冲击弹性波（精选八篇）
冲击弹性波 篇1
无损检测, 顾名思义就是在不破坏结构又不影响到结构以后的正常使用的情况下对结构进行检测。通过无损检测技术的基本理论和已经建立的一些经验标准曲线, 推定混凝土的强度和缺陷, 它既适用于工程过程中的质量检测, 也适用于工程的竣工验收和建筑物使用期间混凝土结构的检定, 同时还能评定旧老建筑物的完整性和安全性[1]。
混凝土结构的无损检测方法始于20世纪30年代初, 1930年首先出现了表面压痕法, 1948年施米特研制成功回弹仪, 1949年加拿大的莱斯利、奇斯曼、英国的琼斯等运用超声脉冲进行混凝土检测获得成功。20世纪80年代以来, 随着科学技术的发展, 无损检测技术已突破了原有的范畴, 涌现出一批新的测试方法, 包括微波吸收、雷达扫描、红外热谱、脉冲回波等新技术。
无损检测技术的发展过程经历了三个阶段:无损探伤阶段、无损检测阶段和无损评价阶段。近年来, 结构无损检测日益引起世界各主要发达国家的极大重视, 其不再仅仅局限于探测和发现缺陷, 不再仅仅局限于探测试件的材质、结构、性质和状态, 而是要求获取更全面, 更准确的综合信息, 例如混凝土的裂缝、剥离、内部空洞、蜂窝, 混凝土的几何尺寸等技术, 对试件或产品的质量和性能给出全面、准确的评价。这大大推动了弹性波无损检测技术的发展, 由于弹性波能够直接反映材料的力学特性, 应用非常广泛[2]。
2 冲击弹性波法无损检测技术
当混凝土结构表面受到竖向冲击作用时, 会以波动形式以震源为中心四周传播, 波的成分包含剪切波 (S波) 、纵波和表面波 (瑞利波) 。波在介质中传播时波振面呈圆形, 在波前面上质点的振动方向与波的传播方向平行, 纵波传播速度最快, 横波次之, 表面波最慢, 这是冲击弹性波法最主要的检测依据。与当前的主要无损检测方法超声波法相比, 冲击弹性波法显现出了特有的优势, 见表1。
3 测试设备与工程应用
冲击弹性波测试设备主要由激振装置、传感器、放大器、信号采集系统等组成, 可以对混凝土的裂缝深度、结构厚度、变形模量、抗压强度、内部空洞、表层剥离等项目进行无损检测, 能更全面的反映水工建筑物的质量情况, 具有快速、简便、经济适用于大面积测试等优点。
3.1 混凝土裂缝测试
裂缝是固体材料中存在的某种不连续现象, 水工建筑物产生裂缝的原因比较复杂, 如混凝土的干缩, 混凝土的塑性收缩、结构基础的不均匀沉降、荷载作用、大体积混凝土水化热、环境温度变化、碱骨料反应、钢筋锈蚀等。混凝土结构物一旦出现裂缝, 其本身的抗剪强度、抗拉强度、抗弯刚度均会降低, 会加速混凝土的老化, 加速混凝土内钢筋的锈蚀, 甚至导致结构内部应力重分配, 造成进一步的破坏。《水工混凝土结构设计规范》SL 191-2008对构件的最大裂缝宽度给出了明确限值。
冲击弹性波法检测混凝土裂缝的原理是在结构物表面, 通过激振产生弹性波 (表面波) , 当传播的表面波 (瑞利波为主) 遇到混凝土结构物中的裂缝时, 会被阻断, 而衍射通过的波发生衰减且能量减少, 根据能量减少的多少, 可以推定裂缝的深度。
某水闸工程现场安全鉴定时, 检测人员发现距离门槽94cm位置, 闸墩竖向裂缝, 开裂长度144cm, 最大裂宽1mm, 现场对其开裂深度进行了检测。检测人员通过增加测定次数的方式降低随机误差, 通过采用已被日本土木学会列为推荐方法的“双向发振技术”来降低系统误差, 大大提高测定衰减和裂缝深度的精度, 测得该部位开裂深度达50cm。
3.2 混凝土厚度测试
冲击弹性波法检测混凝土厚度的测试原理为在结构物的表面进行激振, 通过传感器采集在分界面处的反射信号, 采用冲击回波法, 结合健全部位的P波波速, 反算出分界面到传感器固定面的厚度。
某渠首工程, 运行管理单位在清淤时发现前池底板向上位移。现场安全鉴定时, 检测人员采用冲击弹性波法对前池底板的混凝土厚度进行了检测, 并采用混凝土钻芯法对检测结果进行了验证。检测结果表明, 该部位冲击弹性波法混凝土厚度检测误差仅为0.15%, 检测精度较高。
3.3 混凝土下部基础密实度测试
冲击弹性波法检测混凝土内部空洞或下部基础的测试原理系应用弹性波在结构物的分界面传播时发生反射、透射的特性, 分界面的两种材质的阻抗相差越大, 反射信号越强, 透过信号越弱。
某渠首工程现场安全鉴定时, 检测人员采用冲击弹性波法对前池底板下部与基础的结合情况进行了检测。由于混凝土与空气的机械阻抗相差较大, 基于弹性波在分界面的反射与透过特性, 当混凝土下部密实度较好时, 弹性波在分界面处不会产生明显的反射;当混凝土下部存在空洞时, 弹性波在分界面处会产生明显的反射。
经过对检测数据进行整理、推演和分析, 表明, 底板混凝土下部与基础普遍存在分离现象。
4 结论
冲击弹性波无损检测方法迎合了无损检测发展的新需求, 其测试范围广, 精度高, 高效快捷, 能更准确全面的反映水工建筑物的质量情况, 具有广阔的应用空间和重要的应用价值。
参考文献
[1]乔艳红.瑞雷波在混凝土无损检测中的应用研究[D].2008.[1]乔艳红.瑞雷波在混凝土无损检测中的应用研究[D].2008.
冲击弹性波 篇2
弹性分组环
RPR(弹性分组环)是适用于多业务分组传送的新型光纤环网传输技术。网络标准正由IEEE802工作组制订，定名为IEEE802.17。该标准的提出源于宽带城域网高效率、低成本传送多业务分组流的需要。标准制订的基本思路是综合传统电信网SDH和计算机以太网的优点，设计一种具有和SDH相当的可靠性(弹性)、面向分组而不是面向电路、带宽利用率更高的光纤传输技术。RPR技术的特点是：网络结构为支持可变长分组交换的多节点环，环内不设主节点，每个节点可独立检测拓扑，即插即用，数据帧设置TTL(生存时间或寿命)字段防止分组无限环行；双环同时工作，不设置单独的保护环，可以通过折回或源重选路由提供故障保护，保护恢复时间不大于50ms；定义新的MAC协议，支持空间资源重用、多播和广播、多达8个优先级的分组分类传送、分布式带宽和拥塞控制；和802结构兼容，节点赋予802地址，数据帧具有802型的源地址和目的地址，支持802.1D/F/Q标准；可以适配现有的SDH和以太网物理层。最有前景的是采用千兆或十千兆以太网帧格式，可望用以太网的成本提供SDH级的健壮性。
IETF(因特网工作任务组)已成立IPoRPR工作组，研究第三层和第二层之间在告警通知、快速恢复、话务工程、服务质量等方面的交互，实现利用弹性分组环网高效传送IP数据包。该项技术可用于城域网、局域网和广域网。□
光纤到局域网
FTTLAN(光纤到局域网)是宽带城域网典型组网技术之一，适用于高密度宽带用户群，如智能小区和商务大楼的接入。其技术特点是：采用以太网技术组建城域网；端用户的以太网数据帧经由交换机和路由器直接汇入城域千兆乃至十千兆以太网；协议简单，无需变换；组网简洁，用户通过网卡接入，即插即用；网络传输采用全光纤连接；在智能小区接入中，光纤敷设到楼，末端五类线入户，实现千兆到小区、百兆到楼宇、十兆到家庭；在商务楼接入中，光纤敷设到楼层，五类线入户，实现千兆到大楼、百兆到楼层、十兆到桌面。由于组网要求光纤到小区，初期建设成本较高，其产生的效益在很大程度上要取决于实装用户的比例。此外，以太网技术用于城域网还必须解决用户信息安全、认证、计费、网络管理和QoS(服务质量)等问题，解决这些问题是FTTLAN实现的关键。
虚拟局域网
VLAN(虚拟局域网)是由软件定义的逻辑子网或广播域，对应由同一物理拓扑内的多个网络节点组成的逻辑组。网络标准为IEEE802.1Q。根据逻辑组划分的依据不同，目前主要有3类VLAN。第1类为基于端口的VLAN，连接在交换机或路由器指定端口组上的一组设备构成一个广播域。其特点是逻辑划分基于交换机的端口交换功能，实现简单，但是同一端口上连接的所有设备只能属于一个虚拟局域网，有一定局限性。第2类为基于MAC(媒体访问控制)地址的VLAN，根据第二层地址组建广播域。这一类型比端口型灵活，只要通过简单的管理操作，就可以将同一端口上的设备任意划归多个局域网。第3类为基于第3层的VLAN，根据子网地址或者不同的网络层协议划分逻辑组。
弹性圆柱壳轴向冲击屈曲数值模拟 篇3
1 有限元建模
本节对铝合金圆柱壳试件经受阶跃载荷过程进行了数值仿真分析, 加载端A为简支, 远端B为简支。壳的长度L=400mm, 中面半径为R=132m m, 厚度为h, 其单元形式为二维壳单元 (如图1所示) 。整个圆柱壳划分了60000个单元, 为了提高计算的精度, 在靠近冲击端处50mm以内的单元, 沿轴向密度是其它部位的2倍。材料为弹性材料, 取其杨氏模量E=72.6Gpa材料密度=2.7g/cm3, 屈服应力=295Mpa, 塑性强化模量=542.6Map, 则弹性波速=5428m/s。所加阶跃载荷为。试件的厚度和载荷见表1。
2 弹性屈曲数值模拟与结果分析
2.1 几何尺寸对屈曲半波长的影响
图2给出了圆柱壳SA1初始构型和0.82ms时刻的屈曲模态, 可以看出SA1在0.82ms时刻, 整个壳面上布满了屈曲波纹, 图3为其相应时刻的径向位移分布曲线a和轴向应力分布曲线b。可看出径向位移分布曲线与其屈曲模态有极好的对应性, 其轴向应力分布曲线的峰值小于其屈服应力, 这也就意味着整个壳面的变形为弹性变形。随着冲击时间的持续, 应力波经过多次的反射叠加, 在壳面的某些部位应力会继续增大。最后由轴对称屈曲转化为非轴对称屈曲。通过对其屈曲波长的测量, 得出其屈曲半波长为8mm, 这与半波长的理论计算公式 (其中泊松比=0.3) , 所得数值与8.44很接近。
图4给出了SA2初始时刻和在0.7ms时刻的屈曲模态图, 可以看出0.7ms时刻在靠近两端处发生了屈曲。图5给出了其相应时刻的径向位移分布曲线a和轴向应力分布曲线b。可以看出SA2在两端处发生了弹性屈曲而在壳面的其它部位没有屈曲波纹, 其轴向应力分布曲线与其屈曲模态有很好的对应性。经过测量其屈曲半波长为5.5～6mm, 这与理论值5.93mm很接近。
2.2 结果分析
由以上的结果可以看出, 从以上的数值模拟可以得出以下结论:
1) 圆柱壳在初始阶段先发生轴对称屈曲, 随着冲击的持续某些圆柱壳转化为非轴对称屈曲。
2) 圆柱壳所加载荷虽小于其屈服极限, 经过应力波的多次反射之后其轴向应力可能超过其屈服极限。
3) 圆柱壳屈曲半波长, 与其半径有关, 而与其加载条件无关。
摘要：采用LS-DYNA对刚体质量轴向撞击圆柱壳动力屈曲全过程进行了数值模拟, 给出了某一时刻的屈曲模态、径向位移、轴向应力分布曲线, 分析了壳的半径对屈曲半波长的影响。
关键词：弹性圆柱壳,轴对称屈曲,屈曲半波长
参考文献
[1]路国运, 张善元.柱壳轴向冲击屈曲实验研究及其应力波效应的分析[J].太原理工大学学报, 2008.
