Содержание к диссертации
Введение
ГЛАВА 1. Микроволновая радиотермометрия в медицинской практике 12
1.1. Физические основы теплового излучения 12
1.2 .Теплообмен в биологическом объекте 14
1.3. Тепловые методы диагностики и динамика опухолевых процессов 14
1.4. Микроволновая радиотермометрия в медицине 17
1.4.1. История развития микроволновой радиотермометрии 17
1.4.2 Современное положение микроволновой радиотермометрии 22
1.5. Современные антенны-аппликаторы медицинского назначения 32
1.6. Выбор оптимального варианта построения антенн-аппликаторов для измерения собственного излучения биологических объектов 49
1.7. Основные выводы и результаты 53
ГЛАВА 2. Математическое моделирование объекта исследований 56
2.1. Основные принципа микроволновой радиотермометрии 56
2.2. Электрическое поле антенны в приближении плоской волны 58
2.3. Затухание электромагнитных волн в биологических тканях 62
2.4. Численное решение уравнений Максвелла 64
2.5. Результаты моделирования поля антенны в ближней зоне 72
2.5.1. Исследуемая структура биологического объекта 72
2.5.2. Распределение электрического поля антенны в поперечном сечении 73
2.5.3. Изменение электрического поля антенны по глубине 79
2.5.4. Исследование радиометрической весовой функции антенны 81
2.6. Расчёт повышения радиояркостной температуры в биологической
ткани при наличии злокачественной опухоли з
стр.
2.7. Исследование антенн-аппликаторов, применяемых в маммологии 91
2.8. Оценка влияния слоистости биологической ткани на определение интенсивности радиотеплового излучения 94
2.9. Основные выводы и результаты 95
ГЛАВА 3. Математическое моделирование теплового поля биологического объекта 98
3.1. Математическое моделирование теплового поля в биологических тканях при наличии злокачественной опухоли 98
3.2. Математическое моделирование тешюобменных процессов биологических тканей 107
3.2.1. Учёт влияния тепловыделениие и кровотока опухоли, размера и теплопроводности МЖ 107
3.3.1. Учёт влияния факторов внешней среды 118
3.2.1. Аппроксимационная функции для нормальной МЖ 121
3.3. Основные выводы и результаты 121
ГЛАВА 4. Разработка и исследование гаммы антенн аппликаторов медицинского назначения 123
4.1. Система характеристик для сравнения антенн-аппликаторов 123
4.2. Глубина и размеры области измерения радиояркостной температуры 126
4.3. Разрешающая способность антенн-аппликаторов 126
4.4. Затухание электромагнитного поля по глубине 129
4.5. Конструкции исследуемых антенн-аппликаторов 130
4.6. Антенны-аппликаторы на базе круглых волноводов 132
4.7. Антенны-аппликаторы на базе прямоугольного волновода 135
4.8 .Печатные (плоские) антенны-аппликаторы 136
4.9. Рамочная антенна 138
4.10. Результаты расчётов различных антенн-аппликаторов 13 стр.
4.11. Двухдиапазонная антенна-аппликатор диаметром 32 мм 147
4.12. Миниатюрные антенны-аппликаторы 151
4.13. Основные выводы и результаты 15 3
ГЛАВА 5. Применение гаммы антенн-аппликаторов в различных областях медицины 154
5.1. Теоретическое обоснование применения антенн-аппликаторов в микроволновой радиотермометрии головного мозга 154
5.1.1. Математическое моделирование собственного излучения тканей головного мозга человека в микроволновом диапазоне 154
5.1.2. Результаты моделирования собственного излучения головного мозга в микроволновом диапазоне 159
5.2. Исследование эффективности выявления теплоаномалий биологических тканей с различными электрофизическими свойствами 164
5.3. Практическое использования разработанных антенн-аппликаторов
5.3.1. Применение в экспериментальной онкологии 169
5.3.2. Применение в маммологии 173
5.3.3. Применение в диагностике заболеваний головного мозга 176
5.3.4. Применение в диагностике заболеваний сонных 180
5.4. Основные выводы и результаты 183
Основные выводы 185
Список литературы
- Тепловые методы диагностики и динамика опухолевых процессов
- Численное решение уравнений Максвелла
- Математическое моделирование тешюобменных процессов биологических тканей
- Затухание электромагнитного поля по глубине
Введение к работе
Актуальность работы
