СОДЕРЖАНИЕ
Введение..................................................................5
Глава I. Прямая задача оптико-акустической томографии
поглощающих объектов в рассеивающей среде многоэлементной фокусированной антенной........................19
§1.1. Обзор литературы по методам оптико-акустичсской
томографии.....................................................19
§1.2. Цилиндрически фокусированный широкополосный гидрофон
для регистрации оптико-акустических сигналов...................32
1.2.1 Расчет переходной характеристики и карты
фокальной области гидрофона................................33
1.2.2 Измерение переходной характеристики и карты фокальной области гидрофона................................41
1.2.3 Связь размеров фокальной области гидрофона с его геометрическими параметрами...............................43
§1.3. Моделирование оптико-акустического сигнала,
возбуждаемого лазерным излучением в рассеивающей среде, содержащей поглощающую неоднородность.........................47
1.3.1 Метод расчета оптико-акустического сигнала, возбуждаемого произвольным распределением тепловых источников................................................47
1.3.2 Расчет выходного сигнала цилиндрически фокусированного гидрофона при регистрации оптикоакустического импульса от рассеивающей среды, содержащей поглощающую неоднородность.....................51
1.3.3 Модельный эксперимент по визуализации поглощающей неоднородности, находящейся в рассеивающей среде........................................61
2
§ 1.4. Результаты Главы 1............................................65
Глава II Обратная задача двумерной оптико-акустической
томографии поглощающих объектов в рассеивающей
среде многоэлементной фокусированной антенной................67
§2.1. Обзор литературы по методам решения обратной задачи
оптико-акустической томографии...............................58
§2.2. Диаграмма направленности модельного
оптико-акустического источника...............................75
§2.3. Исследование возможности количественною
восстановления распределения тепловых источников в двумерной оптико-акустической томографии...................78
§2.4. Результаты Главы II..........................................87
Глава III. Оптико-акустический метод мониторинга
высокоинтенсивной ультразвуковой терапии.....................88
§3.1. Обзор литературы по методам контроля высокоинтенсивной
ультразвуковой терапии.......................................88
§3.2. Оценка предельных возможностей магнитно-резонансной
термометрии в мониторинге высокоинтенсивной ультразвуковой терапии.......................................92
3.2.1 Экспериментальная установка для магнитно-резонансной термометрии среды при воздействии на нее высокоинтенсивного фокусированного ультразвука...........92
3.2.2 Численный расчет температурного поля в гелевом фантоме, находящемся в мощном фокусированном ультразвуковом пучке.....................................99
3.2.3 Анализ результатов численного расчета и измерения температуры гелевого фантома при ультразвуковом нагреве... 101
§3.3. Исследование возможности обнаружения ультразвуковых
термических разрушений в толще ткани оптико-акустическим методом.......................................................107
3.3.1 Измерение контраста оптических свойств неповрежденной и термически разрушенной биоткани 107
3.3.2 Измерение коэффициента эффективности оптикоакустического преобразования неповрежденной и термически разрушенной биоткани...........................114
3.3.3 Обнаружение ультразвукового термического разрушения в биоткани in vitro оптико-акустическим
' методом..................................................116
§3.4. Исследование зависимости амплитуды оптико-акустического
сигнала от температуры биоткани..............................120
§3.5. Результаты Главы III...............................................127
Основные результаты......................................................129
Список литературы........................................................131
Благодарность............................................................146
4
Введение
Оптико-акустическая томография является гибридным, лазерно-
ультразвуковым методом диагностики объектов, поглощающих оптическое излучение, в том числе, биотканей. Данный метод основан на термоупругом эффекте [1]: при поглощении импульсного лазерного излучения в среде происходит ес нестационарный нагрев, что приводит, вследствие теплового расширения среды, к генерации ультразвуковых импульсов. Будем называть такие ультразвуковые сигналы оптико-акустическими (ОА). При определенных условиях временной профиль ОЛ сигнала соответствует пространственному распределению тепловых источников в среде, поэтому восстановление этого распрсделения-возможно провести по зарегистрированным ОА сигналам.
Так же как и другие лазерные методы диагностики биотканей - оптическая диффузионная и когерентная томография - ОА томография применима к любой, задаче, в которой требуется визуализация объекта, обладающего повышенным коэффициентом поглощения света по отношению к окружающей среде. К таким задачам относится, например, визуализация кровеносных сосудов, так как кровь является основным хромофором в ближнем ИК диапазоне [2,3]. Повышенное содержание кровеносных сосудов характерно для злокачественных новообразований [4,5], поэтому лазерные методы позволяют проводить их обнаружение и диагностику. Эта задача особенно актуальна ввиду прогрессирующего роста числа раковых заболеваний в последние годы. Основным преимуществом лазерных диагностических методов перед рентгеновскими, ультразвуковыми и магнитно-резонансными является высокая контрастность получаемых изображений, соответствующая контрасту поглощения света в здоровой и опухолевой тканях [6,71. Кроме того, оптические методы неинвазивны и не оказывают ионизирующего воздействия на организм человека.
