ХАРКІВСЬКИЙ НАЦІОНАЛЬНИЙ УНІВЕРСИТЕТ ІМ. В.Н. КАРАЗІНА

ГІРНИК Сергій Арнольдович

УДК 577.3:534.29

ФІЗИЧНІ МЕХАНІМИ ВЗАЄМОДІЇ УЛЬТРАЗВУКУ З БІОЛОГІЧНИМИ

СТРУКТУРАМИ ТА ЇХ МОДЕЛЯМИ

03.00.02 - біофізика

Автореферат

дисертації на здобуття наукового ступеня кандидата фізико-математичних наук

Харків – 2003

Дисертацією є рукопис.

Робота виконана в Харківському національному університеті ім.В.Н.Каразіна МОН України.

Науковий керівник - доктор фізико-математичних наук, професор

Товстяк Володимир Васильович,

Харківський національний університет ім.В.Н.Каразіна, зав. кафедри біологічної і медичної фізики.

Офіційні опоненти:

доктор фізико-математичних наук, старший науковий співробітник Чалий Олександр Васильович,

Національний медичний університет ім. О.О. Богомольця, зав. кафедри медичної і біологічної фізики (м. Київ),

доктор фізико-математичних наук, старший науковий співробітник Осецький Олександр Іванович,

Інститут проблем кріобіології і кріомедицини НАН України, провідний науковий співробітник (м. Харків).

Провідна установа:

Інститут фізики НАН України, відділ фізики біологічних систем, м. Київ.

Захист відбудеться " 14 " березня 2003 року о 1500 годині на засіданні

спеціалізованої вченої ради Д64.051.13 у Харківському національному університеті ім. В.Н. Каразіна, 61077, м. Харків, пл. Свободи 4, ауд. 7-4.

З дисертацією можна ознайомитися у Центральній науковій бібліотеці Харківського національного університету ім. В.Н. Каразіна за адресою 61077, м.Харків, пл. Свободи 4.

Автореферат розісланий " 12 " лютого 2003 року

Вчений секретар

спеціалізованої вченої ради Гаташ С.В.

ЗАГАЛЬНА ХАРАКТЕРИСТИКА РОБОТИ

Актуальність теми. Механізми впливу ультразвуку на біологічні структури, які призводять до виникнення біологічних ефектів, традиційно кваліфікувались як теплові та кавітаційні. Однак існує ряд досліджень біологічних ефектів ультразвуку, у виникненні яких роль теплового та кавітаційного факторів не є домінуючою. У цих обставинах діючими факторами, які призводять до виникнення ефектів, можуть бути радіаційний тиск, який виникає під час розповсюдження ультразвукового імпульсу, та мікропотоки, які з'являються при його розповсюдженні у рідинному середовищі. Хоча величина радіаційної сили, яка виникає, достатньо невелика, однак ряд ефектів, що її супроводжують, можуть бути зареєстровані та досліджені. Швидкість руху рідини у мікропотоках може бути досить значною, що створює можливість їх впливу на біофізичні процеси in vitro. Недооцінка ролі радіаційної сили при вивченні біологічних ефектів пов'язана із загальноприйнятим традиційним спрощенням при розгляді взаємодії ультразвуку з біологічними структурами: звичайно моделюють його взаємодією з рідиною. Однак очевидно, що вказаний підхід не враховує наявності пружних властивостей м'яких тканин та можливості збудження у ньому зсувних хвиль.

З огляду на вищесказане, дослідження впливу нелінійних акустичних ефектів ультразвуку - радіаційної сили та мікропотоків, є актуальним завданням. Визначення ролі акустичних мікропотоків як механізму, що впливає на зміну дифузії крізь навколомембранний неперемішуваний шар, є важливим для розуміння впливу мікропотоків на біологічні процеси.

Генерація зсувних хвиль радіаційною силою потужного ультразвукового випромінювання у біологічному середовищі експериментально мало досліджена. За рамками експериментальних досліджень залишається аналіз просторового розподілу зсувних зміщень та характер динаміки релаксації зсувної деформації у тканинах. Відомі експериментальні дослідження також не торкаються питань генерації та розповсюдження зсувних хвиль у неоднорідному середовищі, яке більш відповідає реальним біологічним тканинам, ніж однорідне.

Детальне вивчення фізичних процесів, які є наслідком дії радіаційної сили, має важливе біологічне значення, оскільки, по-перше, збудження та поширення зсувної хвилі супроводжується появою локального зсуву у тканинах, що може призвести до їх ушкодження. По-друге, вивчення в'язкопружних характеристик м'яких тканин та органів у різному стані є перспективним для створення нових діагностичних тестів, оскільки різниця у пружності між нормальним і патологічним станами тканин, як доводить медична практика, є досить значною.

