ОСНОВИ біореології та гемодинаміки

 

Плин в’язких рідин у біологічних системах

 

Рух рідких середовищ (крові, лімфи, інтерстиціальних та клітинних рідин) у біологічних системах відіграє важливу роль, забезпечуючи умови нормальної життєдіяльності різних фізіологіч­них систем. Задача біофізики полягає у вивченні фізичних властивостей рідких середовищ і фізичних основ їх руху. Плин рідин відбувається під дією сил, з’ясування природи яких також є однією з важливих задач біофізики.

Рідкі середовища мають ряд специфічних властивостей, зумовлених особливостями їх молекулярної будови. Однією з найважливіших властивостей рідини є в’язкість.

 

В’язкість рідини

У реальних рідких середовищах на границях шарів, що рухаються, діють сили внутрішнього тертя. Можна навести чимало прикладів дії цих сил: вони є причиною падіння тиску вздовж судини при плині крові, саме вони визначають поведінку рідини у судині, що обертається, перешкоджають рухові тіл у рідинах тощо.

Досліди свідчать про те, що сили тертя між шарами рідини, які рухаються з різними швидкостями, діють по дотичній до поверхонь цих шарів і спрямовані таким чином, що прискорюють шар, що рухається більш повільно, і гальмують шар, який рухається швидше.

Розглянемо поведінку рідини, що знаходиться між двома пластинами, одна з яких нерухома, а інша під дією прикладеної до неї сили F рівномірно рухається зі швидкістю υ. Дія дотичного зсуваючого напруження Описание: D:\555\02_Основи біореології та гемодинаміки.files\image001.gif Описание: D:\555\02_Основи біореології та гемодинаміки.files\image002.gif викликає деформацію зсуву, причому відносний зсув за одиницю часу Описание: D:\555\02_Основи біореології та гемодинаміки.files\image003.gif, який називають градієнтом швидкості, виявляється пропорційним до прикладеного зсувного напруження:

Описание: D:\555\02_Основи біореології та гемодинаміки.files\image004.gif, або Описание: D:\555\02_Основи біореології та гемодинаміки.files\image005.gif.        (1)

Рівняння, відоме як рівняння Ньютона, описує яви­ще внутрішнього тертя. Таким чином, профіль швидкостей, який ми спостерігаємо у цьому випадку, обумовлений тим, що між шарами реальної рідини, що тече, діють сили внутрішнього тертя F, які пропорційні до площі S шарів, що дотикаються, та градієнта швидкості Описание: D:\555\02_Основи біореології та гемодинаміки.files\image006.gifу напрямку, перпендикулярному до напрямку плину рідини. Коефіцієнт пропорційності h в рівнянні Ньютона зветься коефіцієнтом в’язкості (точніше кажучи, зсувної в’язкості) і дорівнює силі внутрішнього тертя, що діє на одиницю пло­щі поверхні шару при градієнті швидкості, який дорівнює одиниці.

Розмірність коефіцієнта в’язкості h  у системі СІ [Па×с]. Досить часто використовується ще й позасистемна одиниця в’язкості Пуаз (П), яка зв’язана з Па×с співвідношенням 1 П = 0.1 Па×с. Так, в’язкість дистильованої води при кімнатній температурі дорівнює приблизно 10–3Па×с = 10–2П, тобто hводи » 1 мПа×с = 1сП.

Зручно користуватися безрозмірним коефіцієнтом в’язкості, що зветься відносною в’язкістю hвідн. Відносна в’язкість дорівнює відношенню коефіцієнта в’язкості даної рідини до коефіцієнта в’язкості дистильованої води при одній і тій самій температурі:

Описание: D:\555\02_Основи біореології та гемодинаміки.files\image007.gif.        (2)

У гідродинаміці користуються також і кінематичною в’язкістю n  рідини, що являє собою відношення коефіцієнта в’язкості до густини

n Описание: D:\555\02_Основи біореології та гемодинаміки.files\image008.gif.       (3)

Кінематична в’язкість n має розмірність [n] = м2/с. В’язкість рідини є динамічна властивість, залежить від природи рідини, температури і для багатьох рідин також від умов плину.

