Актуальной проблемой в медицине является диагностика костных тканей, в частности, в посттравматический период. Одним из возможных методов диагностики является ультразвуковая диагностика. Однако развитие этого метода сдерживается по причине высокой погрешности измерений, свойственных диагностике in vivo. Цель настоящего изобретения снижение погрешности диагностических измерений и повышение надежности выявления костных патологий.
Поскольку костные ткани ограничены в пространстве и имеют небольшие размеры, распространение ультразвука в них носит волноводный характер. При этом скорость распространения ультразвуковой волны зависит от возбуждаемой моды, толщины компактного слоя кости и частоты возбуждаемых колебаний [1] Поэтому у различных людей, имеющих примерно равные упругие постоянные компактной кости, в зависимости от индивидуальных особенностей строения костей (в частности, лицевых), наблюдается значительное расхождение в значениях измеренной "скорости звука", которая определяется обычно [1] по временному интервалу между излученным и принятым сигналом. Диагностические измерения в подобном режиме могут производиться только на одном субъекте в предположении отсутствия асимметрии строения скелета по сравнительным данным для патологически измененной кости и кости в норме.
Диагностически значимый результат при диагностике посттравматических патологий средней зоны лица не удается получить по ряду причин, в частности:
значительная толщина мягких тканей лица,
малые размеры лицевых костей,
посттравматическая деформация травмированной стороны лица.
Это приводит к высокой систематической погрешности измерений 40 45%
Поэтому значение измеренного временного интервала между излученным и принятым импульсами целесообразно использовать в качестве вспомогательного для снижения погрешности измерений. Вначале измерения проводят на травмированной стороне, причем преобразователи устанавливают таким образом, чтобы область патологии оказалась между ними и измеряют временной интервал. Затем преобразователи устанавливают на здоровую сторону симметрично "на глаз", а более точную установку осуществляют исходя из измеренного значения временного интервала, достигая равенства с предварительно измеренным значением на здоровой стороне. Поскольку область посттравматической патологии кости невелика (ширина диастаза обычно менее 0,5 мм), это равенство выполняется при симметричной установке. Дальнейшее снижение систематической погрешности измерений происходит за счет предустановки порога срабатывания генератора электрического импульса по уровню контактного давления между излучателем и (или) приемником и биотканью. Известно, что добротность колебаний и соответственно длительность и амплитуда возбуждаемого импульса колебаний зависят от демпфирования преобразователя с тыльной стороны и со стороны нагрузки. При использовании жесткого корпуса тыльная нагрузка постоянна. Значение акустического сопротивления биообъекта определяется степенью сжатия мягких тканей, поскольку при этом изменяется как их плотность, так и модуль упругости. По результатам экспериментального исследования, в диапазоне контактных давлений от минимального до болевого порога амплитуда сигнала примерно пропорциональна значению давления. В качестве датчиков давления могут быть использованные любые электромеханические преобразователи, а также известные оптоволоконные преобразователи.
Диагностическим критерием патологического состояния кости на примере посттравматической деформации является несоответствие формы импульсного сигнала на травмированной стороне форме импульса на здоровой стороне. Как видно из схемы, ультразвуковая волна от излучателя к приемнику проходит по внешнему слою мягких тканей и по слою компактной кости. При наличии диастаза, заполненного мягкой тканью (фиброзного типа) волна, прошедшая по костным тканям, отражается от области перелома и на приемник поступает практически только волна, прошедшая по слою мягких тканей. Поскольку кость имеет резкие границы, ультразвуковой импульс, отражаясь от всех границ, возбуждает собственные колебания кости. Поэтому в норме сигнал на приемнике, расположенном над костью на расстоянии от излучателя, представляет суперпозицию как минимум двух сигналов: первого прошедшего по слою костных тканей, второго прошедшего по слою мягких тканей. Собственные колебания кости имеют частоту гораздо ниже, чем центральная частота в спектре ультразвукового импульса, поэтому при нормальном состоянии костных тканей длительность полуволны результирующего импульса гораздо больше аналогичного параметра в случае диастаза, когда длительность полуволны принятого импульса равна длительности полуволны излученного импульса.
Диагностические измерения осуществляются следующим образом. Ультразвуковой импульс возбуждается в биоткани излучателем 4 по электрическому сигналу с генератора 9 (см.чертеж). Этот импульс проходит по слоям биотканей, причем его частотный спектр и временная форма изменяются из-за наложения упругих волн, прошедших по различным слоям, прежде всего по внешнему слою мягких тканей 2 и по слою компактных костей 1. Волна, прошедшая по кости, отражается от ее естественных границ. Таким образом форма сигнала изменяется за счет появления периодической затухающей составляющей. Период этой составляющей сигнала равен периоду собственных колебаний кости, по которой проходит волна. При нарушении целостности кости, в частности, при посттравматической патологии 3, волна, проходящая через компактную кость, дополнительно отражается от области перелома и таким образом амплитуда низкочастотной составляющей сигнала снижается по отношению к амплитуде составляющей сигнала, соответствующей частоте заполнения излученного импульса.
