книги / Основы взаимодействия ультразвука с биологическими объектами

ружить многие общие закономерности, например уменьшение с возрастом содержания кальция в костной ткани, и разработать ме­ тоды диагностики.

Стремление улучшать методы рентгенограмметрии и рентгено­ графической фотоденситометрии привело к замене рентгеновских лучей более короткими монохроматическими гамма-лучами (монофотонная абсорбциометрия), или гамма-лучами, содержащими фо­ тоны двух энергий, что позволяет параллельно измерить еще и тол­ щину кости. Современные методы рентгеновской компьютерной томографии дают возможность воссоздать на экране монитора об­ щий вид и особенности структуры разных участков кости. Плот­ ность костной ткани можно определить по рассеянию квантов ра­ диоактивного излучения высоких энергий, а прижизненный ней­ тронно-активационный анализ дает количественную информацию о содержании в костной ткани кальция, натрия, хлора, фосфора, ря­ да других элементов.

Каждый из указанных методов имеет определенные плюсы, но все они требуют для своей реализации применения ионизирующих излу­ чений, специальной, часто стационарной аппаратуры. Следует также отметить, что, несмотря на меры биологической защиты, использова­ ние этих методов сопряжено с опасностью лучевого поражения иссле­ дуемого организма и обслуживающего персонала.

Изменения свойств костной ткани, связанные с изменением со­ става и структуры, отражаются и на ее акустических параметрах - на коэффициенте поглощения ультразвука и на скорости его распростра­ нения в кости. Метод, основанный на поглощении ультразвука кост­ ной тканью, был предложен сравнительно недавно - в 1984 г. Ослаб­ ление ультразвука связано не только с содержанием минеральных ве­ ществ, но и со структурированностью костной ткани, расположенной на пути распространения ультразвука. Ослабление проходящего через кость ультразвука заметно зависит от частоты, и в ряде случаев для повышения информативности метода измерения проводят в широком диапазоне частот.

Система для измерений содержит бак с водой, в котором на оп­ ределенном расстоянии друг от друга установлены излучатель и приемник ультразвука. Между ними располагают исследуемую ко­ нечность. Для измерений используются импульсные режимы ульт­ развука, частота которого за время формирования импульса меня­ ется от 0,2 до 1 МГц. Амплитудные спектры обрабатываются компь­ ютером, а все измерение занимает насколько секунд. Результат измерения, как уже указывалось выше, зависит не только от степе­ ни минерализации, но и от структурных особенностей кости. По­ этому ожидать высокой точности от этого метода не приходится. Повторяемость результатов обычно составляет около 35 % и сильно

перелома, постепенно нарастает в течение 2,5-3 месяцев, стремясь к значениям, характерным для целой кости (рис. 2.8).

2.3. УЛЬТРАЗВУКОВОЙ МЕТОД ОЦЕНКИ ВЯЗКОУПРУГИХ СВОЙСТВ МЯГКИХ ТКАНЕЙ

Вязкоупругие свойства кожи, мышц и других мягких тканей дав­ но служат источником диагностической информации. Однако на практике эту информацию получают весьма субъективным методом пальпации, что существенно снижает ее ценность и не позволяет поль­ зоваться ею в сравнительных исследованиях.

Измерить упругие свойства мягких тканей дает возможность не­ давно разработанный метод, основанный на измерении скорости рас­ пространения поверхностной акустической волны.

В отличие от продольных акустических волн, распространяющих­ ся в объеме среды, поверхностные сдвиговые волны затухают на рас­ стоянии, равном нескольким длинам волн, что создает определенные трудности в изучении особенностей их распространения. Получают и регистрируют эти волны с помощью преобразователей биморфного типа, в котором используются пластины из пьезоэлектрического мате­ риала. Преобразователи снабжаются щупами, которые позволяют осу­ ществлять точечный контакт с исследуемым участком ткани. Прин­ цип определения вязкоупругих свойств мягких тканей показан на рис. 2.9. Один из преобразователей служит источником, а вто­ рой - приемником поверхностных волн. Исследования показали, что сдвиговая упругость биологических тканей для малых амплитуд сме­ щения частиц среды прямо пропорциональна квадрату скорости рас­

пространения в ней акустической волны, возбуждаемой точечным ос­ циллирующим преобразователем:

Е = крс2,

где Е - динамический модуль сдвига;

р - плотность среды; с -скорость распространения

сдвиговой волны; к - коэффициент пропорцио­

нальности, зависящий от направле­ ния колебательного смещения час­ тиц среды.

Если смещения частиц парал­ лельны плоскости поверхности среды и перпендикулярны направ­ лению распространения волны, то коэффициент к оказывается рав­ ным единице.

Наиболее доступны для исследования с помощью поверхностных сдвиговых волн покровные ткани, вязкоупругие свойства которых за­ метно меняются не только при дерматологических патологиях, но и при заболеваниях внутренних органов, а также при некоторых физиологиче­ ских процессах. Это связано с существованием на поверхности тела так называемых зон Захарьина - Геда, отражающих состояние внутренних органов и систем организма.