В связи с увеличением продолжительности жизни и старением населения в развитых странах, несомненным улучшением ситуации в лечении и профилактике сердечно-сосудистых заболеваний, всесторонним развитием техносферы, смертность от онкологических заболеваний выходит на первое место. Традиционные методы диагностики позволяют выявлять уже сформировавшиеся опухоли на "клинически поздних" стадиях развития. В работах (M. Gautherie, 1980; Л.М. Бурдина, 2006; Н.И. Рожкова, 2007) показано, что изменения температуры тканей биологических объектов (БО) предшествуют появлению опухолей и могут служить ранним диагностическим признаком. Поэтому в настоящее время особое внимание уделяется расширению возможностей технических средств высокочувствительных пассивных неивазивных методов исследования тепловых полей БО. Сегодня основным средством измерения температуры БО является инфракрасный термограф, который визуализирует тепловое поле кожных покровов. Часто требуется выявлять не только тепловые аномалии кожи, но и внутренних тканей. Информацию о температуре внутренних тканей позволяет получить микроволновая радиотермометрия (МР), основанная на измерении мощности собственного излучения БО в микроволновом диапазоне. Исследования, проводившиеся в течение ряда лет в РФ и за рубежом, показали высокий диагностический потенциал МР (A.H. Barrett, 1975; Ю.В. Гуляев, 1991; В.С. Троицкий, 1987; С.Н. Колесов, 1993; А.В. Вайсблат, 2001; С.Г. Веснин, 2010; В.С. Кубланов, 2012). В современной медицине МР используется преимущественно для диагностики заболеваний молочных желёз (МЖ). Очевидно, применение МР не должно ограничиваться маммологией. Необходимо создать универсальный прибор, способный неинвазивно выявлять тепловые аномалии. Для этого необходимо разработать гамму антенн-аппликаторов (АА) различных размеров, т.к. используемые в настоящее время АА имеют достаточно большие размеры (0>30 мм) и не всегда подходят для обследования таких органов как: щитовидная железа, позвоночник, суставы, головной мозг (ГМ).
Цель работы
Разработка и исследование гаммы АА для расширения области применения МР.
Для достижения цели работы были поставлены и решены следующие задачи:
-
Создание математической модели метода МР.
-
Разработка методики проектирования АА медицинского назначения.
-
Исследования эффективности функциональных характеристик разработанных АА.
-
Медико-биологические исследования эффективности разработанных АА.
Методы исследования
Поставленные задачи решались на основе теории биотехнических систем, на основе методов математического моделирования БО, методов проектирования программного обеспечения, метода конечных элементов, методов численной электродинамики, методов СВЧ-электроники и схемотехники.
Научная новизна
-
-
Разработана математическая модель собственного электромагнитного излучения биологических тканей, основанная на численном решении уравнений Максвелла для многослойной среды с потерями и уравнения тепломассопереноса с учётом кровотока и биофизических параметров исследуемого органа.
-
Создана методика проектирования АА медицинского назначения, основанная на численном интегрировании электрического поля (ЭП) антенны в ближней зоне и поля температур БО.
-
На основе теоретических и экспериментальных исследований установлено, что разработанная АА диаметром 32 мм позволяет:
выявлять острые нарушения мозгового кровообращения (ОНМК) по ишемическому типу;
оценивать степень поражения ГМ;
назначать эффективную терапевтическую коррекцию.
-
На основании теоретических и экспериментальных исследований разработана новая конструкция АА, реализованная на основе волновода круглого сечения, находящегося в коническом корпусе и заполненного диэлектриком с высоким значением диэлектрической проницаемости, на основе которой возможно:
создание АА диаметром в интервале от 5 до 25 мм;
проведение измерения собственного излучения без специальной экранировки помещения;
использования метода МР в диагностике заболеваний МЖ, щитовидной железы, суставов, позвоночника, в том числе в педиатрии.