Моделі рідин. Описуючи рух рідких середовищ, використовують різні моделі рідин. Найбільш простою є модель ідеальної рідини, яка не підлягає стисненню  (r = сonst) і в ній відсутні сили внутрішнього тертя (h = 0). Ця модель використовується для отримання найбільш простих рівнянь руху рідини. Неідеальні рідини, в яких сили внутрішнього тертя описуються рівнянням Ньютона, звуться ньютонівськими. Для ньютонівських рідин коефіцієнт в’язкості h залежить лише від температури та природи рідини і не залежить від умов плину. До ньютонівських рідин можна віднести воду, розчини електролітів, ртуть, гліцерин, спир­ти. Існують рідини, коефіцієнт в’язкості яких залежить від умов плину, а саме, змінюється із зміною швидкості деформації зсуву Описание: D:\555\02_Основи біореології та гемодинаміки.files\image006.gif внаслідок перебудови внутрішньої структури, обумовленої напруженням зсуву при плині рідини. Такі рідини звуться неньютонівськими. До них відно­сять розчини білків, полімерів, деякі суспензії.

Описуючи динаміку руху біологічних рідин, розглядають умови їх плину і, залежно від них, обирають ту чи іншу модель рідини – від ідеальної до реальної.

В’язкість крові

Кров являє собою приклад складної за своїм вмістом рідини. Вона є суспензією форменних елементів (еритроцитів, лейкоцитів, тромбоцитів) у водному колоїдному розчині – плазмі, сумарна концентрація білків у якій становить 6–9%. Експеримент виявив суттєву залежність в’язкості крові від її складу, що визначається показником гематокриту Не), який дорівнює відношенню об’єму форменних елементів Vф до об’єму плазми крові Vпл:

Описание: D:\555\02_Основи біореології та гемодинаміки.files\image009.gif.                   (4)

Оскільки об’єм форменних елементів в основному припадає на еритроцити, показник гематокриту характеризує вміст еритроцитів у крові.

Як свідчить наведена на малюнку залежність hвідн = Описание: D:\555\02_Основи біореології та гемодинаміки.files\image010.gif, в’язкість крові змінюється у досить широкому діапазоні по відношенню до норми (N). Вона зростає при поліцитемії і зменшується при анемії.

Відомо декілька емпіричних формул, що зв’язують коефіцієнт в’язкості крові з показником гематокриту:

h = h0 × (1+ a Hе)b  або  h = h0 × еg ×Не,  (5)

де h0 – в’язкість плазми, a, b, g – емпіричні константи, значення яких залежить від концентрації та форми суспензованих елементів.

 

Моделювання руху крові в серцево – судинній системі

Система кровообігу виконує в організмі транспортну функцію: кров транспортує кисень і поживні речовини від легень і органів травлення до всіх тканин організму; від тканин кров виносить кінцеві продукти обміну до органів виділення.

Джерелом енергії, яке забезпечує рух крові у судинній системі, є серце, енергія функціонування якого забезпечується АТФ, що утворюється у процесі гліколізу та окисного фосфорилювання у серцевому м’язі. З енергетичної точки зору серце — система, яка виконує механічну роботу за рахунок хімічної енергії.

Рух крові у судинній системі можливий за наявності різниці тисків на початку і в кінці судини. Ця різниця тисків створюється роботою серця.

Другий фактор — скорочення скелетних м’язів та від’ємний тиск у плевральній порожнині. Під час скорочення скелетних м’язів стискаються вени і, завдяки їх вентильним властивостям, кров рухається в одному напрямі в бік серця. Від’ємний тиск сприяє притоку крові до серця венами.

Але так само як прискорюється приток крові до серця венами, так і сповільнюється відплив крові від серця артеріями. Тому результуючий гемодинамічиий ефект, зумовлений від’ємним тиском у грудній порожнині, рівний нулю.

Розглянемо рух крові у великому колі кровообігу, враховуючи те, що основну роботу виконує лівий шлуночок, з якого починається велике коло кровообігу. Під час скорочення лівого шлуночка в аорту, заповнену кров’ю, викидається систолічний (ударний) об’єм крові (60—70 мл у нормі).

При фізичному навантаженні або серцевій патології ударний об’єм змінюється.

