Результат интеллектуальной деятельности: СПОСОБ ПРОСВЕТНОГО АКУСТИЧЕСКОГО ЗОНДИРОВАНИЯ ЛЕГКИХ

Изобретение относится к медицине и может быть использовано для неинвазивного и неионизирующего контроля состояния легочных тканей.

Известны методы просветного акустического контроля состояния легочных тканей, при которых любым приемлемым способом осуществляют подачу зондирующего сигнала, прием и последующую обработку полученного отклика прошедшего через легочную ткань сигнала, при этом в качестве зондирующего используют низкочастотный акустический сигнал. В качестве информативных параметров при осуществлении способа выступают, например, величина отношения энергии высоких и низких диапазонах частот, времена задержек и последующее сравнение вычисленных значений с заранее определенными пороговыми значениями (п. США №6443907).

Известен способ просветного акустического зондирования легких, при котором в качестве зондирующего используют узкополосный кодированный акустический сигнал 130-150 Гц. Прием его отклика осуществляют акустическим датчиком, установленным на поверхности грудной клетки. Строят график взаимно-корреляционной функции излученного и принятого сигналов, измеряют задержки времени от момента излучения до максимума взаимно-корреляционной функции и производят картирование поверхности легких по данному показателю. Способ позволяет измерить такой информативный акустический параметр, характеризующий состояние и воздухонаполнение легочной ткани, как задержка времени между излучением и приемом сигнала, проводимого воздушно-структурным механизмом, что позволяет контролировать однородность/неоднородность легочной ткани и предлагается для эффективного выявления очаговых изменений легочной ткани (Bergstresser Т., Ofengeim D., Vyshedskiy A., Shane J., Murphy R. Sound transmission in the lung as a function of lung volume // J. Appl. Physiol. - 2002. - V.93. - P.667-674).

Однако недостаточная разрешающая способность известного способа по времени, вызванная использованием кодированного зондирующего сигнала с узкой полосой частот порядка 20 Гц, а также применение акустических датчиков микрофонного типа снижает информативность оценки локального состояния легких в месте установки акустического датчика, а значит и самого способа просветного зондирования.

Наиболее близким к заявляемому можно рассматривать способ просветного акустического зондирования, включающий излучение в полость рта широкополосного кодированного акустического сигнала с нижней частотой 80 Гц и шириной полосы частот не менее 200 Гц. Прием отклика производят акустическим датчиком вибраций, установленным на поверхности грудной клетки. Построение графика взаимно-корреляционной функции осуществляют по модулю взаимно-корреляционной функции излученного и принятого сигналов, выделяют два максимума и по величине задержки между ними осуществляют картирование легких (п. РФ №2412647).

Однако данный способ просветного зондирования обладает недостаточной разрешающей способностью по пространству, связанной с применением низкочастотного звукового диапазона, в котором длины волн, определяющие пространственное разрешение, велики.

Предлагаемое решение направлено на решение именно этой проблемы и достигается тем, что с поверхности грудной клетки осуществляют излучение широкополосного кодированного высокочастотного акустического сигнала с нижней частотой 10 кГц и шириной полосы частот не менее 9 кГц, прием сигнала производят одновременно референсным датчиком, размещенным в точке излучения, и не менее чем одним расположенным на поверхности грудной клетки измерительным акустическим датчиком, по модулю огибающей взаимно-корреляционной функции откликов референсного и измерительного датчиков строят график, по которому выделяют и определяют величины задержек максимумов взаимно-корреляционной функции от момента излучения с последующим картированием легких по относительным амплитудам максимумов графика и/или скоростям распространения звука, определенным по расстоянию между референсным и измерительными датчиками и величинам задержек максимумов от момента излучения, при этом учитывают максимумы со средней скоростью звука менее 400 м/с.

Технический результат - повышение пространственного разрешения выявления малоразмерных очаговых изменений легочной ткани за счет выявления локальных зон снижения или увеличения воздухонаполнения легочной ткани, что достигается использованием последовательной совокупности следующих отличительных признаков заявляемого решения:

1) кодированного высокочастотного акустического сигнала с нижней частотой 10 кГц и шириной полосы частот не менее 9 кГц;

2) обработки сигналов методом вычисления графика взаимно-корреляционной функции с построением графика по модулю огибающей взаимно-корреляционной функции;

3) определения и выделения на графике максимумов, соответствующих низкоскоростным (менее 400 м/с) приходам зондирующего сигнала, что возможно только при сочетании пунктов (1) и (2);

4) картирования по скоростям звука для максимумов графика, соответствующих низкоскоростным приходам, и/или по относительным амплитудам максимумов, что возможно только при сочетании п.п.(1), (2), (3).

