Содержание к диссертации
Введение
Глава 1. Методы экспериментального исследования сильнорассеивающих сред ...7
1.1 Введение 7
1.2 Исследование характеристик сильнорассеивающей среды 8
1.2.1 Характеристики сильнорассеивающей среды 8
1.2.2 Решения уравнения переноса излучения в диффузионной модели 11
1.2.3 Определение параметров биоткани 15
1.2.4 Экспериментальные системы для исследования однородных сильнорассеивающих объектов 17
1.2.5 Экспериментальные системы для исследования неоднородных сильнорассеивающих объектов 24
1.3 Системы для трансмиссионной оптической томографии 33
1.3.1 Оптическая томография при использовании непрерывного излучения 36
1.3.2 Оптическая томография при использовании импульсного излучения 42
1.3.3 Оптическая томография при использовании частотно-модулированного излучения 46
1.4 Выводы 53
Глава 2. Распространение излучения через сильнорассеивающую среду 55
2.1 Введение 55
2.2 Преобразование Радона 56
2.3 Диффузионная модель 58
2.4 Нестационарная осевая модель 62
2.5 Выводы 69
Глава 3. Исследование оптических характеристик сильнорассеивающей среды 70
3.1 Введение 70
3.2 Экспериментальная установка для исследования прохождения импульсного оптического излучения через сильнорассеивающую среду 71
3.2.1 Аппаратная часть экспериментальной системы
3.2.2 Метод регистрации одиночных фотонов с временной корреляцией 74
3.3 Исследование временных распределений лазерного импульса, прошедшего через слой сильнорассеивающей среды 79
3.3.1 Коррекция влияния аппаратной функции 80
3.3.2 Выделение баллистических фотонов 84
3.3.3 Исследование бимодальности временного распределения 86
3.4 Определение оптических характеристик сильнорассеивающей среды 89
3.5 Выводы 96
Глава 4. Реконструкция экспериментальных рассеивающих объектов методом трансмиссионной оптической томографии 97
4.1 Введение 97
4.2 Программно-аппаратный комплекс для исследований внутренних структур методом трансмиссионной оптической томографии 98
4.3 Реконструкция радиально-симметричных рассеивающих объектов 100
4.5 Выводы 108
Заключение 109
Список использованных сокращений 111
Список литературы 112
- Решения уравнения переноса излучения в диффузионной модели
- Оптическая томография при использовании частотно-модулированного излучения
- Экспериментальная установка для исследования прохождения импульсного оптического излучения через сильнорассеивающую среду
- Программно-аппаратный комплекс для исследований внутренних структур методом трансмиссионной оптической томографии
Введение к работе
Актуальность работы
В последнее время большой интерес вызывают оптические (лазерные) методы исследования биологических тканей. Однако, на пути их развития возник целый ряд фундаментальных проблем. Главной из них является необходимость учета процесса рассеяния оптического излучения в биоткани, что существенно усложняет задачу описания прохождения оптического излучения через биологические среды.
Важным направлением в исследованиях сильнорассеивающих сред (СРС) является определение основных оптических характеристик: коэффициентов поглощения, рассеяния, а также экстинкции. Экспериментальные исследования оптических характеристик СРС можно разделить на два направления, в зависимости от того, какая среда используется: модельная или реальная биологическая ткань. Во втором случае, при исследовании биоткани in vivo можно выделить два направления: а) определение оптических характеристик здоровой биоткани; б) определение оптических характеристик патологической биоткани.
Фактически, исследование процесса распространения оптического излучения через СРС и определение её оптических характеристик стало самостоятельным направлением исследований, в котором переход к томографии (восстановлению неоднородных пространственных распределений физических характеристик биотканей) только подразумевается. Разработка экспериментальной аппаратуры, новых моделей для описания распространения излучения через СРС, а также алгоритмов, учитывающих дополнительные параметры временного распределения, позволит улучшить точность результатов определения оптических характеристик.
Исследование прохождения лазерного излучения через СРС только по экспериментальным данным без достаточно точного теоретического описания взаимодействия излучения с веществом невозможно. Основой для такого описания является уравнение переноса излучения (УПИ). В общем случае УПИ не имеет аналитического решения, поэтому особое значение приобретают упрощённые модели, полученные из УПИ при дополнительных предположениях. В настоящее время наиболее распространены две модели - диффузионная и нестационарная осевая. Обе модели достаточно точно описывают прохождение оптического излучения через СРС, и на их основе могут быть получены аналитические выражения для временных распределений прошедшего через СРС излучения. Среди оптических методов исследования биологических СРС одним из наиболее совершенных методов, дающих информацию о пространственном распределении оптических характеристик и структуре таких объектов, является трансмиссионная оптическая томография (ТОТ). Однако сложность задачи математического описания взаимодействия лазерного излучения с СРС не позволила к настоящему времени разработать трансмиссионные оптические томографы, пригодные для серийного изготовления.