У медичній практиці як діагностичний тест використовують хвилинний об’єм крові. Величина хвилинного об’єму залежить від статі, зміни температури середовища та віку. При зростанні фізичного навантаження зростає хвилинний об’єм крові. У спортсменів він сягає 40 л, а при серцевій недостатності може бути 1,5 л.

Рух крові у судинній системі та розподіл її між різними ділянками цієї системи залежить від роботи серця, перерізу судин, їх еластичності, кількості циркулюючої крові, її реологічних властивостей, тонусу судин, і регулюється центральною нервовою системою.

Судинна система не сполучена з атмосферою. Судини розмішені у різних напрямках. Вважають, що в артеріальних і венозних судинах, сполучених капілярами, гідростатичний тиск крові взаємно зрівноважується. Якщо стінки судин пошкоджуються, то може бути сполучення судини з атмосферою і тоді проявляється дія гідростатичного тиску крові.

Робота, яку виконує серце, це передусім робота лівого шлуночка. Робота правого шлуночка складає 0,15–0,20 від роботи лівого. Робота, яку виконує шлуночок, складається з двох компонентів: робота за нагнітання крові проти тиску в аорті і робота на надання крові кінетичної енергії:

Описание: D:\555\02_Основи біореології та гемодинаміки.files\image011.gif

(1)

Пульсова хвиля

При систолі шлуночка на кров, що знаходиться в початковій ділянці аорти, діє певна сила. Завдяки інерції, кров не переміститься відразу вздовж аорти, і це приведе до збільшення тиску на еластичні стінки аорти. В результаті цього ділянка, розташована поблизу серця, розширюється до такої міри, при якій тиск крові буде зрівноважений натягом стінки аорти. Оскільки натяг стінки в цій ділянці аорти більший, ніж у наступній, виникає сила, що переміщає кров із однієї ділянки в іншу. Таким чином, фронт тиску буде поширюватися вздовж судини. Швидкість пульсової хвилі в артеріях визначається рівнянням:

Описание: D:\555\02_Основи біореології та гемодинаміки.files\image012.gif

(2)

де Описание: D:\555\02_Основи біореології та гемодинаміки.files\image013.gif – модуль пружності стінки судини, Описание: D:\555\02_Основи біореології та гемодинаміки.files\image014.gif – внутрішній радіус, Описание: D:\555\02_Основи біореології та гемодинаміки.files\image015.gif – товщина стінки судини, Описание: D:\555\02_Основи біореології та гемодинаміки.files\image016.gif– густина крові, Описание: D:\555\02_Основи біореології та гемодинаміки.files\image017.gif– коефіцієнт пропорційності.

При деяких захворюваннях (гіпертонії, атеросклерозі), а також з віком модуль пружності зростає, і швидкість пульсової хвилі збільшується.

В процесі старіння організму, при певних захворюваннях, надмірному харчуванні, та й у людей, які зловживають алкоголем і курінням, відбувається порушення ліпідного обміну і в крові підвищується вміст холестерину. Холестерин відкладається на внутрішній оболонці стінок артерій з наступним розвитком атеросклеротичних бляшок, які зумовлюють ущільнення стінок артерій, звуження їхнього просвіту, а також утворення тромбів.

Моделі руху крові в судинній системі

Під час систоли (скорочення серцевого м’язу) кров викидається з лівого шлуночка в аорту і великі артерії, які виходять з неї. При цьому частина кінетичної енергії крові витрачається на розтягування еластичних стінок судин і на запас її у вигляді потенційної енергії пружної деформації. Під час діастоли (розслаблення шлуночків) аортальний клапан зачиняється і приток крові від серця у великі судини гальмується. Розтягнуті стінки артерії при цьому скорочуються, забезпечуючи приток крові в капіляри під час діастоли.

