Спектральный метод характеризации биологических тканей тема автореферата и диссертации по физике, 01.04.06 ВАК РФ

о » На правах рукописи

ГЛОТОВА Татьяна Борисовна

СПЕКТРАЛЬНЫЙ МЕТОД ХАРАКТЕРИЗАДИИ БИОЛОГИЧЕСКИХ ТКАНЕЙ

Специальность: 01. 04. 06 - Акустика

АВТОРЕФЕРАТ диссертации на соискание ученой степени кандидата технических наук

Санкт-Петербург - 1998

Работа выполнена в Санкт-Петербургском Государственном электротехническом университете.

Научный руководитель -

кандидат технических наук, доцент Пигулевский Е.Д.

Официальные оппоненты:

доктор технических наук Пугачев С.И.

кандидат физико-математических наук Семенова Н.Г.

Ведущая организация - НПП "Ратекс" при Санкт-Петербургской Государственной академии аэрокосмического приборостроения

Защита диссертации состоится " оШ " IX 1998 г. в_

часов на заседании диссертационного совета К 063.36.11 в Санкт-Петербургском Государственном электротехническом университете по адресу: 197376, Санкт-Петербург, ул. проф. Попова,5.

С диссертацией можно ознакомиться в библиотеке университета.

Автореферат разослан 1110 «Х*--^_1998 г.

Ученый секретарь

диссертационного совета Соботковский Б.Е.

ОБЩАЯ ХАРАКТЕРИСТИКА РАБОТЫ

Актуальность работы. Ультразвуковые исследования нашли широкое применение в современной медицинской практике. Ультразвуковые эхо-сканеры, так называемые приборы УЗИ, позволяют получать изображения внутренних структур биологических тканей. Вместе с тем, УЗИ решают далеко не все задачи медицинской диагностики, т.к. они выявляют границы внутренних неоднородностей, не расшифровывая их состояния. Так, например, невозможно отличить кисту от злокачественной опухоли, доброкачественные изменения в щитовидной железе от злокачественных.

Исследование спектрального метода измерения удельного коэффициента поглощения ао [дБ/смМГц], т.е. поглощения на единицу длины и единицу частоты, являются актуальными, т.к. выявлена тесная связь удельного коэффициента поглощения с состоянием ткани, не только в пределах норма-патология, но и в пределах различных патологий одного органа, что позволит существенно повысить информативность и достоверность результатов диагностики.

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

В соотвествии с указанной целью решались следующие задачи:

-анализ метода с целью выбора оптимальных параметров зондирующего ультразвукового импульса, таких как форма огибающей, частота заполнения, длительность, ширина полосы частот;

-анализ метода с целью выбора оптимальных режимов работы и методик измерений применительно к конкретным органам и тканям;

-анализ основных погрешностей метода и путей их учета;

-разработка аппаратуры и ее программного обеспечения для экспериментальной проверки метода; выработка рекомен

даций к ее основным узлам и блокам;

-экспериментальное исследование метода с целью определения его возможностей на фантомах биологических тканей и на реальных образцах биологических тканей.

В работе получены следующие научные результаты:

1. Проведено исследование спектрального метода измерения удельного коэффициента поглощения ао 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.

Практическая ценность.

1. Даны рекомендации по выбору основных параметров зондирующих сигналов при работе с различными биологическими тканями и органами.

2. Предложен алгоритм учета дифракционных эффектов в спектральной области.

3.Рассчитаны дифракционные поправки метода для конкретных значений волновых размеров преобразователей и различных значений коэффициента поглощения, характерных для биологических тканей.

Основные 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 тка

нях 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.

Апробация результатов работы. Основные положения диссертации докладывались и обсуждались на: научно-практической конференции "100 лет открытия рентгеновских лучей", г. Кемерово, 1995 г., III Всероссийском съезде эндокринологов, г. Москва, 1996 г., научно-технической конференции "Физика и техника ультразвука", посвященной 100-летию со дня рождения проф. СЛ. Соколова, г. С-Петербург, 1997 г., I Международном симпозиуме " Электроника в медицине. Мониторинг, диагностика, терапия", Кардиостим-98, г. С-Петербург, 1998 г.

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, включающего 68 наименований. Основная часть работы изложена на 121 странице машинописного текста. Работа содержит 28 рисунков и 10 таблиц.

ОСНОВНОЕ СОДЕРЖАНИЕ РАБОТЫ

Во введении обоснована постановка задачи, отмечена актуальность темы диссертации и ее научная новизна. Сформулирована цель исследования. Приводятся научные положения, выносимые на защиту.