В оптической когерентной томографии получение информации об исследуемой среде происходит путем регистрации рассеянного назад когерентного излучения [8]. Требование когерентности накладывает ограничение на глубину зондирования (около 2-3 мм), так как биологические ткани сильно рассеивают свет. Поэтому оптическая когерентная томография применяется в основном для диагностики новообразований кожи и слизистых с разрешением порядка микрон. В
5
оптической диффузионной томографии, напротив, осуществляется регистрация диффузного света, прошедшего сквозь исследуемый объект. Данный метод позволяет получать изображения поглощающих неоднородностей, находящихся на глубине нескольких сантиметров в биоткани, однако разрешающая способность метода значительно уменьшается с глубиной вследствие случайного характера траекторий фотонов [10].
ОЛ томография сочетает в себе преимущества оптической диффузионной томографии и диагностических ультразвуковых методов, то сеть, высокую контрастность получаемых изображений и высокое пространственное разрешение. Чрезвычайно важной областью применения ОА томографии является диагностика новообразований молочной железы человека на ранней стадии развития заболевания. В данной задаче необходимо визуализировать объект размером ~1-10 мм, находоцийся на глубине в несколько сантиметров. ОА метод уже применялся in vivo для визуализации новообразований размером 1-2 см, была показана перспективность метода, однако изображений опухолей меньшего размера получено не было, вследствие недостаточного развития систем регистрации ОА сигналов [II]. Разработка таких систем, а также алгоритмов построения изображения являются на сегодняшний день наиболее актуальными проблемами в ОА томографии.
Регистрация ОА сигналов обычно осуществляется антенными решетками приемников, конструкция которых обусловливается особенностями конкретной диагностической задачи. Изготовление антенных решеток является длительным и дорогостоящим процессом, поэтому необходимо иметь возможность заранее рассчитывать характеристики, которые данная конструкция может обеспечить, например, пространственное разрешение, глубину зондирования. Кроме того, для оптимизации геометрии облучения среды и расположения системы регистрации необходимо представлять, какой будет форма регистрируемого ОА сигнала, возбуждаемого в реальном объекте. Таким образом, разработка численной модели для расчета ОЛ сигналов от распределения тепловых источников произвольной формы, регистрируемых элементами приемной системы, является важной и актуальной задачей.
6
В О А томографии возможно построение как двумерных, так и трехмерных изображений, при использовании соответствующих антенных решеток. При диагностике in vivo часто более предпочтительным оказывается получение двумерных изображений, так как при этом сбор данных и их обработка может осуществляться- в режиме реального времени [12]. Двумерное изображение представляет собой сечение распределения тепловых источников плоскостью изображения. Толщина этого двумерного среза соответствует разрешению в направлении, перпендикулярном плоскости изображения и определяется конструкцией антенной решетки. Во всех предложенных до последнего времени конструкциях разрешение в этом направлении было основным фактором; снижающим качество получаемого изображения [11]. В настоящей работе для разрешения этой проблемы рассматривается решетка из фокусированных пьезоприемников. Чувствительность фокусированного пьезо-приемника локализована в узкой фокальной области, соответственно, чувствительность антенны в целом - в плоскости изображения [13].
Обратная задача ОА томографии заключается в вычислении распределения тепловых источников по зарегистрированным сигналам давления. Измерения должны быть проведены, в идеальном случае, в каждой точке некоторой поверхности. Для трех наиболее распространенных геометрий поверхности регистрации — сферической, цилиндрической и плоской — в ряде работ были получены точные решения обратной задачи [14-17]. В реальной же экспериментальной ситуации поверхность регистрации обычно не является замкнутой, а приемники имеют конечные размеры, поэтому для получения, изображения используют различные приближенные алгоритмы. Вопрос о корректности использовании этих алгоритмов для получения двумерного изображения нетривиален, так как прямая задача ОА томографии является, вообще говоря, трехмерной. Кроме того, во всех работах по ОА томографии до настоящего времени яркость получаемых изображений измерялась в относительных единицах. Разработка алгоритма количественного построения двумерных ОА изображений позволила бы получать информацию о распределении тепловых источников в абсолютных величинах, что требуется во многих диагностических и терапевтических задачах.