Зв'язок роботи з науковими програмами, планами, темами. Дисертація виконувалась у рамках досліджень кафедри біологічної і медичної фізики Харківського національного університету ім. В.Н. Каразіна:

- “Розробка і створення експериментального зразка імпульсно-доплерівського спектрального ультразвукового приладу діагностики сердцево-судинної системи” (номер держреєстрації 0194U018973);

- “

-

Мета і задачі дослідження. Метою роботи було дослідження нелінійних фізичних ефектів впливу ультразвуку на біологічні структури та їх моделі.

Для досягнення поставленої мети були сформульовані і вирішені наступні задачі:

1.

2.

3.

4.

5.

Об'єктом дослідження були модельні бішарові ліпідні лецитин-холестеринові мембрани, водний розчин желатину, як фантом біологічної тканини та тканини м'язів in vitro.

Предметом дослідження були фізичні ефекти впливу ультразвуку терапевтичної інтенсивності на провідність бішарових ліпідних мембран та динаміка утворення іонних каналів, просторовий розподіл та динаміка релаксації зсувних деформацій у фантомах біологічних тканин і тканинах in vitro.

Для досягнення поставленої мети були застосовані наступні методи дослідження: вимірювання електропровідності БЛМ, ультразвуковий доплерівський метод дослідження зсувних зміщень у тканинах.

Наукова новизна одержаних результатів.

1.

2.

3.

4.

5.

6.

7.

Практичне значення одержаних результатів. Проведені дослідження дозволили отримати нову інформацію про закономірності дії ультразвуку на м'які тканини, котра необхідна для удосконалення сучасних моделей та встановлення механізмів впливу ультразвуку на біологічні структури, а також необхідна для подальшого розвитку прикладних аспектів ультразвукової локації у біофізиці та медицині. Зокрема, наразі існує потреба у розробці методів, застосування яких у медичній діагностиці дозволить отримати інформацію щодо пружності тканин. Визначені у роботі особливості нелінійних ефектів впливу ультразвуку на біологічні об'єкти є підґрунтям як для поліпшення, так і для розробки та створення нових діагностичних приладів і методик у медицині.

Практичне застосування досліджених нелінійних ефектів віддаленої генерації зсувних збурень біологічного середовища за допомогою потужного фокусованого ультразвуку дає можливість неінвазивного реконструювання просторового розподілу модуля пружності тканин з можливістю візуалізації цього розподілу. Дослідження таких параметрів, як амплітуда зсуву, час релаксації збурення та швидкість розповсюдження зсувних хвиль, дозволяє кількісно визначити локальну пружність, інформація про яку є важливою для ранньої диференціації патологічних змін у м'яких тканинах.

Особистий внесок здобувача в опублікованих із співавторами працях полягає:

- у роботах [1,8] - в участі у розробці установки для дослідження іонних каналів у БЛМ, фізичної моделі впливу ультразвуку на кінетику вбудовування іонних каналів в них та проведенні експериментів і обробці результатів;

-

-

- у роботі [9] - у проведенні розрахунків та виготовленні ультразвукових перетворювачів, вимірюванні їх характеристик, обробці й аналізі результатів.

Апробація результатів дисертації.

Матеріали дисертації доповідалися й обговорювалися на:

1.

2.

3.

4.

5.

Публікації. Основні результати дисертації опубліковано в 13 наукових працях - у 8 статтях та 5 тезах доповідей на міжнародних конференціях, конгресах, семінарах.

Структура та обсяг дисертації. Дисертація складається зі вступу, п'яти розділів і висновків. Повний об'єм дисертації складає 127 сторінок, 36 малюнків, 6 таблиць. Список використаних літературних джерел - 166 найменувань на 16 сторінках.

ОСНОВНИЙ ЗМІСТ РОБОТИ

У розділі 1 проведено огляд літератури за темою дослідження. У ньому викладені сучасні уявлення про існуючі теорії фізичних явищ, які виникають у середовищі внаслідок дії на нього ультразвукового випромінювання. Розглянуто тепловий та кавітаційний ефекти впливу ультразвуку. Підкреслено, що відмінною ознакою механізму ультразвукового впливу, пов'язаного з кавітацією, є пороговий характер ефектів як в умовах стабільної, так і нестаціонарної кавітації. Зі стабільною кавітацією пов'язують також виникнення акустичних мікропотоків та зсувних напружень. Постійна зсувна напруга, обумовлена стабільною кавітацією, може чинити суттєвий вплив на клітини.