[2]Florence A L, Goodier J N, Dynamic p lastic buckling of cylindrical shells in sustained axial comp ressive flow.JApp l Mech, 1968.
[3]Budiansky, B.S., Axisymmetric dynamic buckling of clamped shallow spherical shells, NASN Technical Note D-1510, 1962.
冲击弹性波 篇4
电力系统的高压电气设备不可避免地会遭受雷电冲击,因此在型式试验或出厂试验时需利用冲击电压发生器进行雷电冲击试验[1-2]。IEC 60060-1[3]对标准的雷电冲击波形作了如下规定: 波前时间tf为1. 2 μs,半峰值时间tt为50 μs,容许偏差分别为 ± 30% 和± 20% 。然而,在实际的雷电冲击试验中,往往不易直接得到标准的冲击波形,这要求试验人员具有丰富的试验经验,能够根据被试品的电压等级、容量正确调节设备参数,尽量减少试验次数,以减少对被试品的损害[4]。
文献[5]在Pspice环境下搭建了6 级冲击电压发生器Marx回路,并研究调波电阻的变化对波形参数的影响。文献[6]在Pspice环境下对冲击电压发生器等值放电回路进行仿真,研究改变冲击电容、负荷电容、调波电阻对冲击效率、波前时间、半峰值时间的影响,最终用实验加以验证。文献[7]对7 200 k V/480 k J冲击电压发生器的标准雷电冲击电压、标准操作冲击电压的输出特性进行了试验研究,重点对雷电波放电等值回路和操作波等值回路进行了数学分析,并分别给出了雷电波、操作波调波电阻的计算方法。
基于以上文献,本研究对雷电冲击放电等值回路进行数学分析,建立关于波前电阻、半峰值电阻的非线性方程组,采用文献[8]提出的混合遗传算法进行求解。得到调波电阻的数值解后,进行仿真分析和现场试验验证。研究结果表明,雷电冲击波形的波前时间、半峰值时间均符合IEC标准要求,本研究所采用的调波电阻确定方法是有效的。
1雷电冲击放电等值回路分析
放电等值回路如图1 所示。主电容C1经由直流充电,当电压达到设定值U0时放电球隙击穿,放电一瞬间试品两端的电压波形即为雷电冲击波形。
g—放电球隙,Rf—波前电阻,Rt—半峰值电阻,C1—冲击电压发生器主电容,C2—试品等效电容(空载时,主要包括分压器电容和杂散电容)
对等值回路建立微分方程:
其中: a = C1C2RfRt,b = C1Rt+ C2( Rf+ Rt) 。
C1的初始电压为U0,C2的初始电压为0,因此式( 1) 微分方程应满足如下初始条件:
求解微分方程,可得冲击波形的时域表达式为:
其中:
式中:-p1,-p2—特征方程ap2+bp+1=0的两个特征根。
-p1、-p2满足如下关系式:
假定在tm时刻,u( t) 取得最大值um,则tm处的一次导为0,即:
冲击效率为波形最大值与主电容C1初始电压之比,即:
雷电冲击波形由波前时间( tf) 、半峰值时间( tt) 描述,其定义如图2 所示。
tf—波前时间;O1—视在原点;P—峰值处;A—30%峰值点;B—90%峰值点;Q—半峰值点;tt—半峰值时间
30% 、90% 和50% 峰值处对应的时间分别记为t1、t2和t50,如图2 中的A、B、Q点所示。视在原点O1对应的时间记为tO1,其计算公式为:
根据标准定义,tf和tt可由式( 9,10) 计算:
根据图2 对雷电冲击波的定义,t = t50时,电压大小为峰值的50% ,所以:
即:
同理,A点、B点处分别满足:
由式( 4,5,6,8,9,10,12,13,14) 可建立如下非线性方程组:
式中: C1,C2—已知的设备参数; tf,tt—设为1. 2 μs和50 μs,因此方程组有9 个方程,9 个未知量( p1,p2,tm,t1,t50,t2,tO1,Rt,Rf) ,故可以求解。
2仿真分析和现场试验验证
2. 1 冲击电压发生器系统介绍
现场冲击试验采用北京华天机电研究所生产的CDYH-2 400 k V /480 k J冲击电压发生器成套试验设备,该设备由冲击电压发生器本体、3 000 k V弱阻尼电容分压器、计算机测量与控制( 光纤) 系统组成,冲击电压发生器本体和电容分压器如图3 所示。计算机测量与控制( 光纤) 系统通过PLC控制本体的充电,并将放电瞬间的电压波形记录至计算机中。冲击电压发生器本体采用双边对称式充电的Marx回路,总共12 级,如图4 所示。试验变压器T和高压硅堆D组成整流电路,经过保护电阻RB和充电电阻RC对各级的主电容器C进行充电,当充电至计算机设定的电压时,各级球隙击穿,致使各级电容串联放电产生冲击电压波形。rf、rt分别为每一级的波前电阻和半峰值电阻,多级冲击电压发生器的参数与等值回路参数有如下关系: Rt= ∑ rt,Rf= ∑ rf,C1= C /12。
冲击电压发生器各级电容量C为2 μF,总共12级,因此主电容量为C1= C /12 = 0. 166 7 μF。
电容分压器电容为400 p F,本体对地杂散电容约为300 p F,因此不接试品时负荷电容C2按700 p F考虑。
2. 2 混合遗传算法求解电阻参数
牛顿迭代法及其改进形式[9]是目前应用最广泛的非线性方程组求解算法,然而该类算法的收敛性依赖于初始值的选取,无法保证全局收敛,这给工程人员确定实际参数带来极大的困扰。遗传算法[10-11]具有较强的群体搜索能力和全局收敛性,然而在收敛速度和求解精度方面不如经典算法。因此,本研究采用文献[8]提出的混合遗传算法对式( 15) 所示的非线性方程组进行求解,结合遗传算法和拟牛顿法,既保证了全局收敛性和群体搜索能力,又保证较高的收敛速度和求解精度。
混合遗传算法引入了自适应概率pn,pn随着进化的增加而变大,最后于趋于常数,如下式所示:
式中: T—遗传算法中设置的最大代数; t—当前代数;p0—局部搜索算子对每个个体的最大可能作用程度,该值越大则局部开采越充分,但同时会增加计算成本;a—控制算子概率变化的参数。
算法的基本流程如下所示。
算法的参数选择如表1 所示。
为了使获得的解满足物理意义的约束,需对部分变量的区间做限制。由于半峰值时间为40 μs ~60 μs,波前时间为1 μs ~5 μs,p1、p2 的区间分别设为[0,0. 1]和[1,10]。Rt、Rf不可能为负值,均设成[0,∞]。最终求得的解为: ( 0.013 785,2.495 981,2.094 458,0.138 209,52.778 927,0. 856 772,-0. 221 073,433. 338 932,574. 765 403)T,因此,波前电阻和半峰值电阻的理论计算值分别为:
而设备的调波电阻仅有25 Ω、72 Ω、120 Ω、150 Ω这4 种,且电阻只能并联。为使实际电阻尽量接近计算值,最终确定:
各级的半峰值电阻为4 个150 Ω 并联,因此实际总的半峰值电阻设为:
前6 级的波前电阻为2 个120 Ω 并联,后6 级的波前电阻为2 个72 Ω 并联,因此实际总的波前电阻设为:
2. 3 仿真分析
本研究在Matlab环境下搭建放电等值回路进行仿真,验证仿真波形的tf、tt是否符合设定值。然后,分别改变Rf、Rt,观察仿真波形的变化,讨论Rf、Rt的大小对tf、tt的影响。
C1的初始电压设成1 440 k V,Rf、Rt分别设成576 Ω、450 Ω 时的仿真波形如图5、图6 所示,此时波前时间tf为1. 199 μs,半峰值时间tt为54. 95 μs,符合1. 2 μs( ± 30% ) /50 μs( ± 20% ) 标准要求。
Rt保持不变,不同Rf下的仿真波形如图5 所示。
波前时间tf、半峰值时间tt和冲击效率 η 的变化如表2 所示。
由图5、表2 表明,波形上升部分的快慢与Rf有关,Rf越大,则波前时间越大; 同时也会影响冲击效率变化,Rf越大,则冲击效率越小。
Rf保持不变,不同Rt下的仿真波形如图6 所示。
波前时间tf、半峰值时间tt和冲击效率 η 的变化如表3 所示。
图6、表3 表明,波形下降部分的快慢与Rt有关,Rt越大,则半峰值时间越大。
2. 4 现场试验验证
本研究进行现场雷电冲击试验时,波前电阻、半峰值电阻分别设成576 Ω、450 Ω,每一级的充电电压设成120 k V,则总充电电压值为1 440 k V,冲击波形如图7 所示。
本研究连续进行3 次雷电冲击试验,各次的波前时间、半峰值时间和冲击效率如表4 所示。
由图7、表4 可知,现场试验冲击电压波形的波前时间为1. 2 μs左右,半峰值时间为53 μs左右,冲击效率为93% 左右。由于现场试验中存在回路电感和充电电阻,且杂散电容的估计值与实际值有一定的偏差,现场试验波形与仿真波形有一定的差异,但大体上相近。
3结束语
对于任意标准雷电波形,研究者只需将变量tf、t设成试验要求的参数,采用混合遗传算法对非线性方程进行求解以确定调波电阻的大小。仿真和现场试验结果表明,本研究给出的调波电阻确定方法能够保证波前时间、半峰值时间均符合标准要求,方便现场试验人员快速确定电阻参数,缩短设备调试时间,减少对试品的损害。
