МЕДИЧНІ ПРИЛАДИ ТА АПАРАТИ КОНТРОЛЮ ГЕМОДИНАМІЧНИХ ПРОЦЕСІВ

Медичні прилади та апарати контролю гемодинамічних процесів

 

Допплерівська ультразвукова апаратура

 

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.

Загальна формула для обчислення частоти хвиль, які приймаються приймачем, внаслідок руху джерела хвиль і приймача має вигляд:

 

                                       (1)

де:    – частота хвиль, які приймає приймач;

        – частота хвиль, які генерує джерело;

         – швидкість руху приймача;

       . – швидкість руху джерела;

          – швидкість хвилі

Знаки у верхніх частинах чисельника і знаменника відповідають випадку, коли джерело і приймач рухаються назустріч; знаки внизу – коли джерело і приймач віддаляються один від одного.

При роботі медичного допплерівського приладу в м’які тканини організму випромінюється ультразвукова хвиля (рис. 1), після чого відбувається прийом та аналіз відбитих ехосигналів від рухомих елементів крові у кровоносних судинах (головним чином еритроцитів).

 

Рис. 1. Принцип роботи допплерівського приладу

 

         В такому випадку датчик та еритроцит по черзі відіграють роль джерела та приймача ультразвукових хвиль. Спочатку джерелом хвиль є датчик, який забезпечує випромінювання первинної ультразвукової хвилі у тканини з частотою ν_дж . Приймачем хвилі при цьому виступає еритроцит:

 

                 (2)

де:     – частота хвиль, які приймає еритроцит;

           – швидкість ультразвуку у тканинах;

            – швидкість руху еритроциту

 

Потім еритроцит, який відбиває цю хвилю, відіграє роль вторинного джерела, а приймачем (з частотою ν_пр.) в цьому випадку є датчик:

 

 

.                 (3)

 

З формул (2) і (3)  (включаючи, що ) можна отримати:

 

.             (4)

         Різниця , яка залежить від швидкості руху елементів кровотоку кровотоку, називається допплерівським зсувом частоти.

         Ультразвуковий медичний допплерівський прилад визначає зсувтаким 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.

Рис.2

Рис.3

 

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).

 

                 

Рис. 4                                                                    Рис.5

 

Лабораторна робота:

«Отримання доплеріваського сигналу кровотоку за допомогою приладу «Мінідоп»

 

Опис приладу

         В лабораторній роботі використовується портативний ультразвуковий прилад “Мінідоп”, призначений для слухового дослідження кровотоку і визначення серцебиття людини.

         Сфера застосування: діагностика захворювань в клініці судинної хірургії і акушерській практиці. “Мінідоп” може використовуватись в умовах стаціонарного і амбулаторного прийому пацієнтів. Зовнішній вигляд приладу зображено на рис. 6.

 

Рис. 6

 

         Отримання доплерівських сигналів кровотоку виконується в результаті випромінювання ультразвукової хвилі і прийому ехосигналів, відбитих від еритроцитів за допомогою датчика, який прикладається до місця локалізації артерії.

         Технічні характеристики приладу наведені в табл. 1.

Таблиця 1

 

 

Ознайомлення з роботою приладу “Мінідоп”.

Для отримання допплерівського сигналу кровоточу потрібно:

–        Увімкнути прилад, повернувши ручку увімкнення живлення  максимально  доверху

–        Змастити датчик ультразвуковим гелем.

–        Локалізувати на лівій руці променеву артерію так, як показано на рис. 7а.

 

 а       б

Рис.7

–        Встановити датчик перпендикулярно до місця локалізації променевої артерії (рис. 8б)

–        Повторити пп. 2.3-2.4. для правої руки.

–        Локалізувати зліва зовнішню сонну артерію так, як показано на рис. 8а.

 

  а        б

Рис.8

 

–        Встановити датчик перпендикулярно до місця локалізації сонної артерії (рис. 36б.) і вислухати відповідні допплерівські сигнали.

–        Повторити пп. 2.6.-2.7. для правої зовнішньої сонної артерії.

–        Локалізувати зліва скроневу артерію так, як показано на рис. 9а.

 

 а     б

Рис. 9

 

–        Встановити датчик перпендикулярно до місця локалізації лівої скроневої артерії (рис. 9б.) і вислухати відповідні доплерівські сигнали

–        Повторити пп. 2.9.-2.10. для правої скроневої артерії.

–        Закінчити дослідження, повернути ручку увімкнення живлення у вихідне положення.

 

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).

Графічно він зображається в вигляді синусоїди, додатні півхвнлі якої відповідають згущенню в середовищі, а від’ємні – розрідженню, це можна побачити на рис. 2.1.

Рисунок 2.1 – Згущення і розрідження, графічне зображення хвиль:

.-довжина хвилі; А – амплітуда; Р – акустичний тиск

 

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.

Рисунок 2.2. Процедура УЗ дослідження

 

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.

Частота коливань пов’язана з довжиною хвилі . простим співвідношенням:

                   (2.1)

де с – швидкість розповсюдження ультразвукових хвиль в даному середовищі, м/с;  – частота коливань, кГц.

Швидкість, з якою частинки середовища коливаються навколо середнього положення, називається коливальною. Коливальна швидкість V визначається виразом:

           (2.2)

де  – кутова частота, кГц;

А – амплітуда зміщення частинок середовища, м;

t – час, с;

х – відстань частинки, що коливається від джерела коливань, м;

с – швидкість розповсюдження коливань в середовищі, м/с;

В енергетичному співвідношенні реальні коливальні системи характеризуються зміною енергії внаслідок часткової її затрати на роботу проти непотенціальних сил тертя і випромінювання в зовнішнє середовище. В пружному середовищі коливання постійно затухають. Для характеристики затухаючих коливань використовують коефіцієнт затухання (S), логарифмічний декремент () і добротність (Q).

Коефіцієнт затухання відображає швидкість зменшення амплітуди з плином часу. Якщо позначити час, протягом якого амплітуда зменшується в е=2,718 раза, через , то:

                     (2.3)

Зменшення амплітуди за один цикл характеризується логарифмічним декрементом, рівним натуральному логарифму відношення двох амплітуд, що розділені періодом. Розв’язок такого рівняння показує, що логарифмічний декремент дорівнює відношенню періоду коливань до часу затухання:

                    (2.4)

Добротність системи – це величина, яка дорівнює числу повних коливань, що відповідають зменшенню амплітуди в е раз. Число періодів, що вкладається в цей проміжок часу, чи добротність О, виражається формулою

                         (2.5)

 

Слід взяти до уваги, що добротність кварцової пластинки, що застосовується як випромінювач ультразвукових коливань, дорівнює 100000.

Користуючись поняттям добротності механічної системи, можна вивести формулу власної частоти затухаючих коливань:

                    (2.6)

Властивість середовища проводити акустичну енергію, в тому числі і ультразвукову, характеризується акустичним опором. Чисельно питомий акустичний опір Z знаходиться як добуток густини середовища р на швидкість с розповсюдження в ній ультразвукової хвилі:

                                      (2.7)

Питомий акустичний опір вимірюється в Па с/м (СІ).