Применение высокочастотного диапазона 10-750 кГц для зондирования легких известно (Rueter D., Hauber Н.-Р., Droeman D., Zabel P., Uhlig S. Low-frequency ultrasound permeates the human thorax and lung: a novel approach to non-invasive monitoring // Ultraschall in Med. 2010. V.31. P.53-62). Однако приведенный в статье метод не дает возможности выделять прошедшие сигналы со скоростью звука менее 400 м/с. Определяемые этим способом скорости звука - более 1000 м/с. Поэтому известное решение не позволило достичь необходимой разрешающей способности по пространству, поскольку длины волн, определяющие пространственное разрешение, здесь также велики, но уже не за счет частоты звука, а за счет высокой скорости звука.

Предложенный способ осуществляется следующим образом. Кодированный сигнал с нижней частотой 10 кГц и шириной полосы частот не менее 9 кГц вводят с поверхности грудной клетки. Регистрируют отклики с референсного, установленного на излучателе, и как минимум одного измерительного датчиков. Вычисляют взаимно-корреляционную функцию, строят график модуля огибающей взаимно-корреляционной функции и выделяют на графике максимумы, соответствующие приходам зондирующего сигнала. Затем определяют их временные задержки от момента излучения и относительные амплитуды. Зная расстояние между референсным и измерительным датчиками, вычисляют скорости распространения звука в легочных тканях, при этом отбирают только максимумы графика, соответствующие скорости звука менее 400 м/с. По полученным значениям скоростей и/или относительным величинам амплитуд максимумов графика, соответствующих скорости звука менее 400 м/с, производят картирование легких.

Характеристики зондирующего высокочастотного кодированного сигнала были выбраны на основе проведенных экспериментов, в которых критерием служил показатель амплитуды звукопроведения зондирующего сигнала через легочную ткань. Экспериментами авторов показано, что диапазона частот 10-19 кГц, реализуемого с помощью стандартной звуковой техники, достаточно для обеспечения высокого пространственного разрешения при картировании легких с достижением поставленного технического результата.

В качестве кодированного сигнала возможно использование различных типов таких сигналов, полоса частот которых Δf связана с разрешением во времени τ как τ=1/Δf (Справочник по радиолокации. Под ред. М. Сколника. 1979. т.3, с.400-442), например, линейно-частотно-модулированный (ЛЧМ) сигнал или фазоманипулированный сигнал (ФМ), что позволяет провести свертку получаемого сигнала. Для высокочастотного диапазона 10-19 кГц математическое выражение свертки представляется модулем огибающей (модуль преобразования Гилберта) взаимно-корреляционной функции. Построение графика модуля огибающей взаимно-корреляционной функции откликов референсного и измерительного датчиков выполняют известными методами. Например, можно прямо вычислить эту функцию или можно вычислить модуль огибающей взаимно-корреляционной функции между электрическим сигналом (на входе излучателя) и откликом измерительного датчика. Этот график смещен вправо от начала координат (момента излучения) на время прохождения зондирующего сигнала по цепям излучения до референсного датчика. В результате вычисление скорости звука по нему окажется неточным. Однако вышеописанное время задержки можно определить по положению максимума графика модуля огибающей взаимно-корреляционной функции электрического сигнала и отклика референсного датчика. Если теперь сдвинуть влево на измеренную величину задержки график модуля огибающей взаимно-корреляционной функции между электрическим сигналом (на входе виброизлучателя) и откликом измерительного датчика, мы получим тот же самый график, что и при прямом вычислении модуля огибающей взаимно-корреляционной функции откликов референсного и измерительного датчиков.

Скорость звука для каждого максимума легко определяется как отношение расстояния между референсным и измерительным датчиками (измеряемого с помощью пелвиметра или аналогичного устройства) к времени задержки этого максимума графика от начала координат (момента регистрации излучения зондирующего сигнала референсным датчиком). Поскольку скорость звука в тканях легкого в диапазоне менее 400 м/с зависит от воздухонаполнения паренхимы легких, то картирование скорости звука позволяет оценить степень воздухонаполнения и тем самым выделить участки пониженного или повышенного воздухонаполнения, характерные для различных очаговых изменений легочной ткани. Так при пневмоническом очаге следует ожидать пониженного воздухонаполнения, а при эмфиземе легких, наоборот, повышенного воздухонаполнения. Возможно использование для картирования различных оценок скорости звука. Так, одним из вариантов является картирование в точке наблюдения (измерительного датчика) всех скоростей звука (ниже 400 м/с) для наблюдаемых максимумов графика (приходов зондирующего сигнала). Другой вариант - картирование среднего значения скоростей звука для всех максимумов графика (ниже 400 м/с). Возможны и иные варианты оценок скорости звука для картирования.

