Оптико-акустическая томография поглощающих объектов в рассеивающей среде многоэлементной фокусированной антенной, страница 4

В реальной же экспериментальной ситуации приходитсяпользоваться приближенными подходами, которые можно разделить на два типа –использующие временное представление и представление пространственных частот.Целесообразность использования представления того или иного типа зависит от геометрииповерхности регистрации ОА сигналов. В случае неплоской геометрии имеет смыслпользоваться временным представлением, и наиболее точным алгоритмом построенияизображения – алгоритмом обратного распространения.Раздел 2.2. посвящен исследованию диаграммынаправленностиX, мм(а)-10модельногоОАисточника–гауссовского распределения тепловыделения, имеющего-5различную ширину в разных направлениях. Такой0выбор формы источника обусловлен тем, что в этом5случае задача дифракции ОА импульса имеет точное10аналитическое решение.

В данном разделе получены-15-10-5051015выражения для зависимости амплитуды и длительностиОА импульса от направления его распространения.-15(б)-10В разделе 2.3 содержится обоснование и апробация-5алгоритма количественного восстановления двумерного0распределения тепловых источников, основанного на5алгоритме-10-5051015Z, мм00распространения.Вначалеисследуется вопрос о том, в каких случаях построение1015-15обратного0.525двумерногоОАизображенияметодомобратногораспространения является корректным. Для случая ОА1501.5753мД ж/с мРис.

5 Распределение тепловыхисточников в плоскости ОАизображения: исходное (а) ивосстановленное (б).источников, форма которых близка к сферической,проводитсякалибровкараспространения,салгоритмаучетомобратногораспределениячувствительности фокусированной антенны в плоскостиизображения.

Результаты последующего тестирования13алгоритма на численной модели приведены на рис. 5.Глава 3 посвящена исследованию применимости и оценке возможностей ОА(б)томографии в задаче мониторинга высокоинтенсивной ультразвуковой(HIFU) терапии.В разделе 3.1 дан обзор существующих методов контроля HIFU терапии. Визуализациютермическогоразрушения,вызванноговоздействиемHIFU,возможнопроводитьультразвуковыми методами, в которых используются различия акустического поглощения,скорости звука или сдвигового модуля в исходной и разрушенной биоткани.

Однако эторазличие настолько мало, что применение ультразвуковых методов в клинической практикесопряжено со значительными техническими сложностями. Метод магнитно-резонансной(МР) термометрии, напротив, уже используется в клинике, однако непосредственновизуализировать термическое разрушение не позволяет. Применение этого метода основанонаизмерениивоздействия.распределенияУчастокткани,температурыполучившийбиотканивдостаточнуюпроцессетепловуюультразвуковогодозу,считаетсяразрушенным, однако это предположение не всегда выполняется.Раздел 3.2 посвящен оценке предельной точности метода МР термометрии приизмерении температуры во время HIFU терапии.

Измерения проводились в ЦентреПромышленного и Медицинского Ультразвука Университета Штата Вашингтон, США.Характеристики МР томографической системы, использовавшейся для измерений, пространственное разрешение, время сбора данных, чувствительность – значительнопревосходили значения, достижимые при использовании стандартных клиническихтомографов. В процессе ультразвукового облучения модельной среды (полиакриламидногогеля) распределения температуры в среде измерялись методом МР термометрии. В качествеопорной информации о температуре среды использовалось время, прошедшее до началакипения в образце, а также результаты численного расчета температурного поля в образце.Температура в 100°С, согласно теоретическим расчетам и опорным данным, достигаласьчерез 7.1 с после начала облучения, однако показания МР термометрической системы в этотмомент оказались заниженными почти на 30°С.В разделе 3.3 описаны эксперименты по измерению оптических свойств икоэффициента эффективности ОА преобразования в исходной и разрушенной тепловымвоздействием биоткани.

Для измерения оптических свойств применялся ОА метод с прямойсхемой регистрации ОА сигналов, позволяющий одновременно определять полный набороптических коэффициентов биоткани – поглощение, рассеяние, экстинкцию. ВозбуждениеОА сигналов осуществлялось импульсным Nd:YAG лазером ( λ =1.064 мкм). Все измеренияпроводились на образцах свиной печени, до и после теплового воздействия, котороеосуществлялось путем выдерживания образцов в воде с температурой около 100°С до их14полной коагуляции.