Максимальне значення змінного акустичного тиску (амплітуда тиску) може бути розраховано через амплітуду коливання частинок:

                                   (2.8)

де Р— максимальний акустичний тиск (амплітуда тиску), Па; /- частота, кГц;

с – швидкість розповсюдження ультразвуку, м/с; р — густина середовища, кг/мЗ.

В результаті дії пружних і інерційних сил виникає прискорення, що змінює напрямок протягом періоду. Амплітудне значення прискорення а визначається виразом:

                                           (2.9)

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.

 

Рисунок 2.3 – Схема взаємодії ультраакустичної енергії з біологічним середовищем і реакції організму

 

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.

В загальному випадку, коли маємо випромінювальний перетворювач чи систему перетворювачів з амплітудним розподілом тиску на розвороті (апертурі) Р (u,v), просторове поле випромінювання для амплітуди неперервного синусоїдального сигналу може бути знайдене за допомогою інтегрального перетворення Гріна:

               (2.12)

де К— нормувальний множник;

– хвильовий коефіцієнт (X – довжина хвилі в середовищі, що відповідає частоті випромінювання);

Для того, щоб врахувати залежність характеристик поля від часу, використовується вираз, що описує просторово-часове поле випромінювання синусоїдального сигналу (рис. 2.5):

 

(2.13)

 

Рисунок 2.4 – Просторове поле      Рисунок 2.5- Поле випромінювання

випромінювання                             в сферичних координатах

 

Для імпульсного сигналу з комплексною обвідною U(t) цей інтеграл має вигляд

(2.14)

Наведені інтегральні співвідношення отримані при умовах, що напрямок випромінювання збігається з напрямком осі Z, розміри випромінювача істотно більші за довжину хвилі випромінювання, поле випромінювання обчислюється на порівняно невеликих кутових відстанях від осі Z, при цьому на глибинах, що перевищують розмір апертури. Як випливає із результатів аналізування поля випромінювання плоских випромінювачів, на інтервалі глибин від площини випромінювача до фокуса ширина основної пелюстки значно більша за її ширину в фокусі. Для типових значень діаметра круглої апертури 2а=13мм і частоти 3,5 МГц фокусна відстань F = Fh-——=130 мм. Цей інтервал складає суттєву частину максимальної глибини зондування 180…240 мм, що прийнята для частоти 3,5 МГц. Тому для підвищення роздільної здатності в поперечному напрямку на малих глибинах необхідно використовувати різні способи фокусування випромінювачів.

На рис. 2.7 схематично зображені типи випромінювачів, які найбільш часто використовуються.

Перші шість типів фокусувальних випромінювачів мають фіксовану фокусну відстань. Останні чотири типи випромінювачів дозволяють забезпечити зміну фокусної відстані за допомогою спеціальних електронних схем керування фокусуванням.

Характеристики поля випромінювання для сфокусованих випромінювачів доцільно досліджувати на прикладі перетворювача сферичної форми, оскільки основні співвідношення, що визначають ці характеристики, є спільними для всіх типів фокусувальних випромінювачів.

На рис. 2.6 та 2.8 наведені перерізи поля випромінювання сферичних випромінювачів з діаметром 2а і різним нормованим радіусом сфери А = Rc/(а1 / Л) (Rc – радіус кривизни сфери): Л=0,53 (рис. 2.7) та Л=0,27 (рис. 2.8). Поля розраховувалися тим же методом математичного моделювання, що і розглянуті вище поля плоских випромінювачів, для діаметра 2а=15 мм, частоти f0=2 МГц і кількості періодів імпульсів /7=2. Перерізи подані для рівнів -3; -6; -10 дБ.

Прн збільшенні радіуса кривизни фокусна відстань і максимум інтенсивності на осі випромінювання віддаляється від випромінювача і наближається до точки а Гк. Кутова ширина головної пелюстки в зонах фокуса для кожного радіуса кривизни випромінювача близька до величини, що визначається співвідношенням

(2.15)

де коефіцієнт К залежить від рівня (відносно максимуму), за яким визначається ширина головної пелюстки. Так, для рівня половинної потужності (-6 дБ) величина Л”~1,12, а для рівня, що відповідає першим нулям діаграми направленості, К~\,22, так само, як для плоского випромінювача.

Рисунок 2.6 – Поле випромінювання круглого сферичного випромінювача з відносним радіусом кривизни А=0,53

 

Рисунок 2.7 – Типи фокусувальиих випромінювачів:

а – перетворювач сферичної форми; б – плоский перетворювач з плоско- ввігнутою “прискорювальною” лінзою з матеріалу зі швидкістю звуку, що перевищує швидкість звуку в середовищі розповсюдження; в – плоский перетворювач з плоско- випуклою “уповільнювальною” лінзою з матеріалу зі швидкістю звуку, що менша швидкості звуку в середовищі розповсюдження; г – сполучення перетворювачів ввігнутої форми з одним із типів лінз; д – перетворювач з неоднорідною лінзою, в якій показник заломлення матеріалу змінюється за певним законом (наприклад, лінза Люнеберга); е- перетворювач із дзеркальним відбивачем; ж – плоска кільцева антенна гратка (annular array), в якій кожне із концентричних кілець збуджується незалежно з певною затримкою для того, щоб сформувати фронт хвилі потрібної форми; и – сферична кільцева антенна гратка; к – лінійна антенна гратка; л – випукла (конвексна) антенна гратка.

 

Таким чином сімейство перерізів головної пелюстки поля випромінювання (за певним рівнем) для круглих випромінювачів одного діаметра, але сфокусованих на різні глибини, має обвідну у вигляді конічної поверхні з кутом при вершині.

Рисунок 2.8 – Поле випромінювання круглого сферичного випромінювача з радіусом кривизни А=0,27

 

Кільцеві антенні гратки

Для суттєвого збільшення розміру зони фокусування круглих випромінювачів використовується кільцева антенна гратка з незалежним збудженням кожного з концентричних кілець зондувальними імпульсами (рис. 2.9). Зондувальні імпульси за допомогою спеціальної схеми керування подаються на кільця з такими взаємними затримками, що збуджувані ними акустичні імпульси утворюють фронт випромінювання, близький до сферичного, для отримання фокуса випромінювання в точці F. Радіуси кілець, як правило, вибираються таким чином, щоб площі кожного з них (за виключенням зазорів між кільцями) були близькі один до одного. Нееквідистантність ширини кілець дозволяє дещо зменшити рівень бокових пелюсток, які виникають внаслідок змін апертури.

На рис. 2.9 показана кільцева гратка з п’яти кілець, на які подаються імпульси з обвідними, зсунутими один відносно одного, щоб сформувати сферичний фронт випромінюючої хвилі. Залежно від зміни радіуса цього сферичного фронту змінюється положення фокуса F по глибині, а також положення зони фокусування.

 

Рисунок 2.9 – Кільцева антенна гратка

 

В режимі випромінювання встановлюється те положення фокуса, яке потрібне для забезпечення найкращої роздільної здатності в заданому інтервалі глибин.

В режимі прийому використовується динамічне фокусування, при якому в процесі прийому ехоснгналів із збільшенням глибини, на якій знаходяться відбивальні структури, здійснюється переключення фокуса для того, щоб отримати хорошу поперечну пропускну здатність на потрібному діапазоні глибин.

