Аннотация дипломной работы - Лаборатория биомедицинской

ФЕДЕРАЛЬНОЕ ГОСУДАРСТВЕННОЕ БЮДЖЕТНОЕ ОБРАЗОВАТЕЛЬНОЕ
УЧРЕЖДЕНИЕ ВЫСШЕГО ПРОФЕССИОНАЛЬНОГО ОБРАЗОВАНИЯ
«МОСКОВСКИЙ ГОСУДАРСТВЕННЫЙ УНИВЕРСИТЕТ ИМЕНИ
М.В.ЛОМОНОСОВА»
ФИЗИЧЕСКИЙ ФАКУЛЬТЕТ МГУ
Кафедра общей физики и волновых процессов
Оптическая визуализация кровеносных сосудов методом пространственноразрешенной рефлектометрии
Дипломная работа
студента 6-го курса
Тенникова А.Г.
«Допущен к защите»
«__»декабря2012г
Научный руководитель
__________________
К.ф.-м.н.,доцент
А.В.Приезжев
Зав. кафедрой ОФиВП
_______________
Проф. В.А,Макаров
Москва 2012г.
2
Аннотация дипломной работы
Дипломная работа посвящена исследованию возможности применения
метода пространственно-разрешенной рефлектометрии для визуализации сосудов
крови в коже на физических моделях (фантомах). Разработана экспериментальная
установка на базе диодного лазера, работающего в режимах непрерывного и
амплитудно-модулированного
излучения,
многоканальной
оптоволоконной
измерительной головки и различных физических моделей тканей, имитирующих кожу
с кровеносными сосудами.
Проведено несколько серий измерений интенсивности света, диффузно отраженного
объектом и детектированного на разных расстояниях от источника, для различных
диаметров, ориентаций и глубин залегания сосуда. Проведено сравнение полученных
экспериментальных результатов с результатами численного моделирования, которое
показало их качественное соответствие. Измерено и проанализировано изменение
картины визуализации при смещении источника лазерного излучения относительно
сосуда. Также, исходя из экспериментальных данных, сделаны оценки глубины
залегания и направления сосуда
3
Содержание
Оптическая визуализация кровеносных сосудов методом пространственноразрешенной рефлектометрии ______________________________________________ 1
Аннотация дипломной работы ______________________________________________ 2
Содержание _______________________________________________________________ 3
Введение__________________________________________________________________ 4
Цели работы ______________________________________________________________ 5
Глава 1. Теоретические
аспекты оптической диффузионной
томографии ___________________________________________________________ 6
1.1 Характеристики распространения света в биотканях ___________ 6
1.2 Уравнение переноса излучения ____________________________________ 7
1.3 Метод Монте-Карло_____________________________________________ 9
1.4 Метод дискретных ординат ______________________________________ 9
1.5 Обратная задача _________________________________________________ 10
1.6 Метод пространственно-разрешенной рефлетометрии ___________ 12
Глава 2. Методы визуализации сосудов _____________________________________ 14
2.1 Оптическая когерентная томография и оптическая доплеровская
когерентная томография. ____________________________________________ 14
2.2 Оптоакустическая томография __________________________________ 17
2.3 Магнитно-резонансная томография ______________________________ 19
2.4 Капилляроскопия __________________________________________________ 21
Глава3. Физические модели биотканей, используемые в работе ________________ 22
3.1 Первая упрощенная модель. ____________________________________________ 23
3.2 Поливинлхлорид пластизоль ___________________________________________ 24
Глава 4. Визуализация сосудов методом пространственно-разрешенной
рефлектометрии __________________________________________________________ 26
4.1 Экспериментальная установка ____________________________________ 26
4.2 Экспериментальные данные в непрерывном режиме работы
лазерного диода. ______________________________________________________ 28
4.3 Оценка влияния кровеносного сосуда при различных длинах волн
зондирующего излучения. ______________________________________________ 35
4.4 Амплитудно-модулируемый режим работы лазерного диода. _____ 37
4.5 Фантом Силикон-эластомер-глицерин. ___________________________ 40
Выводы _________________________________________________________________ 42
Благодарности ___________________________________________________________ 43
Список литературы _______________________________________________________ 44
4
Введение
В настоящее время существует много различных методов медицинской
томографии. Томогра́фия (др.-греч. τομή — сечение) — метод неразрушающего
послойного исследования внутренней структуры объекта посредством его
многократного просвечивания в различных пересекающихся направлениях.
Различают неинвазивные методы томографии (относительно безвредные для
организма) и инвазивные (несущие определенную дозу, негативно влияющую на
организм). Среди инвазивных можно выделить методы рентгеновской томографии,
а среди неинвазивных ультразвуковые и оптические (лазерные). В данной работе
речь пойдет об оптической диффузионной томографии (а конкретнее - о методе
пространственно-разрешенной рефлектометрии). Под оптической диффузионной
томографией понимают совокупность методов по визуализации оптических
неоднородностей по рассеянному (отраженному) от объекта излучению. Данный
метод имеет ряд преимуществ:

Безопасность оптического излучения, поскольку живые организмы
адаптированы к воздействиям такого рода.

Наличием у биотканей так называемого окна прозрачности в
диапазоне длин волн 650-1200 мкм.

Относительная простота и дешевизна ОТ в сравнении с другими
методами томографии.
Стоит отметить, что задача визуализации сосудов имеет большое значение в
медицинской практике и диагностике. Среди заболеваний кровеносных сосудов
следует отметить тромбозы, атеросклеротические стенозы, аневризмы сосудов.
Новизна данной задачи состоит в том, что рассматриваются те диапазоны
диаметров сосудов (200-300 мкм < D < 1000 мкм) и глубины их залегания в ткани
5
(1 мм < Z < 3-5 мм), которые не покрываются полностью альтернативными
неинвазивными методами: оптической когерентной томографией, ультразвуковой и
оптоакустической томографией, не говоря уже об оптической капилляроскопии. В
этой связи задача состоит в определении и уточнении ниши оптической диффузной
томографии в решении задачи визуализации кровеносных сосудов. При этом важно
создание простой и как следствие дешевой установке, которая могла бы
использоваться в каждом процедурном кабинете и получила бы широкое
коммерческое распространение.
Цели работы
1) Разработка и создание простой установки для визуализации
сосудов.
2) Разработка методики определения положения, ориентации и
глубины
залегания
сосуда,
исходя
из
полученных
экспериментальных данных.
3) Анализ изменения картины визуализации при смещении
источника лазерного излучения относительно сосуда.
4) Оценка влияния длины волны зондирующего излучения при
регистрации кровеносного сосуда.
5) Сравнение экспериментальных данных и данных, полученных
на основе численного моделирования.
6
Глава 1. Теоретические аспекты оптической диффузионной
томографии
1.1 Характеристики распространения света в биотканях
Рассеяние
света
в
биотканях
обусловлено
пространственными
неоднородностями на клеточном и субклеточном уровне.[1] Такого рода
неоднородности следуют из существования изменения показателя преломления.
Главные рассеиватели - клеточные мембраны, ядра, митохондрии и другие
органоиды. Отношения между размерами рассеивателей и величинами изменения
показателя преломления приводят к анизотропному рассеиванию исследуемого
излучения. Поглощение света в биологических тканях возникает из-за присутствия
в их структурах естественных хромофоров (главным образом, гемоглобина и
меланина). Однако, в пределах так называемого “диагностического окна”
поглощение довольно низко. Этот факт приводит к увеличению глубины
проникновения излучения в ткань до 8-10 мм. Главными параметрами,
описывающими процесс распространения света в рассеивающей среды являются
коэффициент поглощения, коэффициент рассеяния, фактор анизотропии и фазовая
функция рассеяния.