В первом разделе проводится анализ и обсуждение акустических характеристик биологических тканей - импеданс, скорость и поглощение ультразвуковых волн, и корреляция их со

структурными особенностями этих тканей.

В сжатом виде описаны традиционные методы измерения импеданса, скорости и поглощения.

В результате анализа акустических характеристик биологических тканей сделан вывод о том, что наибольшей чувствительностью к изменению состояния ткани обладает удельный коэффициент поглощения ао, который до сих пор не используется в полной мере.

Анализ традиционных методов характеризации свойств биологических тканей по поглощению ультразвука позволяет установить, что эти методы обладают широким спектром диагностических возможностей, но применимы только для исследования образцов тканей, установленных в специальных приборах и устройствах, т.е. для диагностики in vitro.

На основании обзорных данных произведена постановка задачи исследования спектрального ультразвукового метода дифференциальной диагностики и сформулирована главная цель диссертационной работы, заключающаяся в исследовании возможностей и оптимальных режимов измерений при дифференциальной диагностике биологических тканей с целью выработки рекомендаций по созданию соотвествующей диагностической ультразвуковой аппаратуры.

Во втором разделе проведены теоретические исследования спектрального метода измерения удельного коэффициента поглощения. Установлено, что частотнозависимое поглощение приводит к обеднению спектра со стороны высоких частот, что, в свою очередь, ведет к смещению максимума спектра в сторону низких частот и изменению ширины спектра. Кроме того, ширина спектра однозначно связана с наклоном фазочастотной характеристики спектра.

Отсюда вытекает, что удельный коэффициент поглощения ао может быть измерен по: 1) смещению максимума спектра; 2) изменению ширины спектра; 3) изменению наклона фазочастотной характеристики спектра.

В случае линейной зависимости коэффициента поглощения от частоты ( что характерно для всех биологических тканей, за исключением костной) и при использовании зондирующего

ультразвукового импульса с гауссовой огибающей, дающей оптимальное соотношение продольной разрешающей способности с помехоустойчивостью, удельный коэффициент поглощения ао может быть определен по:

1) смещению максимума спектра:

/о -Л

ап =

4-&2■г

где /о - частота заполнения зондирующего импульса, /с -центральная частота смещенного спектра, а - половина ширины спектра по уровню 0,78, ъ - глубина прозвучивания; 2) изменению ширины спектра:

0;25_(/0,78~/О)2

а _____4 -ст

а0 --

где /о,78 - частота, соотвествующая уровню 0,78 смещенного спектра;

3) изменению наклона фазочастотной характеристики спектра:

%(/) чл: .

2-С-Я-/0

где ф(/) - фазочастотная характеристика спектра, к(/) - волновое число, р - длительность гауссова импульса по уровню е-', с - скорость ультразвука.

Использование для регистрации фазочастотной характеристики спектра возможно только при идеально гладких формах

6к(П

спектральной плотности, т.к. составляющая ^ - • 2 • г чрезвычайно чувствительна к малейшим отклонениям этой формы от идеально гауссовой. Кроме того, значение (3 в присутствии помех определяется с большой погрешностью. Поэтому использование фазочастотной характеристики спектра в практических исследованиях малоперспективно, т.к. обладает низкой помехоустойчивостью.

По причине низкой помехоустойчивости практически малоперспективен и метод, основанный на регистрации ширины

спектральной плотности, т.к. вследствии случайных инструментальных искажений формы сигнала измерения связаны с недопустимо большой погрешностью. Кроме того, при использовании широкополосных сигналов, необходимых для повышения разрешающей способности, этот метод обладает низкой чувствительностью к изменениям удельного коэффициента поглощения.

Установлено, что недостатки двух предыдущих методик определения удельного коэффициента поглощения ао в существенной степени преодолеваются при использовании регистрации смещения максимума спектральной плотности, т.к. путем дифференцирования формы амплитудного спектра по частоте может быть найден компромисс между шириной сигнала и чувствительностью метода.

В связи с тем, что зондирующий импульс с гауссовой огибающей трудно реализовать аппаратурно, исследование метода проводилось для импульсов с гауссовой, экспоненциальной и прямоугольной огибающими.

Приведены основные результаты математического моделирования спектрального метода измерения удельного коэффициента поглощения ао для зондирующих ультразвуковых импульсов с гауссовой, экспоненциальной и прямоугольной огибающими по ширине спектра (рис. 1) и по смещению максимума спектра (рис. 2 а, б, в, г) для сигналов с различной относительной шириной спектра.