 

Типи граток і способи сканування

Некогерентна гратка НГ (IG) з окремим скануванням PC (SC). В некогерентній гратці кожен елемент здійснює сканування заданої області окремо від інших, після чого інформація, яка отримана елементами, об’єднується. Метод сканування кожного елемента – механічний чи електронний. В останньому випадку кожний з елементів сам є граткою. Об’єднання інформації реалізується шляхом використання відомих алгоритмів відбору максимального значення сигналу для кожної точки досліджуваної області чи додавання (з відповідними масами) сигналів від елементів ґратки в кожній точці. Така некогерентна обробка сигналів при різниці ракурсів спостереження дозволяє покращити кутову пропускну здатність порівняно з одним елементом і покращити можливість спостереження внутрішніх структур за рахунок того, що межі цих структур краще спостерігаються тими елементами, вісь випромінювання яких направлена перпендикулярно до межі (рис. 2.10).

Рисунок 2.10- Некогерентна гратка з окремим скануванням

В відомих системах з некогерентними ґратками використовується механічне сканування елементів, заглиблених в акустично прозору рідину, тому такі системи називаються імерсійними. В системі „Octoson” фірми Ausonics (Австралія) є вісім окремих сканувальних випромінювачів, кожен з апертурою діаметром приблизно 10 см, що дозволяє отримати хорошу кутову пропускну здатність і високу чутливість.

Час отримання кадру зображення п елементами дорівнює

                        (2.16)

де т – число акустичних рядків;

z„ – максимальна відстань від випромінювача до задньої межі області огляду.

 

При n=100, z„ = 40 см і С = 1540 м/с час отримання кадру в 8- елементній системі Т_к = 0,4 с. Звичайно в некогерентній системі важко спостерігати структури, що рухаються. І навіть дихання в ряді випадків може погіршувати зображення, що спонукає обмежувати кількість елементів в гратці для зменшення часу отримання кадру.

Лінійно-сканувальні гратки

Гратки цього типу складаються з N елементів, розміщених на одній осі. Для отримання зображення в кожному зондуванні діаграма направленості ДН (diagram of orientation) формується тільки частиною елементів, що дорівнює n .

Типові параметри лінійно-сканувальних ґраток: число комутувальннх елементів 64…256; число елементів, які формують ДН, 4… 16; крок гратки (залежно від частоти) 0,2…0,4 мм; загальна довжина апертури 45… 120 мм; зазор між елементами 0,05…0,09 мм.

Сканування в гратці проводиться шляхом переключення елементів. Для отримання інформації в одному напрямку (по одному акустичному рядку) збуджувальні імпульси подаються на підгратку з п елементів, після чого ці ж п елеменів переключаються на прийом. В результаті формується діаграма випромінювання, яка показана штрих-пунктирною лінією на рис. 2.11, поз.1, діаграма на прийом (штрихова лінія) і результувальна діаграма, яка дорівнює перетворенню приймальної і передавальної діаграм (зображена суцільною лінією). При необхідності в процесі прийому може використовуватися режим динамічного фокусування. Напрямок акустичного рядка, як правило, перпендикулярний до осі розміщення елементів.

Для отримання наступного акустичного рядка відключається один з елементів на початку підгратки з п елементів і підключається додатково елемент в кінці, тобто вся підгратка пересувається в просторі на величину, яка дорівнює кроку гратки d. Відповідно на крок переміщається в просторі паралельно попередньому напрямку акустичний рядок (рис. 2.11, поз. 2). В тому випадку, коли потрібно перемістити акустичний рядок на половину кроку гратки, то на випромінювання підключаються перші п елементів (як в поз. 1), а на прийом гратка переміщається на крок. Положення діаграм на прийом і передачу, а також результувальної діаграми показані на рис. 2.11, поз.З. Меншу дискретність переміщення акустичного рядка можна отримати, якщо прн формуванні гратки на прийом елемент на початку не відключається, а елемент в кінці підключається, так що приймальна апертура складається з (п+1) елементів. В результаті забезпечується переміщення акустичного рядка на чверть кроку гратки (рис. 2.11, поз. 4).

Рисунок 2.11 – Комутація елементів при скануванні в лінійній гратці

 

На рис. 2.12 показана схема пристрою керування скануванням лінійної ґратки ЛГ (LG).

Комутатор п з N забезпечує підключення як на передачу, так і на прийом елементів ґратки в необхідній кількості. В режимі передачі ці елементи збуджуються сигналами від генераторів, які запускаються з потрібними взаємними затримками за сигналами від контролера керування скануванням. В режимі прийому ехоснгнали надходять на попередні підсилювачі і після підсилення – на комутувальні лінії затримки, які також керуються контролером. З виходу ліній затримки сигнали додаються і подаються в приймач.

Випукла (конвексна) гратка

Випукла гратка {protuberant grate) відрізняється від лінійної тим, що елементи розміщуються на поверхні, яка являє собою частину циліндра. В ній так само, як і в лінійній гратці, діаграма несправності ДН (FF) формується тільки частиною елементів і сканування здійснюється переключенням групи елементів. Осі формувальних променів вже не паралельні один відносно одного. Розходячись в площині сканування (рис. 2.ІЗ), вони утворюють віяло променів. Глибина перетину сусідніх променів тим більша, чим менший радіус кривизни поверхні ґратки. Тому для випуклої ґратки більш важливо, ніж для лінійної, зменшувати дискретність переключення променя чи використовувати підкачку променя.

Рисунок 2.12 – Пристрій керування скануванням

Рисунок 2.13 – Конвексна гратка

 

Схема керування скануванням випуклої гратки аналогічна схемі керування лінійної гратки. Випукла гратка поєднує перевагу лінійного сканування – широка зона огляду структур, близько розташованих до поверхні зонда, і перевагу секторного сканування – широка зона огляду глибоко розташованих структур.

З цієї причини випуклі гратки знаходять все більш широке застосування в сучасних ехотомоскопах, не дивлячись на більшу складність у виготовленні, керуванні скануванням і фокусуванням, ніж лінійнігратки.

Методи ультразвукової ехо-імпульсної візуалізації знайшли широке застосування в медицині, хоча закладені в їх основу наукові принципи поки що не до кінця зрозумілі. Існуючі ехосистеми нараховують багато видів. Досить умовно можна уявити, що всі вони складаються з шести основних взаємопов’язаних частин відповідно до рис. 2.14.

Рисунок 2.14 – Блок-схема, що показує зв’язок між основними вузлами ехо-імпульсних діагностичних систем

 

Рисунок 2.15 – Апарат для УЗ діагностики ALOKA SSD-2000 (АЛОКА)

 

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.

Схема механічного секторного сканера наведена на рис. 2.16

Рисунок 2.16 – Схема механічного секторного сканера

 

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, схема одного із них наведена на рис. 2.17.

Рисунок 2.17 – Схема електронного секторного сканера

 

Лінії розходження зображення формуються завдяки збудженню окремих елементів (об’єднаних в лінійну детекторну схему). При цьому для кожної лінії зображення ця затримка протягом часу постійно змінюється. На практиці сканери такого типу називаються випукло- секторними сканерами і забезпечують високу якість зображення, широке оглядове поле в дальній зоні, зберігаючи при цьому добре оглядове поле у ближній зоні. Ще однією перевагою таких сканерів є те, що вони забезпечують значно вищий рівень завадо- та артефактостійкості порівняно із звичайними фазованими матрицями.