Коэффициент поглощения  a (λ) - величина, равная обратному расстоянию,
на котором
монохроматический коллимированный пучок ослабляется за счет
поглощения в e раз.
Коэффициент рассеяния  s (λ) - величина, равная обратному расстоянию, на
котором монохроматический коллимированный пучок,
ослабляется из-за
рассеяния в e раз. С другой стороны, коэффициент рассеяния - величина, которая
характеризует среднее число актов рассеяния во время распространения фотона
вдоль начальной траектории на единицу длины. Общую сумму  a и  s (λ)
называют коэффициентом экстинции (ослабления)  t .
Фазовая функция (индикатриса) p(s,s') описывает рассеивающие свойства
среды и представляет собой функцию плотности вероятности для рассеяния в
7
направлении s', то есть характеризует элементарный акт рассеяния. Фактор
анизотропии g – средний косинус угла рассеяния.
1.2 Уравнение переноса излучения
Распространение света в биотканях описано на основе представлений о
переносе излучения. Существуют два подхода для описания этого явления: теория
переноса
излучения,
распространяющегося
в
случайной
среде
и
теория
многократного рассеяния, описывающая волновые свойства полей в случайных
средах.
Наиболее строгий подход к распространению света в случайной среде
заключается в решении уравнении переноса излучения, скалярная форма которого
для монохроматического света имеет вид:
sI (r , s, t )
t
tf

I (r , s, t )
  I (r , s, t )  s
t
4t
t
S (r , s, t )
   I (r , s ', t ) p ( s ', t ', s, t )dt 'd  
 4
4 


(1)
t
где I(r,s,t) – лучевая интенсивность света, рассеянного в момент времени t в
точке r в направлении s; p(s´,t´,s,t) – зависящая от времени фазовая функция
рассеяния, которая характеризует угловое распределение потока излучения,
рассеянного элементарным объемом;
Ω – телесный угол, t  a  s — коэффициент экстинции, S(r,s,t) — функция
источника,
t f – характерное время распространения излучения в среде между
последовательными актами взаимодействия с локальными неоднородностями; c —
скорость света в среде. Это уравнение определяет интенсивность света как
функцию пяти переменных – трех пространственных и двух угловых, задающих
направление движения фотонов. Задача существенно усложняется за счет большой
оптической неоднородности и сильных рассеивающих свойств биологических
тканей. Дополнительные трудности создают сильная анизотропия процессов
рассеяния в тканях и сингулярность источника излучения (малая апертура),
8
которые приводят к большим градиентам решения, как по угловым, так и по
пространственным переменным.
Вследствие столь серьезных трудностей вместо уравнения переноса часто
используют приближенные модели, например, диффузионное приближение. В
случае, когда направленной составляющей I(r,s,t) можно пренебречь по сравнению
с изотропной составляющей уравнение переноса излучения преобразуется в
уравнение диффузии:
(
1
3tr
U (r , t ))  aU (r , t ) 
S (r , t )
1 U (r , t )
 d
(2)
c t
3tr
где U(r,t) – диффузная составляющая лучевой интенсивности; μtr = μa + (1g) μs; Sd(r,t) – функция источника диффузного излучения. Условие это
приближения может быть сформулировано как L>>1/[(1-g)  s ], где L – расстояние
между источником и приемником. Параметр l*=1/[(1-g)
 s ], называемый
транспортной длиной, играет важную роль в процессе переноса излучения,
определяя расстояние распространения света в среде, на котором направленный
поток излучения преобразуется в диффузный. Другим условием применимости
диффузного приближения является малое поглощение рассеивающей среды, что
выражается условием l*<<1/  a .При нарушении данных условий применение
диффузного
приближения
приводит
к
существенным
расхождениям
с
экспериментальными данными.
Для
решения уравнения переноса обычно применяется один из двух
методов. Метод статистического моделирования (Монте-Карло) [2] опирается на
последовательный расчет траекторий испускаемых источником фотонов. При этом
большая оптическая толщина среды приводит к необходимости учета очень
большого числа траекторий, что делает метод крайне затратным по времени счета.
В методе дискретных ординат [3] вводятся угловые и пространственные сетки и
уравнение переноса аппроксимируется системой сеточных уравнений.
9
1.3 Метод Монте-Карло
Одним из самых распространенных методов решения задачи распространения
света в рассеивающих средах является метод статистического моделирования
Монте-Карло. Под методом Монте-Карло (ММК) в оптике рассеивающих сред
чаще всего понимают способ получения и статистической обработки траекторий
большого числа фотонов при их взаимодействии с оптическими неоднородностями
среды (частицами). К ММК относится совокупность процедур построения
ансамблей случайных чисел и функций, статистические моменты которых
являются искомыми. В оптике случайно-неоднородных и дисперсных сред
статистические характеристики светового поля можно определять по ансамблям,
как траектории фотонов, так и случайных волн. Поэтому подход, основанный на
представлении о распространении излучения, как потоке фотонов принято
называть «корпускулярным», а подход, основанный на волновых представлениях,
«волновой».[4]
Корпускулярный подход ММК позволяет рассматривать задачи распространения
света как в слабо рассеивающих средах, так и в сильно рассеивающих средах, где
диффузионная компонента светового поля является доминирующей.
Волновой ММК применим для анализа однонаправленного распространения
излучения. Реализация случайного светового поля в «волновом» методе МонтеКарло формируется как результат его дифракционного распространения через
последовательность экранов, которые имитируют возмущения светового поля,
вызванные флуктуациями показателя преломления и рассеянием в среде.
Представление о последовательном прохождении волны через экраны волновой
модели предполагает отсутствие обратного рассеяния на частицах.
1.4 Метод дискретных ординат
Как уже было сказано, в методе дискретных ординат вводятся угловые и
пространственные
сетки.
Уравнение
переноса
аппроксимируется
системой
сеточных уравнений.[5] Это метод опирается на введение сетки по угловым
10
переменным {  m , m }, замену интегралов квадратурными формулами, введение
сеток по пространственным
rи
замену обыкновенных дифференциальных
уравнений для функций I (r ,  m , m ) сеточными уравнениями. Самым широко
используемым
методом
решения
стационарного
уравнения
переноса
в
приближении МДО является метод итерации по столкновениям Этот метод обрел
популярность потому, что зная правую часть уравнения (1) можно найти искомую
функцию из левой части. Кроме того итерации имеют простую физическую
аналогию с процессами столкновений.
1.5 Обратная задача
Обратная задача заключается в определении глубины и радиусов структуры
сосудов по имеющимся показаниям датчиков. Удобным способом её решения
является использование искусственной нейронной сети (ИНС). В настоящее время
различные ИНС применяются для восстановления характеристик рассеяния и
поглощения однородной среды по рассеянному назад излучению [6]. Однако в
нашем случае с помощью ИНС восстанавливались параметры неоднородности
(структуры сосудов) при условии заранее заданного положения датчиков
относительно
неё
(как
ясно
из
вышеприведённых
результатов,
задачу
позиционирования датчиков можно решить отдельно). Первым определяемым
параметром был диаметр сосуда. Вторым определяемым параметром была глубина
залегания сосуда z.