На рис. 1 представлены зависимости относительного изме-

¥ о/

нения ширины спектров —, % импульсов с гауссовой

(сплошная линия), экспоненциальной (штриховая линия) и прямоугольной (пунктирная линия) огибающими от удельного коэффициента поглощения ао для зондирующих импульсов с относительной шириной спектра 25, 27, 30, 35 %. По результатам экспериментальных исследований установлено, что отклонение формы зондирующих импульсов от идеальной гауссовой практически не влияет на разрешающую способность метода.

На рис. 2 (а, б, в, г) представлены зависимости относительного смещения максимума спектра —, % от глубины про/о

звучивания г, мм для импульсов с гауссовой огибающей, шири-

ной спектра 5, 10, 15, 20 % для удельного коэффициента поглощения ао = 0,1 дБ/смМГц (рис. 2 а), ао =0,5 дБ/смМГц (рис. 2 б), ао =1 дБ/смМГц (рис. 2 в), ао=2 дБ/смМГц (рис. 2 г); пунктирная линия - частота заполнения 2,5 МГц; сплошная линия -частота заполнения 5 МГц; штриховая линия - частота заполнения 10 МГц.

л/у/». %

\ 1 } /

-............. Л'/ / ^ V ! ¿С'У.... 1 ...... - > ¡3 0% X 1 у

.............."..........!.......... ...........1 1 /О"........- I

/К /V """ 2 5%

........-Л — ли-.-]

а 0. дБ/см МГц

Рис. 1 Зависимость изменения ширины спектров от удельного коэффициента поглощения ао.

По результатам моделирования метода, основанного на регистрации смещения максимумов спектров, установлено, что частоту заполнения следует выбирать, исходя из требований оптимального соотношения между пространственным разрешением и глубиной проникновения ультразвука.

а)

б)

в)

г)

Рис. 2 Смещение максимума спектра от глубины прозвучивания.

В частности, для диагностики печени и других органов брюшины, а также сердца обычно используют частоты 3-5 МГц. Структуры, расположенные ближе к поверхности тела, такие, как щитовидная железа, сонная артерия, молочная железа, допускают применение более высоких частот ( 4-7 МГц). Для исследований глаза, обладающего слабым поглощением и позволяющего осуществить непосредственный контакт с преобразователем, применяют частоты 7-15 МГц.

Сравнение измерений удельного коэффициента поглощения ао по изменению ширины спектра (рис. 1) и смещению максимума спектра (рис.2 а, б, в, г) позволяет установить, что во втором случае реализуется более высокая разрешающая способность измерений при умеренной широкополосности сигналов.

Установлено, что основным источником систематических погрешностей метода являются дифракционные эффекты. Предложен алгоритм учета дифракционных эффектов в спектральной области с использованием решения дифракционной задачи, полученного М.Б. Гитисом и A.C. Химуниным для монохроматической волны.

Алгоритм учета дифракционных эффектов в спектральном методе состоит из следующих этапов: 1) вычисление амплитудного спектра, деформированного частотнозависимым поглощением; 2) вычисление дифракционной поправки для каждой спектральной составляющей амплитудного спектра по п.1; 3) вычисление амплитудного спектра, скорректированного с учетом дифракционной поправки; 4) вычисление максимума скорректированного спектра/тахк; 5) вычисление удельного коэффициента поглощения ао с учетом дифракционной поправки по следующей формуле:

„ _ fo ~ /такк

0 2 ' 4-а -z

На рис. 3 представлены зависимости относительного смещения максимума спектра —, %, обусловленные дифракцион

/о

ными эффектами, в функции от обобщенного расстояния с,

( * = , где X - длина волны, а - размер преобразователя) при а

ширине спектра 20% для импульсов с гауссовой (сплошная линия), экспоненциальной (штриховая линия) и прямоугольной (пунктирная линия) огибающими.

Рис. 3 Зависимость дифракционного смещения от обобщенного расстояния.

Анализ результатов математического моделирования позволяет сделать следующие выводы.

1. На расстояниях £,< 1 дифракционное смещение носит осциллирующий характер, что обусловлено сложной картиной ближнего поля преобразователя и поэтому учет его практически невозможен.

2. В дальнем поле преобразователя дифракционное смещение имеет вид монотонно убывающей функции, а начиная с расстояний Е,=3-4 оно становится постоянным и для ка в диапазоне 20-100 для всех реальных значений ао не превышает 6% и легко учитывается.