实际试验中发现,当试品为大电容负载( 可达3 000 p F ~ 10 000 p F) 时,试验回路中存在的电感对波形的影响不可忽略,调波电阻选择不当将会产生振荡和过冲,此时的放电等值回路应作为三阶电路进行分析。因此,试品为大电容负载时如何确定调波电阻将是下一步的研究工作。
摘要：在进行雷电冲击试验时,需对冲击电压发生器的调波电阻(波前电阻Rf、半峰值电阻Rt)进行调节,使冲击波形符合标准IEC60060-1的要求:波前时间tf为1.2μs(±30%),半峰值时间tt为50μs(±20%)。针对快速确定冲击电压发生器调波电阻的问题,对冲击电压发生器放电等值回路进行了数学分析,建立了关于Rf、Rt的非线性方程组,并采用混合遗传算法进行了求解。得到Rf、Rt的数值计算解后,在Matlab环境下对雷电冲击放电回路进行了仿真分析。最终,在高压试验大厅进行了现场试验加以验证。研究结果表明,所采用的调波电阻确定方法能够保证冲击波形符合标准要求,缩短设备调试时间,可为现场试验人员提供理论指导。
冲击弹性波 篇5
关键词：软组织,弹性测量,剪切波,压缩波,传播速度,位移,剪切模量,杨氏模量,体积模量,肝纤维化,乳腺癌
1 简介
为了直接测量组织的弹性,需要对其施加一定的激励,然后测量产生的应变,根据应力/应变的关系确定组织的硬度,如传统的压缩、拉伸和印压测试。但是如果测试的部位不在人体的表面而位于人体的内部,或者在局部弹性差异很大的不均匀的组织上测量不同点的弹性,那么问题就变得非常复杂。该问题类似于弹性成像中利用测得的应变弹性图(strain elastogram)重建组织的弹性模量图(modulus imaging)[1]。这类实际问题的解析解通常很难得到,常用的解决方法是得到应变分布图后,根据边界处应力的分布和边界条件,利用有限元方法进行反问题的优化求解法算出不同点的弹性模量。因为牵涉到大量的未知参数和大量运算,并且还有收敛性问题,所以该方法的结果受到外界影响的因素较多,应用比较有限。为了有效地解决这个问题,需要借助其他一些非直接的弹性测量方法。
本文介绍2种间接测量组织弹性的方法。第一种是触觉共振传感器的频率偏移法[2,3]。该方法引入共振传感器,在不接触被测组织的时候具有本征共振频率。当其接触被测组织的时候,因为振动回路声阻抗的变化,所以会使共振频率发生偏移。但是偏移的大小除了与组织的弹性有关外,也与其他因素,如接触面积或接触压力有关。共振频率偏移法和印压方法相结合可消除接触力大小对测量结果的影响,最终只需测量印压力和频偏关系就可获得组织的杨氏模量[4]。该方法已经成功应用于各种组织,包括皮肤[5]、眼球(眼内压)[6]、乳腺[7]、前列腺[8,9,10,11,12,13]、肝脏[14]、膀胱[15]、淋巴[16]和卵细胞[17]等的弹性测量,证明其具有一定的医学应用前景[18]。但是因为该方法需要接触测量,而且测量的是传感器探头附近组织的弹性特征,因此,探测深度有限,不适宜完全无创地测量活体人体内部组织。第二种间接测量的方法需要利用1个检测媒介,其能无损到达探测部位,然后探测媒介在该处的某些物理特性,这些特性与组织的弹性特征有关,因此可以利用测量得到的媒介特性间接算出该处组织的弹性特性。可以进行无创检测的媒介主要包括各种电磁波和机械波。电磁波的传播特性主要受材料的介电常数和磁导率等因素有关,与材料的力学特征关系不是很直接,不适宜用于探测材料的弹性特征;机械波的传播特性与组织的弹性特征息息相关,因此适合作为探测组织弹性的工具。Avenhaus等[19,20]利用全息内窥成像方法观察胃壁在轻触之后机械波的干涉条纹发现,局部弹性的变化会使干涉条纹模式发生明显的变化,据此可以判断局部组织病变的存在。该方法虽然可以定性判断局部弹性改变的存在,但是无法进行定量化测量。实际当中广泛应用的定量测量组织弹性的方法是利用剪切波的传播速度法。该方法可使用不同的激励技术首先在组织中产生剪切波,然后利用不同的工具,如超声成像、磁共振(MRI)成像或光学成像进行检测,获得传播速度,最后算得组织的弹性系数。本文主要介绍基于超声的剪切波传播速度法测量软组织的弹性。
2 测量基本原理
在无限大均匀各向同性的固体中,传播的机械波主要分为两类,一类为压缩波(compresional wave);另外一类为剪切波(shear wave)[21]。这两种机械波在固体里面的传播速度分别为[22]:
式中CL,CS分别代表压缩波和剪切波的波速;K为体积模量;μ为剪切模量;ρ为材料的质量密度。体积模量K和剪切模量μ之间的关系为:
式中ν为材料的泊松比。另外一个重要的弹性特征参数是杨氏模量E,和剪切模量μ的关系为:
通常认为软组织不可压缩,既认为ν近似等于0.5,因此弹性模量和剪切模量的关系可近似为:
除非特别说明,本文以下的讨论都基于这一关系进行。在软组织上,因为体积不可压缩,那么体积模量就远大于剪切模量,因此压缩波传播速度也远大于剪切波传播速度。如在组织成像里面通常所用的超声信号,就是一种压缩波,其波速约为1540m/s。但是在软组织里面剪切波的传播速度就只有几到几十m/s,远小于压缩波传播速度。通常压缩波是一种纵波,在传播方向上粒子的振动方向和传播方向一致;而剪切波是一种横波,在传播方向上粒子振动方向和传播方向垂直。但是需要注意的是,这种情况也不是绝对的,在特殊情况下,如近场剪切波也可以是以纵波的形式存在和传播的[21]。如振动器在组织表面产生垂直方向的振动,其在近场振动方向(纵深向)传播的剪切波就以纵波的形式存在[21]。因为压缩波的传播速度主要取决于体积模量,而对于大部分软组织,其体积模量的值差别不是很明显,一般认为在一个数量级之内(109~1010Pa)[23],压缩波(超声)在组织里面的声速差别都不明显。而对于剪切波速度,其主要受剪切模量影响,而不同软组织的剪切模量差别比较明显,可达到几个数量级(103~108Pa)[23]。因此,剪切波在不同组织里面的传播速度差别相对明显。对于同一种组织,其体积模量的变化往往很小,而剪切模量在不同状态下却可以有很大的变化。如对于乳腺组织,体积模量在不同结构之间变化很小,都在2000MPa左右。但是对于杨氏模量,正常脂肪组织其值约为20k Pa;纤维化组织和恶性肿瘤组织可达100k Pa,所以区别很明显[24,25],可用剪切波传播速度进行检测。假设获得了组织的剪切波传播速度,那么组织的杨氏模量就可以通过下式算出:
其中组织的密度通常可取一个常数1000kg/m3。那么在组织当中有什么方法可以产生剪切波呢?又可以用什么方法检测这些剪切波的传播呢?以下本文介绍现在常用的一些产生和利用超声检测剪切波的技术、特点和发展情况。
3 测量技术
根据产生剪切波的方式不同,现有剪切波传播速度弹性测量法主要分为3种,以下分别介绍。
3.1 声弹性成像技术(Sonoelastography)
声弹性成像主要是利用连续的振动波传播测量组织的弹性特征。Lerner等[26,27,28,29]受手触诊方法的启示,首先提出了震动幅度声弹性成像的技术。他们提出利用低频(20~1000Hz)振动器放置在组织外表面进行振动,该振动可传入组织内部引起组织内部粒子的振动。因此可以结合超声多普勒效应,利用多普勒超声测量组织里面不同地方的振动速度,然后利用振动速度间接算得该处振动的振幅。假设组织内部弹性均匀,那么振动的振幅分布具有一定的本征模式(eigenmode)。如果里面有局部硬度变化的肿块,那么振幅的分布模式就会产生明显的变化。该方法最初是用来对于组织进行弹性分布成像,很难通过振动幅度分布直接定量算出组织量化的弹性系数,这里就不再详述。
通过简化的模型,Krouskop等[30]提出利用多普勒超声测量剪切波在不同深度振动幅度的差异(梯度),然后结合波动方程,证明利用剪切波可以定量化地计算肌肉组织的杨氏模量。随后Yamakoshi[31]利用多普勒超声同时测量剪切波的幅度和相位,然后根据相位分布图求得剪切波的波长,然后结合频率算出波速,最后得到组织的弹性模量。具体来说,对于从组织内部散射得到的超声多普勒信号,对其进行互相关相干解调,可得到正交信号,其实部和虚部信号分别为[31]:
式中φ为传播引起的相位;Ji(x)为第i阶Bessel函数;
为低频振动的频率;φb为振动相位;K是与系统有关的增益因子;mf为多普勒调制因子,其值跟该处振幅有关:
式中为超声的载波频率;CL为超声声速;为振幅。从公式(7)可以看出,解调后的多普勒超声信号具有直流分量和倍频频谱。因此可以根据不同倍频处信号幅度之间Bessel系数之间的关系,然后根据Bessel函数值表查询求得多普勒调制因子mf,然后求得组织内部各处振动的振幅。另外一个重要的参数就是振动的相位信息φb,可以根据基波分量的相位直接求得。如果对相位信息进行连续测量,那么就可以观测振动传播的情况,然后根据剪切波波长计算振动的传播速度。