Показания датчиков рассчитывались путём усреднения результатов МонтеКарло моделирования на участках, соответствующих реальным размерам одного
датчика. Схема расположения и размеры датчиков показаны на рис. 1
11
Рис. 1 Схема расположения датчиков для определения радиусов сосудов и глубины
их залегания. Тёмным кругом в центре обозначено положение излучателя. Как
видно из рисунка, всего использовалось 24 датчика.
Обратная задача[7] определяет вероятность того, что наблюдаемым показаниям

датчиков интенсивности I и параметрам ИНС соответствуют параметры в
интервалах [r, r + dr] и [z, z + dz]. Таким образом, решение обратной задачи можно
 *
представить в виде распределения плотности вероятности P r , z | I ,  , максимум


которого соответствует наиболее вероятным значениям r* и z*, а по спаданию этой
функции нетрудно оценить доверительные интервалы. На рис. 2 показаны примеры
полученных распределений.
Рис. 2. Примеры полученных (ненормированных) плотностей вероятности для
восстановления параметров неоднородности по показаниям датчиков. Тонкими
линиями обозначены реальные значения искомых параметров. Цветовая шкала
отображает плотность вероятности того, что данным значениям показаний
датчиков соответствует определенный диаметр и глубина залегания сосуда.
Красный цвет – максимум плотности вероятности.
12
1.6 Метод пространственно-разрешенной рефлетометрии
Метод ПРР заключается в измерении зависимости интенсивности
излучения, рассеянного
детектора[8].
детекторов,
назад
средой, от взаимного положения источника и
Как правило, сбор данных производится с помощью линейки
либо
путем
пошагового
перемещения
одного
детектора.
В
современных установках применяются оптико-волоконные детекторы, так что
измерительная головка, прилегающая к объекту изучения, представляет собой
набор волокон, имеющих определенный диаметр и апертуру и расположенных на
заданном расстоянии друг от друга. В тех случаях, когда необходимо получить
двухмерный сигнал ПРР, используются CCD матрицы.[9]
Рис.3 Схема эксперимента по измерению с пространственным разрешением
интенсивности диффузно отражённого света.
На рис. 2 показана общая схема метода пространственно-разрешенной
рефлектометрии.
Свет от источника излучения попадает на объект и
распространяется в среде. При этом траектории наиболее вероятно детектируемых
13
фотонов имеет форму банана [10] и обозначены на рис.3 черным светом. Данный
метод позволяет не только получать усредненные данные по всему образцу, но и
оптические свойства каждого слоя, в случае если среда многослойная[11]. Также
метод ПРР может использоваться для визуализации структурных неоднородностей
[12]. В случае наличия неоднородности в составе исследуемого объекта
интенсивность детектируемого излучения меняется (для кровеносного сосуда
снижается,
так
Соответственно,
кровь
имеет
изменяя
более
высокий
коэффициент
поглощения).
взаимное расположение источника и
детектора,
становится возможным получить информацию о положении, ориентации и глубине
залегания сосуда.
В одной из своих работ[13] Чанс качественно показал, как происходит
перемещения фотонов. Для полу бесконечной геометрии плотность вероятности
для траекторий фотонов описываются формулой:
z 2 exp(-k{(x 2 +y 2 +z 2 )1/2 +[(d-x)2 +y 2 +z 2 ]1/2 })
P
,
( x 2  y 2  z 2 )3/ 2 [(d  x)2  y 2  z 2 ]3/2
(3)
[k ( x 2  y 2  z 2 )1/2  1]{k[(d  x) 2  y 2  z 2 ]1/2  1}
где k определяется как k=(3 a  s ' )1/2 . Из выражения(3) можно определить
экстремум функции распределения движения фотонов. Из симметрии y=0 и если
взять координату z как z0 (x), эта функция описывает нижнюю линию форму
банана.


1/2
2
z0 ( x)  1/ 8 { x 2  (d  x) 2   32 x 2 (d  x) 2 }1/2  x 2  (d  x) 2  (4)


При этом можно определить максимальную глубину
z0max 
2d
4
этого
банана, при x=r/2 она равна:
z0max 
2d
(5)
4
Метод Монте-Карло также показал, что только фотоны, лежащие в области
банана, имеют высокую вероятность детектирования.
Данный метод имеет большую популярность, и на его основе было сделано
большое количество работ. Так в работе [13] показано какое значение может иметь
14
данный метод. Холецистэктомия - операция по удалению желчного пузыря.
Несмотря на развитие нехирургических методов, остаётся главным средством
лечения холецистита. Это операция достаточно сложна для хирургов, так как
трудно визуализировать тонкие структуры, прилегающие к желчному пузырю, изза того что они залегают в жировой ткани. Туманность, получаемая по сигналу
диффузно отраженного света, указывает на расположение желчного пузыря. Если
это расположение неверно, то повреждения, которые получит пациент, могут
привести к долгой болезни или смерти. В данной работе показано, что, возможно
визуализировать большинство сосудов, даже если они находятся рядом с желчным
пузырем или друг с другом.
подтверждена
Монте-Карло
Осуществимость метода экспериментально
моделированием.
Установка
рассчитана
на
визуализацию сосудов 2, 4 и 10мм. Качественно теория рассеяния света в данной
методе описана в работе[14].
В работе[15] создана модель, где воздействие на биоткань не
превышает 6мВт, хотя такая система не применима для визуализации сосудов
меньших 1см.
Глава 2. Методы визуализации сосудов
2.1 Оптическая когерентная томография и оптическая доплеровская
когерентная томография.
Оптическая
когерентная
томография,
основанная
на
принципах
низкокогерентной интерферометрии, используется для получения изображения
внутренней структуры сред с сильным рассеянием на глубинах до 2мм с
микронным разрешением.[16] Преимущества ОКТ основываются на использовании
свойств оптического излучения, прежде всего малой длины волны и когерентности
излучения. Принцип ОКТ состоит в освещении объекта оптическим излучением с
определением степени отражения излучения по глубине среды.
15
Впервые принцип низкокогерентоной интерферометрии был предложен в
работах [17,18], первые результаты внедрения ОКТ в медицинскую диагностику на
примере визуализации анатомических структур глаза опубликованы в 1991г [19].
Хотя
изначально
эта
техника
предназначалась
для
поиска
дефектов
в
оптоволоконных кабелях и сетевых элементах, ее большие диагностические
возможности были показаны на тканях глаза, коже, слизистых поверхностях
внутренних органов,
например, желудка, зубах и других тканях и органах
человека.
Основной частью систем ОКТ является двухлучевой интерферометр
Майкельсона, в котором в качестве источника света малой когерентности
используется суперлюминенсцентный диод или фемтосекундный лазер.
Рис.4 Общая схема экспериментальной установки оптической когерентной
томографии-двухлучевой интерферометр Майкельсона.
Установка (Рис.4) состоит из источника, объекта, опорного отражателя
(зеркала), которое может перемещаться по оси z, детектора выходного сигнала и
светоразделительной пластинки. Луч, выходящий из источника, при прохождении
через светоразделительную пластину разделяется на измерительную волну,
освещающую объект, и опорную волну, оптическая длина пути которой может
изменяться при управляемом перемещении опорного отражателя.
16
Интерференционные
полосы
малой
когерентности
наблюдаются
при
равенстве оптических длин пути измерительной и опорной волн в пределах длины
когерентности
излучения.