Вперше ідея про такий спосіб руху крові була висунута сільським священиком Хейлсом у 1733 р., а у 1899 р. – Франк створив свою гідродинамічну модель, яка описує часові зміни тиску і об’ємної швидкості течії крові в артеріях. Незважаючи на її відносну простоту, вона дозволяє встановити зв’язок між ударним об’ємом крові (об’єм крові, який викидається шлуночком серця за 1 сек.), гідравлічним опором периферійної частини системи колообігу крові R0, і зміною тиску в артеріях p. Модель Франка (механічна модель кровообігу) представляє кровоносну систему, як деякий пульсуючий насос у сукупності з системою трубок, причому вважається, що всі великі судини артеріальної частини об’єднані в одну камеру (резервуар) з еластичними стінками і дуже малим гідравлічним опором, а всі малі судини – в жорстку трубку з постійним гідравлічним опором. При побудові цієї моделі серцево-судинна система розглядається, по-перше, ізольованою від управляючих впливів з боку організму, тобто в умовах повної саморегуляції і, по-друге, значно спрощеною – з відтворенням лише основних елементів, які є необхідними для аналізу явищ, котрі відбуваються у системі.

Швидкість осідання еритроцитів (ШОЕ)

Швидкість осідання еритроцитів (ШОЕ) дає можливість виявити запальні процеси в організмі людини. Для цього використовують прилад Панченкова, який складається з проградуйованих капілярних піпеток, встановлених в штативі. Кров, попередньо змішану з лимоннокислим натрієм для запобігання її згортанню, засмоктують у піпетки і ставлять в штатив. Відстань, на яку зміщуються еритроцити протягом години, називають швидкістю осідання еритроцитів (ШОЕ). У нормі (у здорових людей) ШОЕ коливається: у жінок в межах 7–12 мм/год, у чоловіків – 3–9 мм/год, що пояснюється різною кількістю еритроцитів у крові чоловіків і жінок.

Густина еритроцитів є більшою від густини плазми, що викликає їх осідання. ШОЕ залежить від білкового складу крові. Так, ШОЕ зменшується при збільшенні в плазмі альбуміну і підвищується при збільшенні глобулінів і, особливо, фібриногену. Наприклад, при вагітності перед пологами кількість фібриногену зростає вдвічі.

Деякі патології, такі як запальні процеси, пухлини, що супроводжуються руйнуванням тканини підвищують тенденцію еритроцитів до арегації (зліплення), що призводить до зростання ШОЕ. 

Значну роль в підвищенні ефективності діагностики патологічних процесів у магістральних артеріях відіграє ультразвукова доплерографія (УЗДГ) метод локації судин, що ґрунтується на ефекті Доплера (ЕД). ЕД полягає у тому, що частота ультразвукових хвиль у діапазоні від 3 до 10 мГц, відбитих від рухомого об'єкту, зокрема від еритроцитів у судинах, змінюється пропорційно змінам швидкості його переміщення. Це дозволяє реєструвати лінійну швидкість і напрямок кровотоку в судинах. УЗДГ успішно застосовується в амбулаторних і клінічних умовах, забезпечуючи можливість, завдяки безпеці багаторазових повторень, спостерігати за динамікою процесу й ефективністю лікувальних заходів. Хоча діапазон змін просвіту, що виявляються за допомогою УЗДГ, магістральних артерій обмежений стенозами середнього і значного ступеня (більше 50%), цей метод дозволяє отримати важливу інформацію, що обґрунтовує необхідність проведення ангіографічних досліджень.

         Ультразвуковий медичний допплерівський прилад визначає зсув таким чином. Відбитий від елементів кровотоку ехосигнал змішується з первинним сигналом генератора і в результаті подальшої фільтрації визначається різниця частот між цими сигналами. З технічної точки зору визначення допплерівського зсуву частот – достатньо складне завдання. Це пояснюється тим, що крім корисних ехосигналів, які формуються внаслідок відбиття від елементів кровотоку, на приймальний тракт доплерівського приладу одночасно надходять набагато потужніші сигнали відбиття від границь внутрішніх органів і стінок судин. Тому однією з основних технічних проблем є виділення слабких корисних доплеровських сигналів. Для цього використовують спеціальні методи демодуляції, фільтрації і режекції сигналів.

         Оскільки, швидкість руху окремих елементів крові змінюється на протязі серцевого циклу і ультразвуковий сигнал відбивається не від одного еритроциту, а від певного об’єму крові із значною кількістю формених елементів, то відбитий ехосигнал містить спектр допплерівських частот, який змінюється з часом.

         Відповідно до швидкостей руху в системі кровообігу і заданих частот випромінювання доплерівський зсув частоти знаходиться в звуковому діапазоні. Так, в нормальних умовах кровоток викликає допплерівський зсув в діапазоні 5-20кГц, а швидкість руху стінок судин і серця дають допплерівський зсув – від 0 до 1200 Гц.