Практическая ценность
Результаты диссертационной работы использованы в материалах двух НИОКР (ГР № 01201064148, 2010; ГР № 01201066503, 2011) и одной НИР (ГР №01201172200, 2011). АА внедрены в серийное производство медицинских радиотермометров «РТМ-01-РЭС» в ООО "Фирма РЭС" и используются в: маммологии - для контроля терапии больных раком МЖ при химиотерапии в Испании (Hospital Universitari Arnau De Vilanova, Lleida); неврологии - ГКБ №64 (г. Москва) для диагностики и лечения ОНМК; в научных исследованиях, связанных с диагностикой заболеваний сонных артерий и прогнозирования риска развития инсульта в Англии (Bolton University) и Греции (First Department of Cardiology, Hippokration
Hospital, Athens), в НИИ экспериментальной диагностики и терапии опухолей РОНЦ им.Н.Н. Блохина для мониторинга внутренней температуры мышей при воздействии противоопухолевой терапии. Результаты проведённых исследований внедрены в учебный процесс факультета "Биомедицинская техника" МГТУ им. Н.Э.Баумана.
Научные положения, выносимые на защиту
-
Математическая модель собственного излучения БО, основанная на численном решении уравнений Максвелла для многослойной среды с потерями и уравнения тепломассопереноса с учётом кровотока и биофизических параметров исследуемого органа, позволяет оценивать влияние теплофизических параметров опухоли и окружающих её тканей на радиояркостную (РЯ) температуру, и для конкретной АА и исследуемого органа определить объём, в котором производится измерение внутренней температуры.
-
Разработанное программно-алгоритмическое обеспечение позволяет рассчитывать, визуализировать и оптимизировать функциональные характеристики АА.
-
Разработанные АА на основе круглого волновода, заполненного диэлектриком с высоким значением диэлектрической проницаемости, позволяют проводить измерение РЯ температуры малоразмерных объектов и по сравнению с плоскими АА имеют большую глубину выявления тепловых аномалий, меньшие размеры, большую разрешающую способность.
-
Разработанная гамма АА позволяет расширить область применения МР и выявлять тепловые аномалии различных органов без экранировки помещения.
Апробация работы
Апробация работы проведена на научном семинаре факультета «Биомедицинская техника» МГТУ им. Н.Э. Баумана. Основные положения диссертации докладывались и обсуждались на научно- технических конференциях: 12-й и 13-й конференциях «Медико- технические технологии на страже здоровья»; 6-й, 7-й Российско- Баварской конференциях по биомедицинской технике (2010, 2011); международной научно-технической конференции «Радиолокационные системы малой и сверхмалой дальности» (2010); 5-й Троицкой конференции «Медицинская физика и инновации в медицине» (2012); 4-ом съезде биофизиков России (2012); 14 сессии московского научного общества анестезиологов-реаниматологов (МНОАР-2013).
Публикации
По теме диссертации опубликовано 12 работ, из них 4 в изданиях, рекомендованных ВАК Министерства образования и науки РФ.
Структура и объём работы
Тепловые методы диагностики и динамика опухолевых процессов
Необходимо отметить, что 75% всей жизни опухоли проходит в течение доклинической фазы развития, и только 25%) проходит на глазах пациента и врача (рис. 1.1). В среднем доклиническая фаза длится 8-10 лет. «Клинически раннее» обнаружение опухоли с медицинской точки зрения, является «поздним», поэтому целесообразно вместе с физическими методами диагностики использовать другие неинвазивные методы, позволяющие диагностировать опухолевый процесс на доклинической фазе развития [42].
