Скорость ультразвука в костной ткани

Методы диагностики остеопороза | секреты эндокринологии

Скорость ультразвука в костной ткани

В диагностике остеопороза ведущее место занимают лучевые методы исследования. Ключевой вопрос диагностики – установление плотности костной массы (ее количества в единице объема) и ее способности противостоять внешним и внутренним факторам повреждения.

Для этого изучается ее микро- и макроархитектоника, а также упругость (эластичность) костной ткани.

 К неинвазивным способам костной денситометрии относятся: двойная рентгеновская абсорбциометрия, количественная ультразвуковая денситометрия, количественная компьютерная томография, метод ядерного магнитного резонанса.

 Количественная компьютерная томография (ККТ) дает возможность получать трехмерное изображение и производить прямое определение плотности, а также выполнять пространственное разделение сигналов от трабекулярной и кортикальной костей. 

 Магнитно-резонансная томография (МРТ) в диагностике остеопороза применяется сравнительно редко, хотя ее возможности визуализировать мягкие ткани, в частности костный мозг и костные трабекулы, хорошо известны и подтверждены многолетней практикой.

Непопулярность МРТ объясняется в основном высокой стоимостью исследования и наличием альтернативных, более дешевых и доступных методов изучения ОП (в частности, остеоденситометрии).

В единичных публикациях, представляющих главным образом научный интерес, иллюстрируются возможности метода в изучении трабекулярной структуры кости, особенно при использовании магнитно-резонансных томографов так называемого высокого разрешения.

  Количественное ультразвукового исследование (УЗИ) для диагностики ОП и определения риска переломов основано на взаимодействии звуковых волн с костной тканью, близкой по своим свойствам к твердому телу, и в силу своей природы должно оценивать механические свойства кости. Благодаря разработке и внедрению в клиническую практику ультразвуковых аппаратов стало возможным оценивать механические свойства кости – прочность и упругость.

  Методы фотонной абсорбциометрии основаны на измерении поглощения фотонного излучения в биологических тканях исследуемого участка тела больного. В 1963 г. Cameron и Sorenson описали новый метод определения минеральной плотности кости – однофотонную абсорбциометрию (ОФА).

Суть ОФА заключается в регистрации прохождения монохроматического потока фотонов одной энергии через кость и мягкие ткани. При этом количество минерального вещества кости на пути, поперечном потоку, градуируют, основываясь на различии интенсивности потока до и после прохождения через исследуемую область.

Методика двухфотонной абсорбциометрии (ДФА) была разработана в США доктором R. Mazess в 1984 г. В ее основе лежит тот же принцип, что и в основе ОФА: способность количественно оценивать степень ослабления потока фотонов после прохождения через костную или мягкие ткани.

Однако в двухфотонной системе используется радионуклид, который излучает фотоны двух различных энергий, или используются два радионуклида, каждый из которых излучает фотоны с энергией в разных диапазонах.

Когда поток проходит через участок тела, содержащий костную и мягкие ткани, ослабление потока фотонов отражается на обоих энергетических пиках.

Рентгеновские денситометры – используются для измерения минеральной плотности костей как центрального скелета (поясничные позвонки, проксимальный отдел бедренной кости), так и периферического.

Одноэнергетическая рентгеновская абсорбциометрия (ОРА) используется преимущественно для измерения плотности дистальных участков лучевой и плечевой костей и пяточной кости. Двухэнергетическая рентгеновская абсорбциометрия (ДРА) представяет собой самый современный метод оценки МПК.

Принцип работы двухэнергетического рентгеновского денситометра заключается в раздельном измерении энергии рентгеновского излучения при прохождении его через тело пациента. Ослабление рентгеновского излучения частично связано с костной тканью, а частично – с мягкими тканями.

Используется рентгеновский пучок, спектр которого имеет два пиковых значения в различных энергетических диапазонах. Различие в ослаблении двух энергий позволяет оценить массу костного минерала в исследуемой области путем математического анализа.

Сравнительный анализ методов диагностики остеопороза

Обзорная и прицельная рентгенография.