Експериментальні дані свідчать, що, незважаючи на відомі ефекти впливу ультразвуку на тканини, наприклад, тепловий нагрів, кавітацію, у нових методах ультразвукових діагностичних досліджень проявляється тенденція до використання більших інтенсивностей або тривалості ультразвукового випромінювання.

Підкреслено, що існує ряд біологічних ефектів ультразвуку, у виникненні яких роль теплового та кавітаційного факторів, не є домінуючою. На це вказує відсутність порогового характеру ефектів, що спостерігаються у біологічних тканинах. У цих умовах діючими факторами, які призводять до виникнення ефектів, можуть бути радіаційний тиск, який виникає під час поширення ультразвукового імпульсу, та акустичні течії. Однак детальному дослідженню останніх двох фізичних явищ та їх впливу на біологічні об'єкти до теперішнього часу приділяли недостатню увагу.

Ґрунтуючись на літературних даних, проаналізовано умови виникнення радіаційного тиску ультразвукового випромінювання. Базуючись на асимптотичних методах розв'язання нелінійних диференціальних рівнянь, що застосовуються в нелінійній акустиці, розглянуто аналітичний вираз для радіаційної сили, індукованої фокусованим ультразвуком у дисипативному середовищі. Проведено аналіз рішень, які відтворюють просторову структуру поля радіаційної сили в параксіальній області ультразвукового променя. Існуючі аналітичні дослідження дають змогу провести чисельну оцінку залежності радіаційного тиску від параметрів акустичного поля та характеристик тканин, а також величин зміщень під дією радіаційної сили. Хоча раніше розгляд фізичних явищ, які виникають під дією радіаційної сили, було проведено як теоретично, так і експериментально, просторовий та часовий розподіл радіаційної сили поки ще слабо проаналізовано і потрібні детальні обчислення та експериментальні дослідження для уточнення теоретичних оцінок.

У розділі 2 описані об'єкти та методи дослідження. Для проведення досліджень впливу ультразвуку на процеси дифузії крізь навколомембранні неперемішувані шари була розроблена установка для вимірювання електропровідності БЛМ. Відомо, що швидкість вбудовування молекул у БЛМ чутлива до параметрів шару електроліту, що оточує мембрану, у свою чергу ці параметри можуть змінюватися під дією ультразвуку. Для вивчення впливу ультразвуку на дифузійні процеси було запропоновано використати процес вбудовування іонних каналів у БЛМ, що створюються димерами граміцидину “А”, та дослідити вплив ультразвукового випромінювання на швидкість цього процесу.

Для проведення досліджень дії радіаційної сили ультразвукового випромінювання вперше була застосована доплерівська методика реєстрації зміщень тканин на базі розробленої експериментальної ультразвукової установки. Для збудження зсувних зміщень радіаційною силою застосовано потужний фокусований ультразвуковий перетворювач з інтенсивністю ультразвукового імпульсного випромінювання ISPPA (space peak pulse average) до 145Вт/см2. Ширина діаграми направленості ультразвукового пучка хвиль за рівнем -6дБ становила 2 мм. Проведені дослідження представляють реалізацію вимірювальної схеми, побудованої у відповідності з принципами метода SWEI, показаними на рис. 1. За час проходження потужного ультразвукового імпульсу перетворювача внаслідок виникнення радіаційної сили певний об'єм матеріалу фантома у фокусі перетворювача накачки зазнавав зсувної деформації і зміщувався на деяку відстань вздовж напрямку розповсюдження ультразвукових хвиль (лінія А). Після закінчення імпульсу зсувна напруга, що виникла, призводила до поступової релаксації індукованого зсуву. Виникнення та релаксація зсувної деформації супроводжувались появою циліндричної зсувної хвилі пружної деформації, яка поширювалася у радіальному напрямку. Обчислення амплітуди зміщень та часу розповсюдження зсувної хвилі, які обумовлені пружними властивостями тканини, здійснювалися обробкою луна-сигналів із точок об'єму, розташованих на променях зондуючого перетворювача.

Дослідження ефектів ультразвуку проводилось в умовах контролю інтенсивності ультразвуку за допомогою виготовленого вимірювального гідрофона, калібровка чутливості якого відповідала стандарту International Electrotechnical Commission (IEC 1022). Головною особливістю використаної методики є ультразвуковий допплерівський метод обробки луна-сигналів. Оцінка похибки обчислення зміщень проведена калібровкою методики на імітаторах кровоносних судин із повільним потоком рідини. Похибка вимірювання швидкості потоку і, відповідно, амплітуди зміщень знаходилась у межах 10%.

Дослідження процесу збудження зсувних деформацій та динаміки їх релаксації проведено на фантомах тканин на основі водного та водно-гліцеринового розчину желатину, які відрізнялись величиною зсувної жорсткості, та зразках тканин м'язів in vitro. Основні характеристики виготовлених фантомів - швидкість ультразвукових хвиль, величина поглинання ультразвуку та модуль зсувної пружності знаходилися у діапазоні значень, які відповідають тканинам in vivo.