2.4. МЕТОД УЛЬТРАЗВУКОВОЙ ЦИТОЛИЗОМ ЕТРИИ

Ультразвуковые методы нашли применение не только в клиниче­ ской диагностике, но и в лабораторных исследованиях. В частности, в практике лабораторных исследований крови существует метод опре­ деления механической резистентности эритроцитов. Устойчивость этих клеток к механическим, разрушающим воздействиям обычно оценивают, встряхивая кровь с антикоагулянтом в течение определен­ ного времени, а затем по окрашиванию плазмы измеряют количество вышедшего из травмированных эритроцитов гемоглобина, либо под­ считывая число эритроцитов в единице объема под микроскопом до и после встряхивания. Этот метод пригоден лишь для эритроцитов, так как внутренний объем этих клеток не разделен на отдельные компартаменты и их содержимое вытекает через любое повреждение клеточ­

ной мембраны. Кроме того, метод неточен и позволяет, как правило, лишь подтвердить установленный диагноз.

Некоторые клетки, суспендированные в водной среде и не имею­ щие прочной клеточной стенки, разрушаются под действием ультра­ звука уже при интенсивностях, используемых в терапии. К числу та­ ких клеток относятся клетки крови и сперматозоиды. Пороги и ско­ рость разрушения этих клеток зависят как от концентрации клеток в суспензии, температуры среды, частоты и интенсивности ультразвука, так и от прочности клеточных мембран, и, следовательно, от типа кле­ ток и состояния организма - донора этих клеток.

Разрушение клеток в ультразвуковом поле происходит только в том случае, если интенсивность ультразвука превышает значения, сов­ падающие для разбавленных суспензий, с порогами кавитации в воде.

Зависимость средней скорости разрушения клеток от интенсивно­ сти ультразвука по характеру сходна с аналогичными зависимостями интенсивности ультразвукового свечения и скорости звукохимических реакций (см. §§ 1.8; 1.13). Совпадение в характере этих зависимостей, а также в порогах кавитации и разрушение клеток свидетельствует о ка­ витационной природе эффекта. Кроме того, скорость разрушения кле­ ток обратно пропорциональна концентрации клеток в суспензии (рис. 2.10), что может служить подтверждением кавитационной природы разрушения, так как увеличение концентрации клеток равносильно увеличению вязкости, приводящему к возрастанию порога кавитации в жидких средах.

Отметим, однако, что ультра­ звуковое свечение и образование химически активных частиц харак­ теризуют процессы, протекающие внутри кавитирующего пузырька, тогда как разрушение клеток про­ исходит в результате процессов, протекающих вне его.

Замена растворенного в воде воздуха аргоном или присутствие в ней акцепторов свободных радика­ лов (цистеин, акриламид) не влия­ ют на процесс ультразвукового раз­ рушения клеток. Отсюда следует, что основную роль в процессах, ве­ дущих к нарушению целостности клеточных мембран, играют не хи­ мические вещества, образующиеся под действием ультразвука, а меха­ нические силы, возникающие при

кавитации. Такие силы, достаточные по величине для разрушения кле­ точных мембран, могут быть обусловлены микропотоками и ударными волнами вблизи пульсирующих или захлопывающихся пузырьков.

Акустические потоки в суспензии, возникающие в докавитационном режиме (0,05 Вт/см2), способны лишь «смывать» макромолекулы с по­ верхности клеточных мембран. Увеличение интенсивности ультразвука до значений, превышающих порог кавитации, приводит к появлению в среде пульсирующих газовых пузырьков, порождающих микропотоки с градиентами скоростей порядка 104с-1. Клетки радиусом 5 • 10_6м, по­ павшие в поле этих микропотоков, могут испытывать сдвиговые усилия, значительно превышающие значения, при которых начинают разру­ шаться клеточные мембраны.

Разрушение клеток начинается не сразу после включения ультра­ звука и заканчивается не мгновенно после его выключения. Чем выше интенсивность ультразвука, тем короче промежуток времени между моментом его включения и началом процесса разрушения клеток, и тем длительнее последействие, когда ультразвук уже выключен, а клетки продолжают разрушаться. В поисках причин такого последст­ вия были исследованы изменения в морфологии эритроцитов, под­ вергнутых ультразвуковому воздействию в суспензии, и обнаружены «дыры» в цитоплазматических мембранах, через которые содержимое клеток вытекает в окружающую среду.

Скорость вытекания содержимого эритроцитов сквозь дефекты в мембранах после выключения ультразвука ограничена диффузией и вязким течением. Очевидно, эта скорость достаточно мала и может обеспечить наблюдаемое последействие. Аналогичное явление наблю­ дается не только для эритроцитов, но и для других клеток, разделен­ ных внутриклеточными мембранами на компартаменты.

В обычных условиях внутриклеточные мембраны препятствуют вытеканию их содержимого через одиночные дефекты в цитоплазма­ тической мембране. Однако под действием ультразвука внутри клеток возникают микротечения. Они разрушают компартментацию, переме­ шивают содержимое и обратимо снижают вязкость цитоплазмы. По­ сле этого ничто не препятствует вытеканию содержимого клеток кро­ ви через повреждения в цитоплазматических мембранах.

