использовании пьезоэлектрических преобразователей в качестве приемников для измерений затухания звука в неоднородных средах возникают артефакты, известные под названием погрешностей «фазовой компенсации» (см. разд. 4.4.2.3). В тех узкополосных системах, где применяются не чувствительные к фазе приемники, реагирующие на мощность излучения, этот источник погрешностей отсутствует. Обычно используется метод введения образца и роль эталонной жидкости играет вода. В качестве устройств, реагирующих на мощность излучения, широко применяются радиометры, измеряющие радиационное давление [38, 118, 142, 175, 183, 184]. При работе с такими приборами необходимо исключить погрешности, связанные с ультразвуковой дегазацией образца и контактной жидкости, с акустическими течениями в контактной жидкости, а также с изменением плавучести мишени радиометра под действием ультразвукового нагрева. Тем не менее было показано, что метод радиационного давления дает наиболее согласующиеся и точные данные о затухании звука в тканях млекопитающих. Сами по себе акустические течения можно было бы использовать для измерений а в широкой полосе частот, но этому препятствует необходимость работать с очень большими объемами жидкости с известной вязкостью [21, 93]. В качестве приемников, чувствительных к мощности

излучения, применяются также и термоэлектрические датчики [76, 77]. Так, например, Данн и Фрай [52] использовали такие датчики для измерения затухания звука в легких. Маркус и Карстенсен [142] указывали на перспективность акустоэлектрических приемников из сульфида кадмия, которые могут быть использованы для измерения полной мощности ультразвукового излучения в импульсном режиме. Миллер и др. [150], а также Бюссе и Миллер [26] воспользовались этой идеей и разработали подобные акустоэлектрические приемники (не чувствительные к фазе) специально для измерений затухания звука в мышечной ткани.

Б. Широкополосные системы. В последние годы вслед за применением методов спектрального анализа в задачах неразрушающего контроля был разработан ряд устройств, в которых широкополосные зондирующие акустические сигналы использовались в сочетании с соответствующей обработкой сигналов приемника. Эти устройства позволяют получить непрерывную зависимость а от частоты без замены преобразователей [6, 16, 34, 67, 99, 102, 109, 130, 150, 174]. Такие возможности представляются весьма интересными, тем более, что в настоящее время при доступности компьютеров и устройств обработки высокочастотных сигналов разработка автоматизированной системы подобного типа не представляет особого труда. Действительно, широкополосные (спектральные) системы стали сейчас наиболее популярными для исследования акустических характеристик биологических тканей (во всех, кроме одной, из указанных выше речь идет именно о биологических тканях). Не следует, однако, недооценивать экспериментальные трудности, возникающие при реализации подобных систем. Кроме того, далек еще от завершения теоретический анализ погрешностей измерений, присущих устройствам для спектрального анализа. Весьма сложной является, например, задача создания действительно широкополосных систем. Наилучших результатов в этом плане добились, по-видимому, Бабу и др. [6]. С помощью одной пары преобразователей им удалось получить полосу частот от 1,5 до 11 МГц, но этому предшествовали длительные изыскания и проработки [124]. Чиверс и Хилл [34] показали, что при использовании современных диагностических преобразователей для перекрытия диапазона частот от 1 до 7 МГц потребуется пять таких преобразователей. В течение долгого времени работа Пападакиса и др. [174] оставалась единственной работой, посвященной строгому анализу погрешностей широкополосных методов, связанных с дифракционными потерями. В последнее время этим вопросам вновь стало уделяться большое

внимание в связи с измерениями затухания звука в биологических тканях in vivo (см. разд. 4.4.2.2). При использовании спектральных методов обработки принятых сигналов для сохранения полной информации, заложенной в высокочастотном сигнале, требуется, чтобы приемники звука были чувствительны не только к амплитуде, но и к фазе сигнала. В случае применения фазочувствительных приемников неизбежно возникают уже упомянутые ранее артефакты, связанные с эффектами компенсации фазы. Однако в дальнейшем будет показано, что спектральный анализ позволяет легко распознать наличие этих эффектов. Решение такой проблемы облегчается, в частности, при использовании методов спектрального усреднения и интерполирования. Подобные возможности отсутствуют в рассмотренных ранее импульсных методах.