Положение
опорного
отражателя,
при
котором
достигается максимум видности полос, характеризует расстояние до отражающей
поверхности или границы внутреннего отражающего слоя среды. При этом
оказывается возможным одноракурсное зондирование объекта по глубине с
определением расстояния до отражающего слоя. Амплитуда сигнала, полученного
детектором пропорциональна коэффициенту отражения на соответствующей
глубине. Частота сигнала определяется скоростью движения зеркала.[20]
Предельная
глубина
зондирования
рассеивающих
сред
невелика
и
сопоставима с транспортной длинной l * , то есть для биотканей составляет порядка
1-2 мм. Поэтому основная область применения ОКТ в медицине сегодня – это
оптическая биопсия поверхностных слоев in vivo. Специфической областью
является визуализация внутренней структуры глаза человека. Ткани глаза, за
исключением склеры и сетчатки, характеризуются малым коэффициентом
экстинции, поэтому высокое отношение сигнал-шум достигается при зондировании
по всей глубине.
Важнейшим параметром ОКТ-систем является разрешение по глубине, зависящее
от ширины спектра и определяемое как:
z 
2
2 ln 2 c 2
 0, 44 c (6)
 

где  - ширина спектра на уровне 0,5. Значение длины когерентности c
определяет область, в которой наблюдаются интерференционные полосы
малой когерентности (см. рис. 6) и, следовательно, разрешающую
способность по координате z.
В работе [21] представлены картины визуализации для различных заболеваний и
сравнение их с картинами для здоровых пациентов. Исходя из этих картин
изменения сосудов, можно получить большое количество информации о состоянии
здоровья пациента. (Рис.5)
17
Рис.5 Здоровая и нездоровая сосудистая сеть. а) Здоровая сеть кровенносных
сосудов в нижней части ладони руки. б) Сосудистая сеть при раке кожи. (базальноклеточная карцинома.)
Оптическая доплеровская когерентная томография.
Доплеровская ОКТ. Объединение принципов ОКТ и доплеровской диагностики
позволяет
создать
многофункциональные
системы
для
визуализации
как
морфологических особенностей биотакей, так и гемодинамики в биотканях на
различных глубинах.
2.2 Оптоакустическая томография
Оптоакусткический (ОА),[22] также известный фотоакустический, эффект, был
открыт Александром Беллом в 1880г. Он заметил, что поглощаемые средой
электромагнитные волны генерируют звуковые волны. Несмотря на то, что ОА
эффект был известен долгое время, он не был широко использован до тех пор, пока
Крюгер[23] не показал применение этого явления в сильно рассеивающей среде.
Несколько лет спустя ОА эффект был применен к биомедицинской визуализации.
ОА эффект объясняет как электромагнитная энергия может быть поглощена и
преобразована в звуковые волны. ОА эффект сочетает высокий контраст
поглощения света и высокое разрешение и глубины проникновения технологии
ультразвука.
18
Оптическая визуализация позволяет достигать высокого разрешения(1-10мкм) за
счет использования короткой длины волны: 650-1350нм., но имеет недостаток –
малую глубину проникновения излучения. Биологические среды имеют высокий
показатель рассеивания. Это означает, что большая часть падающего света будет
рассеяна в слое 1мм.
Рассеяние увеличивается при использовании коротких длин волн, поэтому
ближний инфракрасный свет наиболее часто используется в оптической
визуализации.
С
другой
стороны,
ультразвук,
также
известный
как
эхография,
основывается на использовании звуковых волн для изучения биотканей. С
помощью ультразвука может быть получено относительно высокое разрешение
(100мкм), но при этом глубины проникновения излучения меняется в пределах от
сантиметра до нескольких десятков сантиметров. С другой стороны интересующий
нас сигнал связан с изменением скорости звука, а эти изменения достаточно малы.
Поэтому ультразвук имеет плохой контраст визуализируемого изображения.
Цель оптоакустической томографии использовать достоинства двух методов
и исключить недостатки. Это возможно при освещении образца с диффузией
короткими импульсами и детектировании ультразвуковых волн, генерируемых в
следствии ОА
Данный метод позволяет добиться значительных успехов[24]. Так в работе
[25] показана визуализация сосудов ладони, на которой различимы сосуды,
залегающие на разной глубине.(Рис.6)
19
Рис. 6 Оптоакустическое изображение сосудистой сети ладони в режиме In
vivo.
Слева:
фотография
визуализируемой
области.
В
центре:
объемное
изображение указанной области. Справа: сечения объемного изображения на
различных глубинах.
2.3 Магнитно-резонансная томография
Эффект ядерно-магнитного резонанса[26] возникает при взаимодействии
между протонами биологических тканей, постоянным или переменным магнитным
полем
и
энергией
радиочастотных
импульсов,
испускаемых
катушкой,
помещенной около исследуемой части тела. Под действием радиочастотных
импульсов протоны атомов водорода временно переходят на более высокий
энергетический уровень. Возвращение протонов к равновесному состоянию
сопровождается выделением энергии в виде импульсов определенной (так
называемой резонансной) частоты; эту энергию можно измерить при помощи
приемной катушки. Для получения изображения эти сигналы обрабатываются с
помощью преобразования Фурье.
Время релаксации Т1 и Т2. Время релаксации - это время, за которое
протоны возвращаются к равновесному состоянию. Оно различно у здоровых и
больных тканей. Время релаксации протона зависит от окружающих его молекул и
20
атомов. При МРТ определяется время релаксации Т1 и Т2. Т1 - время релаксации
после 180° радиочастотного импульса и Т2 - время релаксации после 90°
радиочастотного импульса. Как правило, показатель Т1 больше Т2.
Особенно
следует
отметить
магнитно-резонансную
ангиографию[27]
Магнитно-резонансная ангиография позволяет количественно и качественно
оценить кровоток. Используется последовательность "градиентное эхо", при
которой сигнал от движущейся крови особенно интенсивен. Однако в этом случае,
в отличие от последовательности "спиновое эхо", выше чувствительность к составу
крови, кальцификатам и т. п. Специальные методы подавления сигнала от
окружающих тканей позволяют добиться высококонтрастного изображения
текущей крови. Важно отметить, что этот метод позволяет запечатлеть
движущуюся кровь, в то время как при обычной ангиографии видно только
расположение
кровеносных
сосудов.
Разрешение
магнитно-резонансной
ангиографии ниже, чем обычной, поэтому при ней невозможно выявить изменения
в мелких сосудах. Кроме того, на магнитно-резонансной ангиограмме хуже видны
участки сосудов с медленным кровотоком, поэтому она не позволяет отличить
окклюзию сосуда от тяжелого стеноза.
Иногда для увеличения контраста изображения применяются специальные
контрастные вещества. содержащие тяжелый парамагнитный металл гадолиний.
Гадолиний уменьшает Т1 и Т2 протонов и таким образом усиливает сигнал на Т1взвешенных изображениях. Такие вещества менее вредоносны, чем контрастные
вещества в КТ-ангиографии, но все же имеют список противопоказаний.
21
Рис.7 Картина визуализации артерии головного мозга, полученная методом
магнитно-резонансной ангиографии.
2.4 Капилляроскопия
Капилляроскопия
— это неинвазивный метод исследования капилляров
мягких тканей. На основании состояния капилляров делаются выводы о
микроциркуляции человека. В настоящее время с развитием вычислительной
техники
стала
реальной
возможность
обработки
больших
массивов
видеоинформации и получение количественных характеристик таких динамично
меняющихся процессов как капиллярный кровоток.