 Для диагностики остеопороза в рутинной клинической практике обычно выполняются рентгенограммы наиболее подверженных этому процессу участков скелета: грудного и поясничного отделов позвоночника (обязательно в двух проекциях), тазобедренных суставов, кистей и дистальных отделов лучевой кости. Снимки периферических участков скелета предпочтительно выполнять с прямым увеличением изображения, используя рентгеновские излучатели с микрофокусом и кассеты с тонко рисующими усиливающими экранами.

На обзорных рентгенограммах раздельно изучаются как кортикальные, так и трабекулярные участки скелета. Общая характеристика трабекулярной зоны при остеопорозе может быть охарактеризована как кость повышенной прозрачности. Количество трабекул в единице площади рентгенограммы уменьшено.

Однако подобная общая оценка рентгеновского снимка только на основе зрительного восприятия прозрачности костной ткани чрезвычайно субъективна.

Вследствие известных особенностей работы человеческого зрительного анализатора ошибка в диагностике остеопороза по рентгенограммам может достигать 30–40%.

Более важно тщательное и детальное изучение трабекулярного рисунка кости. В позвонках (а они при системном остеопорозе поражаются в первую очередь) наблюдается сначала исчезновение поперечных костных трабекул. Вследствие этого вертикальные трабекулы кажутся как бы утолщенными.

В дальнейшем они действительно гипертрофируются и огрубляются (гипертрофическая атрофия). В целом тело позвонка становится прозрачным, окаймленным контрастно подчеркнутыми замыкательными пластинками (рамочный позвонок). Одновременно происходит деформация замыкательных пластинок в виде их вдавления (рыбьи позвонки).

Впоследствии наступает продавленность опорных площадок тела позвонка, он приобретает форму клина или двояковогнутой линзы.

Остеопоротические изменения в трабекулярной части периферического скелета выражаются аналогичным рассасыванием трабекул, что рентгенологически проявляется разрежением их рисунка. Выявить изменения в трабекулярной части кости сложнее, необходим детальный анализ безупречно выполненных рентгенограмм.

Вначале происходит разволокнение, туннелизация кортикального слоя кости. Одновременно возникают лакунарные зоны эндостальной резорбции кости.

Если выявляется периостальная резорбция кортикального слоя кости, то речь идет, как правило, о вторичном остеопорозе, например при гиперпаратиреоидной остеодистрофии.

Несомненные преимущества рентгенографии – доступность и простота. Существенный недостаток – низкая чувствительность, сложность динамической оценки состояния пациентов, выявление остеопороза лишь при потере более 30% костной массы.

Ультразвуковая денситометрия. Механические свойства кости оцениваются с помощью ультразвуковых (УЗ) волн по скорости распространения ультразвука в костной ткани.

Вычисление ослабления волны позволяет судить о плотности ткани, количестве костных трабекул, их пространственной ориентации, наличии микроповреждений. Количественная ультрасонометрия – КУС, или количественная ультразвуковая диагностика – КУЗД, имеет ряд особенностей, обусловленных физической сущностью метода.

Ультразвук хорошо распространяется по тканям с высокой плотностью и жидким средам, тогда как жировая ткань, воздух и границы раздела двух сред представляют для него значительное препятствие. Поэтому область измерения погружают в воду или обильно смазывают гелем.

Один из источников погрешностей – недостаточный акустический контакт. Состояние кожи в области измерения (влажная, жирная или сухая), несмотря на использование специальных гелей или детергентов, невозможно стандартизировать, что отрицательно влияет на воспроизводимость метода. Метод очень чувствителен к температуре.

Кроме того, величина усилия прижатия УЗ датчиков в области измерения меняет не только толщину подлежащих мягких тканей, которая может быть учтена прибором, но и качество акустического контакта.

С помощью КУС выполняются измерения на костях периферического скелета, представленных в основном компактной костной тканью (за исключением пяточной кости), в то время как в большинстве случаев ОП в первую очередь страдают участки с губчатой костной структурой.

