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

5.2.1. МЕТОДЫ ИЗМЕРЕНИЙ

Как уже отмечалось в гл. 4, во многих случаях те методы и аппаратура, которые применяются для измерений затухания ультразвука, пригодны и для измерений скорости звука. Прекрасный анализ различных вопросов, связанных с измерением скорости звука, дан в обзорных работах Бейера и Летчера [9], Данна и др. [26], Госса и др. [37], Мак-Скимина [63] и Матесона [65]. Ранее мы уже ссылались на эти работы при рассмотрении проблемы измерения затухания звука. Кроме того, следует отметить работу Сарвазяна [81], посвященную детальному анализу методов измерения скорости звука в биологических соединениях и исследованию факторов, влияющих на скорость звука. Большей частью те замечания и выводы, которые были сделаны в разд. 4.4.1.2 при рассмотрении конкретных измерительных систем (например, в отношении их рабочего диапазона частот или возможностей применения для измерений в биологических тканях), справедливы и в данном случае. Мы рекомендуем читателям в процессе ознакомления с дальнейшим материалом обращаться также и к разд. 4.4.1.2.

5.2.1.1. Абсолютные измерения

Методы абсолютных измерений обеспечивают возможность непосредственного измерения скорости звука в исследуемой среде и не требуют знания скорости звука в какой-либо эталонной среде. Такие измерения могут проводиться как в импульсном, так и в непрерывном режимах излучения; при этом могут использоваться системы с фиксированным или переменным расстоянием (см. гл. 4).

Принцип действия многих широко применяемых измерительных систем независимо от их модификации основан на измерении

времени распространения зондирующего акустического импульса через исследуемую среду. Первоначально этот принцип был использован Пелламом и Галтом [75] в системе с переменным расстоянием, разработанной специально для жидкостей. Скорость звука определялась по разнице во временах распространения импульсов при изменении на заданную величину длины пути между излучающим и приемным преобразователями или же между излучающим преобразователем и плоским отражателем. При известной фиксированной длине пути регистрируемым параметром может быть либо время однократного прохождения импульса, либо суммарное время прохождения многократно переотраженных импульсов между двумя плоскостями (излучателем и приемником или же между излучателем и плоским отражателем). Основное различие между измерительными системами заключается в степени сложности тех аппаратурных решений и алгоритмов, которые применяются для точного определения времени распространения сигнала и введения дифракционных поправок и учета различных погрешностей. Следует, однако, отметить, что даже самые простые измерения времени распространения сигнала с помощью обычного осциллографа позволяют обеспечить погрешность не хуже ±0,5% [62]. При использовании более сложных систем погрешность измерения скорости звука может быть уменьшена до ±0,2%. В методе суперпозиции, предложенном Бейером и Летчером [9], частота повторения ультразвуковых импульсов подбирается таким образом, чтобы следующие друг за другом отраженные эхо-сигналы совмещались. В этом случае время распространения определяется по временному интервалу между импульсами. Пападакис [72] разработал метод оптического наложения эхо-импульсов, реализуемый с помощью осциллографа, временная развертка которого запускается внешним сигналом. Здесь вместо наложения акустических импульсов используется наложение принятых электрических сигналов на экране осциллографа, что достигается путем изменения частоты запуска развертки осциллографа. При этом искомое время распространения вновь определяется по временному интервалу между импульсами запуска. В автоматическом варианте подобной системы, получившей название схемы синхрокольца [41], применялись раздельные излучающий и приемный преобразователи и из принятого импульса формировался сигнал запуска, который по цепи обратной связи вновь подавался на излучающий преобразователь. Тем самым обеспечивалась автоподстройка частоты повторения, что позволяло непосредственно измерить время распространения акустического сигнала в

исследуемой среде. В работе [89] подобный метод использовался для измерений скорости звука in vitro в различных биологических жидкостях и опухолях головного мозга. Сообщалось, что в случае однородных сред ошибка измерения скорости звука не превышала 0,1%.