         Так як вухо людини здатне добре розрізняти вищевказані частоти сигналів, то найпростіші доплерівські прилади містять гучномовці для їх звукового супроводження. По його характеру можна швидко навчитись відрізняти нормальний стан від виражених порушень кровотоку.  Саме такий прилад буде використовуватись в лабораторній роботі. Відмітимо, що за допомогою таких приладів можна дати тільки певну якісну оцінку кровотоку, яка тим більш є суб’єктивною і залежить від досвіду лікаря. Але в багатьох випадках отримана інформація може бути дуже корисною.

         В більш складних приладах для отримання детальної інформації про характер руху елементів кровотоку використовується спектральний аналіз сигналів. Метод спектрального аналізу дозволяє отримати розподіл за швидкістю елементів кровотоку через зв’язаний з ним частотний розподіл доплерівських сигналів. Кожна частотна складова на виході спектроаналізатору в цих приладах відповідає певній швидкості руху елементів кровотоку, причому амплітуда спектральних сигналів характеризує кількість елементів кровотоку в вимірювальному об’ємі, які рухаються з даною швидкістю.

Тривимірне уявлення типового спектру кровотоку артерії і перехід до його двовимірного зображення на екрані монітору допплерівського приладу наведене на рис. 2. В цьому випадку амплітуда кожної доплерівської частоти відображається яскравістю свічення або певним кольором.

Даний метод також дає змогу кількісної оцінки кровотоку, наприклад, вимірювання таких параметрів як максимальна систолічна швидкість, кінцева діастолічна швидкість, середня швидкість за один серцевий цикл.

         На рис. 3 зображений багатофункціональний ультразвуковий медичний прилад на базі персонального комп’ютера для допплерівських обстежень за спектральним методом.

         Розглянутий метод має такі обмеження:

– немає можливості визначення кута між напрямом випромінювання і напрямом кровотоку в судині (кут α, рис. 1), що ускладнює  перерахунок допплерівського зсуву в швидкість кровотоку;

– немає можливості для точного вимірювання діаметру судин і, відповідно, об’ємного кровотоку.

 

В найсучасніших доплерівських приладах вищевказані проблеми вирішуються за рахунок одночасного використання ультразвукового В-сканування (див. частину I) ш допплерівського дослідження. Результатом роботи таких приладів є кольорове зображення кровотоку в судинах досліджуваних тканин. При цьому певний колір відповідає певний швидкості кровотоку. На рис. 4 зображений один з апаратів такого типу, а на рис. 5 наведено приклад дослідження сонної артерії за його допомогою.

 

В сучасній медицині використовують наступні методи доплерографії:

Потокова спектральна допплерографія (ПКД)

Призначена для оцінки кровотоку у відносно великих судинах і камерах серця. Основним видом діагностичної інформації є спектрографічним запис, що представляє собою розгортку швидкості кровотоку в часі. На такому графіку по вертикальній осі відкладається швидкість, а по горизонтальній - час. Сигнали, які відображаються вище горизонтальної осі, йдуть від потоку крові, спрямованого до датчика, нижче цієї осі - від датчика. Крім швидкості і напряму кровотоку, по виду допплеровської спектрограми можна визначити характер потоку крові: ламінарний потік відображається у вигляді вузької кривої з чіткими контурами, турбулентний - широкої неоднорідною кривої.

Безперервна (постійнохвильова) ПСД

Заснована на постійному випромінюванні і постійному прийомі відбитих ультразвукових хвиль. При цьому величина зсуву частоти відбитого сигналу визначається рухом всіх структур на шляху ультразвукового променя в межах глибини його проникнення. Недолік: неможливість ізольованого аналізу потоків в строго визначеному місці. Переваги: допускає вимір великих швидкостей потоків крові.

Імпульсна ПСД

Заснована на періодичному випромінюванні серій імпульсів ультразвукових хвиль, які, відбившись від еритроцитів, послідовно сприймаються тим же датчиком. У цьому режимі фіксуються сигнали, відображені тільки з певної відстані від датчика, які встановлюються на розсуд лікаря. Місце дослідження кровотоку називають контрольним об'ємом. Переваги: можливість оцінки кровотоку в будь-якій заданій точці.