Разработка экспериментальной аппаратуры и эффективных алгоритмов для ТОТ позволит ускорить развитие этого метода, который доставит новую диагностическую информацию при исследовании патологических изменений в организме человека.
Целью работы являлось экспериментальное исследование оптических характеристик сильнорассеивающих сред и реконструкция их пространственного
распределения в модельных рассеивающих объектах методом трансмиссионной оптической томографии.
Научная новизна работы
Экспериментально исследованы зависимости оптических характеристик сильнорассеивающей среды от геометрических и физических параметров модельных объектов.
На основе полученных экспериментальных данных выполнено сравнение точности описания распространения оптического излучения через СРС двух теоретических моделей: диффузионной и нестационарной осевой.
Экспериментально определён диапазон значений концентрации рассеивателей в СРС, в котором наблюдается бимодальная форма временного распределения с раздельным расположением баллистического и рассеянного пиков.
Осуществлена экспериментальная реконструкция пространственных распределений коэффициента экстинкции модельных объектов на базе нестационарной осевой модели в приближении пропорциональной рассеивающей среды.
Достоверность научных положений, результатов и выводов обеспечена их соответствием общепринятым теоретическим и экспериментальным фактам, проверкой на модельных объектах, согласием эксперимента с теорией.
Практическая и научная ценность работы
Разработанная экспериментальная установка, реализующая метод регистрации одиночных фотонов с временной корреляцией, может быть использована для исследования распространения оптического излучения в биологических сильнорассеивающих средах.
Предложенные методы определения значений оптических характеристик сильнорассеивающих сред могут быть использованы для биомедицинских исследований здоровых и патологически изменённых биологических тканей.
Разработанный программно-аппаратный комплекс и метод реконструкции пространственных распределений характеристик рассеивающих объектов в трансмиссионной оптической томографии пропорциональных рассеивающих сред могут быть использованы при конструировании новых типов диагностической медицинской аппаратуры.
Предложенные методы коррекции искажений томографических изображений, возникающих вследствие преломления и отражения света, могут быть использованы для улучшения качества реконструкции.
Основные научные положения, выносимые на защиту
Разработанная экспериментальная установка, реализующая метод регистрации одиночных фотонов с временной корреляцией, позволяет исследовать зависимости оптических характеристик сильнорассеивающей среды от геометрических и физических параметров модельных объектов.
Полученные экспериментальные данные позволяют определить диапазон значений концентрации рассеивателей в СРС, в котором наблюдается бимодальная форма временного распределения с раздельным расположением баллистического и рассеянного пиков.
Разработанный программно-аппаратный комплекс и предложенный метод реконструкции пространственных распределений коэффициента экстинкции в приближении пропорциональной рассеивающей среды позволяют восстанавливать томографические изображения внутренних структур рассеивающих объектов.
Апробация работы
Основные положения и результаты диссертационной работы были представлены и обсуждены на X, XI, XII, XIII всероссийских межвузовских научно-технических конференциях студентов и аспирантов «Микроэлектроника и информатика» (Москва,
2003, 2004, 2005, 2006); на V Международной научно-технической конференции
«Электроника и информатика» (Москва, 2005); на XV, XVI, XVII Международных
научно-технических конференциях «Лазеры в науке, технике и медицине» (Сочи,
2004, 2005, 2006); на VII Международной научно-технической конференции «Физика
и радиоэлектроника в медицине и экологии» (Владимир, 2006); на III International
Conference on Laser Optics for Young Scientists (St. Petersburg, 2006); на
Международной научно-технической Школе-конференции «Молодые ученые - науке,
технологиям и профессиональному образованию в электронике» (Москва, 2006); на
Научной сессии МИФИ-2007 (Москва, 2007), на научных семинарах кафедры
биомедицинских систем Московского государственного института электронной
техники.
Работы по теме диссертации были поддержаны двумя грантами Российского фонда фундаментальных исследований №04-01-08015, №06-08-00624 и четырьмя грантами Министерства образования и науки РФ№РНП.3.3.447, №РИ-19.0/002/180, №2006-РИ-19.0/001/733, №РНП.2.1.1.4553.