除了单振源法,还可以使用双振源产生爬行波(crawling wave)的方法测量剪切波传播速度[32,33]。该方法使用两个频率接近但稍有不同的振源,分别放置在测量区域的两端。这两个剪切波在组织里面能互相干涉最后形成爬行波,由振动频率高的一方传向振动频率低的一方,传播速度比原始剪切波速度小,但跟其成比例,可以表示为[33]:
式中ω和Δω分别为振源的基频及差频。因为Δω«ω,爬行波的波速比剪切波速度小很多,因此传播很容易通过传统的超声仪器直接测量[34,35]。
在实验设备上,具有多普勒成像功能的超声成像仪器经过适当的改进然后结合引入适当的振源就可以应用于声弹性成像。声弹性测量的缺点是测量的可靠性受到超声多普勒信号质量的影响。在实际活体测量上,因为组织边界和探头有限大小的影响,连续波可能很容易在组织中产生强烈的绕射和反射,并相互干涉形成复杂的传播模式,使结果产生较大的误差[36]。同时,怎样方便放置振源和超声探头(特别是使用双振源时),在实际测量也是需要特别认真考虑的问题。由于这些困难,使得该方法目前还基本处于实验阶段,在临床上还没有商业化的应用系统。
3.2 可通过B超引导的瞬时弹性成像技术(Transientelastography)
Catheline等[36,37]为了说明利用传统连续剪切波测量存在的问题,所以详细研究了低频(10~300Hz)连续和脉冲振动在组织及仿体里面的传播情况。使用的方法是在组织或仿体的一面放置振源,正对的另外一面放置单阵元超声探头,利用M模超声进行观察振动在样本中的传播情况。实验发现,使用单频周期振动,由于边界反射、绕射和压缩波的影响,所以测量的结果具有很大的偏差。如果引入脉冲振动,那么就能在一定程度上很好地避免这些因素产生的影响,因此该方法能够更加准确地测量剪切波速度并用于弹性模量的计算。使用脉冲振动然后测量剪切波传播用于弹性测量和成像的技术称为瞬时弹性成像(Transient elastography,TE)。
最初提出的瞬时弹性技术使用的是透射(transmission)模式检测剪切波的传播,该方法需要将超声探头放在振源的另外一面进行测量。这种测量模式不适于应用在临床实际测量当中,因此Sandrin等[38]又提出了反射(reflection)模式的瞬时弹性测量技术。该方法将超声探头与振动器连接在一起,直接使用超声探头作为振源在组织里面产生剪切波,然后利用超声M模信号进行检测。这两种方法的区别就是在透射模式里面,探测振动的超声探头本身是不动的,通过M模信号超声计算出来的位移就是组织在不同深度位置振动的位移。但是在反射模式中,计算振动幅度时需考虑探头本身的振动影响。该影响可以使用参考位置进行补偿,该位置可以选择组织里面的不动参考面,如骨头处产生的强反射信号。也可以选择一个组织里面足够深的参考点,假设剪切波因为衰减传播到此处的幅度已经很小,该点通过超声得到的振动就能一定程度上代表超声探头的振动。如果该假设不能完全成立,则补偿后利用求导算应变的方法就可以进一步减小计算的误差[38]。反射模式的瞬时弹性成像被证明能够很好地应用在活体测量上,区分二头肌在放松和收缩状态下弹性的巨大变化[38]。在组织表面放置的振源,除了在深度方向可观察剪切波的传播(瞬时弹性成像)外,还可以在横向进行观察。方法是在离振源一定横向距离的位置处设置两条超声观察线(可使用阵列超声探头的两个单阵元),然后检测剪切波传播经过这两条观察线的时间差异,计算出剪切波传播速度用以计算组织的弹性。Wang等[39,40]利用这个方法检测血管和肌肉的弹性。通过肌肉等长收缩实验发现,肌肉硬度在放松和最大自主性收缩状态(MVC)下的硬度差异非常惊人,能达到百倍左右[41,42]。
一维的瞬时弹性技术还可以推广到二维测量上,为了测量剪切波在二维空间的传播情况,必须使用超快速的二维超声成像系统(成像速度达5000帧/s以上)[43]。该方法使用固定在超声探头两侧的两个振动杆产生脉冲振动,然后通过二维超声成像观察组织中不同位置的位移随时间的变化情况,最后利用组织位移的空间和时间分布计算弹性模量[43]。
基于一维瞬时弹性测量技术,诞生了商业化的测量系统Fibroscan®(法国巴黎Echosens公司,现已被中国内蒙古福瑞中蒙药股份有限公司收购)。该系统在临床上主要应用于肝脏硬度的测量,为肝脏纤维化,特别是肝硬化的无损定量化检测提供了非常有效的工具[44,45,46],且在临床上得到了非常广泛的应用。Fibroscan是独立于传统超声成像系统的测量仪器,其本身对定位不具有引导功能。但是肝脏位于腹腔中,超声只有通过肋间隙才能进入;同时肝脏的结构比较复杂,具有一些大血管和胆管,所以在测量时需要避开大血管,以免引起较大的误差。因此,Fibroscan的操作者需要具有一定的经验用以找到准确的测量部位。如果在正式测量之前能够对测量位置进行准确定位,那么就可以提高测量的可靠性和准确性。郑永平等[47,48]提出在瞬时弹性测量上结合B超图象进行引导,首先利用B超通过肋间空隙对肝脏进行成像,然后找到均匀的区域(避开大血管和胆管),选择单条A超线确定感兴趣区域,然后通过超声探头产生脉冲振动进行M模超声测量剪切波,最后测得肝脏的硬度。基于B超图像的视觉引导可以减低肝脏硬度测量对经验的依赖程度,得到更加可靠、准确的结果,且相关的系统验证工作和临床实验正在进行当中。
3.3 声辐射力弹性测量技术
除了利用放置在组织表面的振源产生剪切波的方法,还可以利用聚焦超声产生声辐射力(acoustic radiation force)的方法来进行剪切波弹性测量。当声波在传播路径上被反射或者吸收时,就会产生声辐射力[49]。对于生物组织来说,声辐射力通常利用组织在聚焦点处对声波的吸收来产生。声波产生的声辐射力的方向与声波传播的方向相同,在焦点处产生的脉冲声辐射力会使该处的组织粒子产生振动,从而产生剪切波,然后沿着与振幅垂直的方向传播。声辐射力很早就被人们发现,其科学的定义可以追溯到20世纪初(1903年)Rayleigh的经典论文《振动压》[50],但是到1998年Sarvazyan等[23]才提出利用声辐射力产生剪切波,然后对组织弹性进行测量或成像。
Sarvazyan等[23]对利用超声波产生的声辐射力及其引起的振动和剪切波进行了详细的理论分析,提出可以使用3种方法来测量组织的剪切模量。第一种方法为测量声辐射力产生处,即聚焦点位置的位移达到最大时所需的时间tmax。该时间和剪切波传播速度成反比关系,可以通过这个时间计算剪切波传播速度,然后计算组织的剪切模量。第二种方法是测量声辐射力产生处的最大位移幅度,该幅度和剪切模量()成反比,可以利用最大位移算出该点的剪切模量。第三种方法是观察声辐射力产生的剪切波的波前阵面的传播情况,然后测量其传播速度以计算组织的剪切模量。前两种方法因为只能测量单点的弹性参数,且测量受超声系统和组织其他因素的影响比较大,所以本文不作详细介绍。在此,着重介绍第三种方法,即利用剪切波的传播测量法。对于声辐射力产生的剪切波,可以在其传播路径上设置两个观察点测量传播的时间差,然后计算剪切波的传播速度。Chen等[51]提出使用剪切波速度频散模型(速度跟频率有关)测量组织的固有弹性和粘性,他们使用的模型是[31]:
式中ω=2πf为角频;μ为剪切模量(k Pa);η为粘性系数(k Pa·s)。通过测量剪切波传播速度与频率的关系然后计算出剪切模量和粘性系数,他们称这个方法为“剪切波频散超声振动测量法(SDUV)”[52]。随后,分析了测量误差的主要来源[53],利用印压实验验证测量结果的准确性[54],并对该方法在前列腺疾病的诊断上进行了初步的验证[55]。该方法的优点是,可以单独测量表征组织本征特性的弹性参数和粘性参数,能更好地描述组织的实际材料特性。
为了测量剪切波的二维传播情况,必须对其进行高速跟踪成像。普通的超声成像系统速度(通常<100帧/s)不能够进行实时测量,但是通过多次测量,可以用间接的方法以达到虚拟的高速成像[56]。其方法是在脉冲声辐射力激励后利用高速单线A模超声在某个位置进行M模观测一段时间,假设观测时间足够,剪切波在此期间就已经通过观测的位置,然后重复声辐射力激励(源位置不变),改变观测的位置,进行多位置观测,最后利用多次重复测量的分块数据进行整合,达到虚拟高速成像的目的,然后利用这些数据计算位移的时空分布,跟踪剪切波在组织中的传播情况[56]。利用此方法,通过对普通的超声仪器进行一定的改造,就可以达到弹性测量成像的目的。在商业系统上,西门子的超声系统Acouson S2000系统就包含利用声辐射力进行剪切波传播速度测量的功能,称为“虚拟触诊组织量化(virtual touch tissue quantification)”。方法是在B模图像上选取某一感兴趣区域,然后在其附近产生声辐射力激励,测量剪切波传播到该感兴趣区域所需的时间计算剪切波速度。该测量显示是区域平均测量值。