Компьютерный
капилляроскоп
состоит
из
осветительной
системы,
создающей и фокусирующей на ногтевом ложе пальца световое пятно.
Специальная оптика передает изображение на ПЗС-матрицу цветной видеокамеры,
сигнал с которой поступает на видеомонтажный комплекс, а затем в компьютер.
Исследование проводится сидя после 15 минутного отдыха в условиях постоянства
температуры в помещении (21-22 градуса по Цельсию) и не обременительно для
пациента. Рука испытуемого находится на уровне сердца. Капиллярный кровоток,
как правило, исследуется в эпонихии (видимая часть кожной складки у основания
ногтевой пластины) 4-го пальца левой руки, для чего палец помещается в
специальное устройство для его фиксации. Источник освещения объекта – 50 Вт
22
галогеновая лампа. Запись капиллярного кровотока обычно проводится по шести
различным капиллярам в течение 10 секунд для каждого.
Глава3. Физические модели биотканей, используемые в работе
Биологические среды всегда очень сложны и неоднозначны, а решения
уравнений, описывающих распространение света, известны только в случае
относительно простой геометрии среды. Использование численных методов
позволяет находить решения в более сложных ситуациях, но и они далеки от
реальных. Поэтому для медицинской оптики решение ряда задач осуществляется
на упрощенных моделях реальных сред.
Существуют два подхода для моделирования биоткани: представление в
виде непрерывного распределения оптических свойств в пространстве и в виде
дискретных рассеивателей. Выбор конкретного подхода зависит как от типа
биоткани, так и от типа характеристик рассеяния, которые необходимо получить. В
данной работе используется модель дискретных рассеивателей, поскольку кожа и
кровь, рассматриваемые в данной работе, с определенной степенью точности
удовлетворяют ей.
Кожа состоит из трех слоев: эпидермиса, дермы и подкожной жировой
клетчатки (гиподермы). Сложная структура кожи, изображенная на Рис.8 может
рассматриваться как однослойная, двухслойная или трехслойная среда в
зависимости от поставленной задачи. Оптические свойства кожи определяются в
основном дермой, поскольку ее толщина составляет 95% толщины кожи человека,
а коэффициент рассеяния сопоставим с коэффициентом рассеяния эпидермиса. [28]
В окне прозрачности кожи коэффициенты поглощения эпидермиса и дермы более,
чем на порядок меньше соответствующих коэффициентов рассеяния. [29].
23
Рис. 8 Слоистая структура кожи.
3.1 Первая упрощенная модель.
В качестве модели кожи в определенном диапазоне длин волн часто
используется водной раствор интралипида. Интралипид – это жировая эмульсия
для внутривенного питания. Оптические свойства интралипида достаточно хорошо
определены[30-32] и получены формулы выражающие зависимость этих свойств от
длины волны.
Кровь (Рис. 9) с оптической точки зрения является более простой
средой, чем кожа. Кровь состоит из двух основных компонентов — плазмы и
взвешенных в ней форменных элементов: эритроцитов, тромбоцитов, лейкоцитов.
Количество эритроцитов сильно превосходит количество других клеток, поэтому
наличием в крови тромбоцитов и лейкоцитов можно пренебречь. Исследование
оптических свойств крови проведено в работе [33]. Далее в работе будет
24
использоваться понятие гематокрит. Гематокрит — часть объёма крови,
приходящаяся на эритроциты к общему объему крови.
Рис.9. Поток плазмы и клеток крови в кровеносном сосуде.
Сама модель состоит из чашки Петри наполненной определенным
количеством интралипида и находящегося на определенной глубине стеклянного
сосуда, заполненного крысиной кровью с гематокритом 35%.
3.2 Поливинлхлорид пластизоль
В качестве основы для изготовления более сложного фантома использовался
поливинилхлорид (ПВХ) пластизоль [34] (M-F Manufacturing Co., США). Он
представляет собой белую непрозрачную жидкость, являющуюся суспензией ПВХ
частиц в жидком пластификаторе, которая становится прозрачной при нагревании
до определенной температуры. Контролируемое рассеяние же индуцировалось
добавлением субмикронных частиц диоксида титана (TiO2) (Sigma-Aldrich,
Германия) в соответствующей концентрации. Приготовление осуществлялось
следующим способом: смесь ПВХ пластизоля с необходимым количеством частиц
TiO2 после сонификации в течение 60 минут в ультразвуковой ванне заливалась в
прямоугольную металлическую кювету с плоскими стенками и помещалась в
вакуумную печь на 40 минут при температуре 180°. Кусочки медной проволоки
различного диаметра (0.8, 0.4 и 0.2 мм) были соединены между собой в форме
плоского капиллярного дерева и в таком виде помещены в металлическую кювету
толщиной 5 мм на глубину порядка 1 мм перед заливкой материала фантома.
Благодаря высокой эластичности применяемого материала, эти проволочки можно
легко вынуть из приготовленного слоя после его охлаждения без разрушения
25
капиллярных каналов. На Рис.10 изображены, изготовленные по описанной выше
технологии, каналы в прозрачном фантоме (т.к. в рассеивающем они были бы не
видны). Эти каналы могут заполняться различными жидкостями (например,
интралипид или кровь) через шприц или подключаться к насосу для обеспечения
постоянства скорости прокачки.
Рис. 10 Изготовленная система капилляров различного диаметра в прозрачной
среде на глубине порядка 1 мм.
Данный фантом имеет следующие оптические параметры:
n = 1.455
g = 0.55
 s = 2.5 мм 1
 a = 0.07 мм 1
Кроме того, также использовались аналогичные фантомы (ПВХ пластизоль), но с
наличием одного сосуда с диаметрами 800, 400, 180мкм. А также фантом силикон –
эластомер - глицерин (μs = 10 мм 1 ) изготовление которого проводилось
аналогичным способом.
26
Глава 4. Визуализация сосудов методом пространственно-разрешенной
рефлектометрии
4.1 Экспериментальная установка
На рис. 11 показана построенная нами для проведения измерений
экспериментальная установка. Ее работа основана на методе пространственноразрешенной рефлектометрии. В качестве источника излучения используется
диодный лазер (ИРЭ-Полюс, модель LDD-9), генерирующий непрерывное лазерное
излучение на длине волны 953нм, с мощностью 300мВт в непрерывном режиме и
7.5мВт в модулируемом режиме. Лазер с такой длиной волны был выбран, потому
что данная длина волны лежит в области окна прозрачности биотканей. Свет от
источника
вводится в оптическое волокно, с помощью которого подается на
исследуемый объект. При этом многоканальная головка (Рис.12), прилегающая к
объекту, может перемещаться по оси x что позволяет осуществлять двухмерное
сканирование. В качестве фокусирующей системы используется линза LB-1014-BBK7 диаметром d=12.7мм и фокусным расстоянием f=25мм. Предполагается, что
изначально измерительная головка параллельна сосуду.
27
Рис.11 Экспериментальная установка.
Диффузно отраженный от исследуемого объекта
свет собирается
десятью световодами, расположенными на различных расстояниях от источника от
0.53 до 4.24 мм. С помощью многоканальной головки, идентичной той, которая
прилегает к объекту, рассеянный свет подается на фотоприемник (PDA100A-EC400-1100 nm). С помощью передвижной диафрагмы (на рисунке не показана) на
фотоприемник последовательно подаются сигналы от каждого канала головки.