Наиболее часто исследуются пяточная, большеберцовая кости, фаланги пальцев. Основные показатели, принимаемые в расчет при работе КУС: скорость ультразвука и широкополосное затухание ультразвука, Z-критерий и T-критерий.

Скорость звука (speed of sound – SOS) – скорость прохождения звуковой волны поперек кости (м/с). Широковолновое рассеивание (broad-band ultrasound attenuation – BUA) описывает изменения интенсивности (уменьшение энергии) УЗ луча при прохождении через кость (dB/МГц).

С целью упрощения интерпретации результатов исследования фирмами-изготовителями были предложены переменные, объединяющие эти два основных показателя. В настоящее время КУС не стандартизированы.

Каждый производитель устанавливает на своем приборе собственные нормативные данные и по-своему интерпретирует риск переломов. Остеопороз, диагностируемый при помощи КУС, определяется при других значениях Т- и Z-критериев, нежели при двухэнергетической рентгеновской абсорбциометрии.

Положительные свойства КУС: радиационная безопасность, относительно низкая стоимость, портативность, быстрота исследования.

Недостатки КУС:

• возможность диагностической ошибки: исследование одной кости, влияние мягких тканей, влияние размера кости, влияние температуры;

• невозможность мониторинга: нестабильное позиционирование стопы, небольшие изменения по времени, низкая надежность датчиков;

• чувствительность метода КУС относительно центральной ДРА для пяточной кости составляет 0,34, для пальца – 0,23.

На основании анализа данных периферической денситометрии у каждого взрослого пациента по значению T-критерия можно определить относительный риск формирования остеопоротических переломов в будущем. Поскольку это исследование дает информацию не только о содержании минералов, но и о других свойствах кости, определяющих ее качество (прочность), метод может иметь определенные перспективы.

Рентгеновская денситометрия. В рентгеновской денситометрии при сканировании измеряются две величины: площадь проекции исследуемого участка (Аrеа, см2) и содержание костного минерала (Bone Mineral Content – BMC, г). С их помощью вычисляется еще один клинически значимый параметр – минеральная плотность кости (Bone Mineral Density – BMD, г/см2; МПК). ВМD=ВМС/Аrеа.

Методика двухэнергетической рентгеновской абсорбциометрии признана золотым стандартом в диагностике ОП [20, 28, 29], поскольку она сочетает в себе ряд важных качеств: возможность исследования осевого скелета, хорошую чувствительность и специфичность, высокую точность и низкую ошибку воспроизводимости, низкую дозу облучения для пациента (менее 0,04 мЗв), быстроту исследования.

В клинической практике измерение костной массы проводится с целью выявления ее уменьшения, предупреждения переломов костей и длительного контроля. ДРА обладает всеми качествами, необходимыми для решения этих задач, позволяя определить уже 2–4% потери костной плотности.

Для подтверждения диагноза должна использоваться ДРА осевого скелета – область позвоночника, проксимального отдела бедра. Из различных методов измерения наиболее адекватным способом оценки МПК является оценка с использованием T- и Z-критериев.

Т-критерий отражает разницу между плотностью кости обследуемого человека и стандартом, который соответствует плотности кости здоровых людей при достижении ее максимальных значений – пика костной массы. Z-критерий – количество стандартных отклонений выше или ниже среднего показателя МПК для лиц аналогичного возраста.

При постановке диагноза и назначении терапии необходимо оценивать T-критерий, а для прогноза риска переломов и оценки эффективности терапии – Z-критерий.

 Критерии диагностики остеопороза по данным костной денситометрии осевого скелета для женщин в постменопаузе и мужчин старше 50 лет 

Т-критерийДиагноз
Более –1,0 SDНормальные значения
От –1,0 до –2,5 SDОстеопения, или низкая костная масса
От –2,5 SDОстеопороз
Менее –2,5 SD + переломТяжелый остеопороз

Несомненно, имеются и определенные недостатки метода, создающие возможность диагностической ошибки:

– влияние возрастных костных изменений – остеофиты, переломы;

– влияние сопутствующих заболеваний – кальцификация сосудов, остеомаляция, остеоартриты;

– не учитываются размеры и архитектура кости;

– зависимость от оператора;

– старение рентгеновской трубки;

– высокая стоимость аппаратов и исследования;

– большая занимаемая аппаратом площадь.

Компьютерная томография позволяет получать трехмерные изображения костной структуры и определять границы слоев костной ткани. Наиболее распространена количественная КТ – ККТ. С помощью КТ возможно исследование любой части скелета, чаще проводят сканирование позвоночника.

Трехмерный характер исследований позволяет оценить объемную минеральную плотность (в мг/см3) отдельно трабекулярного и кортикального веществ.

Метод позволяет измерить плотность кости, общее содержание минералов, получить информацию об анатомии позвоночника, дифференцированно оценить состояние компактного слоя, губчатого вещества. Различие в объеме мягких тканей не влияет на точность измерения МПК.

Периферическая ККТ (пККТ) была разработана специально для диагностики остеопороза, также возможно отдельное исследование трабекулярного и кортикального веществ. Как правило, изучают лучевую или малоберцовую кость, в последнее время стало доступным исследование шейки бедренной кости.

ККТ используется главным образом для измерения плотности трабекулярной костной ткани позвоночника, и его диагностическая ценность в случае остеопороза даже выше, чем ДРА. Переломы редко встречаются при значениях МПК выше 110 мг/см3 и очень часто – при МПК

Источник: https://i131.ucoz.ua/publ/narushenija_struktury_kostej_i_mineralnogo_obmena/metody_diagnostiki_osteoporoza/4-1-0-128

Оценка минеральной плотности альвеолярных отделов челюстей методом ультразвуковой остеометрии

Скорость ультразвука в костной ткани

Поиск высокоинформативных и безопасных методов оценки состояния костной ткани остается актуальным направлением исследований в современной стоматологии.

Наиболее доступным методом диагностики, позволяющим своевременно выявить изменения состояния костной ткани и определить снижение уровня ее минеральной плотности, является рентгенография.

Современные методы рентгеновской диагностики в настоящее время не утратили своего значения и в качественной оценке состояния костной ткани, и в дифференциальной диагностике характера патологических изменений, но вместе с тем не лишены недостатков.

Во-первых, это воздействие на организм ионизирующего излучения. Во-вторых, рентгенография имеет невысокую чувствительность к потере минералов, и потому рентгенологические признаки остеопении достоверно выявляются лишь при дефиците костной массы 20—50% [2, 5, 6, 8].

Значительный интерес представляют методики диагностики начальных форм остеопении и остеопороза, не использующие источников ионизирующего излучения. К ним относятся методы ультразвуковой диагностики.

Известно, что существует высокая степень корреляции (0,90—0,96) между скоростью распространения ультразвука, плотностью ткани и содержанием в ней кальция и кристаллического гидроксиапатита [4, 7].

Это позволяет проводить исследования и определять механические свойства кортикальной и трабекулярной костной ткани.

В настоящее время широко применяется методика измерения минеральной плотности трубчатых костей конечностей [1, 3]. Проведение таких исследований в челюстно-лицевой области затруднительно по нескольким причинам.

К ним относятся: сложная конфигурация костей лицевого скелета, особенно челюстей, большие размеры ультразвуковых датчиков, сложность их точного позиционирования, использование только внеротовых наружных способов.

Таким образом, в настоящий период точные внутриротовые методики эхоостеометрии в стоматологии отсутствуют.

Цель исследования — разработка эффективного метода диагностики минеральной плотности костной ткани челюстей.

Разработана методика теневой ультразвуковой остеометрии с применением аппарата ЭОМ-06.Исследования осуществлялись датчиками диаметром 5 мм, которые накладывали по обе стороны альвеолярного отдела челюсти (рис. 1, 2).

Рис. 1. Измерительный ультразвуковой датчик.

Рис. 2. Ультразвуковой датчик в полости рта.