除使用单点的声辐射力激励外,还可进行多点激励,使声辐射力源从点源变为线源,以用来进行弹性的测量和成像。该方法首先由一个法国的研究小组提出,他们称这种利用声辐射力成像的方法为超音速剪切波成像(Supersonic shear imaging,SSI)[57],并成立了相应的公司(Supersonic Imagine,法国普罗旺斯地区艾克斯),商业化地推广了这项技术。该技术的原理是利用快速的声辐射力激励产生线性振源,然后利用特殊的超高速的超声成像(>5000帧/s)技术[58]来追踪剪切波传播路径上各点的位移,基于这些位移的时空分布图利用各种算法,如微分法或者传播时间法等[57,59,60]计算组织的杨氏模量。因为线性点激励振源产生的速度比剪切波速度还快,所以称为超音速激励。这种方式的激励可以在一定的程度上保证剪切波的传播是在线性振源的产生之后。多点激励产生的速度和剪切波的传播速度之比被称为马赫数(Mach number),可以利用不同的马赫数来调节激励源两边波前阵面传播的夹角。当马赫数为1~5时,两个波前阵面夹角变化明显,当马赫数大于5,则两波前阵面基本平行。可以利用不同马赫数下传播情况的不同进行复合成像。方法是首先利用不同马赫数产生不同的弹性图,然后进行平均,就可提高成像的质量[57]。另外需要注意的就是SSI可以在振源两边拿到弹性模量图,但是在振源处因为有源的存在,测量是不准确的[57],因此需要作特殊处理。解决的方法就是改变振源的位置,然后让第一次成像时声辐射力激励的位置处于第二次激励时的成像区域,第二次激励的位置处于第一次激励的成像区,两次测量结果相互补充获得各自振源处位置的弹性分布[61]。利用SSI可以对弹性模量进行多点测量和成像,且测量结果受外界和测试条件影响小,因此有很大的临床价值,已经在很多组织包括乳房[61,62]、肝脏[63]、肌肉[64,65,66,67]、甲状腺[68]、脑[69]和角膜[70]上进行了初步的应用。
使用声辐射力进行弹性测量的另外一个重要的课题就是安全问题。Sarvazyan等[23]粗略地指出用来产生辐射力的超声波功率密度与普通超声成像的相似之处,但是前者所持续的时间会长一些,通常情况下,未达到产生生物效应的门限,因此是安全的。声辐射力测量可能给组织带来的损害主要集中在温度效应上。在聚焦位置,组织的温度会局部升高。Palmeri等[71,72,73]分别利用实验和有限元方法测量和模拟了声辐射成像方法对组织的温度影响。得出的结论是,声辐射力引起的温度效应与组织的衰减系数及激励的频率有关,在安全的能量范围内其能够用来进行成像。但是基于安全因素的考虑,激励不能太频繁或持续太长时间。在成像帧速度、区域大小和扫描线间隔之间需要进行一定的平衡。对于单点弹性值的剪切波测量,因为只使用一次聚集超声激励,然后就可进行测量,因此基本是安全的。而对于SSI成像方式,Bercoff等[57]通过计算明确也并指出其安全性。Athanasiou等[62]报导了临床使用的商业成像系统探头参数,该成像方式的机械指数(Mechanical index,MI)为1.4,成像速度为1帧/s时的空间峰值时间平均声强(ISPTA)为603m W/cm2,温度指数(Thermal index,TI)为0.48,都小于FDA规定的安全界限值(MI<1.9,ISPTA<720 m W/cm2,TI<6)。因此可以得出结论,在单次或少量多次声辐射力激励的情况下,利用声辐射力对组织进行弹性测量是安全的,但是在声辐射力激励高速连发的情况下,必须考虑测量的安全性。
4 应用
基于剪切波的组织的弹性在最近10年发展迅速,并已经开始在临床方面获得了一些应用。其中,最明显的例子就是利用瞬时弹性技术测量肝脏硬度用来评估肝脏的纤维化程度。传统的客观评价肝脏纤维化程度的“金标准”是组织活检测试,其需要利用微创型针头在肝脏上取出一小部分组织,然后进行解剖分析。但是其有创性检测,会伴随疼痛及可能引起的严重的并发症,不适宜频繁多次使用,且取出的组织体积通常只是肝脏体积的1/50000,所以不能很好地代表整个肝脏的受损情况,因此易产生误诊或者漏诊[74,75]。基于以上缺点,故需要开发新的、客观化的无损检测方法,以进行辅助诊断。而伴随着纤维化产生的肝脏硬度变化就是很有潜力的测量对象。Yeh等[76]通过离体压缩测试和解剖分析进行相关性测试,发现肝脏硬度与组织解剖纤维化程度呈现很强的正相关性。因此,如果能够准确地无损测量肝脏硬度的大小,就可以利用它来对肝脏的纤维化程度进行量化评估。利用剪切波速度测量组织弹性的Fibroscan系统被引入肝脏硬度的检测以后,受到了很多临床人员的重视,他们开展了一系列的临床研究,用于了解该仪器的特性。使用中,需要找到腹部肝脏右叶上方的肋骨间隙,通过此处将50Hz的振动打入肝脏,然后利用超声进行检测。Fibroscan测量的是皮肤下方2.5~6.5cm固定深度部分肝脏组织的平均硬度[44,45]。实验的成功率以获取正确读数的次数除以激励发射总次数来计算,最后获取10次有效的测量结果,取中位数用来代表肝脏的硬度。因为肝纤维化通常在慢性病毒性肝炎患者中普遍存在,所以已有的关于肝脏硬度在评估纤维化中作用的结论很大一部分都是在肝炎患者的研究上得到的。研究对象主要是慢性丙型肝炎(Hepatitis C)患者[45,77,78,79],也有一些丙型肝炎病毒(HCV)/人类免疫缺陷病毒(HIV)共同携带者[80,81]及乙型肝炎(Hepatitis B)患者[82,83,84]的研究。在慢性肝炎引起的肝脏纤维化的评估方面,大部分研究证明,通过瞬时弹性获得的肝脏硬度与由组织解剖获得的纤维化水平之间存在明显的正向相关性。肝脏硬度能较好的区分低纤维化等级和肝硬化之差异。但是在中等纤维化(F2~F3)程度的区分上,肝脏硬度值有较多的重叠,诊断效果一般。对于慢性肝病患者,其病情的突然加剧(具体表现在急性炎症引起谷丙转氨酶ALT急剧增加),也会导致肝脏硬度增加[83,85,86,87,88]。这会影响纤维化诊断的准确性,因此需要特别注意。其他一些可能的肝病病理,如温和性脂肪变性(steatosis)、非酒精脂肪肝炎(NASH)、非酒精性脂肪肝病(NAFLD)、肝窦淤血、肝外胆汁淤积等因素对肝硬度的影响也有一些相关的研究[89,90,91,92]。只有对这些因素作彻底研究,才能利用肝脏硬度值对肝脏纤维化水平进行正确客观的评估。除了用于诊断,肝脏硬度弹性检测还可以用于评估肝脏纤维化治疗药物的效果。相关的研究[93,94,95,96]显示,经过治疗以后肝脏硬度有所降低,其降低的程度受许多因素影响,如初始纤维化的严重程度和体重指数(BMI)等[96]。实际操作使用Fibroscan进行肝硬度测量需要注意的是,在某些患者身上测量会失败(拿不到数值)或测量可靠性不高(上下四分位数间隔大于肝硬度中位值的30%,或者测试成功率低于60%)。Castera等[97]回顾分析了13369例Fibroscan检查,发现有1/5的测量结果难以解释。导致这些缺陷测量的原因包括肥胖、操作者经验、肋间距、腹水、性别、年龄、高血糖、高血压等[98,99]。到目前为止,国内也已有一些关于利用Fibroscan开展肝脏硬度检测的研究报导[100,101]。我国是乙肝大国,Hepatitis B患者肝脏纤维化的检测和治疗是一个具有重要意义的课题。因此,通过肝脏硬度测量对肝脏进行无损纤维化检测在国内具有非常大的应用潜力。关于这方面的发展历史和现状,有兴趣的读者可进一步参考国内、外相关的综述文章[77,102,103,104,105,106,107,108,109,110,111,112,113,114,115]。值得注意的是,除Fibroscan外,其他基于声辐射力产生的剪切波传播测量弹性的方法也可以用于肝硬度的检测[63,116]。这些方法在临床使用上互有优缺点,互相补充,它们之间的良性竞争还可以促进各自技术的长远发展并且降低相应医疗仪器的价格。
除肝脏硬度的检测外,剪切波弹性测量还可以用于许多与疾病相关的医学检测和治疗上。如使用SSI弹性测量可以进行乳腺基本结构物质(脂肪和腺体)弹性参数特征化[117]和病变检测。Tanter等[61]通过初步研究(13例病例)发现,对于乳腺组织,正常脂肪和实质结构的杨氏模量为3~45k Pa;良性肿瘤的杨氏模量为80k Pa以下;而恶性肿瘤的硬度在100k Pa以上。孢囊病变结构因为有液体在里面,不传播剪切波,所以无硬度值显示。随后,在48例乳腺病变上的测量得出良性肿瘤的杨氏模量均值为(45.3±41.1)k Pa;恶性肿瘤值为(146.6±40.1)k Pa,进一步证实良、恶性肿瘤的硬度区别[62]。通过剪切波传播法实现的乳腺弹性测量的可重复性和诊断性能最近也得到了验证[118]。这些初步的结果证明,弹性测量可以结合传统B超成像,来提高乳腺疾病良、恶性肿瘤诊断的准确性,成功使用可减少穿刺活检的次数,值得推广,有进一步进行大规模临床测试的必要性[119]。剪切波弹性测量还可以用于测量肌肉的弹性。因为肌肉的位置在表皮下层,所以传统上很难有方法可以有效地测量活体肌肉的弹性特征。剪切波弹性测量法不仅可以定量测量肌肉弹性在收缩时的改变[65,67,120,121,122],而且还可以定量测量由肌纤维排列方向引起的肌肉弹性的各向异性[64,123]。因此,该方法也有很大的潜力用于研究各种肌肉疾病或各种肌肉训练方法对肌肉功能的改善情况。在辅助治疗评估方法,另外一个重要的应用就是利用剪切波弹性测量法监视高能聚焦超声(HIFU)的效果[124]。HIFU是最新发展起来的利用高能聚焦超声治疗肿瘤的新方法,具有很大的应用潜力。但是实际使用当中还存在一些问题,如需要实时检测治疗的范围,以免对正常组织造成不必要的损伤。利用弹性测量对HIFU治疗区域进行监视的原理基于经过HIFU高温治疗后的组织会变性,最终硬度会增加,然后通过弹性的测量成像就可以知道治疗的范围和效果[125]。Bercoeff等[124]首先提出了利用剪切模量成像监视热疗过程当中组织的变化情况。之后,Sapin-de Brosses等[126]利用热浴方法研究了组织剪切模量和温度的关系,发现不同组织的剪切模量对温度的反应是不同的。对于肌肉组织,剪切模量随温度变化经历4个典型的阶段,在前三个阶段,剪切模量是随温度增加而减小的,到了最后阶段,其值才慢慢增加。进一步的研究证明,可以利用剪切模量和温度在低温区域(<45℃)的线性关系对HIFU治疗区域进行快速的剪切波温度成像,相对于传统超声温度成像,剪切波温度成像可以降低其他因素,如呼吸对测量结果的影响[127]。当温度继续升高到达损伤形成阶段,可以同时利用剪切波温度成像和剪切模量成像对热疗损伤的形成,治疗处周围组织温度和弹性特征进行监视[128]。