3. При этом, если дифракционная поправка в ближнем поле практически одинакова как для сигналов с гауссовой, так и с другими видами огибающей, то в дальнем поле дифракционное

смещение максимумов спектров для сигналов с негауссовой огибающей может превышать смещение для гауссовых сигналов на несколько процентов.

Проводилось исследование помехоустойчивости метода к некогерентным шумам и путей ее повышения. На рис. 4 представлены зависимости среднеквадратичного разброса частоты максимума АР ( обусловленного некогерентными шумами) от отношения сигнал/помеха для спектров сигналов с гауссовой (сплошная линия), экспоненциальной (штриховая линия) и прямоугольной (пунктирная линия) огибающими шириной 5,10,15, 20%. Для уменьшения влияния некогерентного шума предложено усреднение амплитудных спектров по реализациям сигналов.

л Р. %

80

60

40

20

0 30 40 60 ВО 100

Отношение сигнал/помеха

Рис.4 Зависимость среднеквадратичного отклонения частоты максимума от отношения сигнал/помеха.

В заключении раздела приведены рекомендации по выбору

оптимальных параметров зондирующего сигнала, и режимов измерений в зависимости от исследуемых органов.

В третьем разделе обоснованы технические требования к лабораторному комплексу ультразвуковой дифференциальной диагностики, приведена схема комплекса.

Представлена блок-схема, разработанного алгоритмического обеспечения комплекса, которая состоит из трех частей, объединенных в субблоки I, И, III. В субблоке I происходит ввод данных. Субблок II производит обработку данных и вычисление удельного коэффициента поглощения ао . Экспертная система III позволяет по полученному значению удельного коэффициента поглощения ао установить вид заболевания.

Приведены результаты экспериментальных исследований метода как на фантомах биологических тканей, так и на вязко-упругих жидкостях, значение поглощения в которых установлено традиционными методами. Результаты измерений представлены в таб. 1. Данные измерений получены в результате усреднений по 7 - 8 независимым посылкам, которые, в свою очередь, усреднялись 8-10 раз.

Таб. 1

Материал ао, дБ/смМГц

импульсный спектральный

Веретенное масло 0,9+0,2 1,14+0,1

Глицерин 0,33±0,07 0,4±0,04

Агар-агар № 1 1,3±0,2 1,2±0,1

Агар-агар № 2 1,7+0,3 2,0±0,2

Совместно с представителями С-Петербургской Педиатрической академии и Мариинской больницы проведены экспериментальные исследования метода на образцах щитовидной железы, подверженной различным заболеваниям. Результаты исследований представлены в таб. 2.

Корреляция ультразвуковых данных с результатами гистологических исследований, проведенных в С-Петербургской Педиатрической академии и Мариинской больнице, подтверж

дает взаимосвязь удельного коэффициента поглощения ао со структурными особенностями биологических тканей отмеченную в первом разделе.

Таб.2

№ группы Образцы щитовидной железы in vitro ао, дБ/смМГц

1 Аденомы на фоне аутоимунного тиреоидита Множественные мелкие аденомы 0,12+0,01 0,14±0,02

1 Аутоимунный тиреоидит Диффузный токсический зоб 0,24+0,05 0,43+0,09

3 Папиллярный рак Токсическая аденома 0,91 ±0,05 1,5±0,15

Так, аутоимунный тиреоидит - воспаление щитовидной железы, при котором наблюдается разрастание соединительной ткани, что в свою очередь приводит к росту поглощения. Диффузный токсический зоб - заболевание, характеризующееся увеличением объема железы. Вместе с ростом ткани возникает ее отек, сопровождающийся некрозами и образованием кист, что в свою очередь приводит к увеличению поглощения. Возникновение опухолей щитовидной железы сопровождается образованием кист, заполненных жидкостью. Этим и объясняется высокое значение удельного коэффициента поглощения в образце щитовидной железы с заболеванием папиллярный рак. При токсической аденоме происходит образование мелких узелков, часто с кистами, окруженных соединительной тканью. Нередко узлы подвергаются кистозному перерождению, что также приводит к увеличению удельного коэффициента поглощения.

В заключении приведены основные результаты и выводы по диссертационной работе.