7
Одним из возможных областей применений ОА томографии является мониторинг высокоинтенсивной ультразвуковой терапии (в англоязычной литературе - high intensity focused ultrasound, HIFU) новообразований. В HIFU терапии мощные ультразвуковые волны фокусируются внутрь человеческого тела, что приводит к нагреву и последующему разрушению тканей в фокальной области излучателя вследствие поглощения ультразвука [18]. Этот эффект используется для терапии опухолевых тканей: HIFU-воздействие вызывает коагуляционный некроз опухоли, а разрушенная область затем “рассасывается” организмом. Как правило, единичное разрушение, вызванное воздействием H1FU, по размеру составляет около 0.5-1 см в длину и 2-3 мм в поперечном сечении. Для разрушения большой’ массы ткани фокус излучателя сканируется по необходимой области. HIFU-терапия уже применялась in vivo для неинвазивного удаления новообразований в молочной железе, предстательной железе, печени, почке и поджелудочной железе, однако основным фактором, препятствующим массовому применению этой технологии в клинике является недостаточное развитие методов контроля процедуры воздействия - визуализации разрушенной области, прицеливания. Наиболее успешным в этой области на сегодняшний день является метод магнитно-резонансной термометрии, который позволяет измерять распределение температуры в ткани во время ультразвукового воздействия, однако непосредственно визуализировать разрушенную область данный метод не позволяет [19]. Таким образом, разработка новых методов визуализации области термического разрушения, вызванного воздействием HIFU, является актуальной задачей. Возможность применения ОА томографии для ее решения зависит, в первую очередь, от соотношения коэффициентов поглощения света в исходной и коагулировавшей биотканях. Кроме того, амплитуда ОА сигнала пропорциональна эффективности оптико-акустического преобразования, которая может зависеть от температуры среды. Измерение э той зависимости помогло бы ответить на вопрос о потенциальной возможности применения ОА томографии для контроля температуры при HIFU воздействии.
Итак, целью настоящей работы является:
Численное и экспериментальное исследование различных аспектов двумерной оптико-акустичсской томографии поглощающих объектов в рассеивающей среде
8
многоэлементной фокусированной антенной, а также разработка метода
количественного решения обратной задачи двумерной оптико-акустической
томографии в этом случае.
Задачи, решаемые в данной работе, можно сформулировать следующим образом:
1. Разработка и экспериментальная проверка метода численного расчета оптикоакустических сигналов, возбуждаемых импульсным лазерным излучением в рассеивающей среде, содержащей поглощающие неоднородности, и
регистрируемых широкополосным фокусированным гидрофоном. Применение данного метода к оптимизации контрастности оптико-акустических
изображений, получаемых при использовании многоэлементной фокусированной антенной в задаче диагностики новообразований молочной железы человека.
2. Получение аналитической зависимости пространственного разрешения, обеспечиваемого фокусированным пьезоприемником при регистрации широкополосных оптико-акустических импульсов, от геометрических параметров приемника и ширины его частотной полосы.
3. Исследование возможности количественного восстановления распределения тепловых источников в двумерной оптико-акустичсской томографии при использовании многоэлементной фокусированной антенны.
4. Экспериментальное исследование возможности применения лазерной оптикоакустической томографии в задачах обнаружения термических разрушений биоткани, вызванных воздействием высокоинтенсивного фокусированного ультразвука, и измерения температуры в процессе ультразвуковой терапии.
Научная новизна
1. Построена новая численная модель расчета оптико-акустического сигнала от произвольного распределения тепловых источников, индуцированных импульсным лазерным излучением, регистрируемого демпфированным пьезоприемником криволинейной формы. Данная модель позволяет разделить влияние частотной переходной характеристики приемника и геометрических факторов - конечности размеров, кривизны поверхности.
2. Предложен и реализован алгоритм, позволяющий восстанавливать распределение тепловых источников в плоскости изображения в абсолютных
величинах, в случае если форма поглощающих лазерное излучение неоднородностей, находящихся в рассеивающей среде, близка к сферической.
3. Впервые продемонстрирована возможность обнаружения лазерным оптикоакустическим методом термического разрушения в биоткани, вызванного воздействием высоко интенсивного фокусированного ультразвука.
Практическая ценность
1. Показано, что использование приемных антенн, состоящих из фокусированных пьезоэлементов, в двумерной лазерной оптико-акустической томографии позволяет значительно улучшить пространственное разрешение в направлении, перпендикулярном плоскости изображения. Установлены простые аналитические зависимости, связывающие пространственное разрешение, обеспечиваемое отдельным элементом антенны, с его геометрическими параметрами и частотной полосой приема. Использование данных зависимостей значительно облегчает проектирование систем регистрации сигналов в лазерной оптико-акустической томографии.
2. Предложенная в работе численная модель, позволяющая учесть конструкционные особенности пьезоприемника мри расчете зарегистрированного им оптико-акустического сигнала от произвольного распределения тепловых источников, может применяться для оценки- и-оптимизации возможностей лазерной оптико-акустической томографии в различных биомедицинских приложениях.