Публикации
По теме диссертации опубликовано 19 научных работ, из них 4 статьи в журналах «Медицинская физика», «Медицинская техника», «Известия вузов. Электроника» и в сборнике научных трудов «Биомедицинские электронные системы».
Личный вклад автора
В основу диссертации легли результаты исследований, выполненных лично автором на кафедре биомедицинских систем Московского государственного института электронной техники.
Объём и структура диссертации
Диссертация состоит из введения, четырёх глав, заключения и списка литературы, содержит 125 страниц текста и 62 рисунка. Список литературы включает 194 наименования.
Решения уравнения переноса излучения в диффузионной модели
В последнее время наблюдается активное развитие оптических (лазерных) методов для исследования биологических тканей (биотканей). Однако это развитие сдерживается рядом серьёзных трудностей. Основной из этих трудностей является необходимость учета процесса рассеяния оптического излучения в биоткани. Наличие процесса рассеяния существенно усложняет задачу описания прохождения излучения через подобную сильнорассеивающую среду (СРС).
Для того, чтобы излучение лазера проходило через биологическую СРС, необходимо использовать излучение, наименее ослабляющееся в ней. Этому условию удовлетворяет излучение ближнего ИК диапазона (600-1000 нм), которое может достаточно глубоко проникать в биоткань, что связано с тем, что основные компоненты биоткани: оксигемоглобин (НЬ02), дезоксигемоглобин (ННЬ), липиды и вода менее всего поглощают излучение в этом диапазоне длин волн.
Важным направлением исследования СРС является определение её оптических характеристик: коэффициентов поглощения и рассеяния. Это может быть осуществлено по экспериментальным данным при наличии теоретического описания взаимодействия лазерного излучения с СРС. Так как точное описание на основе уравнения переноса излучения (УПИ) такого взаимодействия невозможно, используют приближенные модели, наиболее разработанными из которых являются нестационарная осевая и диффузионная модели.
Экспериментальные исследования оптических характеристик СРС можно разделить на два направления, в зависимости от того, какая среда используется: модельная или реальная биологическая ткань. Во втором случае, при исследовании биоткани in vivo можно выделить два направления: а) определение оптических характеристик здоровой биоткани; б) определение оптических характеристик патологической биоткани.
При исследовании биологической ткани in vivo, например, молочной железы, определяют также дополнительно концентрацию основных компонентов биоткани. Для этого используют несколько источников излучения с разными длинами волн. Среди оптических методов исследования биологических СРС наиболее совершенным методом, дающим информацию о пространственной структуре таких объектов, является трансмиссионная оптическая томография (ТОТ). Однако сложность задачи математического описания взаимодействия лазерного излучения с СРС не позволила к настоящему времени реализовать метод ТОТ в приборах, пригодных для эксплуатации в медицинской практике. Математический аппарат традиционной рентгеновской томографии непосредственно нельзя применить к ТОТ, так как он создавался в предположении чисто поглощающей среды, когда вероятность рассеяния считается пренебрежимо малой. Ввиду сложности описания процесса распространения оптического излучения через неоднородные биологические СРС, оно стало самостоятельным направлением исследований, в котором переход к томографии (восстановлению неоднородного пространственного распределения физических характеристик биологических тканей) только подразумевается. Однако, без решения задачи описания процесса прохождения излучения через СРС разработка эффективных алгоритмов для ТОТ невозможна. Кроме того, поскольку задача полной томографической реконструкции в настоящее время не решена, можно говорить о приближенном оптическом исследовании биологических объектов. В настоящее время существует ряд установок для оптического исследования биологических объектов, а также ряд прототипов систем для ТОТ, которые можно разделить на три группы, в зависимости от типа используемого излучения: непрерывного (ТОТ для непрерывного излучения), частотно-модулированного (ТОТ в частотной области) или импульсного (ТОТ во временной области). Чисто поглощающая среда характеризуется коэффициентом поглощения излучения \ха (мм 1), который определяет вероятность поглощения фотона dPa при прохождении элементарного пути dz: dPa = \x.adz. После прохождения лазерного излучения с начальной интенсивностью /0 через однородный слой толщиной , интенсивность излучения подчиняется закону Бугера-Ламберта-Бэра (рис. 1.1, б, в): Выполнив регистрацию прошедших через чисто поглощающую среду фотонов можно получить временное распределение (ВР) - зависимость количества фотонов от времени. Очевидно, что в случае чисто поглощающей среды ВР будет представлять собой пик баллистических фотонов, т.е. фотонов, не испытавших поглощения. В случае, если исходный импульс имел амплитуду 10 и полуширину d0 (рис. 1.1, б), то после прохождения слоя чисто поглощающей среды амплитуда зарегистрированного импульса будет равна /, а полуширина - d0 (рис. 1.1, в). В отличие от чисто поглощающей среды распространение излучения в СРС является существенно более сложным процессом. Рассматривая траектории распространения фотонов через слой СРС (рис. 1.2), можно выделить среди них: баллистические фотоны (1), сохранившие своё первоначально направление и не испытавшие ни рассеяния, ни поглощения; приосевые рассеянные фотоны (2); внеосевые рассеянные фотоны (3,4); среди фотонов будем различать прямо-вышедшие (1,2,3) и обратно-вышедшие (4) фотоны. Траектория распространения рассеянного фотона через СРС определяется изменением направления движения после каждого акта рассеяния. Зарегистрировав многократно рассеянный прямо-вышедший из СРС фотон, можно отметить, что время его прохождения через СРС оказывается существенно большим, чем для баллистического фотона, т.е. рассеянный фотон обладает некоторой задержкой по времени относительно баллистического. Дифференциальный по углам коэффициент рассеяния излучения (индикатриса рассеяния) u5(r,Q-»Q ) из направления движения Q в направление Q , где f - точка среды, определяет вероятность рассеяния фотона dPs в телесный угол dQ вблизи направления Q при прохождении пути dt вблизи точки г, если до рассеяния фотон двигался в направлении Q: dPs -\xs(r,Q- Q!)dldQ . Для изотропных сред справедливо соотношение u.J(F,Q- Q ) = (ii(r,Q Q) = (i5(F,Q,Q). При этом само рассеяние может быть неизотропным, т.е. вероятность рассеяния на разные углы может быть разной.
Оптическая томография при использовании частотно-модулированного излучения
Для определения ц5 в диапазоне длин волн 600-1000 нм при комнатной температуре применялась система с пространственным разрешением. Обратно-вышедшее излучение регистрировалось при различном г с помощью спектрографа. При уже известном значении \ьа, редуцированный коэффициент рассеяния определялся с помощью (1.17) и аналитического решения диффузионного уравнения для непрерывного излучения. Полученные результаты сравнивались с результатами, полученными с помощью системы с временным разрешением, в которой для генерации излучения в диапазоне длин волн 600-700 нм использовался импульсный лазер на красителях с синхронизацией мод, а в диапазоне 705-1050 нм - титан-сапфировый лазер с синхронизацией мод. Система регистрации представляла собой МФЭУ R1564U, подключённый к плате SPC-134 (Becker&Hickl, Германия), работающей в режиме РОФВК. Определение оптических характеристик было выполнено по ВР в приближении полубесконечной СРС (1.12) при условии, что коэффициент диффузии не зависит от \ia, т.е. D = l/(3\i s) [44]. Для анализа использовалась та часть кривой рассеянного пика, интенсивность которой по переднему фронту была больше 80 % от максимальной, а по заднему фронту не менее 1% от минимальной.
В работе [45] выполнено сравнение значений оптических характеристик, полученных с помощью трёх различных экспериментальных систем на длинах волн 660 нм и 785 нм. Первые две являлись системами с пространственным и временным разрешением, с помощью которых выполнялась регистрация обратно-вышедшего излучения, а третья представляла собой интегрирующую сферу. В экспериментах с интегрирующей сферой измерялось ослабление излучения при коллимированном пропускании, а также регистрировались значения диффузного пропускания и отражения излучения не только на длинах волн 660 нм и 785 нм, но и в диапазоне от 550 до 800 нм.