Для использования при картировании в качестве информативного показателя относительных значений амплитуд максимумов графика модуля огибающей взаимно-корреляционной функции откликов референсного и измерительного датчиков возможно использование стандартных методик, например прямое измерение амплитуды этих максимумов по графику либо нормирование измеренных амплитуд на амплитуду максимума графика модуля огибающей автокорреляционной функции отклика референсного датчика. Вариант нормирования удобен, так как позволяет привести все относительные амплитуды при картировании к одной системе отсчета, по крайней мере, для одного и того же обследуемого. Относительная амплитуда максимума графика является мерой силы корреляции между введенным в грудную клетку зондирующим сигналом и сигналом, принятым измерительным преобразователем. Очевидно, что сила корреляции зависит от статистической неоднородности среды, через которую распространяется зондирующий сигнал к измерительному датчику. Чем однороднее среда, тем сильнее корреляция и тем выше относительная амплитуда максимума графика. Напротив, чем меньше относительная амплитуда максимума графика, тем больше неоднородность среды. Максимальная неоднородность такой среды, как паренхима легких будет наблюдаться при увеличении воздухонаполнения легочных тканей. Таким образом, относительная амплитуда максимума графика позволяет судить о степени воздухонаполнения паренхимы легких и тем самым выделить участки пониженного или повышенного воздухонаполнения, характерные для различных очаговых патологий.

Использование свертки высокочастотного излучаемого кодированного сигнала позволяет достичь значительного увеличения разрешающей способности зондирования по пространству. Так, например, для скорости звука 200 м/с на частоте 15 кГц длина продольной волны составляет 1,3 см. Это почти на порядок лучше, чем величина 10 см, получаемая для низкочастотного звука с частотой 300 Гц при скорости звука 30 м/с. В то же время для частоты 15 кГц, но при скорости звука 1000 м/с (Rueter D. et al, 2010) достижимое волновое разрешение составляет 6,5 см. Данная величина разрешения в 5 раз хуже, чем в заявляемом решении.

Предложенный способ был проверен следующим образом. Линейно-частотно-модулированный (ЛЧМ) сигнал с частотами от 10 до 19 кГц, перестраиваемыми за 10 с, вводится в правую надключичную область грудной клетки с помощью виброизлучателя на основе малогабаритного вибростенда. Запись сигналов производится на поверхности грудной клетки обследуемого с помощью установки, содержащей несколько измерительных датчиков на основе акселерометров.

Свертку производили между откликом референсного акселерометра, установленного на виброболте виброизлучателя, и откликом соответствующего измерительного акустического датчика, размещенного на поверхности грудной клетки обследуемого.

В процессе зондирования обследуемый совершал 3 варианта дыхательных маневров: задержку дыхания на полном выдохе - соответствует остаточному объему легких (ООЛ), спокойное дыхание вблизи от уровня функциональной остаточной емкости легких (ФОЕ), задержку дыхания на полном вдохе - соответствует общей емкость легких (ОЕЛ). Каждый уровень этих легочных объемов, очевидно, соответствует различному воздухонаполнению паренхимы легких: минимальный при ООЛ, средний при ФОЕ, максимальный при ОЕЛ.

На фиг.1 отображены окна обработки сигнала методом свертки (доброволец Б.): а - осциллограмма отклика референсного акселерометра (канал 15), б - осциллограмма отклика измерительного акселерометра (канал 7), расположенного под углом лопатки в нижней части правого легкого, с - модуль взаимно-корреляционной функции и ее огибающая, точками выделены положения максимумов огибающей.

Четко просматриваются два максимума графика, соответствующих прохождению звуковой волны с различными скоростями звука. Поскольку прямые расстояния между точками приложения и приема зондирующих сигналов измерены с помощью пелвиметра, по задержкам можно оценить групповые скорости звука, характерные для наблюдаемых приходов зондирующего сигнала. Пример данных о скоростях звука для одного из добровольцев приведен в таблице.