Для определения скорости звука с высокой точностью в частотном диапазоне от 1 до 100 МГц с успехом применяются ультразвуковые интерферометры, работающие в непрерывном режиме излучения (см. разд. 4.4.1.2 в гл. 4). С их помощью сравнительно легко получить погрешность измерений менее ±0,1%, а в принципе точность измерения скорости звука интерферометрическим способом может достигать ±10_4% [82]. Одни из наиболее точных измерений скорости звука в дистиллированной воде были выполнены с помощью интерферометров с переменной базой [21]. С помощью интерферометра с переменной базой удавалось проводить измерения даже в мягких тканях, но для этого в процессе измерения приходилось сжимать образец на 25% [35].

5.2.1.2.    Относительные измерения

За редким исключением, рассмотренные выше методы абсолютных измерений непригодны для исследования биологических тканей, что связано либо с трудностями точного определения длины пути прохождения ультразвука в образце, либо с невозможностью изменения этого пути. В связи с этим стали развиваться методы относительных измерений. Этому в значительной мере способствовало опубликование достоверных данных об абсолютных значениях скорости звука в ряде материалов, которые могли использоваться в качестве эталонных сред при проведении сравнительных измерений. Обычно эталонной средой служила дистиллированная вода, иногда применялся также физиологический раствор с известной концентрацией хлорида натрия. В принципе точность относительных измерений определяется той точностью, с которой выполнены измерения в эталонной среде. При использовании в качестве эталона воды эта точность может достигать ±0,03%, однако, как будет показано в разд. 5.2.2, в случае биологических сред результирующая точность измерений в значительно большей степени ограничивается влиянием других факторов.

Для проведения относительных измерений скорости звука в биологических тканях с использованием эталонной среды широко применяются различные модификации рассмотренного ранее импульсного метода регистрации времени распространения акустического

сигнала. На практике этот метод реализуется с помощью различных схем измерения с использованием либо одного, либо двух преобразователей [56, 69, 93]. В качестве примера можно привести схему с двумя преобразователями, которая использовалась для исследования затухания звука способом введения образца (см. рис. 4.5). При такой схеме для проведения измерений скорости звука требуется лишь осциллограф с высокой скоростью развертки, обеспечивающей возможность измерения временного сдвига в местоположении принятого акустического импульса на экране осциллографа после введения исследуемого образца ткани в акустический тракт системы. В большинстве случаев достаточно, чтобы скорость временной развертки составляла 0,1 мкс/см. При известном значении скорости звука в воде или какой-либо другой используемой эталонной среде искомое значение скорости звука в исследуемом образце ткани усредненное по пути прохождения акустического пучка в ткани можно рассчитать по следующей формуле:

Фостер и др. [30] использовали подобную методику, но в несколько модифицированном виде (применялся фокусирующий преобразователь и плоский отражатель) для получения макроскопической картины распределения скорости звука совместно с распределениями коэффициентов затухания и обратного рассеяния в тонких срезах удаленной ткани молочной железы. Для получения пространственных распределений скорости звука в срезах ткани in vitro применялись также спектрометрические системы с временной задержкой [45] (см. разд. 4.4.1.2).

В разд. 4.4.1.2 была описана узкополосная система Швана и Карстенсена, позволяющая при измерениях затухания звука в жидкостях свести к минимуму влияние дифракционных эффектов. Эта цель достигалась за счет постоянства пути прохождения акустического сигнала между излучателем и приемником, первый из которых находился в эталонной жидкости, а второй — в исследуемой. При этом изменение длины пути в исследуемой жидкости компенсируется соответствующим изменением длины пути в эталонной жидкости. Системы подобного типа позволяют также проводить прецизионные измерения фазовой скорости звука (фактически результирующая точность нахождения скорости в данном случае будет определяться той точностью, с которой известна скорость звука

в эталонной жидкости) и исследовать дисперсию скорости в жидких средах. С этой целью сигнал приемного преобразователя смешивается с электрическим опорным сигналом, возбуждающим излучатель, что позволяет найти фазовый сдвиг между этими сигналами при изменении длины пути акустического импульса в образце [14].

<< Предыдущий параграф Следующий параграф >>
Оглавление