Для проведения исследований из эпоксидной смолы с отверждающим компонентом был изготовлен набор из 25 модельных объектов, каждый из которых имел высоту 5.5 мм и диаметр 6.5 мм. Оптические характеристики объектов варьировались, при этом для увеличения коэффициента поглощения использовался порошок тонера для копировальных аппаратов, а для увеличения коэффициента рассеяния - порошок из частиц ТіОг В системе с пространственным разрешением в качестве источников излучения использовались два полупроводниковых лазера, а для регистрации применялся фотодиод. Определение оптических характеристик было выполнено с помощью алгоритма, предложенного в работе [46]. В системе с временным разрешением были использованы два импульсных полупроводниковых лазера с длиной волны излучения 660 нм и 785 нм (длительность импульса 70 пс, средняя мощность излучения 1-2 мВт) под управлением системы SEPIA (PicoQuant, Германия). В качестве детектора выступал ФЭУ R2566U, подключённый к плате SPC-300 (Becker&Hickl, Германия), работающей в режиме РОФВК. Оптические характеристики определялись по (1.12) при условии, что D = 1/(3і5 ). Излучение от интегрирующей сферы направлялось по оптоволокну на спектрограф 270М (SPEX, США) совмещённый с ПЗС камерой. В качестве источника излучения использовалась ксеноновая лампа мощностью 75 В. Экспериментальные объекты имели толщину порядка 1 мм. По результатам измерения ослабления излучения при коллимированном облучении был определен коэффициент экстинкции ц в соответствии с выражением (1.1), в котором \іа заменяется на JJ.. Используя полученные значения ц и результаты регистрации диффузного пропускания и отражения были определены все три оптические характеристики (ца, [is и g) при помощи алгоритма, предложенного в [47]. В результате исследования установлено, что величина отклонения значений [ia и р./, полученных на длине волны 660 нм и 785 нм с помощью трёх различных систем: не превышает 0.005 мм" и 10 %, соответственно. Для исследования оптических характеристик здоровой молочной железы iv vivo в работе [24] была использована модифицированная система с временным разрешением, в которой к источникам излучения с длинами волн 660 и 785 нм были добавлены ещё два (916 и 974 нм). Регистрирующая система представляла собой МФЭУ R3809-59 совместно с платой SPC-300 (Becker&Hickl, Германия). Использование четырёх длин волн позволило вычислить концентрацию четырёх основных компонентов биоткани. Экспериментальная система для исследования функциональной активности головного мозга взрослого iv vivo представлена в [48]. В системе был использован импульсный титан-сапфировый лазер Mai Tai (длина волны 785 нм, длительность импульса 100 фс, частота следования импульсов 80 МГц) производства фирмы Spectra-Physics (США). Предварительно было выполнено тестирование экспериментальной системы на 25 модельных объектах, взятых из [45]. Определение оптических характеристик было выполнено согласно (1.12). После сравнения полученных значений с результатами в [45] отмечено, что значения \ха меньше на 25-35 %, а значения \i s отличаются менее чем на 15 %. В нескольких работах [12, 15, 17, 25] использована система с временным разрешением, в которой для генерирования излучения на длине волны 610-695 нм использовался лазер на красителях с синхронизацией мод, а в диапазоне 700-1040 нм титан-сапфировый лазер. В качестве детектора использовался МФЭУ R1564U, подключённый к плате SPC-130 (Becker&Hickl, Германия), работающей в режиме РОФВК. Временное разрешение системы регистрации составляло менее 120 пс в красной области спектра и менее 180 пс в ИК области спектра. Процесс исследования молочной железы in vivo заключался в следующем [12]. Молочная железа слегка компрессировалась между двумя пластинами, затем выполнялась регистрация прямо-вышедшего и обратно-вышедшего излучения для разных длин волн при различных г = 2,3,4 см. Процесс регистрации всего спектра занимал около 30 мин. В зависимости от геометрии системы регистрации определение оптических характеристик здоровой молочной железы для всего спектра (610-1040 нм) было выполнено по (1.12) или (1.15), при условии D = l/(3\i s). Для анализа использовалась та часть кривой рассеянного пика, интенсивность которой по переднему фронту была больше 80 % от максимальной, а по заднему фронту не менее 1% от минимальной. Полученный суммарный спектр поглощения был использован для определения концентрации каждого из основных компонентов биоткани молочной железы. Для этого в выражение (1.16) подставлялись значения коэффициентов поглощения, полученные из спектров поглощения основных компонентов биоткани на основе литературных источников. В диапазоне от 705 до 930 нм была выполнена аппроксимация полученного спектра рассеяния выражением (1.17). Это связано с тем, что зависимость (1.17) нарушается при длине волны менее 700 нм, а свыше 930 нм возможно ошибочное определение значений \L S из-за влияния коэффициента поглощения воды, значения которого близки к максимальным в этом диапазоне длин волн [14]. В работе [49] представлено аналитическое выражение для ДВПФ в плоской СРС, состоящей из нескольких однородных слоев. Выполнена экспериментальная апробация модели для определения оптических характеристик двухслойной СРС, слои которой были выполнены из интралипида с тушью и полиэфирной смолы с добавкой ТЮ2. В работе отмечено, что значения ца и [i s были получены с 30 % ошибкой. В качестве источника излучения использовался непрерывный ЛД (длина волны 786 нм), а в качестве детектора - ПЗС камера.