Рис.12 Схема многоканальной измерительной головки.
Поскольку
с
увеличением
расстояния
между
источником
света
и
волоконным приемником интенсивность детектируемого рассеянного излучения
спадает по экспоненциальному закону, причем на расстоянии 25 мм спад
28
составляет около 7 порядков, в ходе работы использовалось усиление сигнала
фотоприемника, при котором уровень шума составляет 740 мкВт.
4.2 Экспериментальные данные в непрерывном режиме работы лазерного
диода.
Первый эксперимент был произведен с фантомом кровеносный сосуд в
интралипиде. В работе[быков], совершенной в нашей лаборатории в рамках
проекта визуализации сосудов , показано, что ширина графика распределения
интенсивности вдоль сосуда линейно увеличивается при увеличении глубины
залегания сосуда. Эксперимент проводился для сосуда диаметром 1мм и глубиной
залегания от 1мм до 5мм. При этом на Рис.13 По оси z отложена величина RI
(relative intensity), RI 
I  I0
, где
I0
I-интенсивность при заданной точке сканирования и при заданном значении
расстояния между источником и детектором.
I 0 – интенсивность в точке, отдаленной от сосуда, в которой считается, что
сосуд отсутствует. Io одна и та же величина для каждого детектора (для заданного
расстояния между источником и детектором).
Погрешность в определении RI определяется по формуле для косвенных
измерений(7)
I  Io
, то RI=f(I,Io).
Io
Так как RI=
RI 
1
Io
(I )²  (
)²
Io
Io
(7)
где I -погрешность в определении I, состоящая из случайной погрешности
и приборной погрешности I 0 и. I 0 -погрешность в определении I 0 .
Погрешность I 0 находится, исходя из погрешности измерения прибора.
Погрешность I определяется суммой погрешности прибора и погрешности
непосредственных измерений(8).
3
I сл 
 (I
i 1
i
 I)
6
2
(8)
29
, где I - среднее для 3 измерений.
Погрешность RI, как видно из формулы (6), обратно пропорциональна Io,
поэтому при увеличении номера детектора погрешность увеличивается.
Рис. 13
Зависимость относительной интенсивности I-I0 для различных
значений глубины залегания цилиндрической неоднородности.
30
Рис.14 Зависимость полуширин на уровне полувысот (HWHM) величины II0 от глубины залегания кровеносного сосуда Zcyl.
На данном графике видно, что линейная зависимость с учетом погрешности
выполняется. А это значит что при заданных оптических свойствах (в нашем
модель интралипид - кровь)
можно определить глубины залегания сосуда по
ширине распределения полуширины на уровне полувысоты.
Кроме того, в условиях данной модели получены двумерные картины
распределения, на которых хорошо видно влияние сосуда и его увеличение
ширины
графика
интенсивность
при
указана
увеличении
по
глубины. По шкале
модулю(
на
самом
деле
z относительная
наблюдается
спад
интенсивности), чтобы нагляднее было видно влияние сосуда.
Рис.
15
Двухмерная
диаметром 1мм на глубине 1мм.
визуализация
цилиндрической
неоднородности
31
Рис.16
Двухмерная
визуализация
цилиндрической
неоднородности
диаметром 1мм на глубине 4 мм.
Далее эксперимент проводился на фантоме пвх пластизоль. Схема
эксперимента указана на Рис.17. Измерительная головка перемещается вдоль оси x
параллельно сосуду. При этом сосуд находится в положении 0 по оси x. Для
данного фантома измерены профили интенсивности для 3 различных по диаметру
сосудов: 800 мкм, 400мкм, 200мкм. (Рис.18(а, б, в)) На данных графиках влияние
сосуда видно с большим контрастом, при чем, как и следовало ожидать, спад
интенсивности больше для сосуда большего диаметра.
32
Рис. 17 Схема эксперимента по снятию профиля интенсивностей для
цилиндрических неоднородностей, имитирующих сосуд.
Рисунки профилей.
Рис. 18(а) Профиль относительной интенсивности для сосуда диаметром
800мкм на глубине 1мм. Спад 32%.
33
Рис. 18(б) Профиль относительной интенсивности для сосуда диаметром
400мкм на глубине 1мм. Спад 26%.
Рис. 18(в) Профиль относительной интенсивности для сосуда диаметром
200мкм на глубине 1мм. Спад 13%
Как видно на данных графиках спад интенсивности виден с хорошим
контрастом.
Случайные
выпады
на
некоторых
рисунках
связаны
с
неоднородностями самого фантома. С уменьшением радиуса сосуда уменьшается
спад относительной интенсивности, что видно из рис 18(а. б. в). При этом, что
достаточно логично величина спада на графиках прямопропорциональна диаметру
сосуда. На рис. 19 представлена картина визуализации сосуда полученная данным
методом. Положение сосуда по оси y=0. На графике показана относительная
34
интенсивность, при этом красному цвету соответствует интенсивность близкая по
значению к единице, а синему цвету относительная интенсивность в интервале 0,
61-0,67отн. Ед.. Таким образом, по ослаблению интенсивности, которое отражается
на картине визуализации синем цветом, можно судить о наличии и положении
сосуда. Как нетрудно заметить, график имеет некоторые неровности и
шероховатости, это связано с тем, что сам фантом не является неоднородным, и
изменения показаний интенсивности вдоль фантома составляют пять процентов.
Кроме того, нельзя не учитывать, что при построении графика положения
детекторов определялось конкретными точками в системе координат x-y, в то
время как детектор имеет конечную площадь 330 мкм, а значит погрешность
положения точек x-y равняется 165мкм.
Рис. 19 Картина визуализации сосуда d = 800 мкм, z = 1 мм. Синим цветом
показана
область
минимальной
относительной
интенсивности,
красным
-
максимальной.
Также, проведен эксперимент в котором изначальной положение сосуда
неизвестно, и ставилась целью определить его положении и ориентации в
пространстве. Картина визуализации для этого случая представлена на Рис. 20.
Положение этого сосуда хорошо просматривается (синий цвет на графике) в виду
ослаблении интенсивности диффузно-отраженного света. Угол наклона сосуда
относительно оси х составляет 12 градусов.
35
Рис.20 Картина визуализации для неизвестного положения и ориентации
сосуда.
Синим
цветом
показана
область
минимальной
относительной
интенсивности, красным – максимальной.
4.3 Оценка влияния кровеносного сосуда при различных длинах волн
зондирующего излучения.
Из спектра поглощения для биотканей (Рис. 21) хорошо видно наличие так
называемого окна прозрачности. (600-1300мкм)., то есть снижение коэффициента
поглощения для составляющих биотканей.
36
Рис.21 Спектры коэффициентов поглощения различных биотканей,
иллюстрирующие эффект существования окна прозрачности в видимом(ВД) и
ближнем инфракрасном(ИК) диапозоне.
Таким образом, очевидно, что при зондировании зеленым светом (длина волны
532 нм) достигается больший контраст между сосудом и кожей, чем при
зондировании красным светом(633нм), что хорошо видно на рис. 22. Измерения
проводились на фантоме ПВХ пластизоль с диаметром сосуда 800мкм и
глубиной залегания 2мм. На графике показано как изменяется интенсивность
диффузно отраженного излучения для 4 случаев: 1) Красный свет А)
Перемещение
детектора
происходит
вдоль
сосуда.(Синий
график).