5 问题和展望
以剪切波作为探测媒介的弹性测量法具有一个很重要的优点,就是能够利用对局部范围内剪切波的传播方式对组织的弹性特征进行局部测量,其测量受组织整体情况,如器官的大小、其所处的位置和其周围组织等因素的影响比较小。探测仪器本身,如探头的尺寸对测量的结果影响也较小,操作者所需要的就是将探头准确放置到感兴趣测量范围的外部,让剪切波顺利地传播到感兴趣区域进行自动化测量。因此,在这个过程当中,环境和人为操作因素的影响减小了,在一定程度上能保证测量结果的准确性和可靠性,很适合进行临床应用,并具有广泛的应用前景。本文主要介绍利用超声的方法来检测剪切波的传播波速,进而测量组织的弹性及成像。使用超声进行检测的好处是超声仪器广泛的普及率,及成像具有实时性的优点。但是其也有一些明显的缺点,如骨头的强反射导致在某些组织(大脑)里面很难进行活体测量,解决的方法是借助其他一些成像方法进行测量。核磁共振弹性成像(MRE)就是最近发展起来的一种很重要的组织弹性测量方法[129,130,131,132],在脑部弹性测量和成像方面具有得天独厚的优势,受到了科研和医学界的广泛关注,我们将在以后介绍。
冲击弹性波 篇6
1 基本检测原理
1.1 锚杆长度检测原理
通过在锚杆露出端激振产生瞬时弹性波, 弹性波到达锚杆底部, 因锚杆与周围环境存在机械阻抗, 弹性波产生反射, 反射波可以通过锚杆激振端设置的传感器捕捉。通过分析软件, 在时域波形上, 可以看到弹性波的激振时间和反射波的达到时间, 从而可以确定锚杆长度, 即 (C为弹性波在锚杆杆体的传播速度) 。时域波形也通过傅里叶变换可以转化到频域上, 在频域上频率最低, 幅值最大为反射波频率, 也可以确定锚杆长度, 即L=C/2f。
这里需要指出, 上述方法的应用必须要求可以得到明确的反射波信号。所以锚杆长度的检测准确度跟反射波的提取和杂波的过滤有密切关系。
瞬态弹性波在杆端底部传播情况可见图1-1:
这里, v1↓, v1↑表示弹性波在单元1中运动速度 (入射和反射) , v2↓表示弹性波在单元2的运动速度。
此外, 反射波和透过波的大小用振幅率来表示。
通过上述分析, 我们可以看到弹性波在反射和透过上具有下面一些性质。
(1) 若机械阻抗相同 (z1=z2) , 不会产生波动;
(2) 若机械阻抗相差越多, 振幅反射率也会越大。在实际锚杆检测中, 软弱土层中锚杆弹性波反射信号比坚硬岩石中锚杆来的更为明显;
(3) 当机械阻抗 (z1<z2) 时, 反射波和入射波具有同相位;当机械阻抗 (z1<z2) 时, 反射波和入射波具有反向相位。因此, 在锚杆检测中, 杆底端是一般土层、松散岩体或者混凝土时, 弹性波反射信号与激振信号是同向, 而杆底端是坚硬岩石, 弹性波反射信号与激振信号是反向的。
1.2 锚杆注浆密实度检测原理
在锚杆全长范围内, 若存在注浆不密实区域, 锚杆与所注浆体之间的机械阻抗会发生变化, 其界面也会产生弹性波发射, 通过其反射波信号位置可以确定注浆不密实区域, 根据反射波信号强弱可以确定注浆密实度情况。一般来说, 锚杆全长范围内反射波越多, 说明注浆不密实区域越多, 注浆密实度较低;反射波强度越大, 注浆密实度也较低。另外, 通过杆底反射波的幅值大小可以判断注浆密实度情况。弹性波在锚杆中传播时, 其能量随锚杆长度增加逐渐减弱, 若注浆密实, 弹性波较容易从锚杆与注浆截面逸散, 到达杆底部能量会减弱, 从时域波形中可以看到底部反射波幅值较小。反之, 注浆不密实, 弹性波在锚杆与注浆截面处不易逸散, 底部反射波能量较强, 反射波幅值较大。
其中, 杆底反射信号振幅大小可按下式表示[2]:
其中, AB:杆底反射信号的振幅、A0:基准点的振幅
η1:因几何衰减造成的振幅比
η2:因材料粘性衰减造成的振幅比
η3:因反射衰减造成的振幅比
其中, 几何衰减和反射衰减是最主要的能量衰减。
由于上述分析均建立在时域波形上, 因此锚杆系统本身的材料、长度、周围介质都会影响反射信号的获得, 如何提取到高质量的反射信号将是关键。
2 试验研究
在实验室中, 我们对5米和9米两种长度的锚杆进行了无注浆情况下的长度检测。我们采用了国产“SBA-HTF锚索 (杆) 灌浆密实度检测仪”进行数据采集分析。
选择锚杆一段为激振端, 在距离该端5公分锚杆位置处设置传感器, 利用激振锥激发弹性波。示意图如2-1:
每个锚杆在端头激振10次, 数据采集10次, 每次得到一个长度数据。相应的频谱分析图如2-2:
从测试结果我们可以看到: (1) 测试长度值与设计长度值误差基本都在0.5%以内, 检测精度很高, 说明弹性波检测方法是有效的。 (2) 每次测试长度值波动不大, 说明本检测设备可靠性很高。 (3) 两种长度锚杆测试误差均很小, 说明检测方法适用性很好。
3 实际工程
在沪昆高铁长昆段本人参与了部分隧道围岩和边坡支护锚杆锚固质量的抽检工作, 利用“SBA-HTF锚索 (杆) 灌浆密实度检测仪”对所抽检的锚杆进行了长度和注浆密实度的数据采集和分析。通过采集的波形图和最终的分析对比, 检测效果到达了预期的效果。下面为三个不同注浆效果的锚杆检测情况, 结合波形图做了相应分析。
从长度检测方面来看, 无论是长锚杆还是短锚杆, 误差绝对值均在1%以内。可以说, 利用弹性波检测锚杆长度是完全适用的, 满足实际工程需要。
从灌浆密实度方面来看, Mg-1时域波形图上反映激振信号衰减有规律, 并且速度很快, 说明激振弹性波能量逸散很快很多, 锚杆周边注浆很密实。同时, 全长范围内的时域波形上没有明显的反射信号存在, 也表明了周边注浆很密实。另外, 从杆底反射来看, 反射弹性波幅值比前面出现的激振波形幅值都要小, 说明弹性波经过杆身传播过来, 由于能量衰减很多, 到达底部能量已经很少, 进一步证明了锚杆注浆是很密实的。通过我们的分析软件, 也可以看出灌浆密实度指数达到了93.4%。
Mg-2时域波形图上看出, 激振信号衰减并不很有规律, 在杆身前段衰减比较明显, 在杆身中后端衰减速度降低, 说明杆身中段往后注浆不是较密实, 弹性波能量逸散不快。在中后段反射波出现较多但幅值不大, 说明注浆小缺陷较多。通过杆底反射也可以看到, 杆底反射较明显, 信号能量比杆身中后段反射能量和激振信号能量都要大, 说明激振弹性波经过杆身传播后, 相当一部分能量没有通过周边介质逃逸走, 进一步证明了注浆并不太密实。通过分析软件, 得到灌浆密实度指数为72%, 与波形图反映的情况是一致的。
Mg-3时域波形图上可以看到, 激振信号衰减层次性较差, 大部分杆身段弹性波激振信号较均匀, 信号能量逸散不多, 同时杆身段出现较多反射波形, 说明注浆小缺陷存在较多, 注浆情况很不理想。杆底发射波幅值明显超过前面激振信号幅值和发射信号幅值, 说明大部分激振信号都传播到杆底, 在杆底产生了能量很大的反射, 进一步说明了注浆情况相当不理想。通过分析软件, 得到了灌浆密实度指数为53.5%, 说明该锚杆注浆存在很大问题。
4 结论
通过室内试验和实际工程实践, 我们可以知道弹性波检测锚杆长度和灌浆密实度是完全可行的。在锚杆长度检测方面, 检测精度完全可以满足实际工程需要;灌浆密实度的判定可以通过弹性波采集的时域图形进行分析判断。当然, 实际工程上锚杆本身形式多样, 所处环境复杂, 如何准确的判定各种类型各种环境下锚杆的锚固性能将是后续研究的一个重点。
摘要：根据弹性波在杆体内传播、反射的分析可以确定锚杆长度及注浆密实度状况。在实验室中, 通过对无注浆锚杆的长度测试可验证弹性波检测方法是有效的。结合长昆线锚杆检测的实例, 通过对三种不同长度、不同注浆效果的锚杆弹性波信号的分析, 充分论述弹性波法在锚杆锚固质量检测中的可行性和可靠性, 为锚杆锚固质量的无损检测提供一些参考。
关键词：弹性波法,锚杆,长度,注浆密实度
参考文献
[1]程良奎, 刘启深.岩土锚固工程技术的应用与发展[M].北京:北京万国学术出版社, 1996.