Кольорове допплерівське картування (КДК)

Засноване на кодування в кольорі значення допплерівського зсуву випромінюваної частоти. Методика забезпечує пряму візуалізацію потоків крові в серці і у відносно великих судинах. Червоний колір відповідає потоку, що йде в бік датчика, синій - від датчика. Темні відтінки цих кольорів  відповідають низьким швидкостям, світлі відтінки - високим. Недолік: неможливість отримання зображення дрібних кровоносних судин з маленькою швидкістю кровотоку. Переваги: дозволяє оцінювати як морфологічний стан судин, так і стан кровотоку по ним.

Енергетична допплерографія (ЕД)

Заснована на аналізі амплітуд всіх ехосигналів допплерівського спектру, що відображають щільність еритроцитів в заданому обсязі. Відтінки кольору (від темно-оранжевого до жовтого) несуть відомості про інтенсивність ехосигналу. Діагностичне значення енергетичної допплерографії полягає в можливості оцінки васкуляризації органів і патологічних ділянок. Недолік: неможливо судити про напрямок, характер і швидкості кровотоку. Переваги: відображення отримують всі судини, незалежно від їх ходу щодо ультразвукового променя, у тому числі кровоносні судини дуже невеликого діаметру і з незначною швидкістю кровотоку.

Тривимірне допплерівське картування і тривимірна ЕД

Методики, що дають можливість спостерігати об'ємну картину просторового розташування кровоносних судин в режимі реального часу в будь-якому ракурсі, що дозволяє з високою точністю оцінювати їх співвідношення з різними анатомічними структурами і патологічними процесами, у тому числі із злоякісними пухлинами. У цьому режимі використовується можливість запам'ятовування декількох кадрів зображення. Після включення режиму дослідник переміщує датчик або змінює його кутове положення, не порушуючи контакту датчика з тілом пацієнта. При цьому в приладі запам'ятовуються послідовні кадри зображення, отримані в різних ракурсах. На основі отриманих кадрів у пристрої обробки системи реконструюється псевдотривимірне зображення тільки кольоровий частини зображення, що характеризує кровоток у судинах. Це тривимірне зображення судин можна повертати і спостерігати з різних сторін. Недоліком такого способу отримання тривимірного зображення є можливість великих геометричних спотворень через те, що важко забезпечити рівномірне переміщення датчика вручну з потрібною швидкістю при реєстрації інформації. Метод дозволяє отримувати тривимірні зображення без спотворень, називається методом тривимірної ехографії (3D).

 

УЛЬТРАЗВУКОВА ДІАГНОСТИЧНА АПАРАТУРА

 

Фізичні та математичні основи ультразвукової діагностики

Ультразвук - це досить широка область механічних коливань, що лежать за межею порогу чутливості людського вуха (вище 16 кГц).

Ультразвук отримують за допомогою зворотного п'єзоелектричного ефекту ПЕЕ (РЕ), фізична суть якого полягає у тому, що при прикладенні до торцевої поверхні пластини з кварцу чи титанату барію (тибару) змінної електричної напруги пластина буде періодично змінювати свою товщину (стиск - розтяг). В свою чергу це призведе до того, що в прилягаючих до пластини шарах зовнішнього середовища виникає то розрідження, то згущення частинок середовища, тобто виникають механічні коливання ультразвукової частоти. Ультразвукові хвилі здатні відбиватися від границь різнорідних середовищ, мають властивості фокусування, дифракції і інтерференції. Якщо акустичний опір середовищ відрізняється різко, то відбивання ультразвуку сильно зростає. Так відбувається на границі біологічних тканин з повітрям. До того ж повітря сильно поглинає ультразвук. Звідси витікає основна і найважливіша вимога до методики ультразвукової діагностики - забезпечення безповітряного контакту ультразвукового випромінювача з ділянкою тіла. Для цього використовують так звані контактні середовища: вазелін, гліцерин, ланолін, дегазовану воду. Відбивання ультразвукових хвиль залежить і від кута їх падіння на зону дії. Чим більше цей кут відхиляється від перпендикуляра, проведеного до поверхні середовища, тим більший коефіцієнт відбивання. Тому при проведенні процедури ультразвуковий випромінювач повинен дотикатися до шкіри всією своєю поверхнею, оскільки тільки в цьому випадку можлива ефективна передача енергії тканинам. Ультразвук поглинається тканинами нерівномірно: чим більший акустичний опір тканин, тим більше поглинання. Поглинання ультразвуку зумовлено внутрішнім гальмуванням, тертям, і співударами частинок середовища,що коливаються.