Исследование зависимости скорости ультразвукового разруше­ ния клеток от температуры на примере эритроцитов показало, что скорость сонолизиса мало изменяется в диапазоне 20...36 °С. При бо­ лее высоких температурах начинается тепловой гемолиз. Ультразвук ускоряет его и быстро разрушает клетки.

Суммируя приведенные данные и пренебрегая скоростью спон­ танного разрушения клеток, можно показать, что средняя скорость ультразвукового разрушения клеток рассчитывается по формуле:

у_ к А (1 -1 п) 2

С1 +1А(1 - 1 п) ’

где С - концентрация клеток в суспензии; к - коэффициент, показывающий, какая часть акустической энер­

гии преобразуется в энергию микропотоков и затрачивается на разру­ шение клеток;

I - расстояние от излучателя до той точки в объеме, где интенсив­ ность ультразвука уменьшается в результате акустических потерь (по­ глощения, рассеивания) до порога кавитации;

/ - интенсивность ультразвука; /п - интенсивность, соответствующая порогу кавитации;

А - коэффициент, характеризующий потери акустической энергии. Температуру можно не учитывать, если в опыте она не превышает

36 ‘С.

Из анализа приведенного выражения следует, что при I » /п зна­ чение 1А(1 - /п) » 1, и средняя скорость разрушения клеток в суспен­ зии - линейная функция интенсивности ультразвука (К « /), а при ин­ тенсивностях ультразвука, близких к пороговым, V - ( I - 1 п) 2

Из общих соображений следовало бы, что измерять различия в скорости разрушения клеток разных типов удобнее при I » 1П, где V линейно зависит от интенсивности ультразвука. Однако наиболее су­ щественные различия в параметрах, характеризующих процесс разру­ шения клеток крови здоровых и больных людей и животных, были об­ наружены при интенсивностях ультразвука, близких к пороговым. Эти различия уменьшаются с уве­ личением интенсивности ультра­ звука и становятся пренебрежимо малыми при 0,6...0,8 Вт/см2.

В качестве примера можно привести зависимость отношения скоростей разрушения лейкоцитов здоровых и больных лейкозом ко­ ров от интенсивности ультразвука (рис. 2.11). Аналогичные зависи­ мости получены и для клеток дру­ гих типов.

Следует отметить, что даже в идеальных условиях поле в ближней зоне излучателя существенно неод­ нородно; наряду с максимумом здесь имеются области, где амплиту­ да звукового давления обращается в нуль. Максимальные значения ам­

плитуды звукового давления могут быть в 3-4 раза больше или меньше усредненных значений, что следует учитывать при определении порогов физико-химического и биологического действия ультразвука.

Ультразвуковой метод, позволяющий оценить механическую ре­ зистентность цитоплазматических мембран как усредненную для всей исследуемой совокупности клеток, так и с учетом индивидуальных различий их отдельных популяций, в последнее время все шире при­ меняют в экспериментальной биологии, медицине и ветеринарии. Ис­ пользованный сначала для исследования эритроцитов этот метод был назван методом ультразвуковых эритрограмм. В дальнейшем ультра­ звуковой метод, пригодный для оценки механической резистентности не только эритроцитов, но и любых клеток в суспензии, стали назы­ вать методом ультразвуковых цитолизограмм.

По сути метод ультразвуковых цитолизограмм представляет со­ бой метод определения кинетических параметров ультразвуковой де­ зинтеграции клеток, находящихся в суспендированном состоянии. Необходимым условием для ультразвуковой дезинтеграции клеток с воспроизводимой кинетикой является стабильная кавитация. Оче­ видно, что разрушение клеток под действием ультразвука имеет веро­ ятностный характер.

Регистрируя любым способом изменение концентрации клеток в суспензии в процессе воздействия ультразвуком, можно получить кривую, характеризующую распределение клеток по стойкости к ультразвуковому (механическому) воздействию - ультразвуковую цитолизограмму.

Наиболее удобный способ регистрации снижения концентрации клеток в суспензии - турбидиметрия, основанная на рассеянии света частицами среды, усредненный радиус которых более чем на порядок превышает длину волны рассеиваемого света. При этом длину волны обычно выбирают такой, чтобы поглощение света средой было мини­ мальным.

Динамику турбидиметрического ослабления чаще всего регистриру­ ют фотоэлектрическим способом с помощью установки, которая состоит из двулучевого колориметра, регистрирующего устройства, и генератора ультразвуковых колебаний с преобразователем небольших размеров.

В установке удобно использовать медицинские терапевтические ультразвуковые генераторы, обеспечивающие ультразвуковое излуче­ ние с частотой 880 кГц и интенсивностью в интервале 0,05... 1 Вт/см2.

Принцип метода ультразвуковых цитолизограмм заключается в следующем.

При введении ультразвука в кювету колориметра с суспензией клеток (рис. 2.12) последние начинают разрушаться, и светорассеяние изменяется, отражая уменьшение числа целых клеток. В кювете с пло­ ским стеклянным дном, параллельным излучающей поверхности пре-