冲击弹性波 篇7
1 弹性技术的发展与实时剪切波技术的形成
目前超声弹性成像技术较多,Taylor等[7]于2000年将超声弹性成像技术分为压迫性弹性成像、间歇性弹性成像和震动性弹性成像。1991年,Ophir等[8]最早提出的超声弹性成像属于压迫性弹性成像,在操作者对组织多次加压- 减压过程中,比较感兴趣区内组织与周围正常组织之间产生的弹性差异。1998年,Fatemi等[9]提出超声激发震动声谱成像,利用声学射频压力诱发局部内部震动,并追踪组织运动轨迹,后被称为震动性弹性成像。1999年,Catheline等[10]提出间歇性弹性成像,应用低频率间歇震动造成组织位移,用组织反射回来的超声波探测组织的位置,得到感兴趣区域组织不同弹性系数组织的相对硬度图。2002年,Nightingale等[11]提出声脉冲辐射力成像,通过探头对组织发射脉冲,使组织产生纵向压缩,横向震动(低频剪切波),从而获得横向低频剪切波信号,直接获得剪切波速度并间接反映该区域组织弹性。2008年,西门子公司推出的ACUSON S2000所包含的“虚拟触诊”功能即应用该原理[12]。近年法国Aixplorer型Shear Wave ™实时SWE超声诊断仪的产生,在自动产生并分析实时剪切波的基础上,通过定量分析系统获得作为重要的生物力学参数的杨氏模量值,从而实现超声弹性成像的全定量,推动了SWE在临床的广泛研究。
2 SWE在骨骼肌系统的应用
2.1 SWE在肌腱中的应用
超声技术已经应用于骨骼肌系统的研究并得到了广泛认可,SWE在肌腱测量方面也具有一定的可行性。Aubry等[13]报道,SWE能有效地用于测量正常人体跟腱,而且跟腱的杨氏模量值随足背屈曲角度的增加而增加。张立宁等[14]利用SWE评价足底筋膜炎,发现足底筋膜的硬度随年龄增加而减小,足底筋膜炎的硬度较正常筋膜小,可能是因为新生血管增多所致,与既往研究[15,16]结果一致。Chen等[17]对36例正常人及14例跟腱断裂患者跟腱弹性模量进行分析,发现尽管正常跟腱硬度可能由于大于机器可测量范围而导致测量数据小于实际值,但因为断裂跟腱弹性模量值明显降低,且新鲜血肿部分表现弹性模量值为0,提示SWE对跟腱断裂的损伤及恢复过程具有较大的临床应用前景。
2.2 SWE在肌肉组织的应用
2.2.1 SWE在肌肉组织的基础研究
杨氏模量值与多种因素有关。Nordez等[18]通过应用SWE对肱二头肌肌腹等长收缩过程中肌肉杨氏模量变化分析发现,杨氏模量值与肌电活动有密切的线性关系。肖沪生等[2]也进一步证实了肌肉收缩过程中杨氏模量值变化曲线与在分子生理学水平的研究有一定的相似性,并证实SWE具有足够的灵敏度能够动态监测肌肉收缩过程中的杨氏模量值。比较两块肌肉组织在静止和紧张状态下各自及相互间的杨氏模量的分布特征显示,组织高回声区在静止状态下杨氏模量值较大,收缩过程中该区域杨氏模量值变化更大[19],与既往研究[20,21]证实肌肉组织收缩过程中硬度增加一致,即杨氏模量值增大。Koo等[22]通过对离体火鸡腓肠肌与胫外侧肌被动张力实验证明,应用实时剪切波技术获得的杨氏模量值与被动肌张力也存在线性关系;Eby等[23]应用一种能够拉长肌肉的设备,结合SWE,测量从猪离体骨骼肌的杨氏模量值与应用传统材料检测所得到的杨氏模量值高度相关。因此,杨氏模量值与肌肉活动性、组成、结构[19]、年龄及性别[18,24]均有较大的相关性。基于SWE于肌肉组织应用的可行性,徐芳等[25]首次将该技术应用于分析针刺“得气”与杨氏模量值变化的关系。任亚娟等[26]通过比较针刺前与针刺后及电刺激后肌肉组织杨氏模量值,发现差异均有统计学意义。上述结论进一步说明该技术可以应用于针刺“得气”的更深层次研究(图1)。通过近年对SWE的可行性研究,初步奠定了该技术应用于肌肉组织的基础,也为实验针灸学展开了新思路。
2.2.2 SWE评价肌肉病变的临床应用
Koo等[27]通过应用SWE成功得到胫骨前肌的弹性-曲度关系参数,能够更好地量化被动肌张力,并为进一步研究诊断价值提供可靠数据,为即将在颈部、背部、腰部等其他肌肉组织的进一步诊断提供了良好的指导方向。Lacourpaille等[28]采用实时SWE评估假肥大性营养不良患者在放松状态下肌肉硬度较正常人的变化特点,结果显示除小指屈肌组差异无统计学意义外,腓肠肌内侧肌、胫骨前肌、股外侧肌、肱二头肌、肱三头肌在顺肌纤维方向测量弹性模量值比较差异均有统计学意义。该研究表明,实时弹性成像可作为评估患者的一种新方法。SWE也被应用于评估帕金森病患者上肢肌张力[29],并用于测量女性耻骨直肠肌杨氏模量值[30],有望为妇科提供新的理论指导。
图1应用Aixplorer型Shear Wave™实时SWE超声诊断仪对正常人阳陵泉穴(小腿外侧,当腓骨小头前下方凹陷处)下肌肉组织杨氏模量的测量图像,探头方向与肌纤维排列方向夹角为0°。A、B分别为针刺前及针刺后杨氏模量值测量
2.3 SWE应用于肌肉组织的优势
以往应用二维超声已经获得丰富的形态学参数,如肌肉厚度、横截面积、肌纤维长度、羽状角等[31],并在一定程度上应用超声技术来评估神经肌肉、肌腱、韧带及关节病变,指导康复治疗,并有学者通过监测肌肉组织的厚度等形态学参数对重症监护室内因制动引起的肌肉无力患者进行评估[32]。但二维超声不能提供骨骼肌系统的机械力学特性,肌肉组织的各向异性也增加了二维超声应用的局限性[33],而超声弹性成像可以克服这种缺陷,随着超声弹性成像的飞速发展与不断完善,SWE克服了二维超声的不足,而且与其他弹性成像技术相比,不需要手动压缩过程,减小了操作者测量过程的误差,具有良好的重复性,并能直接获得代表肌肉组织生物学特性的杨氏模量值,不再局限于只能与周围组织进行弹性比较,更适用于肌肉组织系统的定量评价。
3 临床应用展望
肌肉组织弹性正常、异常参考值对肌肉组织病变与否有重要意义。近期有学者通过研究试图确立生理及病理状态下弹性值的范围[34,35],但目前尚缺乏肌肉组织杨氏模量正常、异常值参考范围的相关报道,将成为今后的研究方向。目前,应用SWE进行肌肉相关疾病的研究较少,但该技术的优越性将在肌肉损伤诊断、监测疾病的发展以及评估疾病所处阶段、预后,评价外科、康复理疗疗效等方面发挥更大的作用;在传统医学方面也将会有深远的影响[36]。
4 SWE应用于肌肉组织的局限性
尽管SWE具有非常好的稳定性[37],但其受操作技术的影响,Kot等[38]研究发现,髌韧带的弹性模量与感兴趣区大小无关,而与施加压力大小有关,压力较大会影响弹性模量的准确性。因此,进行SWE时应该施加较小的压力,同时也应注意探头角度问题[39,40],Miyamoto等[41]比较探头与肌束方向夹角及探头与皮肤夹角对测量杨氏模量值的影响,发现探头与肌束夹角<20°时差异无统计学意义,探头与皮肤表面夹角不影响测量值,在一定程度上证明了SWE测量肌肉组织杨氏模量的可靠性和可行性。
冲击弹性波 篇8
1 材料与方法
1.1 实验材料
由市场购置的同一猪场所宰杀的同一品种(2012BAI39B04)的厚度3~5 cm的新鲜猪肝30块,离体后6 h内送到实验室。
1.2 仪器与方法
采用Aixplorer全数字化彩色多普勒超声波诊断仪(Supersonic Imagaing,法国),具有超高速SWE模式,使用SC15-4线阵探头,探头频率4~15 MHz。ECO-100B型超声引导微波凝固治疗仪(南京亿高公司),微波发射频率为2450 MHz,治疗功率30~70 W。微波凝固治疗仪具有双路输出,可同时进行双针治疗。用常温生理盐水200 ml作为冷却源,通过进、出水管与水冷式微波电极之间构成闭合式循环通路。水冷式防粘微波天线,总长150 mm,天线裸露段长30 mm,直径2.0 mm。2 cm×140 cm的圆头测温针(南京亿高公司),针尖部位为测量敏感区域,一共4根,与测温仪相连接,可从测温仪上实时读取测温针所在部位的温度,分别命名为a、b、c、d针。DM6801A数字温度表(深圳市胜利高电子科技有限公司),由3 V电池驱动,31/2位数字液晶显示,仪表测量温度范围宽、精度高,可以使用任意K型热电偶作为温度传感器,一共4台,与测温针对应,分别标记为a、b、c、d。
1.3实验器械
长约50 cm、宽约40 cm的木制手术台,不锈钢治疗盘,特制的间距为0.5 cm的放置微波天线及测温针的卡槽,手术刀及毫米尺。
1.4 实验方法
1.4.1 预实验
在与正式实验同等条件下,对离体猪肝施行不同时间-功率组合的微波消融,术后紧贴微波天线平面切开大体标本,用毫米尺测量此平面上消融灶的最大横径。本研究消融参数取最大横径为2 cm时的消融参数,即功率30 W,持续治疗时间6 min。
1.4.2 微波消融前
实验室温度控制在25℃。将新鲜猪肝放置于木制实验台上,拟定消融区域,分别测量区域内a、b、c、d各点的杨氏模量值和温度值。再在超声引导下将微波天线及测温针在同一平面沿特制卡槽水平插入消融区域的相应位点,即a、b、c、d点,分别为消融灶中心点、消融灶中心与边界连线的中点、消融灶边界点、距消融灶外0.5 cm处的正常组织点,由于本研究采用消融灶最大横径为2 cm的消融参数,故a、b、c、d点各点之间的距离均为0.5 cm。
1.4.3 微波消融
微波天线距猪肝表面至少1.5 cm,进针深度2 cm,功率30 W,消融持续时间6 min。
1.4.4 微波消融术后即刻
记录各位点的温度值,然后退出微波天线及测温针,测量相应位点的杨氏模量值。
1.5不同消融部位病理学检查
由于前期试验[2]已经证实a点的组织为溶解性坏死,b点为局灶性坏死,故本研究着重对c、d位点进行病理分析。切开大体标本后将消融灶内c、d位点处的组织用10%中性甲醛固定,然后石蜡包埋,切片,HE染色,于光学显微镜下观察。
1.6统计学方法
采用SPSS 21.0软件,计量资料采用±s表示,术前、术后的杨氏模量值比较采用单因素方差分析;术后各位点的温度差异和弹性差异采用随机区组方差分析;对杨氏模量平均值与温度值之间的关系进行直线回归和相关分析,对回归系数和相关系数采用随机区组方差分析,P<0.05表示差异有统计学意义;以病理结果为“金标准”,绘制c区域杨氏模量平均值的受试者工作特征(ROC)曲线,计算曲线下面积,取得最合适的消融灶边界组织凝固性坏死的杨氏模量平均值阈值。
2 结果
共制备了36个消融灶,其中30个结果可靠。各位点的剪切波弹性图像见图1。
2.1 温度分析
未消融前,a、b、c、d点的温度值分别为(23.0±0.3)℃、(25.1±0.3)℃、(24.8±0.3)℃、(25.3±0.5)℃,术后即刻a、b、c、d点的温度值分别为(124.4±0.6)℃、(110.7±0.5)℃、(66.2±0.6)℃、(36.5±0.8)℃,呈梯度性递减趋势,术后即刻a、b、c、d各点之间的温度两两比较,差异有统计学意义(P<0.001)。
2.2弹性分析
未消融前,a、b、c、d点的杨氏模量值分别为(8.77±0.39)k Pa、(8.78±0.41)k Pa、(8.93±0.44)k Pa、(9.01±0.46)k Pa,术后即刻a、b、c、d点的杨氏模量值分别为(118.21±7.44)k Pa、(72.87±10.71)k Pa、(29.46±4.77)k Pa、(9.13±1.71)k Pa。微波消融术后即刻a、b、c点杨氏模量值均高于微波消融术前,差异有统计学意义(P<0.001);d点微波消融术前后差异无统计学意义(P>0.05);另外,再对术后即刻a、b、c、d各点的杨氏模量值进行分析,两两比较,差异均有统计学意义(P<0.001)。