У розділі 3 представлені результати дослідження впливу ультразвуку терапевтичної інтенсивності на провідність бішарових ліпідних мембран, які формували за методом Мюллера, та впливу ультразвуку на вбудовування молекул граміцидину “А” у БЛМ. На немодифікованих БЛМ під впливом ультразвукового випромінювання спостерігається збільшення амплітуди флуктуацій і рівня флуктуаційного струму, який протікає через БЛМ. Поява флуктуацій електропровідності свідчить про утворення локальних дефектів у БЛМ. Стрибкоподібний характер появи та зникнення флуктуацій свідчить про обмежену кількість локальних дефектів у мембрані. Якщо припустити, що електропровідність дефектів не відрізняється від електропровідності розчину електроліту, то загальна площа дефектів, що обумовлюють рівень флуктуаційного струму 10-11 А, становить величину близько 2 нм2. Ця величина набагато менша за площу бішару, що дорівнює 1 мм2. На основі цього зроблено висновок, що дефекти, які обумовлюють флуктуації струму через бішар, є занадто малими, щоб вплинути на такі макроскопічні характеристики бішару як, наприклад, електрична ємність, пружність.

Канали граміцидину, що спостерігаються в умовах прикладання до мембрани різниці потенціалів як поодинокі стрибки струму, можна характеризувати декількома параметрами: часом життя каналу , його електропровідністю та частотою відкривання каналів . Експериментально процес вбудовування граміцидину з розчину електроліту у БЛМ спостерігається по збільшенню частоти відкривання каналів , яка сягає рівноважного значення 0 за певний проміжок

часу.

Проведені дослідження показали, що ультразвук з інтенсивністю у межах

0,2 - 0,6 Вт/см2 не впливає на середній час життя каналу , електропровідність та рівноважне значення частоти відкривання каналів 0. Для дослідженнявпливу ультразвуку на процес дифузії молекул граміцидину у БЛМ крізь навколомембранні шари було запропоновано використати частоту відкривання каналів , швидкість досягнення якою рівноважного значення 0 є чутливою до ультразвуку. Аналітично показано, що частота відкривання каналів може бути описана виразом:

(1)

де k = 2D/d, D — коефіцієнт дифузії, - товщина неперемішуваних шарів електроліту, d - товщина мембрани, - міжфазний коефіцієнт розподілу молекул граміцидину, t - час. На рис.2 показана експериментальна залежність k від інтенсивності ультразвуку.

Експериментальні дані підтверджують лінійну залежність від часу. Як видно з наведеного співвідношення, коефіцієнт пропорційності k може змінюватися внаслідок зміни товщини неперемішуваних шарів , оскільки D, та d - постійні величини. Зроблено припущення, що збільшення швидкості вбудовування каналів обумовлене зменшенням товщини неперемішуваних шарів електроліту. Припускаючи, що зміна товщини неперемішуваних шарів електроліту обумовлена, насамперед, наявністю мікропотоків, що ініціюються коливанням мікробульбашок газу може бути отримано вираз для величини зсувної напруги яка розвивається біля кавітаційної бульбашки:

(2)

де - амплітуда коливань бульбашки, - зсувна в'язкість середовища, R0-радіус бульбашки, - товщина пограничного шару (область в якій швидкість мікропотоку змінюється від нуля до її значення в об'ємі середовища), - кругова частота ультразвукових коливань.

Товщина неперемішуваного шару електроліту під впливом ультразвуку може бути представлена у вигляді:

= 0 + зсуву , або

(3)

де - модуль зсувної пружності.

Враховуючи, що у загальному випадку 2 = f(I), було отримано аналітичне співвідношення для залежності товщини неперемішуваного шару електроліту від інтенсивності ультразвуку. З точністю до квадратичного члена по інтенсивності залежність товщини неперемішуваного шару від інтенсивності може бути представлена у вигляді:

(4)

де I - інтенсивність, - константа.

Із експериментальних даних, представлених на рис.3, видно, що зменшення

товщини неперемішуваного шару електроліту в залежності від інтенсивності достатньо добре описується виразом (4).

Безпосереднім чинником зменшення товщини дифузійного шару під впливом ультразвуку можуть бути потоки рідини, які спричинені дією радіаційної сили ультразвуку, та мікропотоки, які ініціюються, наприклад, коливаннями мікробульбашок газу. Крім того, додатковим джерелом мікропотоків, які впливають на товщину навколомембранних шарів електроліту, є тангенціальна складова коливальної швидкості на межі поділу фаз, обумовлена вигинними коливаннями бішару, мікролінзами розчину у БЛМ та перехідною областю тор -БЛМ.