Б)
перемещение детектора происходит перпендикулярно сосуду (Фиолетовый
график). 2) Зеленый свет: В) Перемещение детектора происходит вдоль
сосуда.(Черный
график).
Б)
перемещение
детектора
происходит
перпендикулярно сосуду (Красный график). Для сопоставления результатов
показание интенсивности первого детектора принимается за единицу. Видно, что
для зеленого света наблюдается существенно большее убывание, связанное со
спектром поглощения гемоглобина. Тогда как для красного света, в виду
наличия окна прозрачности, такого убывания нет. Из этого можно сделать
вывод, что зеленый свет в качестве источника зондирования в данном методе
дает существенный контраст между средой и сосудом, но при этом применим
только при небольших глубинах залегания. Красный свет является более
предпочтительным, так как позволяет получать сигнал получать на больших
глубинах. Все это достаточно хорошо видно, исходя из коэффициентов
поглощения и рассеяния для кожи и для крови:
37
Рис. 22
Относительная интенсивность в зависимости от расстояния между
источником и детектром для четырех случаев. 1) Красный свет А) Перемещение
детектора происходит вдоль сосуда.(Синий график). Б) перемещение детектора
происходит перпендикулярно сосуду (Фиолетовый график). 2) Зеленый свет: В)
Перемещение
детектора
происходит
вдоль
сосуда.(Черный
график).
Б)
перемещение детектора происходит перпендикулярно сосуду (Красный график).
4.4 Амплитудно-модулируемый режим работы лазерного диода.
Основное преимущество в работе амплитудно-модулируемого режима
меньшая доза излучения на объект, при сохранении мощности диффузно
отраженного излучения. Средняя мощность излучения составила 7мВт. Частота
лазерного импульса f=100Гц, скважность S=12.5%, длительность импульса t=1мс.
Существенным отличием было также то, что точка лазерного излучения не
передвигалась вместе с измерительной головкой, а была фиксирована. Схема
эксперимента представлена на Рис. 21. Точка лазерного излучения расположена на
расстоянии 2.5 мм от измерительной головки, состоящей из 10 световодов.
38
Перемещаясь вдоль оси перпендикулярной сосуду, измерительная головка
образует матрицу из 100 значений интенсивностей в разных точках фантома.
Рис. 23 Схема эксперимента в импульсном режиме, декартовой системе
координат.
На Рис. 24 представлено сравнение данных полученных экспериментально и
данных полученных методом дискретных ординат. Цветом показана величина
относительной интенсивности, то есть отношение сигнала от области с сосудом к
сигналу
от
области
без
сосуда.
Несмотря
на
наличие
артефактов
в
экспериментальной картине, видно сходство этих графиков. Для того, чтобы
пояснить что изображено на этих графиках на Рис.25 показана картина
визуализации в масштабе 30*30 мм, полученная методом дискретных ординат На
этом графике красным показана максимальная относительная интенсивность,
которая
соответствует
источнику
лазерного
излучения.
Синим
цветом
отображается влияние сосуда, а конкретнее ослабление интенсивности, связанной с
поглощением света кровью.
39
Рис. 24 Сравнение картин визуализации экспериментальной(справа) и полученной
метод дискретных ординат(слева).
Рис. 25 Визуализация сосудов метолом дискретных ординат. Отношение сигнала от
области с сосудом к сигналу от области без сосуда. d=1 mm z=1mm
Возникает вопрос, что измениться при смещении источника лазерного излучения,
то есть если мы будем светить на некотором расстоянии от сосуда. Результаты при
смешении точки излучении относительно сосуда на s=0,8 мм показаны на Рис.26.
Видно, что полученная картина является несимметричной, однако влияние сосуда
по-прежнему заметно в виде синей области графика.
40
Рис. 26 Картина визуализации при смещении точки лазерного излучения
относительно оси сосуда на s=0,8мм. Справа экспериментальный график(смещение
слева от нуля), справа график полученный для данной области методом
дискретных ординат(смещение справа от нуля).
4.5 Фантом Силикон-эластомер-глицерин.
. Было проведено сравнение его с фантомом ПВХ пластизоль. Фантом силиконэластомер-глицерин имеет следующие оптические характеристики:
Среда
Коэф.
погл-я,
μa,
мм-1
Силикон- 0.12
эластомерглицерин
Коэф.
расс-я,
μs,
мм-1
10
Фактор Показатель
анизотр. преломления
g
n
0.73
1.44
41
Таблица.2 Оптические характеристики фантома силикона-эластомер-глицерин.
Существенным различием этого фантома (СЭГ) и фантомов ПВХ пластизоль
является высокий коэффициент рассеяния для СЭГ  s  10 мм 1 . Возникает вопрос
как влияет это различие?. На Рис. 27 видны зависимости диффузно отраженного
света от расстояния между источником и детектором для СЭГ (справа) и для
фантомов ПВХ пластизоль (слева). Из левого рисунка видно, что чем больше
сосуд, тем больше поглощение и, соответственно, тем ниже лежит кривая данной
зависимости. Кроме того, заметно, что для СЭГ существует большая удаленность
кривых без сосуда и с сосудом, что обусловлено более высоким коэффициентом
рассеяния.
Рис. 27 Зависмость диффузно отраженной интенсивности вдоль сосуда. Справа:
для фантома ПВХ пластизоль без сосуда и фантомов заполненных кровью с
диаметрами 180, 400, 800мкм. Слева для СЭГ без сосуда и с сосудом диаметром
800мкм.
Фантом силикон-эластомер-глицерин (СЭГ) оказался в целом непригодным для
построения картин визуализации в рамках нашей установки, поскольку является
сильно неоднородным. Изменения показаний интенсивности вдоль фантома
составляет 9,5%.
42
Выводы
1) Исследована возможность применения метода ПРР для визуализации
кровеносных сосудов в коже на физических моделях с помощью простой оптикомеханической установки. Видно, что с помощью этой установки можно делать
оценки ориентации, положения и глубины залегания сосуда, а также получать
картины визуализации фантомов. Для получения более точных картин следует
использовать
более
чувствительный
фотодетектор
и
уеличить
пространственное разрешение сканирования.
2) Проанализированы особенности использования различных экспериментальных
схем и фантомов. В частности, показано, что фантом ПВХ пластизоль лучше,
чем фантом силикон-эластомер-глицерин, подходит для получения картин
визуализации вследствие более высокой однородности.
3) Получены зависимости интенсивности диффузно отраженного излучения от
расстояния между источником и детектором при разных глубинах залегания
сосуда, из которых можно однозначно определить глубину залегания сосуда.
4)
Видно,
что
наличие
заполненного
кровью
сосуда
отражается
на
регистрируемых профилях с достаточно высоким контрастом. Что позволяет
оценить положение сосуда.
5)Проведено
сравнение
полученных
экспериментальных
результатов
с
результатами численного моделирования, которое показало их качественное
соответствие.
6)Измерено и проанализировано изменение картины визуализации при смещении
источника лазерного излучения относительно сосуда.
7) Сделана оценка влияния длины волны зондирующего излучения на контраст
визуализационной картины.
8) В дальнейшем планируется снизить интенсивность излучения и сократить
время измерения для того, чтобы удовлетворить нормам безопасности.
43
Благодарности
В заключении хотел бы выразить благодарность моему научному
руководителю Приезжеву Александру Васильевичу за руководство работой,
помощь и поддержку. Благодарность моему рецензенту Чеснокову Сергею
Сергеевичу за ценные советы, добавления и замечания при написании этой
дипломной работы. Благодарность Фирсову Владимиру Владимировичу за
оказанную помощь в разработки и создании экспериментальной установки.