Слід відзначати, що секторне сканування порівняно із лінійним перевершує його, тому що забезпечує вищу якість зображення і дозволяє дивитись більші розміри розрізів.

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.

Завдяки тому, що декілька елементів об’єднані в одну групу, досягається висока роздільна здатність в боковому напрямку, що забезпечує високу якість зображення. З кожним імпульсом група перетворювачів переключається на один елемент далі, що означає зсув наступної лінії зображення на один елемент (рис. 2.18).

Рисунок 2.18 – Схема лінійного сканування

 

В схемі із 64 елементами формується УЗ зображення приблизно із 120 ліній. Основним недоліком лінійного сканера є необхідність в значно більшім поверхні контакту датчика із тілом і гірша роздільна здатність, ніж у секторних сканерах.

В 1977 році японська фірма AJ10KA вперше в світі випустила прилад із динамічним фокусуванням ДФ (DF) власної розробки SSD-200B.

З того часу динамічне фокусування отримало широке розповсюдження в мультикристалічних сканерах. Єдиний суттєвий недолік, який має динамічне фокусування, полягає в тому, що із збільшенням кількості фокальних точок зменшується частота кадрів так, що для отримання одного зображення необхідно декілька разів здійснювати сканування, встановлюючи для кожного іншу фокусну відстань.

Рисунок 2.19 – УЗД апарат ШНОЛАЙН-CF (СІМЕНС) 72

 

На практиці це призвело до того, що для збереження прийнятого рівня частоти кадрів доводилось обмежувати кількість можливих фокальних точок, як правило кількістю 4 або менше.

В сучасних сканерах використовується модифіковане повнодіапазонне динамічне фокусування, яке не здійснює негативного впливу на частоту кадрів. Остання залишається незмінною незалежно від кількості фокальних точок. Фокусування в цьому випадку здійснюється за допомогою керуючих комп’ютером багатофокусних ланцюгів. Ультразвуковий промінь, який формується в реальному часі, дуже тонкий і нагадує шовкову нитку.

Одним із різновидів динамічного фокусування є електронне фокусування ЕФ (EF), яке покладено в основу побудови багатошарових датчиків надвисокої щільності. В цьому випадку використовуються полікристалічні структури, які дозволяють простим шляхом змінювати фокусну відстань і забезпечують динамічне фокусування в реальному масштабі часу.

До недоліків такого виду фокусування слід віднести те, що передня частина променя відрізняється від ідеальної, оскільки має форму, яка нагадує квадрат.

Для виправлення цього недоліку використовуються менші за розміром кристали (половинного розміру), кількість яких значно збільшена. Це дозволяє сформувати ввігнуту поверхню і зменшити спотворення зображень, що в свою чергу, допомагає здійснити повнодіапазонне динамічне фокусування більш ефективно.

                        

Сканування фазованою матрицею  Сканування випуклою стуктурою Механічне сканування

Рисунок 2.20 – Багатошарові датчики надвисокої щільності

 

На рис. 2.20 наведені три типи секторного сканування, кожний із яких має свої переваги в певних варіантах застосування. До них відносяться: сканування за допомогою фазованої матриці, сканування за допомогою випуклої структури і механічне сканування.

Перевага фазованої матриці полягає в тому, що вона має максимальну контактну поверхню стискання із тілом пацієнта забезпечує можливість фокусування на різні глибини, що ідеально підходить для датчиків, призначених для сканування серця.

Недоліком такого датчика є те, що відбитий зворотний сигнал не завжди надходить на датчик під кутом 90°, тому деякі відбиті зворотні сигнали, а з ними і відповідна діагностична інформація, втрачаються.

Цього недоліку позбавлені механічні секторні датчики та випукло- секторні датчики, оскільки напрямок випромінюючого і зворотного променів завжди проходить під кутом 90° відносно поверхні датчика. За рахунок цього досягається більш висока якість зображення, ніж прн використанні фазової матриці (особливо на краях зображення). Однак для механічного секторного сканування неможливо побудувати датчик з високою щільністю кристалів, внаслідок чого зображення має тенденцію до спотворень, а сам датчик не може бути використаний для повнодіапазонного динамічного фокусування в реальному часі.

До недавнього часу необхідно було замінювати датчик при переході від сканування ближньої зони високочастотним датчиком до сканування дальньої зони низькочастотним, що призводило до суттєвих незручностей при проведенні УЗ досліджень (УЗД). Для вирішення цієї проблеми була розроблена система динамічного частотного сканування. Вона забезпечує сканування близької зони сигналом високої частоти, необхідної для високої роздільної здатності, і дальньої зони сигналом низької частоти для значної глибини при роботі з одним і тим же первинним перетворювачем. Динамічне частотне сканування досягається за рахунок мультичастотної і одночастотної передачі, використаної у поєднанні з фільтрацією на змінній смузі пропускання вхідного сигналу, що веде до зміни певної приймальної частоти відповідно до глибини частини тіла, яка досліджується.

Динамічне частотне сканування збільшує роздільну здатність в ближній зоні і глибину проникнення в дальній, порівняно з одночастотними традиційними датчиками.

В типових випадках формування зображень відбувається в частотних діапазонах від 2,5 МГц до 6 МГц або від 5 МГц до 10 МГц.

Електронне фокусування із застосуванням полікристалічних датчиків широко відоме. Воно зручне, оскільки дозволяє простим шляхом змінювати фокусну відстань та забезпечує динамічне фокусування в реальному масштабі часу. Однак існують певні недоліки, пов’язані з тим, що передня частина променя відмінна від ідеальної, оскільки має форму, яка нагадує квадрат замість бездоганної ввігнутої форми, що викликає певні викривлення зображення.

За рахунок використання менших за розміром кристалів (половинного розміру) та їх більшої кількості пристрій SSD-650 забезпечує можливість формування ввігнутої поверхні та зниження викривлень, що, в свою чергу, допомагає здійснити повнодіапазонне динамічне фокусування в реальному масштабі часу ще більш ефективно.

З таких причин фірма “АЛОКА” обрала саме випуклий зонд як стандартний секторний датчик для пристрою SSD-650.

На рис. 2.21 наведена структурна схема типового ультразвукового діагностичного пристрою, який використовує будь-який із трьох типів датчиків.

Рисунок 2.21 – Структурна схема типового ультразвукового діагностичного пристрою

 

Датчики для ультразвукової діагностики

Ультразвукові датчики (sensors), які використовуються в ехокардіографії розділяються на три основні групи: транскутанні, внутрішньонорожнннні та інтраоперацінні.

Транскутанні датчики, які призначені для сканування об’єктів в режимі реального часу, бувають двох видів – механічні й електронні. Механічні датчики підрозділяються на ротаційні – випромінювальна пластина змонтована на обертовому валу; хитні – одноелементний датчик, скануючий по сектору під дією механічної чи магнітної сили; стаціонарні – сканування забезпечується рухливим дзеркалом, закріпленим напроти нерухомого датчика. Системи електронного сканування підрозділяються на фазовані секторні, лінійні і комбіновані. Механічні стаціонарні й електронні лінійні системи не знайшли широкого застосування в ехокардіографії.