У розділі 4 представлені результати дослідження ефектів дії радіаційної сили ультразвуку на фантоми тканин.

Радіаційний тиск інтенсивного імпульсного зфокусованого ультразвуку, який призводить до виникнення акустичних течій у рідинах, у в'язкопружному середовищі, яким є м'які тканини, спричиняє появу деформації зсуву. Зважаючи на те, що у фокальній області ультразвукового перетворювача існує градієнт радіаційної сили, на межі фокальної плями відповідно виникає градієнт зсувної напруги. Дослідження просторового розподілу амплітуд індукованого зсуву важливо з точки зору оцінки можливих ушкоджень м'яких тканин, що можуть бути спричинені існуванням градієнту напруги. Для визначення характеру цих процесів проведено дослідження залежності величин індукованих зсувних зміщень від параметрів імпульсів накачки та вивчено просторовий розподіл поля зсувних деформацій у фокальній площині перетворювача.

На рис.4 представлені результати вимірювань залежності амплітуди зміщень у фокусі від тривалості імпульсів накачки у фантомі 1 з меншою зсувною жорсткістю, але великою в'язкістю. Вимірювання проведено при температурі фантома 20 °С.

Як видно із приведеного рисунка, для коротких імпульсів накачки спостерігається лінійне зростання амплітуди індукованих зміщень, котра зі збільшенням тривалості імпульсів виходить на ділянку насичення. Поява ділянки насичення визначається пружними властивостями матеріалу фантома, оскільки інтенсивність ультразвуку, яка визначає величину радіаційного тиску, є сталою впродовж часу дії імпульсу радіаційної сили.

Експериментально показано, що залежність амплітуди індукованих зміщень у фантомах тканин від інтенсивності ультразвукового випромінювання має лінійний характер.

Для побудови двомірного розподілу амплітуд індукованого зсуву у фокальній площині та величини затримки розповсюдження зсувної хвилі були проведені вимірювання для точок навколо фокальної області у площині сканування. Тривалість імпульсу накачки дорівнювала ~1мс. Максимальна у просторі і середня за часом інтенсивність ультразвуку (ISPTA) складала 4,2 Вт/см2. Представлені на рис.5 амплітуди зміщень для фантому 1 відображають їх максимальні значення для точок у площині сканування. Для точок у межах фокальної плями 2мм реєструється первинний зсув, що визначається дією радіаційної сили, а для точок, що знаходяться поза межами фокальної плями - амплітудою зсувної хвилі. Зменшення амплітуди зсуву з віддаленням від фокуса обумовлено як поглинанням високочастотних складових пакета зсувних хвиль у матеріалі фантома, так і зменшенням амплітуди зсуву у циліндричній хвилі, що поширюється. У матеріалі фантома 2 із більшою зсувною жорсткістю просторовий розподіл амплітуд зсуву та величин затримки має схожий характер.

Отримані величини зміщень у матеріалі фантомів м'яких тканин на основі желатину у цілому знаходяться у задовільній відповідності з відомими теоретичними оцінками, заснованими на раніш розвинутій моделі збудження зсувних хвиль радіаційною силою ультразвуку. Для випадку імпульсного збудження зсувних хвиль радіаційною силою ультразвукового променя, максимальна амплітуда зсуву, що досягається обчислювалась із співвідношення:

, (5)

де а - радіус променя накачки по рівню е-1 на поверхні перетворювача, d радіус кривизни активного елемента перетворювача, t0 - тривалість ультразвукового імпульса, I - середня інтенсивність на вісі променя у фокальній площині, с і ct - швидкість ультразвукових подовжніх і зсувних хвиль відповідно, - коефіцієнт поглинання, t - час, D-1=lF/d, 1F = ka2/2 = а2/ довжина Френеля і довжина хвиль.

Достатньо різкі відмінності амплітуд зміщень у суміжних точках відображають спекловий характер отриманого двомірного зображення, що притаманно для ультразвукових зображень і обумовлено когерентністю ультразвукового випромінювання.

На підставі проведених вимірювань величини затримки зсувної хвилі (рис.6) розрахована швидкість розповсюдження зсувних хвиль, що складає приблизно 2,3 і 3,6 м/с для фантому 1 та фантому 2 відповідно. Користуючись відомим співвідношенням між швидкістю зсувних хвиль ct і модулем зсувної пружності

, де - щільність матеріалу, проведена оцінка модуля зсувної пружності матеріалу фантомів тканин. Обчислений на основі цього співвідношення модуль зсувної пружності складає 5,5 і 13,6 кПа для фантома 1 та фантома 2 відповідно. Проведені дослідження показують, що максимальну інтенсивність ультразвукового випромінювання (ISPPA), яку можна застосовувати для проведення медичної діагностики за методом SWEI, можна обмежити величиною близько 60Вт/см2, що відповідає середній у часі інтенсивності

ISPTA1,8Вт/см2. Ця величина є безпечною, оскільки лежить у межах інтенсивностей, які звичайно застосовуються для терапевтичних цілей.