Всем сотрудникам, студентам и аспирантам лаборатории биомедицинской
фотоники за создание теплой атмосферы на всем протяжении работы в
лаборатории.
44
Список литературы
1) Д.А. Зимняков, В.В. Тучин, "Оптическая томография тканей"// Квантовая
электроника,2002г. №10, с.849-867
2) Кандидов В.П. Метод Монте-Карло в нелинейной статистической оптике. //
УФН, 1996, Т. 166, № 12, с.1309-1338.
3) Басс Л.П., Волощенко А.М., Гермогенова Т.А. Методы дискретных ординат в
задачах о переносе излучения.- М.: ИПМатем. АН СССР, 1986
4) В.П. Кандидов, В.О. Милицин, А.В. Быков, А.В. Приезжев, "Использование
корпускулярного и волнового методов Монте-Карло в оптике дисперсных сред"//
Квантовая электроника, 2006, №36 (11), с.1003–1008.
5) Басс Л.П., Волощенко А.М., Гермогенова Т.А. Методы дискретных ординат в
задачах о переносе излучения. - М.: ИПМатем. АН СССР, 1986.
6). С. П. Котова, И. В. Майоров, А. М. Майорова, "Применение нейронных сетей
для определения оптических параметров сильно рассеивающих сред по профилю
интенсивности рассеянного назад излучения"// Квантовая электроника, 2007, 37 (1),
с.22–26.
7). D.N. Mukhin, A.M. Feigin, E.M. Loskutov and Ya.I. Molkov, Modified Bayesian
approach for the reconstruction of dynamical systems from time series// Phys. Rev. E, V.
73, 2006.No. 3, 036211
8 A. Kienle, M.S. Patterson, N. Dognitz, R. Bays, G. Wagnieres, H. van den Bergh,
"Noninvasive determination of the optical properties of two-layered turbid media"// Appl.
Opt. 1998., 37 (4), pp. 779 791
9) Y.S. Fawzi, Abo-Bakr M. Youssef, M.H. El-Batanony, Y.M. Kadah, "Determination
of the optical properties of a two-layer tissue model by detecting photons migrating at
progressively increasing depths"// Appl. Opt., 2003, 42 (31),pp. 6398- 6411.
10) A. H. Hielscher, J.R. Mourant, and I.J. Bigio, "Influence of particle size and
concentration on the diffuse backscattering of polarized light from tissue phantoms and
biological cell suspensions", Appl. Opt. (1997). 36, pp. 125-135
45
11) Y.S. Fawzi, Abo-Bakr M. Youssef, M.H. El-Batanony, Y.M. Kadah, "Determination
of the optical properties of a two-layer tissue model by detecting photons migrating at
progressively increasing depths", Appl. Opt. (2003)., 42 (31), 6398- 6411.
12) S. Feng, F. Zeng, B. Chance, "Photon migration in the presence of a single defect: a
perturbation analysis", Appl. Opt. (1995)., 34 (19), p. 3826 - 3837.
13)George Alexandrakis, Dharmendra Nadkar.Localization of adipose tissue embedded
biliary tree vessels by use of near-infrared diffuse photon. APPLIED OPTICS 2008/ Vol.
47, No. 29 / 10 October , p. 5261-5271
14)S. Jacques-B.Pogue. Tutorial on diffuse light transport. Journal of Biomedical
Optics2008 July/August, p.041302-1 – 041302-19
15)JeanGonzalez, JosephDeCerce, SarahJ.Erickson. Hand-heldopticalimager(Gen2):improved instrumentation and target detectability. Journal of Biomedical Optics,
(August2012), 17(8),081402
16)Гуров И.П. Оптическая когерентная томография: принципы, проблемы и
перспективы. /В кн.: Проблемы когерентной и нелинейной оптики /Под ред. И.П.
Гурова и С.А. Козлова. СПб :СПбГУ ИТМО, 2004. С. 6-30.
17). Fercher A.F., Roth E. Proc. SPIE Int. Opt,1988, Soc. Eng., 658, 48.
18) Fercher A.F., Mengedoht K., Werner W. Opt.Lett., 1988,13, 186.
19) Huang D., Swanson E.A., al. Optical coherence tomogrphy.// Science, 1991, v. 254,
pp.1178-1181
20)M,Kirillin, Optical coherent tomography. - Oulu university.2006
21)Cedric Blatter, Jessika Weingast, In situ structural and microangiographic
assessment of human skin lesions with high-speed OCT// BIOMEDICAL OPTICS
EXPRESS,2012,
Vol. 3, Issue 10,
pp. 2636-2646
22) Etienne De Montigny, Photoacoustic Tomography: Principles and applications,
OCIS, 2011.
23) R. Kruger, “Photoacoustic ultrasound,"//Medical physics {131 (1994).21, p.127
24) J. Jose, S. Manohar, R. G. M. Kolkman, W. Steenbergen, and T. G. van Leeuwen.
Imaging of tumor vasculature using Twente photoacoustic systems. J. Biophotonics, issue
August-September 2009, pp.1-17
46
25) E Z Zhang, J G Laufer, R B Pedley In vivo high-resolution 3D photoacoustic imaging
of superficial vascular anatomy. Phys. Med. Biol. 54 (2009) 1035–1046
26) Stikova E, MAGNETIC RESONANCE IMAGING SAFETY: PRINCIPLES
AND GUIDELINES, Contributions, Sec. Biol. Med. Sci., (2012), MASA, XXXIII, 1, p.
441–472
27) Michael P Hartung, Thomas M Grist, Christopher J François
Magnetic resonance angiography: current status and future directions, Journal of
Cardiovascular Magnetic Resonance 2011, pp. 1-11
28) Tuchin V.V. Tissue optics: Light Scattering Methods and Instruments for Medical
Diagnosis. - V.TT38,2000
29) Tom T Lister, Philip A PA Wright, and Paul H PH Chappell, Optical properties of
human skin.J Biomed Opt (2012),17(11):110901
30) I. Driver, J.W. Feather, P.R. King and J.B. Dawson, "The optical properties of
aqueous suspensions of Intralipid, a fat emulsion"// Phys.Med.Biol., (1989)
34(12), 1927-1930.
31) S.T. Flock, S.L. Jacques, B.C. Wilson, W.M. Star, M.J.C. van Gemert, "Optical
Properties of Intralipid: A phantom medium for light propagation studies,"// Lasers in
Surgery and Medicine, (1992).12, 510-519,
32) H.G. van Staveren, C.J.M. Moes, J. van Marie, S.A. Prahl, M.J.C. van Gemert,
"Light scattering in Intralipid-10% in the wavelength range of 400-1100 nanometers"//
Appl.Opt., ,(1991). 30,4507-4514
33) A. Roggan, M. Friebel, K. Dorschel, A. Hahn, and G. Muller, "Optical properties of
circulating human blood in the wavelength range 400-2500 nm," //J. Biomed (1999).
. Opt. 4, 3646.
34) G.M. Spirou, A.A. Oraevsky, I.A.Vitkin, W.M.Whelan, “Optical and acoustic
properties at 1064 nm of polyviniyl chlorid-plastisol for use as a tissue phantom in
biomedical optoacoustics,”// Phys. Med. Biol., (2005), 50, N141-N153
47