В даний час вартість електронних секторних датчиків з фазованою граткою вища за вартість механічних датчиків. Електронна схема механічного датчика значно простіша, а основу обертової частини складає мініатюрний мотор. Відмінністю фазованих датчиків є досить складна електронна схема керування, а сама випромінювальна частина являє собою твердотільний блок. Площа, необхідна для контакту механічному датчику, трохи більша, ніж для електронного датчика. Розміри механічного ротаційного датчика більші, ніж розміри хитного датчика і обмежуються розмірами мотора і обертального вала. При досить досконалій технології розміри електронного датчика можуть бути менші за розміри механічного датчика.

Рисунок 2.22- УЗД апарат СОНОЛАЙН-АЦ (Сименс)

 

Визначальними параметрами при оцінці якості зображень, отриманих на механічних і електронних датчиках є аксіальна і азимутальна пропускні здатності, динамічний діапазон, просторове квантування та ін. Аксіальна пропускна здатність і динамічний діапазон практично не залежать від типу сканування. В механічних сканерах використовуються кільцеві випромінюючі елементи, що дозволяє одержати результувальний профіль ультразвукового променя симетричним відносно осі обертання, при цьому відношення головної пелюстки до бічних визначається функцією Бесселя. Фокусування променя досягається застосуванням лінз з фіксованим фокусом чи ввігнутою поверхнею елемента. Конструкція ротаційного датчика дозволяє використовувати одночасно кілька випромінювачів з різними фокусними відстанями, в результаті чого може бути створена система з зонним фокусуванням. Загальним для всіх механічних систем є сталість пропускної здатності і чутливості для різних кутів сканування. Профіль ультразвукового променя в електронних секторних сканерах є несиметричним, а кутова пропускна здатність контролюється електронними елементами, розміщеними у певній послідовності в матриці. Час для формування нового електронного променя складає кілька мікросекунд, що дозволяє досягти високих значень частоти кадрів сканування і щільності рядків, які обмежуються тільки швидкістю поширення ультразвуку в середовищі. В електронних системах пропускна здатність і чутливість змінюються залежно від кута і при максимальних кутах відхилення досягають найгіршого значення.

Одним з недоліків конструкції механічних датчиків є ревербераційні ефекти, які виникають в узгоджувальній рідині. В електронних системах джерелами таких перешкод є узгоджувальна лінза і демпфувальннй шар. При відповідному підборі параметрів цих середовищ артефакти можуть бути зведені до мінімуму. Механічні сканери не мають обмежень за частотою ультразвуку, що використовується, у той же час для електронного сканування виготовлення датчиків на частоті більше 5 МГц пов’язано з деякими технологічними труднощами, викликаними гранично малими розмірами окремих елементів матриці.

Перевагою систем електронного сканування є більш широкі можливості для одержання одночасно з двовимірною інформацією даних в Л/-режимі сканування за обраним рядком і донплерівської інформації. Відзначається ряд експлуатаційних обмежень механічних систем, в яких згодом необхідно виконувати дегазацію узгоджу вальної рідини і замінювати деталі двигуна.

Результатом порівняльного аналізу є висновок про деяку перевагу систем механічного сканування порівняно з електронними фазованими матрицями ФМ (FA), передусім за параметрами цінн, технологічності виготовлення, якості зображення.

При оптимізації конструкції ультразвукових перетворювачів найчастіше використовують так звану KLM-модель, яка полягає у виборі характеристик для оптимізації і визначенні їх відносної ваги в оптимізаційному критерії. Стратегія оптимізації базується на евристичному методі, що складається в систематичній зміні конструктивних параметрів датчика з подальшим розрахунком експлуатаційних параметрів, обраних як функціональний критерій. Ці параметри підбираються з урахуванням зручності автоматичної оптимізації на ЕОМ, тобто їхні функції повинні бути неперервні при зміні вхідних параметрів. З урахуванням даної обставини експлуатаційні характеристик”)і розбиті на дві групи: традиційні, що використовуються при звичайному аналізі, і нетрадиційні, введені спеціально для автоматичного аналізу. У першу групу ввійшли такі: фракційна смуга частот, втрати енергії при подвійному проходженні відстані до об’єкта, тривалість обвідної ехо-сигналу на рівні – 20 дБ, центральна частота, що відповідає максимуму потужності, динамічний діапазон. Основними параметрами в другій групі є: центроїдна частота амплітудного спектру ехо-сигналу, енергетичний коефіцієнт подвійного переходу, визначений на всьому спектрі ехо-сигналу.

Як вхідні параметри оптимізації використовуються: акустичний опір демпфувального матеріалу, товщина PZT кераміки, опір і товщина внутрішнього чвертьхвильового узгоджувального шару.

Коефіцієнти маси при оптимізації повинні підбиратися з урахуванням відповідної області застосування ультразвукового датчика – наприклад неруйнуючий контроль, медична візуалізація, ехографічне дослідження тканин. При використанні ультразвукових датчиків у медичній діагностиці основною задачею є одержання двовимірних напівтонових зображень. Для одержання високоякісних зображень анатомічних структур потрібні висока пропускна здатність, великий динамічний діапазон і висока чутливість. Осьова пропускна здатність визначається тривалістю зондувального акустичного імпульсу, тобто амплітудним і фазовим спектром сигналу. Враховуючи можливі обмеження при визначенні міри лінійності фазового спектра, функціональний критерій, як правило, визначають у тимчасовій області. Центроїдна частота прн даному дослідженні підтримувалася в досить обмежених межах (7,0±0,5 МГц).

Для ультразвукової характеризації тканин потрібні відмінні від попереднього випадку умови: широкосмуговий перетворювач, висока чутливість, менш жорсткі вимоги до тривалості імпульсу. З урахуванням цього фазовий спектр і динамічний діапазон менш важливі при виконанні оптимізаційної процедури. Як експлуатаційні характеристики вибираються – мінімальна смуга частот, що охоплює 99,76% площі спектра імпульсу, енергетичний коефіцієнт подвійного переходу, мінімальна тривалість часової обвідної, фракційна смуга частот.

На рис. 2.23 показані основні датчики, що використовуються в УЗД системі SDL-310 (ШИМАДЗУ, Японія).

Безпека при ультразвукових дослідженнях

Хоча ультразвукові дослідження є практично безпечними порівняно з іншими аналогічними методами дослідження, деякі країни світу і нині продовжують пошук показників для інформування медперсоналу про безпеку досліджень. В зв’язку з цим Американський Інститут Ультразвуку в медицині (AIUM) та Національна Асоціація виробників електрообладнання США (NEMA) розробили “Стандарт відображення в реальному масштабі часу температурного та механічного індексів в діагностичному УЗ обладнанні”.

Температурний індекс ТІ (ТІ) визначається як відношення реальної потужності УЗ променя до потужності, необхідної для підвищення температури досліджуваної частини тіла на 1°С. Тобто його числове значення приблизно відповідає величині можливого підйому температури при найбільш негативних обставинах. Розроблені три різновиди індексів: TIS – для м’яких тканин; TIB – для кісткових структур, розміщених біля фокусу УЗ променя; TIC – для черепної кістки.

Механічний індекс МІ (МІ) – призначається для оцінки потенційного ризику виникнення кавітації (тобто утворення і зростання кількості газових міхурців в тканинах за рахунок розрідження середовища). МІ – це відношення Р до квадратного кореня частоти перетворювача і, як і ТІ, не має фізичної розмірності. Тут Р – максимальний тиск розрідження УЗ хвилі УЗХ (USV’).