У розділі 5 представлені результати досліджень динаміки релаксації індукованої локальної зсувної деформації в однорідних фантомах тканин та тканинах in vitro. Для дослідження ступеня впливу неоднорідності у тканинах на просторовий розподіл зміщень, динаміку релаксації індукованої локальної зсувної деформації та просторовий розподіл максимумів зміщень, викликаний розповсюдженням зсувних хвиль, проведено також моделювання структурної неоднорідності у фантомах біологічних тканин.

На представлених графіках (рис.7) приведена типова динаміка релаксаційного процесу у фантомах для точок, які знаходяться у фокусі. Тривалість імпульсу накачки становила 2,17мс.

Отримане значення величини зміщень у фантомі 2 у 2,3 рази більше, ніж у фантомі 1, у той же час, згідно з теоретичними оцінками амплітуда зсуву у більш жорсткому фантомі повинна мати менше значення. Однак, цей ефект може бути пов'язаний з тим, що теоретичні оцінки для амплітуди зміщення тканин, які грунтуються на раніш розвинутій моделі збудження зсувних хвиль, отримані без урахування динамічної в'язкості, тому розходження експериментальних даних із теоретичними оцінками можна пояснити тільки високою в'язкістю матеріалу фантома 1. Як видно із представлених рисунків, релаксаційний процес у фантомі 1 характеризується більшою тривалістю. Зокрема, величина зсувної деформації у фантомі 1 зменшується у е раз за час приблизно 1,9 мс, у порівнянні з фантомом 2, у якому таке ж зменшення амплітуди досягається за час 10,9мс, що свідчить про справедливість висловленого припущення.

З представлених даних випливає, що у проведених експериментах механічний релаксаційний процес у відповідь на імпульсне навантаження характеризується наявністю розмитого другого максимуму, більш вираженого у фантомі 2, що вказує на його коливальний характер. Однією з можливих причин

такого вигляду релаксаційної кривої, котра не витікає безпосередньо з модельних розрахунків, що передбачають монотонне зменшення індукованої амплітуди зміщень, є реєстрація зсувних хвиль, відбитих від межі поділу фантома і водного середовища, у якому знаходився фантом. Граничними ефектами у фантомі не можна знехтувати через відносно невелике поглинання у ньому зсувних хвиль із великою довжиною хвилі. Іншими словами, у даному випадку ми маємо модель, котра по фізичному змісту є неоднорідною для індукованого зсувного збурення.

Порівняльні результати досліджень амплітуди зміщень у фантомах тканин та тканинах in vitro приведені на рис.8. З приведених графіків релаксації видно, що амплітуди зміщень практично співпадають для термічно обробленої тканини та фантома 1. Сира тканина відрізняється суттєво меншими значеннями амплітуд зміщень для однієї й тієї ж тривалості імпульсу накачки й інтенсивності.

Отримані експериментальні результати дозволяють провести якісну оцінку вкладу в'язкості в індуковану зсувну деформацію. Зокрема, дані по кореляції амплітуд рис.8 та характер релаксаційного процесу приводять до висновку, що з точки зору в'язких властивостей фантоми 1 і 2 фізично ідентичні відповідно необробленій та термічно обробленій тканині.

Кількісна відзнака полягає у тому, що в'язкість та зсувна жорсткість досліджених тканин виявляється вищою, ніж в'язкість та зсувна жорсткість імітуючих її фантомів. Однак, як видно з рис.8, амплітуда зміщень у сирій тканині менше і період релаксації більше, ніж у в'язкому фантомі. Остання обставина може бути пов'язана з більшою в'язкістю сирої тканини, у той час як менша амплітуда зміщень пов'язана з більшим значенням модуля зсувної пружності. На це вказує зареєстроване значення швидкості зсувних хвиль у тканині м'язів in vitro, яка вища, ніж у фантомі 1.