Во всех упомянутых широкополосных системах исследование образцов биологических тканей проводится на основе метода введения образца. Для обеспечения хорошего акустического контакта в качестве контактной среды используется вода или физиологический раствор. Обычно применяется либо схема с двумя преобразователями, либо схема с одним приемоизлучающим преобразователем и плоским отражателем. Принятые ультразвуковые импульсы преобразуются в спектр акустических частот и зависимость а от частоты определяется на основе измерения логарифмов отношения амплитуд соответствующих спектральных компонент, полученных при введении исследуемого образца ткани и при его отсутствии. За единственным исключением, во всех системах предусмотрена возможность того, чтобы излучаемые акустические импульсы содержали по возможности наименьшее число периодов высокочастотных колебаний. Спектральный анализ принятых сигналов выполняется либо с помощью аналогового высокочастотного спектроанализатора, либо на основе предварительного цифрового преобразования импульса с последующим машинным расчетом его спектра, который осуществляется с помощью алгоритма дискретного фурье-преобразования. Второй способ позволяет сохранить фазовую информацию с целью определения дисперсии скорости звука, однако в зависимости от типа применяемого компьютера его возможности могут быть ограничены по быстродействию, динамическому диапазону и интервалу рабочих частот. Исключение в этом плане представляет спектрометрическая система с временной задержкой, которую Хейсер и Круазетт [99] первоначально разработали для получения изображений в трансмиссионном режиме. В этой системе, реализующей метод введения образца, через среду пропускается

сигнал качающейся частоты (частотно-модулированный сигнал), который затухает и задерживается по времени при прохождении через исследуемый образец. Путем гетеродинирования принятого и излученного сигналов формируется сигнал звуковой частоты, амплитуда которого связана с затуханием в образце, а частота зависит от временной задержки, иными словами, от скорости звука в образце.

В. Получение пространственных распределений затухания. До сих пор в данном разделе мы рассматривали методы измерений, на основе которых можно определить акустические параметры ткани, усредненные по пути прохождения ультразвуковой волны. Однако часто требуется измерить пространственное распределение этих параметров по всему объему исследуемого образца. Такая задача возникает, например, когда необходимо провести сравнение участков нормальной ткани с теми областями, где замечены какие-либо патологические изменения. Одно из возможных решений поставленной задачи заключается в использовании систем, в которых предусмотрена возможность сканирования по пространству. Существуют, однако, системы совершенно другого типа, в которых результаты измерений воспроизводятся в виде изображений. Так, например, в системе Кальдерона и др. [27] пространственная картина затухания звука в исследуемом образце визуализируется по результатам измерения амплитуды смещения тонкой мембраны, приводимой в колебание коротким (с шириной полосы 1,5-3 МГц) акустическим импульсом, прошедшим через образец. Амплитуда смещения мембраны измеряется с помощью сканирующего лазерного интерферометра. Следует отметить, что погрешности измерений затухания с помощью такой системы могут быть весьма значительными, однако их строгий анализ не проводился.

Изображения распределений коэффициента затухания звука в плоскости зондирующего ультразвукового пучка в принципе можно получить на основе компьютерной реконструкции по одномерным акустическим проекциям. Однако в настоящее время погрешности такого метода, обусловленные рефракцией звука и эффектом компенсации фаз, настолько велики, что скорость звука является, по-видимому, единственным параметром, изменения которого могут быть визуализированы таким способом с приемлемой точностью [29, 91, 114].

Недавно Фостер и др. [68] разработали устройство, которое они назвали ультразвуковым макроскопом. Составными элементами этого устройства являются одиночный сильно фокусирующий преобразователь, работающий в режимах излучения и приема, и

плоский отражатель, установленный в фокальной плоскости преобразователя. Используя метод введения образца, авторы применили подобное устройство для визуализации и количественной оценки распределения затухания и скорости звука в образцах удаленной молочной железы на частоте 13 МГц. Для получения пространственных распределений коэффициента затухания с успехом могут быть использованы акустические микроскопы, работающие на высоких частотах и обладающие высокой разрешающей способностью. О них речь пойдет ниже.

Г. Акустическая микроскопия. Измерения коэффициента затухания в тонких образцах биологических тканей (толщиной 0,3-2,5 мм) проводились с помощью растрового лазерного акустического микроскопа [110], работающего на частоте 100 МГц. При этом использование набора образцов различной толщины позволило снизить погрешность определения усредненной величины затухания до уровня ±5% [196, 197]. Более подробно проблемы акустической микроскопии рассматриваются в гл. 9.

<< Предыдущий параграф Следующий параграф >>
Оглавление