Безпека застосування ультразвукових медичних датчиків розглядається в двох аспектах. По-перше, датчик має безпосередній контакт із поверхнею тіла пацієнта чи поверхнею його внутрішніх органів, що вимагає забезпечення електричної безпеки. По-друге, датчик є генератором ультразвукової енергії, що поширюється в тіло пацієнта, тому акустична безпека значною мірою залежить від характеристик датчика і його електричного генератора. В даний час в обох напрямках проводиться велика кількість наукових досліджень і в цілому ряді країн вже опубліковані практичні посібники.

В питаннях електричної безпеки фірми-виробники ультразвукової медичної апаратури в основному керуються такими документами:

МЕК 601-1. Безпека медичної електронної апаратури (Міжнародна електротехнічна комісія. Швейцарія);

UL 544. Стандарт на медичну і стоматологічну апаратуру (Underwriter Laboratories, США);

MTFA 768. Безпечне застосування електрики в госпіталях (Національна протипожежна асоціація, США);

CSA 22.2. Електромедичне устаткування (Канадська асоціація стандартів, Канада).

В ехокардіографії ультразвуковий сканувальний датчик являє собою “робочу частину”, що має безпосередній контакт із пацієнтом. В цьому випадку максимальний струм витоку при нормальних умовах не повинен перевищувати 0,5 мА. Максимальна густина струму не повинна перевищувати 5 мА-мм”2 для того, щоб уникнути опіків шкіри. З тієї ж причини температура робочої частини перетворювача повинна бути нижче 41° С. У випадку обстежень, що передбачають безпосередній контакт із серцем пацієнта, струм витоку не повинен перевищувати 10 мкА при

 

Моделювання руху крові в серцево – судинній системі

 

Система кровообігу людини

Система кровообігу людини складається з серця і замкнутих кровоносних судин, що утворюють велике і мале кола кровообігу. 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:

(1)

Підставивши, ; ; , знаходимо ; .

Частка кінетичної енергії складає близько 1 % від загальної роботи серця. Час скорочення шлуночків , потужність . При 70 скороченнях, виконаних протягом хвилини, робота серця складає 70 Дж, за добу – 10300 Дж, що рівнозначно підйому 100 кг на висоту 100 м.

Кровоносна система людини – складна замкнута система еластичних трубок різного діаметра (аорта, артерії, артеріоли, капіляри, венули) (рис. 1). Від серця кров рухається по аорті – еластичній трубці з м’язової тканини. Чим далі від серця, тим більше розгалужуються судини, відсилаючи у всі органи свої розгалуження – артерії. Діаметр судин зменшується по мірі віддалення від серця. У тканинах органів артерії розгалужуються і перетворюються у дрібні судини – артеріоли, які дають початок незчисленним волосяним судинам – капілярам (табл. 1).

Стінка капіляра має особливу будову і нагадує сітку. Через отвори між клітинами вільно проходять із капілярів у тканини кисень і поживні речовини. Капіляри, поступово збільшуючись свій діаметрі, переходять у венули. Венули з’єднуються у вени, які несуть кров до серця. Коло замикається. До місця старту кров повертається, у середньому, через 20 секунд.

 

Таблиця 1.

 

Швидкість потоку крові у судині зі змінним перерізом обернено пропорційна площі цього перерізу, що випливає з рівняння неперервності: . Судинна система має мінімальний переріз в ділянці аорти. При переході до артерій, артеріол і капілярів сумарна площа судин збільшується і максимального значення досягає в ділянці капілярів.

Рис. 1. Рівень кров’яного тиску в різних частинах судинного русла і лінійна швидкість кровотоку.

 

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:

(2)

де  – модуль пружності стінки судини,  – внутрішній радіус,  – товщина стінки судини, – густина крові, – коефіцієнт пропорційності.

Рис. 2. Залежність швидкості пульсової хвилі від тиску (графіки 1, 2 і 3 – відповідають похилому, середньому та молодшому віку).

 

При деяких захворюваннях (гіпертонії, атеросклерозі), а також з віком модуль пружності зростає, і швидкість пульсової хвилі збільшується (рис. 2.).

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 (рис. 3)

 

Рис. 3. Явище тромбозу.

 

Перенесення по кровоносних судинах різних частинок – емболів (пухирців газу, тромбів, скупчень мікробів тощо) може закупорювати судини і викликати тяжкі захворювання (рис. 4.)

Рис. 4. Потоки крові. А. Нормальний потік крові; В. Утворення тромба; С. Емболія.

 

Внаслідок патологічних процесів в людському організмі можуть виникати аневризми–розширення просвіту кровоносної судини чи порожнини серця.

Аневризма може мати форму обмеженого здуття судинної системи (рис.5, а). Аневризма грушоподібна (травматична) зумовлена механічним пошкодженням стінки судини або серця (рис.5, б). Травматична аневризма являє собою гематому (рис.5, в). При наявності порожнини чи каналу в товщині судинної стінки внаслідок розшарування її кров’ю, яка проходить через дефект виникає розшаровуюча аневризма (рис.5, г).

Рис.5. Схематичне зображення різновидів аневризми. Стрілками вказані напрямки потоку крові.

 

Оскільки зростає опір судин, то зростає і навантаження на серце. На межі розгалуження кровоносних судин пульсова хвиля відбивається і перешкоджає потоку крові в артерії та ускладнює роботу серця, а також системи кровообігу.

З віком і при патологіях, із зростанням різниці між перерізами основної судини і сумарним перерізом розгалужень, опір потоку крові зростає, що зумовлено звуженням периферійних артерій, при цьому зростає і амплітуда відбитої хвилі. Інколи стінка аорти під дією відбитої пульсової хвилі розширяється настільки, що може привести до внутрішньої кровотечі.

 

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.

Артеріальна частина системи кругообертання крові моделюється пружним еластичним резервуаром (ЕР), а капілярно-венозна – жорсткою трубкою (рис. 6.). В цій моделі вважається, що під час систоли кров під тиском p викидається в еластичний резервуар, коефіцієнт еластичності якого С від’ємний від нуля (С = Е/1 , де Е – модуль пружності, який приймається, що не залежить від ступеня розтяжності стінок) та опір стінок якого R дорівнює нулю, зі швидкістю Qс (мл/с або см3/с) (рис. 6, а). Потім, під час діастоли, потік крові розповсюджується у жорсткій трубці, опір якої R від’ємний від нуля, а коефіцієнт еластичності дорівнює нулю, зі швидкістю Q (рис. 6, б).

Рис. 6. Модель Франка серцево-судинної системи (Qc – об’ємна швидкість притоку крові, Q – об’ємна швидкість відтоку крові в жорстку труку, dt/dV – швидкість зміни об’єму пружного резервуару,  R – гідравлічний опір периферийної системи кровотоку, C – коефіцієнт еластичності).

 

Визначимо швидкість Q відтоку рідини з резервуару під дією тиску p і при наявності на виході з резервуару гідравлічного опору R. З гідродинаміки відомо, що значення об’єму V і тиску p у розтягнутому еластичному резервуарі, пов’язані співвідношенням:

V=V0+C·p,                                               (3)

де C – коефіцієнт еластичності стінок резервуару; V0 – об’єм резервуару при відсутності тиску (p = 0).