Выдающийся французский учёный М. Gautherie в течение 16 лет исследовал тепловыделение злокачественных опухолей и результаты своих исследований изложил в работах [2, 40, 43], где показал, что быстрорастущие агрессивные опухоли с малым ВУ имеют высокое тепловыделение. Экспериментальные данные, полученные М. Gautherie, представлены на графике (рис.П.2[2]). В соответствии с этими данными с помощью тепловых методов диагностики в первую очередь будут выявлены опухоли с наибольшей степенью злокачественности (с большим тепловыделением и малым ВУ), т.к. при быстром агрессивном развитии опухоли повышаются затраты энергии клетками опухоли, интенсифицируются процессы обмена, и больше энергии рассеивается в тканях, окружающих опухоль. Повышение тепловыделения в БО при наличии опухоли можно объяснить использованием клетками опухоли анаэробного гликолиза в процессе своей жизнедеятельности. В 1924 г. немецкий учёный О. Варбург обнаружил, что опухолевые клетки способны получать энергию (молекулы АТФ) за счёт «молочнокислой ферментации» без использования кислорода и расти за счёт энергии этого процесса [44]. Таким образом, клетки опухоли могут выжить в условиях недостатка кислорода. При интенсивном использовании анаэробного гликолиза рассеивается значительно больше энергии. В частности при аэробном дыхании в нормальных клетках глюкоза распадается через пировиноградную кислоту до углекислого газа и воды (СО2+Н2О). В результате распада 1 молекулы глюкозы образуется 36 молекул АТФ и 356 ккал идёт на нагревание клетки. При анаэробном дыхании для получения тех же 36 молекул АТФ требуется 18 молекул глюкозы преобразовать в молочную кислоту. При этом на нагревание клетки идёт в три раза больше энергии (1116 ккал), что приводит к повышению температуры опухоли и окружающих её тканей[45]. Кроме удельного тепловыделения, влияющего на повышение температуры в злокачественной опухоли, имеет место существенная васкуляризация опухоли и окружающих её тканей согласно данным [46]. Японские учёные проводили инвазивные измерения температуры внутри злокачественной опухоли и измерения плотности микроваскулярной сети опухоли, характеризующей ангиогенез. Они обнаружили высокую корреляцию между повышением глубинной температуры тканей, окружающих опухоль, и плотностью микроваскулярной сети опухоли. Следовательно, внутренняя температура является не только показателем уровня метаболизма тканей, обусловленного повышением удельного тепловыделения опухоли вследствие анаэробного дыхания, но и показателем ангиогенеза, посредством которого также происходит повышение температуры в области расположения опухоли. Кроме того, необходимо отметить, что тепловые изменения происходят не только при канцерогенезе, но и при воспалительных заболеваниях, при сосудистых патологиях, повышенной пролиферации и атипичных изменениях и другой патологии.
Микроволновая радиотермометрия в медицине 1.4.1. История развития микроволновой радиотермометрии В 1956 г. канадский учёный R.Lawson установил, что температура кожи повышается на проекции злокачественной опухоли [47]. Это закономерность легла в основу диагностики РМЖ методами ИК-термографии, позволяющей измерять температуру кожи. ИК-термография получила широкое распространение в 60-70х гг. XX века. Т.к. толщина излучающего слоя БО в ИК-диапазоне составляет не более 100 мкм, то ИК-термографы не позволяют измерить температуру в области злокачественной опухоли, расположенной в глубине тела.
В 1975 г. использовать информацию о собственном излучении БО в микроволновом диапазоне для диагностики различных заболеваний предложил американский радиоастроном А.Н. Barrett. Он опубликовал статью в журнале «Science» [16], в которой представил результаты измерений температуры МЖ тысячи женщин в сантиметровом (длина волны - 9.1 см) и дециметровом (длина волны - 23 см) диапазонах. Результаты наглядно демонстрировали возможность использования полученной информации для выявления РМЖ [16-18]. Дело в том, что ткани БО относительно прозрачны для электромагнитных волн микроволнового диапазона, что позволяет измерять мощность собственного излучения тканей на глубине нескольких сантиметров. Для приёма теплового излучения А.Н. Barrett применял дайковский супергетеродинный приёмник, широко используемый в радиоастрономии. Данный приёмник был построен по схеме Дайка, на основе которой ранее были созданы радиометры, используемые для измерения температуры удалённых источников в радиодиапазоне[48]. В качестве источника калибровочного сигнала использовался шумовой диод. А.Н. Barrett в качестве АА использовал открытый с одного конца отрезок прямоугольного волновода.
При измерениях внутренней температуры МЖ пациентка находилась в положении лежа. Сначала АА устанавливалась на одну из точек правой МЖ и находилась в этом положении 15 секунд, в течение которых приёмник производил интегрирование шумового сигнала, и далее микропроцессор преобразовывал измеренный сигнал в температуру. Затем АА перемещалась на симметричную точку противоположной МЖ на следующие 15 секунд. Процесс продолжался до тех пор, пока не были проведены измерения в 9 точках каждой МЖ. Затем производилась обработка измеренных 18 значений температуры для каждой пациентки. Для того чтобы найти наилучший способ разделения пациентов с РМЖ и пациентов в норме, А.Н. Barrett испытал много математических комбинаций измеренных величин. В конечном счёте он установил, что наиболее эффективным признаком для выявления РМЖ является максимальная термоасимметрия (максимальная разница температур между правой и левой МЖ в симметричных точках).