На підставі отриманих даних по швидкості розповсюдження зсувних хвиль у тканинах м'язів проведено оцінку модуля зсувної пружності досліджених зразків тканин. Так, наприклад, для ділянки сирої тканини, на якому була виміряна швидкість зсувних хвиль, середнє значення модуля зсувної пружності дорівнює 14 кПа, а у термічно обробленій тканині м'язів модуль має значення 70кПа. По значенню модуля пружності сира тканина аналогічна матеріалу жорсткого фантому, в якому модуль зсувної пружності дорівнює 13,6кПа, що у 2,5 рази вище, ніж у в'язкому фантомі для матеріалу якого 5,5кПа. Порівняльні характеристики досліджених біологічних тканин наведені нижче у таблиці.

Порівняльні характеристики досліджених матеріалів. |

Матеріал | Швидкість ct | Модуль пружності

1 | фантом 1 | 3,6м/с | 13,6кПа

2 | фантом 2 | 2,3 м/с | 5,5 кПа

3 | термічно оброблена тканина | 7 м/с | 70 кПа

4 | свіжа тканина | 4,0м/с | 17кПа

Зазначимо, що складний немонотонний характер релаксації зсувної деформації у термічно обробленій тканині м'язів не дозволяє використати для аналізу безпосередньо, наприклад, критерій зменшення амплітуди зміщення у е разів. Однак, очевидно, що в цілому релаксаційна крива в термічно обробленій тканині менш похила, ніж у фантомі 2, що свідчить про її більшу в'язкість. Величина індукованого зміщення, котра менша, ніж у фантомі 2, пов'язана, головним чином, із більшою величиною модуля зсуву в термічно обробленій тканині. У той же час можна припустити, що в'язкість свіжої тканини настільки вища, ніж у тканині, яка пройшла термічну обробку, що величина індукованого зміщення в ній виявляється суттєво меншою, не дивлячись на менше значення зсувної жорсткості.

Максимальний час релаксації для усіх досліджених зразків фантомів і тканини м'язів спостерігається у тканині м'язів in vitro внаслідок її більшої в'язкості. Для малої тривалості імпульсу накачки амплітуда індукованих зсувних деформацій тканин залежить не тільки від модуля зсувної пружності, але також суттєво від в'язкості. Таким чином, індукована зсувна деформація у загальному випадку є інтегральною характеристикою, яка відображає як пружні, так і в'язкі властивості тканин.

Головною відзнакою нативної тканини від використаних модельних фантомів є, очевидно, її неоднорідність, яка характеризується наявністю включень, що відрізняються своїми в'язкопружними властивостями: стінки судин, жирові прошарки, орієнтація волокон м'язів і т.ін. Наявність неоднорідностей може суттєво ускладнити інтерпретацію даних відносно амплітуди зміщень та динаміки релаксації зсувного збурення. Для з'ясування можливостей методу SWEI було проведено дослідження фантома, який імітує в'язку тканину з жорстким включенням. У якості основного матеріалу фантома було вибрано матеріал фантома 1, для матеріалу неоднорідності - матеріал фантома 2.

Слід підкреслити, що включення з об'ємом близько 1 см3, помітно на “В” - зображенні фантому, представленому на рис.9, тільки через наявність у ньому невеликого додатку порошку окису алюмінію в якості контрастного агенту. Ця ситуація добре відбиває реальну картину патологій у нативних тканинах. Наприклад, пухлинні утворення, які виникають, не мають чіткої межі по акустичному імпедансу з нормальною тканиною, яка їх оточує. Внаслідок цього вони погано або майже не відрізняються на традиційному ультразвуковому “В” - зображенні від нормальної тканини.

Слабкий контраст межі неоднорідності з невеликою різницею акустичного імпедансу для подовжніх хвиль є основною проблемою візуалізації новоутворень в тканинах.

Для отримання SWEI – зображення реєстрацію амплітуд зміщень проводили навколо фокальної області розміром 3x4 см, як це показано прямокутником на рис.9. В область реєстрації амплітуд потрапляли точки у самому включенні та прилягаюча до нього область однорідного фантома. Отримане 2-мірне SWEI зображення неоднорідності відображає просторовий розподіл амплітуд зсуву, що є результатом обробки даних амплітуд по ~3000 точкам вказаної області. Зазначимо, що отриманий 2-мірний розподіл амплітуд зміщень не дозволяє безпосередньо визначити місце розташування неоднорідності та її межу внаслідок викривлення початкового зображення просторовим розподілом зміщень в оточуючому включення матеріалі фантома.