Глибина проникнення ультразвуку залежить від його частоти і від особливостей самих тканин. Прийнято вважати, що в умовах цілісного організму ультразвук частотою 800-1000 кГц розповсюджується на глибину 8-10 см, а при частоті 2500-3000 кГц - на 1-Зсм.

Біофізична дія ультразвуку тісно пов'язана зі змінним акустичним тиском, а особливо з силами, що розвиваються внаслідок великих прискорень частинок в досліджуваних тканинах.

Енергетичні параметри ультразвуку

Ультразвукова енергія є сумою кінетичної енергії коливальних частинок і потенційної енергії пружної деформації середовища, вимірюється в джоулях (Дж) (СІ). Акустична потужність являє собою енергію, що переноситься за одиницю часу через поверхню, перпендикулярну до напрямку розповсюдження звукової хвилі, вимірюється в ватах (Вт).

Інтенсивність ультразвуку вимірюється в Вт/м (СІ), але у фізіотерапії затвердилась розмірність Вт/см2.

В медицині прийнято виділяти три діапазони інтенсивностей:

·        0,05-0,6 Вт/см" - низький рівень інтенсивності;

·        0,6-1,2 Вт/см" - середній рівень інтенсивності;

·        вище 1,2 Вт/см2 - надтерапевтичний, високий рівень інтенсивності.

 

Механізм фізіологічної і лікувальної дії ультразвуку

В механізмі дії ультразвуку виключна роль належить впливу його на біоструктури, перш за все на воду. Чутливі до ультразвуку і білки. Під його впливом виникає конформаційний ефект, що викликається або розривом бічних зв'язків між ділянками поліпептидного ланцюга або зсувом гідратаційних і сольватаційних процесів. Під впливом ультразвуку відбувається конформаційна перебудова мембран, при цьому підвищується проникливість гістогематичних бар'єрів і здійснюється зсув рН в лужну сторону.

Взагалі при впливі ультразвуку на організм виникає ряд процесів, які в схематичному вигляді зображено на рис. 2.3.

Однією із основних вимог, що висуваються до ультразвукових діагностичних ехотомоскопів, є необхідність забезпечити високу якість ехозображення внутрішніх органів. Виконання цієї вимоги, насамперед, залежить від характеристик ультразвукового перетворювача, який випромінює і приймає акустичні коливання в області дослідження, а також перетворює акустичні коливання в електричні і навпаки. Для формування двовимірного ехозображення перетворювач повинен здійснювати сканування, тобто послідовне переміщення акустичного променя в області дослідження.

Особливістю роботи ультразвукового перетворювача в медичних діагностичних приладах є необхідність фокусування акустичного променя.

Методи динамічного фокусування МДФ (DF) основані на використанні багатоелементних решіток перетворювачів і потребують досить високого технологічного рівня для їх реалізації. Додаткових труднощів додають пристрої керування фокусуванням, які повинні забезпечувати роботу в реальному масштабі часу. Похибки виготовлення гратки, дискретність і помилки керування фокусуванням можуть призводити до спотворення форми променя і погіршення якості ехозображення.

В багатоелементних перетворювачах з електронним керуванням сканування, як правило, один і той же пристрій здійснює керування скануванням і фокусуванням, тому ці дві задачі доцільно розглядати разом.

В ультразвукових зондах з механічним скануванням задача фокусування вирішується незалежно на основі використання кільцевої гратки перетворювачів з електронним керуванням.