2.3 温度分布与弹性分布之间的关系
以SWE测得的杨氏模量值为因变量Y,温度值为自变量X,来阐述温度衰减与硬度回落之间的趋势变化是否一致及其关联程度(图2)。得到回归方程Y=1.15X-39.69,回归系数1.15,相关系数0.948,决定系数R2=0.899,表明消融区域内杨氏模量平均值的变化89.9%可用温度变化来解释。
2.4 不同消融部位病理结果
消融术后,a点处组织溶解性坏死,b点处组织局灶性坏死,c点处组织部分凝固性坏死、部分充血水肿,d点处组织肝窦稍扩张,肝小叶结构完整(图3、4)。
2.5 关于消融灶边界(c区域)组织凝固性坏死的弹性阈值分析
应用ROC曲线评价微波消融灶边界组织凝固性坏死的杨氏模量平均值及其敏感度、特异度,选择ROC曲线左上方点,即约登指数达到最大的切点作为最佳临界点。杨氏模量平均值最佳诊断界点为22.5 k Pa,即>22.5 k Pa为凝固性坏死区,≤22.5 k Pa为充血水肿区,敏感度为86.7%,特异度为73.7%,ROC曲线下面积为0.823。见图5。
3 讨论
1994年Seki等[3]首次将微波凝固疗法应用于18例微小肝癌患者,结果发现,17例患者治疗后既无肿瘤局部复发,也无严重并发症发生,由此开启了微波消融治疗肿瘤的先河。近年来,由于微波消融疗法方便快捷,在门诊治疗室或者手术室即可进行操作,而且因其热场分布均匀、热效率高、安全稳定、创伤小、出血少、可使肿瘤原位完全灭活等优势得到了临床的普遍认可及广泛推广[4],成为目前治疗肿瘤的重要手段之一。肿瘤组织的灭活与否不仅取决于温度的高低,还与其持续时间长短有关,当肿瘤组织内温度达到42~45℃时,对化疗与放疗的敏感性增高;温度达到50~55℃时持续4~6 min组织即可出现凝固性坏死,到60~100℃时则立刻发生凝固性坏死;若>100℃则组织会出现气化或炭化[5],因此,有效监测微波消融术中的温度及持续时间能更好地控制消融灶的范围,使其既能完全覆盖肿瘤组织,又尽量减少周围正常组织的损伤。但在临床实际应用中,由于测温针的监测属于有创检查,不适宜推广使用,因此,寻求一种简便、可靠的评估技术至关重要。
SWE是利用快速发射的声辐射力脉冲产生线性振源,在组织不同深度上连续聚焦而对组织施加激励,因线性点激励振源产生的速度比剪切波速度还快,故称为超高速激励,由于“马赫锥”原理,被聚焦部位的组织粒子因高效振动而产生横向剪切波,再利用特殊的超高速超声成像技术追踪剪切波传播路径上各点的位移,然后利用这些位移的时空分布图计算出组织的弹性模量,即杨氏模量值,杨氏模量值的计算公式为E=3ρc2[6],单位为k Pa,其中E为杨氏模量值,ρ为组织密度,c为剪切波的传播速度;E越大,说明剪切波传播速度越快,组织的硬度越大。SWE是一种相对客观的定量评价指标,可以较好地反映组织的弹性特征。关于SWE在热消融方面的应用已有报道,如Pareek等[7]认为其可用于肾脏射频消融术中的实时监测;纪莉等[8]认为SWE可基本反映甲状腺结节射频消融术后即刻消融灶的范围;Wiggermann等[9]认为实时超声弹性检查可以作为常规的热消融治疗监控手段等,本课题前期研究也表明,SWE能够定量分析微波消融前后组织的硬度变化,评价微波消融即刻凝固灶的范围具有可行性[9]。但最近Correa-Gallego等[10]认为组织弹性成像不能反映微波消融中细胞的损伤水平,甚至会低估消融灶的大小。
本研究表明,微波消融区域内的温度由中心向边缘呈梯度性的降低,这与既往研究结果一致[11]。其次,c点术前与术后的杨氏模量平均值比较,差异有统计学意义(P<0.001);而位于消融灶外的d点,术前与术后的杨氏模量平均值比较,差异无统计学意义(P>0.05),这充分证实了前期研究所得出的结论,即SWE可以定量反映消融灶内组织的硬度特征。另外,大体标本的病理结果显示,a点组织溶解性坏死,b点组织局灶性坏死[2],c点组织部分凝固性坏死、部分充血水肿,d点组织结构完整。温度测量显示,a、b两点的温度及时间均超过使组织凝固性坏死的温度和时间阈值[2],c点温度值已达到坏死阈值但持续时间不足,d点组织温度较正常组织略有升高,但远未达到坏死的阈值;SWE显示,a、b、c点的组织在微波消融术后弹性较术前明显增加(P<0.001),而d点的组织术前与术后差异无统计学意义(P>0.05),弹性测量与温度测量高度相关,可以通过弹性测量来代替温度测量对消融情况进行评估,且SWE对消融情况的评估准确可靠,a、b点为绝对有效消融区域,c点为消融模糊区域,而d点为安全区域。本研究以病理结果为“金标准”绘制ROC曲线,得到消融灶边界的弹性阈值为22.5 kP a,即当SWE杨氏模量值达到22.5 k Pa时,组织即已发生凝固性坏死,此结论与既往研究结果略有差别[12],可能因在体组织与离体组织的弹性值存在一定的差异,但其具体原因尚未明了,有待进一步研究。另外,在进行术后SWE测量时,弹性图像在横径上的显示较纵轴上更好,具体原因有待进一步研究。
总之,离体猪肝微波消融术后消融灶内的弹性分布与温度分布具有方向一致的梯度变化;消融灶边界组织凝固性坏死的弹性阈值为22.5 k Pa;SWE能够定量分析微波消融前后消融灶的硬度变化,有助于评估微波消融的疗效,有望成为微波消融术中监测的手段。但是本研究也存在一些不足之处,例如,对于消融灶边界的弹性值来讲,是对正常猪肝组织的离体实验,而当SWE应用于临床时,应考虑在体组织的弹性值与离体组织可能存在差异,另外肿瘤组织的组成成分与正常组织不同,其弹性值也可能会发生变化;其次,本研究固定了消融灶的大小,而在临床实际应用时,需根据肿瘤的范围来调整消融灶的大小,对于较大的消融灶,SWE的成像效果是否一致,尚待进一步研究。因此,本课题组下一步的研究工作是在动物模型上进行在体实验,进一步探讨SWE对微波消融术的评估价值。
摘要：目的 微波消融术已广泛用于临床,但目前尚无较好的能够术中或术后即刻评估疗效的方法,本文探讨剪切波弹性成像对其评估的价值。材料与方法 对30个离体猪肝进行微波消融,在消融过程中对4个特殊位置(a、b、c、d点)进行实时电子测温,消融前后分别行弹性检查,对不同消融部位行病理学检查,并对4个位点在消融结束即刻的温度值与杨氏模量值进行相关性分析。结果 术后各点之间的温度值及弹性值比较,差异有统计学意义(P<0.01);c点术前、术后的剪切波弹性成像杨氏模量值比较,差异有统计学意义(P<0.01);而d点术前、术后的剪切波弹性成像杨氏模量值比较,差异无统计学意义(P>0.05)。消融即刻消融灶内的杨氏模量值与温度值从消融灶中心向消融灶边缘呈同一趋势递减,两者呈线性回归和相关,回归系数1.15,相关系数0.948。当以22.5 k Pa为消融灶边界组织凝固性坏死的弹性阈值时,鉴别组织凝固性坏死与否的敏感度和特异度分别为86.7%、73.3%,阳性预测值为0.823。结论 a、b点为消融的有效区域,c点为模糊区域,d点为安全区域;a、b、c、d点的温度值与弹性值呈同一趋势递减;消融灶边界组织凝固性坏死的弹性阈值为22.5 k Pa。剪切波弹性成像可以较准确地评估离体猪肝微波消融效果。
关键词：肝,微波,导管消融术,超声检查,多普勒,彩色,弹性成像技术,体外研究,猪
参考文献
[1]王妍,任正刚.射频治疗肝癌术后复发的相关因素.中国肿瘤临床,2008,35(7):411-414.
[2]黄浪,张植兰,朱才义.超高速剪切波弹性成像对离体猪肝微波消融效果的评价研究.临床超声医学杂志,2016,18(2):73-76.
[3]Seki T,Wakabayashi M,Nakagawa T,et al.Ultrasonically guided percutaneous microwave coagulation therapy for small hepatocellular carcinoma.Cancer,1994,74(3):817-825.
[4]Dong B,Liang P,Yu X,et al.Percutaneous sonographically guided microwave coagulation therapy for hepatocellular carcinoma:results in 234 patients.Am J Roentgenol,2003,180(6):1547-1555.
[5]Bruix J,Sherman M.American Association for the Study of Liver Disease.Management of hepatocellular carcinoma:an update.Hepatology,2011,53(3):1020-1022.
[6]Tanter M,Bercoff J,Athanasiou A,et al.Quantitative assessment of breast lesion viscoelasticity:initial clinical results using supersonic shear imaging.Ultrasound Med Biol,2008,34(9):1373-1386.
[7]Pareek G,Wilkinson ER,Bharat S,et al.Elastographic measurements of in-vivo radiofrequency ablation lesions of the kidney.J Endourol,2006,20(11):959-964.
[8]纪莉,吴凤林,娄雪峰,等.超声弹性成像评估甲状腺良性结节射频消融效果的价值探讨.中国超声医学杂志,2014,30(12):1071-1073.
[9]Wiggermann P,Brünn K,Rennert J,et al.Monitoring during hepatic radiofrequency ablation(RFA):comparison of realtime ultrasound elastography(RTE)and contrast-enhanced ultrasound(CEUS):first clinical results of 25 patients.Ultraschall Med,2013,34(6):590-594.
[10]Correa-Gallego C,Karkar AM,Monette S,et al.Intraoperative ultrasound and tissue elastography measurements do not predict the size of hepatic microwave ablations.Acad Radiol,2014,21(1):72-78.
[11]章建全,刁宗平,卢峰,等.离体猪肝微波消融区的弹性梯度与温度梯度研究.中华超声影像学杂志,2012,21(9):799-802.