Продифереціювавши це відношення, отримаємо, що зміна об’єму камери пропорційна зміні тиску в ній:

 

                                         (4)

В еластичний резервуар (артерію) надходить кров з серця, об’ємна швидкість течії крові – Qс. Від еластичного резервуару кров надходить з об’ємною швидкістю течії крові Q у периферійну систему (артеріолу, капіляри). Таким чином, частина крові, яка викидається серцем у пружну камеру, залишається у ній і розтягує її, а інша витікає в жорстку трубку. Тоді можна записати:

,                                      (5)

яке вказує, що об’ємна швидкість течії крові з серця дорівнює сумі швидкості зростання об’єму еластичного резервуару і швидкості відтоку крові з еластичного резервуару.

Об’ємна швидкість кровотоку крізь периферичні судини, які моделюються жорсткою трубкою, на основі рівняння Пуазейля, дорівнює:

,                                        (6)

де p – тиск у пружному резервуарі,

pв – венозний тиск, який можна прийняти за 0 (див. рис. 7),

R – гідравлічний опір жорсткої трубки (загальний опір периферичної системи), тоді маємо:

                                              (7)

Підставивши вираз (4) і (7) у (5) отримаємо:

                                     (8)

або, помноживши на dt:

                                (9)

Проінтегруємо останній вираз за часом. Границі інтегрування відповідають періоду пульсу (періоду скорочення серця) від 0 до Т.

Цим часовим границям відповідають однакові значення, які дорівнюють мінімальному діастолічному тиску:

                       (10.)

Інтеграл з однаковими границями інтегрування дорівнює 0, тобто:

,                                           (11)

тому маємо:

                                   (12)

Інтеграл зліва в останній формулі – це ударний об’єм крові у великому колі кровообігу, тобто об’єм крові, який виштовхується з серця в аорту за одне скорочення. Його може бути знайдено експериментально. Інтеграл справа – це тиск крові за час скорочення шлуночків серця. Він також може бути визначений експериментально.

Тоді з формули (12) можна визначити загальний гідравлічний опір периферичної системи кругообертання.

Графічно криву, яка зображує часову залежність тиску в сонній артерії, зображено на рис. 7.

Рис. 7. Пульс сонної артерії (Тс – тривалість періоду імпульсу систоли, Тд – діастоли, Рс – максимальний систолічний тиск).

 

Під час діастоли в період TД приток крові від серця закінчується (Qc= 0), стінки артерій стискаються (рис. 6, б) і виштовхують кров у периферійні судини (жорстку трубку). Для цієї фази рівняння (9) має простий аналітичний розв’язок:

 або                           (13)

Проінтегрувавши в межах від максимального систолічного тиску, чому дорівнює момент часу t = 0, до деякого значення тиску Р, якому відповідає момент часу кінця діастоли, отримаємо залежність тиску в резервуарі після систоли від часу:

                                                   (14)

Використовуючи формулу (5.3.1.5.) можна отримати часову залежність об’ємної швидкості течії крові у периферійних судинах для цієї фази серцевого циклу:

,                                                 (15)

де Qc – об’ємна швидкість течії крові з пружного резервуару наприкінці систоли (на початку діастоли).

Рівняння (14) і (15) є математичною моделлю еластичного резервуару або елемента судинної системи. Ця модель хоча і грубо, але достатньо вірно відображає реальне явище поведінки течії крові наприкінці діастоли.

Аналогічні рівняння описують також і розрядження конденсатору ємкістю С, зарядженого спочатку до напруги Um, через резистор R. Тому такий електричний ланцюг може виступати моделлю прямої аналогії для еластичного елемента судинної системи. Можна провести аналогію між формулою Пуазейля і законом Ома: подібно до того, як перепад тисків на ділянці судинного русла викликає рух крові – різниця потенціалів викликає електричний струм, а коефіцієнтами пропорційності між цими величинами слугують гідравлічний і електричний опір відповідно (табл. 2).

Таблиця 2.

Відповідність між гемодинамічними і електричними величинами

 

Напруга Um (або початковий заряд конденсатора qm ), опір R підбираються за критеріями схожості з відповідними параметрами еластичного елементу.

Таким чином, для моделювання процесів кругообігу крові можна використовувати аналогові електричні схеми. Схема складається з джерела змінної напруги U (аналога серця), випрямляча В (аналога серцевого клапану), конденсатора С (аналога еластичного резервуара), який заряджається від джерела напруги і розряджається на резистор R (аналога жорсткої трубки) (рис. 8, а). Джерело змінної напруги створює коливання струму у ланцюгу, а випрямляч пропускає струм, який тече лише в одному напрямку. Подібно йому, серцевий клапан пропускає кров, яка витікає з шлуночка в аорту, і не допускає зворотного руху крові. Конденсатор згладжує коливання електричного струму, який протікає через резистор, подібно до того, як еластичні артерії згладжують коливання тиску в дрібних судинах.

Рис. 8. Електричні схеми моделі кругообертання крові в судинній системі

 

Судинна система являє собою ряд еластичних елементів (резервуарів) з різними властивостями, крізь які послідовно протікає загальний потік рідини. При цьому в кожний з резервуарів рідина (з попереднього резервуару) втікає зі швидкістю Q0, а відтік її у наступний резервуар відбувається лише при наявності в останньому тиску p1 (рис. 6, б).

Це моделюється відповідною електричною схемою (рис. 8, б). Здатність еластичних кровоносних судин до накопичення порцій крові і до подальшого її виштовхування є аналогічною до зарядження і розрядження конденсатору, а інерція крові і гідравлічна індуктивність, яка викликається нею – інерції електронів і електричній індукції. У деяких випадках потрібно враховувати інерційні властивості маси крові. Тоді в ланцюг електричної моделі послідовно з резистором R включають елемент L індуктивності (рис. 9). Аналогові електричні схеми для частини судинної системи (або системи в цілому) являють собою послідовний (або розгалужений) ланцюг з декількох ланок з різними значеннями R і C. Приклад такої схеми наведено на рис. 9. У схемі (модель Дефара) передсердя і шлуночки представлено змінними за величиною ємностями, а клапани між ними – діодами. Усі конденсатори в початковий момент заряджені до напруг, які відповідають тискам у цих точках системи.

 

Передсердя Шлуночок                  Мале коло        Передсердя Шлуночок              Велике коло

Праве передсердя                       кровообігу               Ліве передсердя                кровообігу

а                           б                                    в                          г

Рис. 9. Електрична модель Дефара кругообертання крові.

 

У найбільш простих моделях шлуночки серця розглядаються як еластичні резервуари, на які діють сили, що викликають пульсуючий відтік крові у судинну систему. Форма імпульсів швидкості відтоку Q0 (t) приймається синусоїдальною (рис. 10,а), що наближенно відповідає дослідним даним. При цьому рівняння для Q0 (t) має вигляд:

,                     (16)

де Qm – амплітуда швидкості, tc – тривалість систоли, якій відповідає на півперіод синусоїди.