З метою усунення різниці зміщень, обумовлених просторовим розподілом радіаційної сили, початкове зображення було нормоване на просторовий розподіл зміщень в однорідному фантомі. Нормалізоване таким чином зображення (рис. 10) дозволяє достовірно визначити просторову локалізацію включення, використовуючи дані, які відображають різницю амплітуд зміщень фантомів 1 і 2. Як і на “В” - зображенні, SWEI - зображення неоднорідності розташовано несиметрично відносно вісі променя накачки і має однакові просторові розміри у напрямку вісі та радіальному. Належить особливо підкреслити, що отримане SWEI-зображення неоднорідності принципово відрізняється від традиційного “В” - зображення, отриманого шляхом реєстрації амплітуд відбитих подовжніх ультразвукових хвиль від точок неоднорідності. У даному випадку розрізнення межі неоднорідності визначається не різницею амплітуд луна-сигналів, а різницею амплітуд зміщень у матеріалі однорідного фантома та зміщень у точках, що знаходяться всередині неоднорідності і відображає відмінність в'язкопружніх властивостей матеріалу неоднорідності від аналогічних властивостей оточуючого її середовища.

ВИСНОВКИ

1.

2.

3.

4.

5.

6.

7.

8.

СПИСОК ОПУБЛІКОВАНИХ ПРАЦЬ ЗА ТЕМОЮ ДИСЕРТАЦІЇ

1.

2.

3.

4.

5.

6.

7.

8.

9.

10.Баранник Е.А., Гирнык С.А., Стервоедов Н.Г.,Товстяк В.В. Установка для исследования спектров доплеровских сигналов потоков жидкости // Международный семинар "Современные методы и средства неразрушающего контроля и технической диагностики. - Киев, - 1999. - С. 5-6.

ll.Barannik E.A, Girnyk S.A., Tovstiak V.V., Sarvazyan A.P., Joint 140th Meeting ASA/NOISE-CON. - Newport Beach. - USA. - 2000. // J. Acoust. Soc. Am. - 2000. 108(2). P. 2549.

12.Баранник E.A., Гирнык С.А., Толстолужский Д.А., Товстяк В.В., Марусенко А.И., Сарвазян А.П. Доплеровская регистрация сдвиговых волн дистанционно возбуждаемых фокусированным ультразвуковым излучением // Материалы I Евразийского Конгресса "Медицинская физика". - Москва. -2001.-№11.-С. 13-14.

13. Barannik E., Emelianov S, Girnyk S., Marusenko A., Sarvazyan A., Tovstiak V. Doppler ultrasound detection of shear waves remotely induced in tissue phantoms and tissue in vitro // Ultrasonics International - Delft. - Netherlands. - 2001. - 2001. -C3.07.

АНОТАЦІЯ

Гірник С. А. Фізичні механізми взаємодії ультразвуку з біологічними структурами та їх моделями. - Рукопис.

Дисертація на здобуття наукового ступеня кандидата фізико-математичних наук за спеціальністю 03.00.02 - біофізика. - Харківський національний університет ім. В.Н. Каразіна, м. Харків, 2002.

Методами вимірювання електропровідності бішарової ліпідної мембрани та ультразвукового доплерівського методу досліджено фізичні механізми впливу ультразвуку на біологічні структури та їх моделі. Показано, що ультразвук терапевтичної потужності призводить до зміни товщини навколомембранних неперемішуваних шарів електроліту. Встановлено, що зазначений ефект обумовлений збудженням мікропотоків. Досліджено фізичні ефекти впливу радіаційної сили фокусованого ультразвукового випромінювання на біологічні тканини. Експериментально здійснена ультразвукова доплерівська реєстрація індукованих зсувних деформацій в'язкопружнього середовища. Проведені дослідження динаміки релаксації зсувних деформацій у фантомах тканин та тканинах in vitro. Визначено особливості формування акустичних полів та досліджено просторовий розподіл зсувних деформацій, які виникають внаслідок поширення індукованих зсувних хвиль. Уперше здійснена візуалізація неоднорідного пружнього включення за допомогою ультразвукового доплерівського методу.

Ключові слова: бішарова ліпідна мембрана, неперемішувані шари, ультразвук, акустичні мікропотоки, радіаційна сила, зсувна хвиля, модуль пружності, фантоми м'яких тканин, візуалізація, SWEI.

АННОТАЦИЯ

Гирнык С.А. Физические механизмы взаимодействия ультразвука с биологическими структурами и их моделями. - Рукопись.

Диссертация на соискание ученой степени кандидата физико-математических наук по специальности 03.00.02 - биофизика. - Харьковский национальный университет им. В.Н. Каразина, г. Харьков, 2002.

С помощью метода измерения электропроводности исследованы физические механизмы воздействия ультразвука на бислойные липидные мембраны и кинетику встраивания ионных каналов. Проведенные исследования показали, что ультразвук с интенсивностью в пределах 0,2 - 0,8 Вт/см2 не

оказывает воздействия на среднее время жизни грамицидинового канала и величину его проводимости. Подробно рассмотрена динамика встраивания молекул грамицидина в бислой. Получено аналитическое выражение для частоты образования каналов в бислое. Показано, что