Результирующий сигнал регистрируется приемником 5, расположенным на некотором расстоянии от излучателя 4. Затем сигнал поступает на элемент сравнения 7, на котором производится сравнение его с почти постоянным уровнем сигнала с датчика давления 6. Измеритель периода 8 измеряет среднее значение периода ультразвукового сигнала на уровне, определяемом сигналом с датчика давления.
Большинство травм односторонние, поэтому возможна сравнительная симметричная диагностика, заключающаяся в измерениях на травмированной и неповрежденной сторонах. Критерием диагностики несращения перелома является, как показывают результаты экспериментов in vitro и клинических исследований, значение эффективного периода сигнала равное периоду колебаний в излучаемом импульсе.
Результаты клинической апробации свидетельствуют о хорошей выявляемости неправильного фибрознотканого сращения переломов средней зоны лица в области скуло-лобного, скуло-височного отростков и скуло-челюстного отведения. Больной К. 45 лет, обратился по поводу застарелой посттравматической деформации средней зоны лица слева в результате травмы, полученной в автокатастрофе 3 года назад. Предварительно проведенная рентгеновское исследование области патологии выявило взаимное положение отломков, однако состояние биоткани между отломками не было установлено. Больному провели ультразвуковую диагностику с использованием разработанного способа. Частота заполнения ультразвукового импульса 200 кГц. Было установлено, что средний период колебаний в результирующем ультразвуковом сигнале составляет справа 24+3 мкс, а слева 5+1 мкс. Диагноз "неправильное фибрознотканое сращение перелома" подтвердился в ходе гистологического операционного исследования. Больной С. 21 год, обратился с жалобой на "скрип в области верхней челюсти слева" после травмы 2,5 месяца назад. Клиническое и рентгенологическое обследование, проведенное в травмопункте по месту жительства, не выявило нарушения целостности кости, однако ультразвуковое диагностическое обследование выявило наличие диастаза, поскольку средний (эффективный) период колебаний в результирующем сигнале составил справа 30+4 мкс, а слева в области травмы 6+1 мкс. Факт неправильного фибрознотканого сращения перелома был подтвержден при исследовании в ходе операции. Больная П. 32 лет обратилась в ЦНИИ Стоматологии по поводу посттравматической деформации средней зоны лица справа в результате автокатастрофы 7 месяцев назад. Ультразвуковую диагностику проводили в области разрыва скуло-лобного и скуло-височного швов. Значение среднего периода колебаний в первом отведении слева составило 22+3 мкс, а справа 18+3 мкс, что позволило диагностировать новообразование костной ткани в области перелома. Во втором диагностическом отведении значение периода слева составило 25+3 мкс, а справа 5+1 мкс, что позволило диагностировать неправильное фибрознотканое сращение перелома. Правильность постановки диагноза была подтверждена в ходе операции. Погрешность измерений среднего периода результирующего сигнала составила 15% при установке порогового уровня элемента сравнения пропорционально сигналу с датчика давления, регистрирующего значение контактного давления сжатия между поверхностями излучателя и биоткани, в то время как погрешность измерения среднего периода сигнала без установки порогового уровня составляет 25%
Использование: в медицине, а именно для неинвазивной диагностики состояния костных тканей. Сущность: способ диагностики костных тканей с помощью ультразвука осуществляют путем установки на поверхности диагностируемой области на известном расстоянии друг от друга излучателя и приемника-преобразователя, излучения, приема и регистрации ультразвуковых импульсов и оценке состояния костей ткани по диагностирующему параметру, в качестве которого принята длительность полуволны прошедшего импульса, при этом излучатель и приемник-преобразователь устанавливают по одну сторону от диагностируемой области костной ткани с усилием прижатия, соответствующим порогу срабатывания элемента сравнения. Технический результат: повышение точности диагностики. 1 ил.
Способ диагностики состояния костных тканей с помощью ультразвука, заключающийся в установке на поверхности диагностируемой области излучателя и приемника-преобразователя ультразвуковых импульсов, на расстоянии, определяемом по временному интервалу между излучаемым и принимаемым импульсами, излучении, приеме и регистрации ультразвуковых импульсов и оценке состояния костной ткани по диагностирующему параметру, отличающийся тем, что излучатель и приемник-преобразователь устанавливают по одну сторону от диагностируемой области костной ткани с усилием прижатия, соответствующим порогу срабатывания элемента сравнения, а в качестве диагностирующего параметра принимают длительность полуволны прошедшего импульса.
| Способ исследования костной ткани | 1985 |
|
SU1342479A1 |