Методом свертки у всех обследуемых (10 чел.) выявляется по нескольку приходов зондирующего сигнала, характеризуемых различными групповыми скоростями звука. Максимальные из получаемых скоростей распространения высокочастотного звука достигают 750 м/с, а минимальные значения составляют около 50 м/с. Широкий разброс получаемых для высокочастотного звука скоростей (таблица) свидетельствует о наличии нескольких путей распространения зондирующего сигнала в грудной клетке. Часть из этих путей с высокими групповыми скоростями (существенно более 400 м/с) вероятно связана с распространением упругих колебаний по плотным тканям грудной клетки, включая кровенаполненные структуры. В распространение со скоростями около 300-400 м/с может быть вовлечен воздушный механизм - передача звука по просвету дыхательных путей. Наконец, распространение высокочастотного звука со скоростями, меньшими 400 м/с, может быть связано со структурным механизмом - передачей звука по паренхиме легких. Последние значения скорости звука не слишком отличаются от скорости распространения низкочастотного звука (80-1000 Гц) по структуре легких, которая, как известно, определяется упругостью воздуха и массой тканей паренхимы легких. Поэтому наблюдаемые значения сравнительно низких групповых скоростей высокочастотного звука позволяют судить о степени воздухонаполнения тканей паренхимы и выявлять связанные с различными патологиями изменения воздухонаполнения.

Для доказательства зависимости применяемой для картирования скорости звука в тканях грудной клетки от воздухонаполнения паренхимы легких исследована зависимость скорости звука от легочного объема. Результаты приведены на Фиг.2, где представлена усредненная зависимость скорости звука от объема легких на выборке из 4 чел. (проведение ЛЧМ сигнала частотой 10-19 кГц между правой надключичной областью легкого и правой подлопаточной областью легкого). Из Фиг.2 следует, что скорости звука для первого и частично второго максимумов графика (приходов зондирующего сигнала) обратно зависят от объема легких, т.е. минимальны при ОЕЛ (вдох) - максимальном воздухонаполнении паренхимы легких, а максимальны при ООЛ (выдох) - минимальном воздухонаполнении легких. Таким образом, по контрастному изменению скорости звука над симметричными или рядом лежащими зонами легких можно судить об изменении локального воздухонаполнения паренхимы легких и выявлять такие зоны измененного воздухонаполнения, характерные для различных очаговых патологий (пневмония, эмфизема и т д.).

Для доказательства зависимости выделяемой для картирования относительной амплитуды максимума графика модуля огибающей взаимно-корреляционной функции откликов референсного и измерительного датчиков от воздухонаполнения паренхимы легких на Фиг.3 приведена зависимость относительной амплитуды, нормированной на максимум модуля огибающей автокорреляционной функции зондирующего сигнала, взятого с референсного акселерометра виброизлучателя, от легочного объема при проведении ЛЧМ сигнала частотой 10-19 кГц между правой надключичной областью легкого и правой подмышечной областью (доброволец С.). Из Фиг.3 следует, что относительная амплитуда для первого прихода слабо зависит от воздухонаполнения легких, тогда как для 2-4 приходов она увеличивается примерно вдвое от ОЕЛ (вдох) до ООЛ (выдох). Что свидетельствует о зависимости относительной амплитуды максимумов графика от воздухонаполнения легких. То есть по контрастному изменению относительной амплитуды графика над симметричными или рядом лежащими зонами легких можно судить об изменении локального воздухонаполнения паренхимы легких и выявлять такие зоны измененного воздухонаполнения, характерные для различных очаговых патологий (пневмония, эмфизема и т д.).

Таким образом, использование зондирования легких сложными сигналами высокочастотного диапазона с нижней частотой 10 кГц и шириной полосы частот не менее 9 кГц и обработке сигналов методом свертки позволяет выделить низкоскоростные приходы сигнала, то есть добиться более высокой разрешающей способности по пространству, достигающей первых единиц сантиметров, что является достаточным для обнаружения акустической тени на поверхности легких при просветном зондировании и обеспечит эффективную диагностику малоразмерных очаговых изменений в легочной ткани, которая по разрешению практически не уступает возможностям классической рентгенографии и ультразвуковой сонографии. При этом предлагаемый способ имеет очевидные преимущества, связанные с упрощением установки и отсутствием облучения по сравнению с рентгенографией, возможностью зондирования структур, глубоко расположенных в легком, по сравнению с использованием ультразвуковой сонографии.