Исследования электромагнитных полей человека в микроволновом диапазоне в РФ начались в 70-х гг. прошлого века. В Н. Новгороде была создана знаменитая научная школа под руководством B.C. Троицкого [15]. Был организован целый научный отдел, целью которого было исследование микроволнового излучения тела человека. Исследования в Н. Новгороде проводились в двух направлениях. С одной стороны, осуществлялась разработка приборов и АА для приёма собственного излучения тканей [49-51], с другой стороны, проводились работы по использованию разработанной аппаратуры для диагностики различных заболеваний [8,13,22,52-57]. Применялись радиометры, работающие в дециметровом диапазоне частот, для неинвазивных измерений температуры тканей БО на глубине 3 -5 см. Были разработаны приборы и АА, работающие в диапазоне длин волн 8-40 см, а также гаммы вибраторных АА для каждого частотного диапазона. Приборы использовались в маммологии для диагностики РМЖ, в гинекологии, для диагностики заболевания позвоночника, проводились исследования тепловых изменений ГМ. Работы велись в лаборатории термодиагностики под руководством С.Н. Колесова [8] и в онкологическом центре под руководством И.Г. Терентьева[58].
Численное решение уравнений Максвелла
Выражения для других компонент векторов Е и Н получаются аналогичным образом (2.52) и (2.53). Программа решает уравнения Максвелла в конечно-разностной форме (2.52), (2.53), причём значения компонент поля на каждом новом шаге находятся по значениям на предыдущих шагах. На таком итерационном процессе основан метод численного расчёта FDTD [170]. Исследуемая среда БО представляет собой многослойную структуру (рис.2.5): кожа, слой МЖ, мышцы, злокачественная опухоль и т.д. Каждый слой характеризуется своей толщиной, диэлектрической проницаемостью и электропроводностью в выбранном частотном диапазоне. Для разных областей применения MP строится своя модель слоистой структуры БО. Например, для тканей МЖ обычно используется модель, представленная на рис.2.5. Все слои модели БО изотропны по физическим свойствам. Программа автоматически создаёт сетку разбиения модели (рис.2.6), причём шаг сетки неравномерный для различных подобластей модели. Число элементов, на которые разбивается модель, зависит от длины волны X. Для получения корректных результатов расчёта необходимо задать максимальные линейные размеры сетки разбиения (Lines per wavelength) и минимальный размер пространственной сетки разбиения (Smallest mesh step). Как правило, максимальные линейные размеры сетки разбиения должны составлять доли длины волны 1/10 (1/20) в среде БО (Ax=Ay=Az):
Поэтому приращение по времени было выбрано равным 30 пс. Точность расчёта напрямую связана с шагом дискретизации (Ах, Ay, Az).
Исследуемый БО помещён в металлический экран (рис.2.7). Размер экрана выбирается таким образом, чтобы он не влиял на результаты расчёта. Однако значительное увеличение размеров экрана приводит к росту времени вычислений и необходимой оперативной памяти. Поэтому при выборе размеров экрана необходим определенный компромисс. Очевидно, что размер экрана в первую очередь зависит от потерь в среде БО. Если выбрать экран больше 2d, где d - глубина проникновения плоской волны, определяется уравнением (2.28), то его влияние будет незначительным. В поперечном сечении размер среды выбирался также, как и в продольном сечении.
Сетка разбиения модели биологического объекта Поэтому на высоких частотах (3.8 ГГц) использовался экран размером 100 мм х 100 мм х (100 мм+На), где На - высота АА. На частоте 1.15 ГГц размер экрана увеличивали до 200 мм х 200 мм х (100 мм+На). При размере экрана 100 мм х 100 мм х (100 мм+На) (частота 3.8 ГГц, полоса частот 500 МГц) число элементов разбиения составляет 5520000. При размере экрана 200 мм х 200 мм х (100 мм+На) (частота 1.15 ГГц, полоса частот 200 МГц) число элементов разбиения составляет 632000. На границе исследуемой области тангенциальные составляющие ЭП равны нулю: действительные значения компонент ЭП E(x,y,z) антенны в среде БО. Данные значения для каждой точки среды можно представляются в виде таблицы и сохраняются отдельным файлом в коде ASCII с определённым шагом дискретизации. Шаг дискретизации был выбран 2 мм, т.к. при меньшем шаге невозможна дальнейшая обработка данных численных расчётов из-за нехватки вычислительных ресурсов ПК. После выполнения расчёта программа CST Microwave Studio 2010 позволяет получить данные по модулю и фазе коэффициента отражения и других характеристик АА, и провести первичный анализ проектируемой АА.