 

Характеристики акустичного поля перетворювача

Якість і точність формування ехозображень визначаються роздільною здатністю по глибині і поперечною роздільною здатністю, що залежить від характеристик полів випромінювання і прийому перетворювача. Поле випромінювання визначається тиском або інтенсивністю, що створюються перетворювачем у режимі випромінювання в довільній точці простору. Просторовий розподіл поля у відносних одиницях називається діаграмою випромінювання. Діаграма випромінювання за тиском являє собою залежність тиску випромінювання від координат точки, у якій визначається цей тиск. Як правило, розглядаються перерізи діаграми випромінювання площиною, що проходить через вісь випромінювача. При цьому будується залежність тиску від лінійної координати, вісь якої перпендикулярна до осі випромінювання. Слід зазначити, що в загальному випадку характер перерізу діаграми випромінювання залежить від глибини, тобто відстані від випромінювача до осі координат, вздовж якої розглядається зміна інтенсивності [14].

Іноді будується залежність тиску від кутової координати, і відлік починається від осі випромінювання. У цьому випадку прийнято говорити про діаграму спрямованості випромінювача. При досить великих глибинах, у так званій "далекій зоні" випромінювання, нормована діаграма спрямованості не залежить від глибини.

Центральна частина діаграми випромінювання, в межах якої зосереджена основна енергія випромінювання, називається головним променем чи основною пелюсткою. На практиці за нижнє значення тиску випромінювання, що визначає ширину діаграми, беруть рівень (-10) чи (-20) дБ від максимального значення. Іноді говорять про ширину діаграми за рівнем половинної потужності (-6 дБ). У ряді випадків, коли має місце зменшення рівня до 0, як оцінки ширини основної пелюстки використовують відстань між найближчими до максимуму нулями.

Крім основної пелюстки діаграма може мати бічні пелюстки, відносний рівень яких визначає небажане бічне випромінювання.

В тому випадку, коли випромінювання е неперервним, діаграма випромінювання постійна в часі. При імпульсному випромінюванні діаграма є функцією часу, досягаючи максимального значення в даній точці простору до часу приходу в цю точку максимуму імпульсу випромінювання.

Поле прийому визначається тиском чи інтенсивністю, що виникають на поверхні приймального перетворювача в результаті впливу на нього ультразвукового випромінювання, зокрема, розсіяного випромінювання, створюваного сукупністю відбивачів внаслідок опромінення зондувальним сигналом. Природно характеризувати приймальні можливості перетворювача за допомогою діаграми на прийом, яка визначається як результат впливу на приймальний перетворювач точкового випромінювача, що переміщується в просторі. Так само, як у випадку діаграми випромінювання, звичайно розглядаються перерізи приймальної діаграми площиною, що проходить через вісь (напрямок) прийому. Усе вищесказане про діаграми випромінювання поширюється і на приймальні діаграми.

В режимі випромінювання-прийому просторова вибірковість системи характеризується добутком діаграм випромінювання і прийому.

Методи сканування і фокусування в ультразвукових діагностичних системах

В сучасній ультразвуковій діагностичній апаратурі використовуються датчики Д (S) трьох типів: механічні секторні, електронні секторні та лінійні, які залежно від технології виготовлення і технічних характеристик забезпечують практично всю гаму УЗ функціональних досліджень.

Механічне секторне сканування MCC (MSS) забезпечує перевагу малої площини контакту з тілом пацієнта у поєднанні з широким оглядовим полем у дальній зоні, тому ідеально відповідає тим варіантам застосування апаратури, де є обмежений доступ до досліджуваної частини тіла.

Застосовується для формування УЗ-зображень голови новонародженого, серця, кісткового сканування та гінекологічних досліджень.

У ротаційних сканерів кілька окремих ультразвукових випромінювачів обертаються навколо загальної осі, а у коливальних сканерів один ультразвуковий випромінювач здійснює коливальні рухи відносно свого нульового положення.

Оскільки механічні секторні сканери працюють з одним або декількома УЗ випромінювачами, то вони забезпечують таку ж високу роздільну здатність, як і комбіновані сканери.

Одним із небагатьох їх недоліків є обмежена ширина зображення в ближньому полі УЗ випромінювача.

Електронне секторне сканування ЕСС (ESS).

Аналогічно до механічних сканерів в медичній практиці застосовуються і електронні секторні сканери. сканера

 

Лінійне сканування (ЛС).

При лінійному скануванні 64 або більше елементарних УЗ перетворювачів розміщені в ряд один біля одного. Замість механічного або електронного сканування тут використовується підключення поряд розміщених перетворювачів в певний час (із зсувом по фазі) за допомогою електронного керування.