Результаты измерений показали, что приведенный коэффициентрассеяния и коэффициент поглощения в коагулированной ткани превосходят значения этихкоэффициентов в исходной ткани в среднем в 1.8 и в 4 раза, соответственно.Измерение эффективности ОА преобразования проводилось с использованиемкосвеннойсхемыдетектирования:возбуждениеирегистрацияОАимпульсовосуществлялась с одной и той же стороны образца. Результаты измерений, приведенные вконце раздела, свидетельствуют о том, что коэффициент ОА преобразования биотканиуменьшается при ее коагуляции, что, по всей видимости, связано с дегидрированием ткани.Раздел 3.4 посвящен измерению зависимости коэффициента ОА преобразования вбиоткани от температуры. Образец биоткани закреплялся в специальном держателе ипомещался в термостат с водой, температура которой изменялась в пределах 20-85°С.Температура образца контролировалась термопарой.

Нагрев осуществлялся достаточномедленно, чтобы распределение температуры в образце было равномерным. В процессенагрева и последующего остывания в режиме косвенной регистрации измерялась амплитудаОА сигнала, пропорциональная произведению коэффициентов поглощения и эффективностиАмплитуда сигнала, отн. ед.ОА3.53.0нагревостываниепреобразования.записывалосьтакжеВпроцессевремя,нагревапрошедшеесмомента начала воздействия, для того, чтобы2.5выявить зависимость наблюдаемых изменений2.0от тепловой дозы. Характерный вид получаемойтемпературной зависимости приведен на рис. 6.1.5До температуры 58°С зависимость является1.020 30 40 50 60 70 80оТемпература, СРис.

6 Характерный вид зависимостиамплитуды ОА сигнала, возбуждаемого вбиоткани, от температуры.линейной, что можно объяснить зависимостьюкоэффициентатепловогорасширенияоттемпературы, а в диапазоне температур 60-67°Симеется локальный минимум, связанный повсей видимости с уменьшением коэффициентатеплового расширения вследствие дегидрирования образца. Последующее возрастаниеамплитуды, по-видимому, обусловлено началом формирования мет-гемоглобина в крови,содержащейся в ткани.В заключении сформулированы основные результаты работы:1. Разработана численная модель, позволяющая рассчитывать оптико-акустический сигнал,возбуждаемый произвольным распределением тепловых источников и регистрируемыйдемпфированным пьезоприемником сложной формы c учетом егопереходнойхарактеристики.

Модель использована для оценки и оптимизации возможностей оптико15акустической томографии в задаче диагностики рака молочной железы человека наранних стадиях.2. Проведен расчет выходных сигналов элементов фокусированной приемной антенны привозбуждении лазерным излучением оптико-акустических импульсов в рассеивающейсреде, содержащей поглощающую неоднородность размером в несколько миллиметровна глубине нескольких сантиметров. Показано, что низкочастотная фильтрациязарегистрированных сигналов позволяет практически полностью подавить «фоновый»сигнал от рассеивающей среды, существенно повысив тем самым контрастностьполучаемого изображения.

Максимальная глубина зондирования при выполнениимедицинских ограничений на плотность мощности лазерного излучения составляет 2.53.2 см для поглощающих неоднородностей размером 3-10 мм, соответственно.3. Проведена экспериментальная проверка результатов моделирования (возбуждениеоптико-акустическихприведенныйсигналовкоэффициентимпульснымNd:YAGµ' s =1.85 см-1,рассеяниялазером,λ = 1.06 мкм,коэффициентпоглощенияµ a =0.18 см-1, неоднородность размером 3 мм с µ a =0.42 см-1 на глубине до 4 см, 64элементнаяантеннацилиндрическифокусированныхпьезоприемников).Формазарегистрированных сигналов оказалась в хорошем соответствии с расчетной.4.

Получена аналитическая зависимость пространственного разрешения, обеспечиваемогофокусированным демпфированным пьезоприемником при регистрации широкополосныхоптико-акустических сигналов, от угла фокусировки и ширины частотной полосыприема. Показано, что при выполнении определенных требований к радиусу кривизны иширине приемника эти зависимости с точностью до множителя совпадают саналогичными выражениями для поперечного и продольного размеров перетяжкисферически фокусированного излучателя гармонических акустических волн.5.