Как отмечалось в разделе 2.1 РЯ температура Trad, измеряемая медицинским РТМ, в соответствии с уравнением (2.3) определяется термодинамической температурой Т(г), ЭП антенны в ближней зоне Е (г) и электропроводностью а тканей БО. Поэтому при проектировании АА основное внимание уделяется изучению её ЭП Е (г). Рассмотрим ЭП антенны, построенной на основе круглого волновода. Двухдиапазонная помехозащищённая АА (о32 мм) представлена на рис.4.6. Описание конструкции АА представлено в разделах 4.6 и 4.11 главы 4. Расчёт проводился с помощью программы CST Microwave Studio 2010 по методологии, изложенной в разделах 2.1-2.4 на частоте 3.8 ГГц. Была разработана электродинамическая модель БО в виде многослойной структуры: кожа, ткань МЖ, мышцы (рис.2.9) аналогично рис.2.5. Каждый слой БО характеризовался определёнными биофизическими параметрами в выбранном диапазоне частот. Биофизические параметры слоев МЖ и опухоли представлены в таблице 7 приложения. Размер исследуемой области БО составил 100 мм х 100 мм х (100 мм+На). Ось АА расположена в центре исследуемой области при Х0=50 мм, Y0=50 мм. Толщина слоев модели БО: слой кожи - 2 мм, слой МЖ - 88 мм, слой мышц - 10 мм.
Математическое моделирование тешюобменных процессов биологических тканей
Расчёты показывают, температура в опухоли на 1.6-2.4 С выше температуры в симметричной точке противоположной МЖ. На рис.3.13 проиллюстрировано влияние кожи на распределения температуры в поверхностных слоях МЖ с опухолью и без опухоли. Наличие слоя кожи несколько увеличивает температуру на поверхности МЖ за счёт тепловых параметров кожи. Кожа выполняет барьерную функцию организма и играет активную роль в процессе терморегуляции, поэтому слой кожи необходимо учитывать в математических расчётах тепловых и электромагнитных полей.
Распределение температур в поверхностных слоях МЖ при наличии опухоли Известно, что температура кожи на проекции опухоли повышается на 1-2 С, это хорошо иллюстрирует рис.3.13, где представлена тепловое поле поверхностного слоя МЖ, а на левой МЖ в верхнем левом квадранте отчетливо заметна значительная гипертермия опухоли. Для МЖ с повышенным значением жировой ткани (kb=0.21 Вт/м-С) температура кожи, на один градус ниже, по сравнению с аналогичной температурой для МЖ с преобладанием железистой ткани
С возрастом изменяется процентное содержание жировой и железистой тканей в МЖ (происходит жировая инволюция), поэтому важное значение имеет моделирование температуры в МЖ с повышенным содержанием жировой ткани (kb=0.21 Вт/м-С - женщины старше 50 лет), т.к. РМЖ, в основном, заболевание женщин старшего возраста (50 лет и выше). На рис.3.14 представлено распределение температур в МЖ без опухоли, при различных значениях теплопроводности. Данные расчёта хорошо коррелируют с экспериментальными данными [1].
Анализ результатов моделирования МЖ с повышенным содержанием жировой ткани доказывает, что в пожилом возрасте (рис.3.14-3.16) термоаномалия, вызванная опухолевым процессом вносит более существенный вклад в РЯ температуру Trad. Данный факт также подтверждается электродинамическим моделированием, представленным в разделе 2.6.6, ткани с повышенным содержанием жировой ткани имеют более высокую радиопрозрачность, чем ткани с преобладанием железистого компонента. Поэтому злокачественные опухоли на фоне жировой ткани лучше выявляются микроволновым РТМ. Определяющую роль в формировании термоаномалии в МЖ с преобладанием жировой ткани, также как и в МЖ с железистым преобладанием имеет кровоток. На рис.3.15 представлены результаты моделирования температуры МЖ при наличии опухоли (для ткани с преобладанием жировой ткани). Сравнивая графики рис.3.16 и рис.3.8, можно увидеть, что при снижении теплопроводности тканей МЖ термоасимметрия в опухоли может повыситься с 1.65 С до 3.7 С при той же величине кровотока.