Экспериментальная установка для исследования прохождения импульсного оптического излучения через сильнорассеивающую среду
Подходы к трансмиссионной оптической томографии (ТОТ) начали рассматриваться с начала 90-х годов. Ранние работы были сфокусированы на методах выделения баллистических и приосевых фотонов при регистрации ВР лазерного импульса, прошедшего через слой СРС с неоднородностью [77]. Как известно, баллистические фотоны подчиняются закону экспоненциального ослабления, поэтому для реконструкции пространственного распределения коэффициента экстинкции можно использовать математический аппарат традиционной вычислительной томографии, опирающийся на преобразование Радона. Однако, первоначально исследователи ограничивались измерением проекционных данных, не пытаясь осуществить полную реконструкцию. Процесс исследования заключался в линейном сканировании СРС с неоднородностью и регистрации той части ВР, которая соответствовала баллистическим фотонам. Сканирование выполнялось путём синхронного перемещения источника и детектора вдоль одной из сторон объекта. По величине ослабления баллистической компоненты определялось месторасположение и геометрические размеры неоднородности в СРС. Этот метод позволяет получить очень хорошее пространственное разрешение - порядка диаметра пучка излучения (1-2 мм). В подобных экспериментальных системах, использовались полупроводниковые импульсные лазеры, а временное разрешение составляло порядка 50 пс [39].
Подобный метод слабо применим при исследовании биологических объектов, т.к. характерная длина свободного пробега фотонов для большинства биотканей составляет порядка 1 мм, т.е. после прохождения достаточно толстого слоя (более 5 мм) баллистических фотонов практически нет. Поскольку в этом случае регистрируются преимущественно рассеянные фотоны, математический аппарат традиционной рентгеновской томографии непосредственно нельзя применить к ТОТ, так как он создавался в предположении чисто поглощающей среды, когда вероятность рассеяния считается пренебрежимо малой.
Ввиду сложности описания процесса распространения оптического излучения через неоднородные биологические СРС, как правило, используется ряд предположений, упрощающих описание этого процесса. Поскольку задача полной томографической реконструкции в настоящее время не решена, можно говорить о приближенной томографической реконструкции - оптическом исследовании биологических объектов. В настоящее время существует ряд прототипов систем для ТОТ, которые можно разделить на три группы, в зависимости от типа используемого излучения: непрерывного (ТОТ для непрерывного излучения), частотно-модулированного (ТОТ в частотной области) или импульсного (ТОТ во временной области) [78].
Процесс оптического исследования проходит в несколько этапов. На первом этапе по результатам регистрации прошедшего через СРС излучения для всех положений источников и детекторов определяются исходные проекционные данные. На втором этапе, на основе проекционных данных с помощью различных приближенных алгоритмов реконструкции [77-89] определяются численные значения оптических характеристик в каждой точке исследуемого объекта -решается обратная задача. На третьем этапе выполняется визуализация пространственных распределений оптических характеристик неоднородной СРС. Полученные при этом численные значения оптических характеристик не являются точными значениями. Кроме того, сильное рассеяние оптического излучения приводит к плохому пространственному разрешению (не лучше 5-Ю мм).
Результаты реконструкции оптических характеристик однородной модельной СРС используются не только в процессе калибровки «экспериментальной системы, но и в качестве опорной информации для повышения точности алгоритмов реконструкции при исследовании in vivo. По размерности пространства в алгоритмах реконструкции различают системы для двумерной [90, 91] и трёхмерной ТОТ [92-95]. В последнем случае необходимо различать представление трёхмерного объекта в виде набора параллельных двумерных слоев [96], где решается набор двумерных обратных задач, и собственно трёхмерный случай, когда решается именно трёхмерная обратная задача.
В настоящее время в системах для ТОТ при решении трёхмерной обратной задачи применяются плоская и цилиндрическая геометрии измерений. Плоская геометрия измерений [95, 97] (рис. 1.10, а) применяется при исследовании молочных желёз, при этом сканирующая система представляет собой две плоскопараллельные пластины, к одной из которых прикреплены входные ОВ источников, а ко второй - выходные ОВ детекторов. Следует отметить, что конфигурация расположения ОВ может отличаться от представленной на рис. 1.10, а. Во время исследования молочная железа располагается между сканирующей системой и подвергается слабой компрессии. Процесс сканирования заключается в следующем: излучение от лазера через оптоволоконный переключатель направляется последовательно на каждое из ОВ источников, при этом регистрация прошедшего через СРС излучения осуществляется всеми детекторами одновременно. Следует отметить, что вне зависимости от геометрии измерений, в случае решения двумерной обратной задачи, регистрация прошедшего через объект излучения осуществляется детекторами, расположенными в одной плоскости с источниками.