 

Рис. 10. Опис кругообертання крові в судинній системі за Деф аром

 

Тоді рівняння, яке описує модель елемента судинної системи з урахуванням пульсуючого притоку крові Q0 (t) приймає вигляд:

             (17)

Дефаром було запропоновано електричну модель у формі ємності, яка змінюється у часі за заданим законом. Розв’язок такого рівняння на ЕОМ дав криву у вигляді, який зображено на рис. 10, б.

У всіх цих моделях відображено лише основні явища, які відбуваються у серцево-судинній системі. Розроблені також моделі, які враховують умови регуляції її діяльності і, в першу чергу, гемдинамічної регуляції, яка заснована на законі Стерлінга, згідно з яким енергія скорочення шлуночка пропорційна його наповненню, тобто об’єму наприкінці діастоли, а ударний об’єм крові залежить від співвідношення між енергією скорочення шлуночка і тиском в аорті. Такі моделі розроблені Ф. Гродинзом, В. А. Лищуком та ін.

 

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.

 

Класифікація методів та принципи побудови приладів для вимірюванні параметрів артеріального тиску крові

Класифікація приладів вимірювання АТ представлена на рис. 1.1.

Рис. 1.1 Класифікація приладів вимірювання АТ

 

 

Конструкція приладу

Рис.1.2. Найменування частин та елементів приладу.

 

Рідкокристалічний дисплей представлений на рис. 1.3.

Рис. 1.3. Рідкокристалічний дисплей.

 

 

Функціональні схеми приладів:

а) Механічного типу                                б) Напівавтоматичного типу

в) Автоматичного типу

 

Прилади механічного типу

Порядок вимірювання тиску крові

Якщо  кров’яний тиск визначається в сидячому положенні хворого, то необхідно його посадити на стілець, який приставлений до краю стала. Оголену руку кладуть на край стола. Закачування рукава сорочки може привести до стискання плечової артерії і одержання неправильних результатів. А тому руку витягнути. Ручні годинники повинні бути зняті, щоб не порушувати кровообігу в руці. Якщо кров’яний тиск визначається в лежачому положенні хворого, то апарат встановлюють на стільці поблизу ліжка. Треба слідкувати, щоб  при вимірюванні кров’яного тиску м’язи руки були розслаблені.

Манжетка накладається на плече таким чином, щоб середня її частина знаходилась проти внутрішньої частини плеча, там де проходить плечова артерія. Манжетка обвивається подібно бинту навколо плеча, а кінець її(шлейф) підкладається під останній її оберт. Накладати манжетку треба не туго: під неї вільно повинен проходити кінчик пальця(вказівного), рука не повинна синіти, пульс на променевій артерії не повинен зникати.

Пальцем руки прощупується місце пульсації артерії  в області ліктьової ямки з її внутрішньої сторони і до цього місця прикладається стетофонендоскоп. Стетофонендоскоп повинен бути прикладений до шкіри і не повинен торкатися краю манжетки, щоб запобігти появі сторонніх шумів.

Частими, але не сильними стискуваннями гумового балона накачують повітря в тонометр і в сполучену з ним манжетку, до того часу, поки  через фонендоскоп перестануть прослуховуватися звукові явища. Можна також орієнтуватися на зникнення пульсу на променевій артерії.

За допомогою вентиля починають поступово випускати повітря з манжеткиі тонометра. Тиск в системі починає падати. Помічають поділку, на якій встановлюється стрілка тонометра., при появі першого тону, що як вказується вище, відповідає максимальному тиску і в момент різкого послаблення звукових явищ, послаблення тонів, що відповідає мінімальному тиску.

Вимірювання кров’яного тиску проводиться три рази з проміжком 4-5хв. між вимірюваннями, щоб дати час на встановлення нормального кровообігу в руці. В проміжках між вимірами повітря з манжетки випускається, щоб відновити кровообіг в руці.

 

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 (мал. 3.7) 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   викликає деформацію зсуву, причому відносний зсув за одиницю часу , який називають градієнтом швидкості, виявляється пропорційним до прикладеного зсувного напруження:

, або .        (3.8)

Рівняння (3.8), відоме як рівняння Ньютона, описує яви­ще внутрішнього тертя. Таким чином, профіль швидкостей, який ми спостерігаємо у цьому випадку (мал. 3.8), 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 у 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 h_води » 1 мПа×с = 1сП.

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

.        (3.9)

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

n .       (3.10)

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  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 (мал. 3.9а), який дорівнює відношенню об’єму форменних елементів V_ф до об’єму плазми крові V_пл:

.                   (3.11)

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

Як свідчить наведена на малюнку залежність h_відн = , 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,  (3.12)

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

Дослідження залежності в’язкості крові від швидкості деформа­ції зсуву (градієнта швидкості) свідчать про те, що кров не є ньютонівською рідиною. При великих градієнтах швидкості (напри­клад, в артеріальних судинах) в’язкість крові наближається до в’язкості води, у той час як при малих значеннях швидкості деформації зсуву в’язкість у п’ять і більше разів перевищує в’язкість води (мал. 3.9б).

 

Мал. 3.9. Зміна в’язкості крові при зміні: а) форменного складу крові, б) швидкості деформації зсуву.

 

Величина відносної в’язкості крові може бути використана у діагностиці захворювань (див. табл. 3.1). Залежність коефіцієнта в’язкості від градієнта швидкості обумовлена здатністю еритроцитів до агрегації – утворенню “монетних стовпчиків” та їх конгломератів. Із збільшенням градієнта швидкості стовпчики руйнуються, і коефіцієнт в’язкості зменшується внаслідок дезагрегації та деформації еритроцитів.

Таблиця 3.1.

 

Зменшення в’язкості крові при її переході з венозного русла в артеріальне фізіологічно виправдане. У цьому випадку значно зменшуються витрати м’язової енергії міокарду на просування крові вздовж артеріального русла, в якому величини швидкостей деформації зсуву (а отже і сили внутрішнього тертя) досить значні (вони у сотні разів пере­більшують значення останніх у венозній ділянці судинної системи

Біологічні структури (м’язи, судини, сухожилля, тканини легенів, шкіра тощо) являють собою в’язко-пружні системи. Їх поведінка вивчається на моделях, що вміщують пружні (Е) та в’язкі (h) елементи, у деяких випадках до них додають і елементи зовнішнього тертя (K).

Пружний елемент являє собою ідеальну пружину, для якої виконується закон Гука. В’язкий елемент може бути поданий у вигляді циліндра, який заповнений в’язкою рідиною з нещільним поршнем. Для витягування поршня необхідно прикласти деяку зовнішню силу, яка компенсує сили в’язкого тертя, що виникають при плині рідини крізь зазор.

Для відтворення механічних властивостей біологічних тканин використовують моделі, що складаються з цих елементів. Найпростішими моделями є тіло Максвелла і тіло Фойгта, що являють собою послідовне і паралельне з’єднання пружного та в’язкого елементів (див. мал. 3.10). Ці моде­лі дозволяють відтворити такі динамічні властивості тканин, як повзучість та релаксація напруження.

Повзучість – це явище зміни з часом розмірів зразка в умовах дії постійного напруження. Якщо у біологічних тканинах швидко створити, а потім підтримувати постійним деяке напруження, то з часом відбувається поступове подовження зразка аж до розриву тканин, навіть при умові, що постійне напруження має менше значення, ніж межа міцності матеріалу.

 

Таблиця 3.2. Деякі показники системи кровообігу людини в нормі і при навантаженнях