Интересно проанализировать как меняется температура в МЖ разных размеров. Для данного исследования были построены четыре модели МЖ различного размера (рис.3.17). Проведенные расчёты показывают, что при уменьшении размера МЖ, температура кожи повышается. Размеры МЖ задавались как показано на рис.3.17 д.
Результаты расчёта МЖ с учётом кровотока Различия в температуре достаточно существенны, максимально - 6 С. Учёт кровотока в МЖ с характерным размером А 10 мм не целесообразен, т.к. кровоток практически не влияет на распределение температур в МЖ. Различия в температуре достаточно существенны, максимально - 6 С. Учёт кровотока в МЖ с характерным размером А 10 мм не целесообразен, т.к. кровоток практически не влияет на распределение температур в МЖ. 36 35 (слева) совпадает с данными, полученными в ходе медицинских исследований и соответствует естественному градиенту температуры биологических тканей организма человека.
Важное значение в поиске термоаномалий имеет методика и условия проведения измерений (температура в комнате, наличие потоков воздуха и др.). На рис.3.20, 3.21 показаны результаты моделирования МЖ с опухолью при различной температуре окружающей среды Т (17 С, 21 С, 25С, 29С). Результаты моделирования показывают, что при повышении температуры в комнате, где проводится измерение, повышается температура кожи и тканей МЖ, кроме этого, существенно снижается термоасимметрия опухоли. Таким образом, на фоне высоких температур МЖ, сложнее выявить «горячую» опухоль. Поэтому измерение необходимо проводить при температуре окружающей среды - 19-23 С. На рис.3.22,3.23 представлены результаты влияния коэффициента теплообмена на распределение температур в МЖ.
Затухание электромагнитного поля по глубине
Корректность интерпретации полученной информации должна быть подтверждена в ходе дальнейнеших исследований в РОНЦ им. Н.Н.Блохина с помощью корреляционных исследований с применением инвазивных методов оценки функционального состояния и контроля эффективности лечения конкретной злокачественной опухоли в эксперименте. Дальнейшая разработка методик измерения глубинных температур в динамике и внедрение метода в клиническую практику позволит значительно повысить потенциал научно-обоснованного выбора тактики лечения для конкретного онкологического больного, оперативно проводить изменение проводимой терапии, максимально индивидуализировать процесс лечения, повысить его эффективность [197].
Применение в маммологии Разработанная в ходе диссертационной работы двухдиапазонная А А (о32 мм) внедрена в серийное производство микроволновых РТМ «РТМ-01-РЭС» в ООО «Фирма РЭС» как основная АА и поставляется в различные лечебные учреждения. Антенна нашла свое применение в традиционном использовании метода MP: диагностика заболеваний МЖ. Огромный потенциал MP заключается в диагностике и контроле лечения различных заболеваний МЖ. Малейшие изменения состояния МЖ приводят к изменениям тепловой активности их тканей. АА (о32 мм) позволяет оценить возникает ли повышение тепловой активности тканей МЖ, связанное с воспалением, пролиферацией, канцерогенезом, или имеют место процессы, при которых происходит снижение температуры (фиброзные изменения, жировая инволюция и т.д.). При наблюдении пациентов с фиброзно-кистозной мастопатией без выраженной пролиферации тепловые изменения незначительны и почти не отличаются от возрастной нормы. При воспалении или пролиферации с атипичными изменениями тепловая активность тканей возрастает. Около 80% пациентов с атипичными изменениями имеют значительные тепловые изменения тканей МЖ. Поэтому, наблюдая за пациентами с различными патологиями, врач может подбирать определённую тактику лечения и своевременно корректировать её[14].
При радиотермометрическом измерения внутренней температуры последовательно выполняются в 9 точках обеих МЖ и в аксилярных областях (рис.5.18). Врач прикладывает АА на исследуемую область (точку), ждёт пока показания стабилизируются (несколько секунд), далее на мониторе ПК появляется сигнал, разрешающий запись результатов измерений в ПК. Далее врач, нажав кнопку на датчике температуры, сохраняет текущее значение температуры в памяти ПК. Затем врач устанавливает датчик температуры «РТМ-01-РЭС» с одной МЖ на симметричную точку другой МЖ. Одновременно в тех же точках МЖ производятся измерения температуры кожи. Схема обследования МЖ представлена на рис.П.67.