Цилиндрическая геометрия измерений (рис. 1.10, б) применяется для исследований in vivo молочных желёз [95, 97, 98], головного мозга новорождённого [94], конечностей [99, 100]. В этом случае процесс сканирования тот же, а сканирующая система представляет собой одно или несколько колец. По окружности каждого из колец в шахматном порядке расположены ОВ источников и детекторов. В настоящее время ряд экспериментальных систем используется для исследования in vivo биологических объектов: молочных желёз, головного мозга новорождённого, конечностей. Наиболее широко представлены системы для исследования молочных желёз, некоторые из которых проходят стадию клинических испытаний или уже разрешены для применения в клинической практике. Подобные системы представляют собой стол с углублением, вокруг которого размещается сканирующая система. Для улучшения оптического контакта с молочной железой углубление заполняется иммерсионной жидкостью [95, 96, 98], которая представляет собой модельную СРС, значения оптических характеристик которой соответствуют значениям биоткани молочной железы. В некоторых прототипах, использующих круговую геометрию измерений, применяются дополнительные приспособления, которые позволяют осуществлять точное позиционирование и коррекцию степени контакта каждого ОВ с исследуемой молочной железой [93].
Программно-аппаратный комплекс для исследований внутренних структур методом трансмиссионной оптической томографии
Система, разработанная в университете г. Пенсильвания (США) [95] является гибридной ТОТ системой, в которой применяется две системы регистрации ЧМ излучения: с помощью ПЗС камеры, что позволяет выполнять регистрацию с высокой скоростью, и с помощью ЛФД; что позволяет реконструировать коэффициенты поглощения и рассеяния. Внешне экспериментальная система представляла собой стол с прямоугольным углублением, снизу которого располагались источники излучения, генератор и управляющая электроника (рис. 1.23). Во время исследования обе молочные железы пациентки помещались в углубление размером 60x22x23 см, заполненное иммерсионной жидкостью, и подвергались незначительному сжатию между двумя компрессионными пластинами (рис. 1.24). В системе была использована плоская схема сканирования. Иммерсионная жидкость имела оптические характеристики, близкие к оптическим характеристикам молочной железы на длине волны 786 нм (да =0.005 мм"1, [is = 0.8 мм 1), и представляла собой раствор интралипида с чёрной тушью в воде.
В системе было использовано 4 лазерных диода с длиной волны 690, 750, 786 и 830 нм, частотой модуляции 70 МГц, глубиной модуляции 86 %, 99 %, 72 % и 67 %, соответственно. Излучение через оптоволоконный переключатель последовательно направлялось на матрицу (9x5) из 45 источников, расположенную на одной из компрессионных пластин (рис. 1.24, б). Для регистрации прошедшего через рассеивающую среду излучения на противоположную компрессионную пластину, выполненную из не отражающего прозрачного покрытия, фокусировалась ПЗС камера NTE-1340 (Roper Scintific, США) с матрицей 1340x1300 пикселей (рис. 1.24, а). Непосредственно перед ПЗС камерой устанавливался светофильтр для подавления внешнего светового излучения. излучения, которое через 8 выходных ОВ детекторов, направлялось на 8 ЛФД (Hamamatsu С5331-04). Определение фазы и амплитуды обратно рассеянного излучения выполнялась с помощью гомодинного метода регистрации. Для визуализации были разработаны алгоритмы 3-ёх мерной реконструкции [27, 82], при этом реконструированные значения оптических характеристик однородной иммерсионной жидкости использовались в качестве исходной информации при реализации алгоритма.
С помощью данной системы реконструированы пространственные распределения ц и \ха сильнорассеивающих модельных объектов и молочных желёз нескольких пациентов при исследованиях in vivo (рис. 1.25) [104]. В результате исследования здоровой молочной железы получены следующие значения: ия =0.0041 ±0.0025 мм"1, \y s =0.85 ±0.21 мм"1 на длине волны 786 нм [147]. Эти результаты в целом совпадают с результатами, полученными в [148] in vivo. При этом, по сравнению с результатами in vitro, значение ца вдвое больше, что связано, по-видимому, с уменьшением объёма крови в биоткани при исследованиях in vitro.