3. Алгоритм построения двумерного оптико-акустического изображения, предложенный в работе, дает возможность получать количественную информацию о распределении поглощенной в среде лазерной энергии, что. является важным в задачах лазерной диагностики и терапии биотканей.
4. Экспериментально подтверждена применимость и перспективность использования оптико-акустической томографии в задаче контроля высокоинтенсивной ультразвуковой терапии опухолей в организме человека.
Защищаемые положения:
1. Использование упрощенной методики расчета выходного сигнала демпфированного пьезоприемника, основанной на представлении сигнала в виде свертки вкладов, связанных с формой поверхности приемника и
конечностью частотной полосы приема, позволяет вычислить этот сигнал для случая регистрации оптико-акустического импульса, возбуждаемого произвольным распределением тепловых источников, индуцированных лазерным излучением.
2. Поглощающий объект размером в несколько миллиметров, с оптическими коэффициентами, характерными для опухолевой ткани молочной железы человека, находящийся в здоровой биоткани на глубине около 2-4 см, может быть визуализирован посредством двумерной оптико-акустической томографии с пространственным разрешением около 1-2 мм при использовании антенны из пленочных демпфированных пьезоприемников и выполнении медицинских ограничений на плотность мощности лазерного излучения. Видность оптикоакустических изображений поглощающих неоднородностей па фоне изображения рассеивающей среды может быть увеличена до 100% посредством: низкочастотной фильтрации зарегистрированных сигналов.
3. В двумерной оптико-акустической томографии, при использовании' фокусированной антенны, возможно в абсолютных величинах восстановить в плоскости изображения распределение тепловых источников, соответствующих поглощающим неоднородностям в рассеивающей среде, если эти неоднородности имеют сферическую форму.
Апробация работы и публикации
Результаты диссертационной работы обсуждались и докладывались на следующих 14т" конференциях: Biomedical Optics 2003 (San Hose, USA, 2003), студенческой школе “Волны-2004” (Звенигород, 2004), международной* конференции Общества Электронной Инженерии IEEE International Symposium on Ultrasonics, Ferroelectrics and Frequency Control 2004 (Монреаль, Канада, 2004), международных конференциях по когерентной и нелинейной оптике ICONO (Санкт-Петербург’, 2005, Минск, Белоруссия, 2007), международной конференции Forum Acusticum 2005 (Будапешт, Венгрия, 2005), международном симпозиуме по терапевтическому ультразвуку 5th ISTU (Бостон, США, 2005), международной летней школе “Imaging, Communications and Disorder” (Каржез, Франция, 2006), 4й объединенной конференции американского и японского акустического общества (Гонолулу, США, 2006), международной конференции по лазерно-
информационным технологиям IX ILLA (Болгария, Смолян, 2006), 14й
международной конференции по фотоакустическим и фототепловым явлениям 141h ICPPP (Каир, Египет, 2007), Зм российско-финском семинаре Photonics and Laser Symposium (Москва, 2007), международной конференции IEEE International Ultrasonics Symposium (Нью-Йорк, США, 2007), международном конгрессе по ультразвуку ICU-2007 (Вена, Австрия, 2007).
Основные результаты диссертации изложены в 26 научных публикациях (из них 8 статей в научных рецензируемых журналах из списка ВАК, 5 статей в трудах конференций, 13 тезисов конференций), список которых приведен в конце раздела. Личный вклад автора
Все изложенные в диссертационной работе оригинальные результаты получены автором лично, либо при его непосредственном участии.
Содержание диссертации
Во введении сформулированы цели и задачи работы. Кратко изложено-содержание диссертации.
Глава 1 посвящена разработке численной модели для расчета ОА сигнала, возбуждаемого произвольным распределением тепловых источников и регистрируемого демпфированным пьезо-приемником с учетом его конструкционных особенностей.
В разделе 1.1 проведен обзор методов диагностики рака молочной железы человека, подробно описаны преимущества и недостатки метода ОА томографии применительно к зтой задаче. Далее рассматриваются способы регистрации ОА сигналов и конструкции многоэлементных антенн, предложенные различными1 1руппами, обсуждаются преимущества использования антенн, состоящих из фокусированных приемников.
В разделе 1.2 теоретически и экспериментально исследуются свойства широкополосного цилиндрически фокусированного гидрофона, являющегося отдельным элементом антенны для ОА томографии - его переходная характеристика, размеры и форма фокальной области.
В разделе 1.3 описывается метод численного расчета ОА сигнала от произвольного- распределения тепловых источников, основанный на принципе Гюйгенса-Френеля. Далее речь идет о применении данного метода для расчета ОА
12
- Київ+380960830922