Метод позволяет проводить внутриротовые исследования области размером не более 5 мм в диаметре. Частота ультразвуковой волны, генерируемая прибором, составляет 2,5 МГц и является безопасной для пациентов.

Измерения проводятся в области межальвеолярных перегородок зубов на уровне 1/3 от верхушки корня, при этом экран прибора графически отображает сигнал, принимаемый датчиком, одновременно фиксируя время прохождения ультразвуковой волны в измеряемом участке костной ткани (рис. 3).

Рис. 3. Экран прибора во время проведения исследования.

Расчет скорости производится, исходя из полученного времени и известного расстояния между датчиками, по формуле V = S/H∙10​6​᠎, где V — скорость распространения ультразвука (в м/с), S — ширина исследуемого участка кости (в м), H — время прохождения ультразвука на этом участке кости (в с).

При разработке методики внутриротовой ультразвуковой остеометрии была проведена оценка чувствительности и погрешности данного метода. Нами выполнены исследования, цель которых заключалась в оценке изменчивости показателей скорости ультразвука (СУЗ) у пациента при повторении однотипных измерений.

Соответствующие измерения в течение 10 дней были выполнены у пациента на обеих сторонах нижней челюсти. Исследование проводилось одним оператором в первой половине дня. Погрешность оценивали с помощью коэффициента вариации (Кv), который равен отношению стандартного отклонения к среднему значению.

Клинический пример 1.

Пациентка Ч., 1981 г. р. Диагноз: хронический генерализованный пародонтит легкой степени тяжести в стадии ремиссии (К05.31).

Проведенные измерения показывают высокую точность определения цифровых значений скорости распространения ультразвука в альвеолярной кости с погрешностью измерений не более 1,5% (см. таблицу).

Скорость ультразвука (в м/с) в костной ткани альвеолярной части нижней челюсти

Для оценки плотности костной ткани альвеолярных отделов челюстей у пациентов с частичным отсутствием зубов проводились измерения СУЗ в области корня зуба, ограничивающего дефект зубного ряда и симметрично расположенного зуба в зоне непрерывного зубного ряда.

Клинический пример 2.

Пациентка А., 30 лет.

Объективно: в полости рта мостовидный протез с опорами на зубы 3.5 и 3.7.

Со слов пациентки ортопедическая конструкция была изготовлена около 6 лет назад.

Диагноз: частичная вторичная адентия нижней челюсти, 3-й класс Кеннеди (К08.1), хронический периодонтит зубов 1.5, 2.5, 2.6, 3.8, 3.7, 4.6, 4.7 (К04.5), хронический генерализованный пародонтит легкой степени тяжести в стадии ремиссии (К05.31) (рис. 4).

Рис. 4. Пациентка А.А.Б. Точки наложения ультразвуковых датчиков для остеометрии.

При анализе цифрового рентгеновского снимка (см. рис. 3) сложно дать точную количественную характеристику плотности костной ткани в области корней опорных зубов мостовидного протеза и симметричных зубов интактного отдела зубного ряда.

По данным ультразвуковой остеометрии, установлено, что наибольшей скорость ультразвука оказалась мезиальнее корня зуба 3.5, наименьшей — дистальнее корня этого же зуба.

Разница значений СУЗ составляет более 12%, а в симметричном интактном сегменте зубного ряда эта величина не достигает и 5%, что свидетельствует об отсутствии выраженных изменений костной ткани в области корня интактного сегмента зубного ряда.

Проведенные исследования свидетельствуют о высокой диагностической ценности ультразвуковой теневой денситометрии. Точность повторных измерений скорости ультразвука была высокой, так как погрешность метода (Kv) не превысила 1,5% (см. таблицу).

При анализе показателей скорости ультразвука, полученных при исследовании костной ткани в области опорных зубов мостовидного протеза (клинический пример 2), установлено достоверное различие (p

Источник: https://www.mediasphera.ru/issues/rossijskaya-stomatologiya/2014/1/412072-64062015013

Распространение ультразвука

Скорость ультразвука в костной ткани

Звуковая волна распространяется в веществе, находящемся в газообразном, жидком или твердом состоянии, в том же направлении, в котором происходит смещение частиц этого вещества, то есть она вызывает деформацию среды.