В 16 канальной системе, разработанной в Университете технологии Г.Хельсинки (Финляндия) [149, 150, 151] выполнялась ЧМ модуляция излучения двух ЛД (760 и 830 нм) на частоте 100.004 МГц. С помощью одного из оптоволоконных переключателей осуществлялся выбор ЛД, а с помощью второго излучение направлялось в 16 оптоволокон источников. Регистрация сигнала осуществлялась 16 ФЭУ Hamamatsu Н6780-20. Регистрация сигнала от детектора и опорного сигнала от второго генератора (100.009 МГц) осуществлялась гетеродинным методом с частотой 5 кГц. С помощью двух многоканальных плат PCI-6052E (National Instruments, США) осуществлялась одновременная передача НЧ сигналов от всех 16 детекторов в ПК для последующего вычисления смещения фазы и амплитуды. Цилиндрическая система сканирования располагалась вплотную к исследуемому объекту и состояла из двух колец одинакового диаметра, по окружности каждого располагались 8 ОВ источников и 8 ОВ детекторов. В работе представлена реконструкция цилиндрического объекта СРС выполненного из эпоксидной смолы (ц4=1мм" , ц.а =0.01 мм"1) диаметром 40 мм с двумя (ua,2u;), {2\ia,\i!s) или тремя (\ia,5\i s), (2ца,2ц;), (5ца, \i s) цилиндрическими неоднородностями диаметром 7 мм каждая. В колледже г. Дартмута (США) разработана система для получения оптических томограмм молочных желез [152]. В системе используются 6 лазерных диодов с длинами волн 660, 761, 785, 808, 826, 849 нм излучение которых модулировалось на частоте 100 МГц, затем, через оптоволоконный переключатель 6x1 направлялось в 16 ОВ источников. Прошедшее через исследуемый объект излучение через 16 ОВ детекторов регистрировалось с помощью 16 ФЭУ Hamamatsu R6537. Регистрация сигнала от детектора и опорного сигнала от второго генератора (100.0001 МГц) осуществлялась гетеродинным методом на частоте 1 кГц.
Вокруг цилиндрической сканирующей системы размещались 16 моторизированных линеек, перемещением которых достигался максимально плотный контакт ОВ источников и детекторов с исследуемой молочной железой. Для получения набора двумерных сечений исследуемого объекта сканирующая система перемещалась на 20 мм по вертикали. В результате реконструкции [83, 84] из набора двумерных сечений были получены трёхмерные оптические изображения цилиндрических рассеивающих объектов с различными неоднородностями, а также молочных желёз in vivo [85, 154].
В Гарвардском медицинском колледже (США) впервые выполнен эксперимент, в котором выполнялось одновременное получение in vivo проекционных изображений молочных желёз рентгеновским и оптическим методом [97, 155]. Изображения (рентгеновские маммограммы) рентгеновским методом были получены с помощью системы маммографического томосинтеза. Для получения оптических изображений была сконструирована система для ТОТ в частотной области с плоско-параллельной системой сканирования (рис. 1.26, а), в которой использовалось два ЛД (длина волны 785 и 830 нм, мощность излучения 8 мВт, частота модуляции 70 МГц).
С помощью оптоволоконного переключателя 2x1 осуществлялся выбор одной из длин волн, а с помощью оптоволоконного переключателя 1x40 излучение направлялось в 40 ОВ источников, расположенные с шагом 1 см на нижней компрессионной пластине (рис. 1.26, б). Для регистрации излучения использовались 9 ЛФД Hamamatsu С5331-04. В экспериментальной системе не удалось реализовать одновременное получение изображений рентгеновским и оптическим способом в связи с тем, что изготовление полностью прозрачных для рентгеновского излучения плоско-параллельных компрессионных пластин оказалось невозможным. Поэтому сами пластины были выполнены быстросъёмными. Это позволило сократить до 90 с время, затрачиваемое на оптическое исследование, которое выполнялось его в три этапа.
Во-первых, в течении 60 с выполнялось оптическое исследование при стандартной для рентгеновской маммографии компрессии молочной железы, затем быстросъемные пластины убирались, и, без изменения положения молочной железы, выполнялась рентгеновская маммограмма. Во время рентгеновской маммограммы регистрация излучения осуществлялась плоско-панельным кремниевым детектором от системы маммографического томосинтеза. Система томосинтеза позволяла выполнять трёхмерную реконструкцию молочной железы по 11 проекциям. Регистрация проекций осуществлялась при поворотах с шагом 5 по дуге в 50. В результате оптического исследования реконструировалось пространственное распределение коэффициента поглощения молочной железы.