По окончании процедуры измерения РЯ температуры ПО «РТМ-01 -РЭС» визуализирует результаты измерений: строится термограмма для оценки разности температур в одноименных точках правой и левой МЖ и поля температур обеих МЖ, где каждое значение температуры визуализируется определённым цветом. Участки МЖ с пониженной температурой визуализируются «холодными» цветами (синий, голубой), а с повышенной температурой - «тёплыми» цветами (розовый, красный). На рис.5.19, 5.20 представлены результаты измерений РЯ температуры и температуры кожи у пациентки, у которой выявлен рак правой МЖ. На границе верхних квадрантов, ближе к соску опухолевый узел, имеющий диаметр 2.5 см.
При использовании такого подхода отчётливо видны зоны тепловых аномалий, которые соответствуют расположению злокачественных опухолей и других аномалий. Подводя итог необходимо отметить высокую чувствительность MP при выявлении РМЖ, что открывает широкие возможности применения MP для проведения скрининговых исследований и выявления пациентов, нуждающихся во всестороннем обследовании.
Компьютерное моделирование собственного излучения ГМ человека в микроволновом диапазоне и теоретическая оценка характеристик разработанной А А (о32 мм) при работе с подчерепными тканями показали, что метод MP способен выявлять тепловые аномалии коры больших полушарий ГМ, и вклад подчерепных тканей в измеряемую РЯ температуру составляет -60%. В настоящее время в медицинской практике, связанной с сосудистыми заболеваниями ГМ, в нейрохирургии, в сосудистой хирургии и реаниматологии имеется потребность в методе и медицинском приборе для оперативного исследования тепловых процессов внутри ГМ. Метод MP, на основе которого планируется создание портативных термоэнцефалографов, позволяет неинвазивно выявлять и анализировать тепловые изменения внутренних тканей. Кости черепа относительно прозрачны для ЭМИ микроволнового диапазона. Поэтому, измерив, собственное излучение тканей ГМ в микроволновом диапазоне, можно получить информацию о температуре на глубине нескольких сантиметров, таким образом, неинвазивно выявлять тепловые аномалии ГМ. Экспериментальные исследования проводились в ГКБ № 64 реанимационном отделении №35 для больных с ОНМК (рис.5.21).
Измерения РЯ температуры ГМ человека проводились в 18-х точках с построением термокарт (по 9 точек для правой и левой частей головы), отмеченных кружками на рис.П.68 в процессе лечения и наблюдения за 40 пациентами до и после краниоцеребральной гипотермии (возраст пациентов 54-81 год, неврологический дефицит 12-19 баллов NIHSS). Всем 40 пациентам был поставлен диагноз ишемический инфаркт (инсульт) ГМ, подтверждённый данными КТ. Все пациенты получали многокомпонентную интенсивную терапию, включающую: инфузионную, ангио- и нейропротективную, противоотечную, антигипертензивную, посиндромную терапию, неинвазивную респираторную поддержку. Исследования проводились в специальном помещении с постоянной температурой и влажностью. В контрольной группе термокартирование проводили у здоровых человек (19 человек). Для температуры коры больших полушарий здорового человека характерно отсутствие заметной термогетерогенности в нормальных условиях окружающей Твоздух=250С, Ратм.=750 мм.рт.ст.). У здоровых лиц в от 24 до 30 лет температура мозга в среднем составила 36,7 С±0,2С. Температура ГМ при ишемическом инфаркте ГМ составляла в среднем 37,2±0, 2С. В области очага поражения и полутени температура коры ГМ достигала 39-42С в первые от начала заболевания, с тенденцией к нормотермии в 4-5 суток. Диапазон колебаний температуры в пораженном полушарии достигал 7-9С и демонстрировал уровень термогетерогенности ГМ. Четырёх часовой сеанс краниоцеребральной гипотермии приводил к понижению температуры обоих полушарий при ишемическом инсульте на 2-2,5С, включая область первичного очага и полутени.
Похожие диссертации на Антенны-аппликаторы для радиотермометрического исследования тепловых полей внутренних тканей биологического объекта
-