Деформация заключается в том, что происходит последовательное разряжение и сжатие определенных объемов среды, причем расстояние между двумя соседними областями соответствует длине ультразвуковой волны.

Чем больше удельное акустическое сопротивление среды, тем больше степень сжатия и разряжения среды при данной амплитуде колебаний.

Частицы среды, участвующие в передаче энергии волны, колеблются около положения своего равновесия. Скорость с которой частицы колеблются около среднего положения равновесия называется колебательной скоростью. Колебательная скорость частиц изменяется согласно уравнению:

V = U sin (2ft + G),

где V – величина колебательной скорости;

U – амплитуда колебательной скорости;

f – частота ультразвука;

t – время;

G – разность фаз между колебательной скоростью частиц и переменным акустическим давлением.

Амплитуда колебательной скорости характеризует максимальную скорость, с которой частицы среды движутся в процессе колебаний, и определяется частотой колебаний и амплитудой смещения частиц среды.

U = 2fA,

где А – амплитуда смещения частиц среды.

Скорость распространения ультразвуковых волн

Ультразвуковые волны в тканях организма распространяются с некоторой конечной скоростью, которая определяется упругими свойствами среды и ее плотностью.

Скорость звука в жидкостях и твердых средах значительно выше, чем в воздухе, где она приблизительно равна 330 м/с. Для воды она будет равна 1482 м/с при 20о С.

Скорость распространения ультразвука в твердых средах, например, в костной ткани, составляет примерно 4000 м/с.

Дифракция, интерференция

При распространении ультразвуковых волн возможны явления дифракции, интерференции и отражения.

Дифракция (огибание волнами препятствий) имеет место тогда, когда длина ультразвуковой волны сравнима (или больше) с размерами находящегося на пути препятствия. Если препятствие по сравнению с длиной акустической волны велико, то явления дифракции нет.

При одновременном движении в ткани нескольких ультразвуковых волн в определенной точке среды может происходить суперпозиция этих волн. Такое наложение волн друг на друга носит общее название интерференции.

Если в процессе прохождения через биологический объект ультразвуковые волны пересекаются, то в определенной точке биологической среды наблюдается усиление или ослабление колебаний. Результат интерференции будет зависеть от пространственного соотношения фаз ультразвуковых колебаний в данной точке среды.

Если ультразвуковые волны достигают определенного участка среды в одинаковых фазах (синфазно), то смещения частиц имеют одинаковые знаки и интерференция в таких условиях способствует увеличению амплитуды ультразвуковых колебаний.

Если же ультразвуковые волны приходят к конкретному участку в противофазе, то смещение частиц будет сопровождаться разными знаками, что приводит к уменьшению амплитуды ультразвуковых колебаний.

Интерференция играет важную роль при оценке явлений, возникающих в тканях вокруг ультразвукового излучателя. Особенно большое значение имеет интерференция при распространении ультразвуковых волн в противоположных направлениях после отражения их от препятствия.

Поглощение ультразвуковых волн

Если среда в которой происходит распространение ультразвука, обладает вязкостью и теплопроводностью или в ней имеются другие процессы внутреннего трения, то при распространении волны происходит поглощение звука, то есть по мере удаления от источника амплитуда ультразвуковых колебаний становится меньше, так же как и энергия, которую они несут. Среда, в которой распространяется ультразвук, вступает во взаимодействие с проходящей через него энергией и часть ее поглощает. Преобладающая часть поглощенной энергии преобразуется в тепло, меньшая часть вызывает в передающем веществе необратимые структурные изменения. Поглощение является результатом трения частиц друг об друга, в различных средах оно различно. Поглощение зависит также от частоты ультразвуковых колебаний. Теоретически, поглощение пропорционально квадрату частоты.