ОСНОВНЫЕ РЕЗУЛЬТАТЫ РАБОТЫ

На основании проведенных в диссертационной работе теоретических и экспериментальных исследований спектрального метода измерения удельного коэффициента поглощения ао [дБ/смМГц] сформулированы основные результаты и выводы, заключающиеся в следующем:

1. Установлено, что наиболее представительным и чувствительным параметром, непосредственно связанным со структурой и состоянием ткани, является удельный коэффициент поглощения ао.

2. Показано, что оптимальным параметром для измерения удельного коэффициента поглощения ао является смещение максимума спектральной плотности зондирующих импульсов.

3. По результатам теоретических исследований метода установлено, что для оптимизации соотношения помехоустойчивость - разрешающая способность необходимо использовать в тканях со слабым поглощением (ао = 0,1 - 0,4 дБ/смМГц) импульсы с частотой заполнения 7 - 10 МГц и относительной шириной спектра по уровшо 0,7 порядка 5 - 15%. В тканях со средним поглощением (ао = 0,5 - 0,7 дБ/смМГц) возможно использовать импульсы с частотой заполнения 4-5 МГц и с относительной шириной спектра в пределах 10 - 20%. В тканях с сильным поглощением (ао = 1 - 2 дБ/смМГц) возможна работа с импульсами с частотой заполнения 2,5 - 5 МГц и с относительной шириной спектра 10 - 15%. Для минимизации статистических погрешностей при отношении сигнал-помеха выше 20 дБ необходимо производить накопление амплитудных спектров сигналов не менее, чем по 10 реализациям.

4. Установлено, что для минимизации систематических (дифракционных) погрешностей в тканях со слабым и средним поглощением оптимальной является работа в области обобщенного расстояния £> 1,5 и при волновых размерах ка~50 - 100. В средах с сильным поглощением следует работать в области

> 2,5 при ка~20 и при > 1,5 при ка~50.

5. Экспериментальные исследования, проведенные на образцах щитовидной железы, показали перспективность метода

при дифференциальной диагностике различных патологий щитовидной железы. А именно, при изменении удельного коэффициента поглощения ао от нормы к патологии на порядок ультразвуковой спектральный метод реализует разрешающую способность порядка 10-20 %.

ПУБЛИКАЦИИ ПО ТЕМЕ ДИССЕРТАЦИИ

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

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

3. 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.

4. Петкевич Г.В., Пигулевский Е.Д., Глотова Т.Б., Акинчев

A.JL, '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

B.И., Романчишен А.Ф. Спектральный метод ультразвуковой медицинской диагностики // Тез. докл. научно-технической конференции "Физика и техника ультразвука", посвященной 100 - летшо со дня рождения проф. С.Я. Соколова. - С-Петербург. - 1997 . - с. 199 - 200.

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

Санкт-Петербургский Государственный электротехнический университет

/

На правах рукописи

Глотова Татьяна Борисовна

Спектральный метод характеризации биологических тканей.

Специальность № 01. 04. 06 "Акустика"

Диссертация на соискание ученой степени кандидата технических наук

Научный руководитель кандидат технических наук, доцент Пигулевский Е.Д.

Санкт-Петербург- 1998

Оглавление.

Введение.............................................................................................. 4

1. Акустические характеристики биологических тканей и методы их измерения........................................................................8

1.1. Удельные акустические импедансы биологических тканей..................8

1.2. Скорости ультразвуковых волн в биологических тканях......................9

1.3. Поглощение энергии упругих волн в биологических тканях...............15

1.4. Рассеяние ультразвуковых волн в биологических тканях...................26

1.5. Затухание ультразвуковых волн..........................................................30

1.6. Основные методы исследования акустических характеристик биологических тканей..................................................................................33

2. Спектральный метод измерения удельного коэффициента поглощения ультразвука.....................................................................43

2.1. Основные соотношения спектрального метода при распространении плоской волны в однородной биологической среде..................................43

2.2. Дифракционные эффекты и их влияние на измерение коэффициента поглощения спектральным методом...........................................................63

2.3. Влияние некогерентных помех..............................................................80

3. Экспериментальные исследования спектрального метода............89

3.1. Обоснование технических характеристик............................................89

3.2. Экспериментальный измерительный комплекс...................................92

3.3. Экспериментальные исследования дифракционных эффектов в спектральном методе...........................................................................................100

3.4. Физическое моделирование биологических тканей...........................101

3.5. Измерение коэффициента поглощения спектральным методом на тест-образцах...............................................................................................105

3.6. Измерение коэффициента поглощения на биологических тканях.....106

Заключение.........................................................................................108

Литература.....................................

Публикации по теме диссертации

111

120

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