5.2.1.4. Измерения in vivo
До недавнего времени основная цель измерения скорости звука в биологических тканях в плане медицинских приложений сводилась к получению данных, позволяющих провести градуировку эхографических систем визуализации по координатам «время распространения — дальность». В настоящее время многие исследователи пришли к выводу, что скорость звука сама по себе является весьма информативной специфической характеристикой ткани. Это послужило толчком для разработки большого числа методов, позволяющих проводить измерения скорости звука и даже получать картину ее пространственного распределения непосредственно в человеческом организме.
Измерения скорости звука в трансмиссионном режиме проводились на различных участках и органах человеческого тела, доступных для исследования. Естественно, что подобные измерения позволяли получать оценки скорости, усредненной по всем тканям, лежащим на пути прохождения ультразвукового пучка. В частности, Коссофф и др. [56] использовали рассмотренный выше метод регистрации времени распространения акустического импульса для относительных измерений усредненной скорости звука в молочной железе. В работах [13, 33, 39, 55] дается дальнейшее развитие этого метода, позволяющее на основе сканирования ультразвуковым пучком по множеству различных направлений получать реконструктивные томографические изображения распределений скорости звука в различных сечениях молочной железы. Подобные томограммы скорости звука, по-видимому, могут служить источником новой информации, дополняющей данные, полученные путем обычной эхографической визуализации. С помощью метода синхрокольца проводилось также исследование in vivo зависимости скорости звука в мышечной ткани бицепса человека от его сократительной способности [68].
Для тех случаев, когда особенно трудно провести прямые измерения в трансмиссионном режиме (например, в печени человека), исследовались возможности определения усредненной скорости звука на основе регистрации акустических эхо-сигналов, отраженных от самой ткани. По-видимому, Робинсон и др. [78] одними из первых предложили использовать для этих целей способ, основанный на определении местоположения и визуализации какого-либо характерного объекта (например, кровеносного сосуда), локализованного в исследуемой ткани. При этом формировалось два изображения
выбранного объекта, соответствующие двум различным направлениям распространения эхо-сигналов через контактную среду (воду). Из-за различия скоростей звука в воде и ткани, а также из-за различия углов падения ультразвукового импульса на границу раздела между водой и тканью в обоих случаях два полученных изображения объекта были немного смещены относительно друг друга. Измеряя величину этого смещения и определяя углы падения, с помощью закона преломления Снелля можно рассчитать значение скорости звука в исследуемой ткани, усредненное по эквивалентной длине пути обоих изображений. Воспроизводимость результатов, полученных таким способом in vivo, составляла приблизительно 1%.
Рассмотренный метод использовался в работах [22, 64] для измерений скорости звука в нормальной и пораженной циррозом печени, а также в селезенке. Бэмбер и Эббот [4] предложили несколько модифицированную схему, работающую в сочетании со стандартной линейно сканирующей системой для получения изображений в реальном времени. В этой схеме два смещенных изображения получались за счет введения между поверхностью линейного многоэлементного датчика и тканью акустической бипризмы с известными свойствами и конфигурацией.
Был предложен также метод пересекающихся пучков [1, 42, 46], в основе которого лежит статистическая оценка времени распространения импульса по определенному пути с учетом рассеяния от той области исследуемой ткани, где перекрываются акустические пучки излучателя и приемника, имеющих острые диаграммы направленности. По оценкам на однородных фантомах точность определения скорости после усреднения по 100 импульсам может достигать ±0,5%.
Необходимо упомянуть еще два метода, позволяющие провести оценку средней скорости звука путем наблюдения характера фокусировки при получении эхо-импульсных изображений тканей с помощью акустических систем с широкой апертурой, т. е. с высоким разрешением. В методе, предложенном Хайяши и др. [44], для получения изображения в реальном времени использовалась специально модифицированное сканирующее устройство, обеспечивающее возможность ручного управления цифровыми линиями задержки, с помощью которых формируются фокусированный ультразвуковой пучок и требуемая диаграмма направленности приемника. После соответствующей градуировки усредненное значение скорости звука в биологической ткани рассчитывается на основе данных о временах
задержки, при которых получается наиболее резкое изображение. Резкость изображения оценивается путем визуального наблюдения. Применительно к однородным средам расчетная точность определения скорости звука составляет ±0,5%. Во втором методе, который реализуется с помощью более сложной системы фокусировки, заложена возможность получения распределений скорости звука in vivo на основе обработки принятых эхо-сигналов. Несмотря на известную сложность реализации, такая возможность делает подобный подход, по-видимому, наиболее универсальным из всех существующих. Для автоматической оценки резкости изображений, получаемых посредством вариаций предполагаемых значений скорости звука на этапе реконструкции по методу синтезированной апертуры, применяется критерий минимума энтропии [66].