Величину поглощения можно характеризовать коэффициентом поглощения, который показывает, как изменяется интенсивность ультразвука в облучаемой среде. С ростом частоты он увеличивается.

Интенсивность ультразвуковых колебаний в среде уменьшается по экспоненциальному закону. Этот процесс обусловлен внутренним трением, теплопроводностью поглощающей среды и ее структурой. Его ориентировочно характеризует величина полупоглощающего слоя, которая показывает на какой глубине интенсивность колебаний уменьшается в два раза (точнее в 2,718 раза или на 37%).

По Пальману при частоте, равной 0,8 МГц средние величины полупоглощающего слоя для некоторых тканей таковы: жировая ткань – 6,8 см; мышечная – 3,6 см; жировая и мышечная ткани вместе – 4,9 см. С увеличением частоты ультразвука величина полупоглощающего слоя уменьшается.

Так при частоте, равной 2,4 МГц, интенсивность ультразвука, проходящего через жировую и мышечную ткани, уменьшается в два раза на глубине 1,5 см.

Кроме того, возможно аномальное поглощение энергии ультразвуковых колебаний в некоторых диапазонах частот – это зависит от особенностей молекулярного строения данной ткани. Известно, что 2/3 энергии ультразвука затухает на молекулярном уровне и 1/3 на уровне микроскопических тканевых структур.

Глубина проникновения ультразвуковых волн

Под глубиной проникновения ультразвука понимают глубину при которой интенсивность уменьшается на половину. Эта величина обратно пропорциональна поглощению: чем сильнее среда поглощает ультразвук, тем меньше расстояние, на котором интенсивность ультразвука ослабляется наполовину.

Рассеяние ультразвуковых волн

Если в среде имеются неоднородности, то происходит рассеяние звука, которое может существенно изменить простую картину распространения ультразвука и в конечном счете также вызвать затухание волны в первоначальном направлении распространения.

Преломление ультразвуковых волн

Так как акустическое сопротивление мягких тканей человека ненамного отличается от сопротивления воды, можно предполагать, что на границе раздела сред (эпидермис – дерма – фасция – мышца) будет наблюдаться преломление ультразвуковых лучей.

Отражение ультразвуковых волн

На явлении отражения основана ультразвуковая диагностика. Отражение происходит в приграничных областях кожи и жира, жира и мышц, мышц и костей. Если ультразвук при распространении наталкивается на препятствие, то происходит отражение, если препятствие мало, то ультразвук его как бы обтекает.

Неоднородности организма не вызывают значительных отклонений, так как по сравнению с длиной волны (2 мм) их размерами (0,1 – 0,2 мм) можно пренебречь. Если ультразвук на своем пути наталкивается на органы, размеры которых больше длины волны, то происходит преломление и отражение ультразвука.

Наиболее сильное отражение наблюдается на границах кость – окружающие ее ткани и ткани – воздух. У воздуха малая плотность и наблюдается практически полное отражение ультразвука. Отражение ультразвуковых волн наблюдается на границе мышца – надкостница – кость, на поверхности полых органов.

Бегущие и стоячие ультразвуковые волны

Если при распространении ультразвуковых волн в среде не происходит их отражения, образуются бегущие волны. В результате потерь энергии колебательные движения частиц среды постепенно затухают, и чем дальше расположены частицы от излучающей поверхности, тем меньше амплитуда их колебаний.

Если же на пути распространения ультразвуковых волн имеются ткани с разными удельными акустическими сопротивлениями, то в той или иной степени происходит отражение ультразвуковых волн от пограничного раздела. Наложение падающих и отражающихся ультразвуковых волн может приводить к возникновению стоячих волн.

Для возникновения стоячих волн расстояние от поверхности излучателя до отражающей поверхности должно быть кратным половине длины волны.

Подготовила Дрейд А.И.

Список литературы

Для подготовки данной работы были использованы материалы с сайта http://gradusnik.ru/

Дата добавления: 22.04.2014

Источник: https://www.km.ru/referats/335554-rasprostranenie-ultrazvuka

Лечение Костей
Добавить комментарий