Уникальный прибор. Томограф, который поет при виде женской груди Уникальный прибор сконструировали физики из международного

В современной науке для исследования внутреннего строения живых организмов существует много методов, но каждый из них даёт далеко не безграничные возможности. Один из перспективных методов, флуоресцентная микроскопия, основан на формировании изображения оптическим излучением, которое возникает внутри объекта или в результате собственного свечения вещества, или за счет специально направленного оптического излучения определенной длины волны. Но пока ученым приходилось довольствоваться лишь изучением объектов на глубине 0,5-1 мм, а дальше свет сильно рассеивается и отдельные детали не подлежат разрешению.

Группа ученых под руководством директора Института медицины и биологии при Центре имени Гельмгольца по изучению окружающей среды Василиса Нциахристиса и доктора Даниэля Разански разработала новый метод изучений микроскопических деталей в тканях.

Им удалось добиться получения трехмерных изображений внутренней структуры живых организмов на глубине 6 мм с пространственным разрешением менее 40 микрон (0,04 мм).

Что же нового придумали ученые из Центра имени Гельмгольца? Они последовательно посылали на изучаемый объект луч лазера под разными углами. Когерентное излучение лазеров поглощалось находящимся в глубоких тканях флуоресцентным белком, вследствие чего в этой области повышалась температура и возникала своего рода ударная волна, сопровождающаяся ультразвуковыми волнами. Эти волны принимались специальным ультразвуковым микрофоном.

Затем все эти данные отправлялись в компьютер, который в результате выдавал трехмерную модель внутренней структуры объекта.

В работе использовались плодовая мушка Drosophila melanogaster («чернобрюхая дрозофила») и хищная рыба-зебра (на фото ).

«Это открывает дверь в совершенно новый мир исследований, — считает один из авторов работы доктор Даниэль Разански. — Впервые биологи смогут в оптическом диапазоне следить за развитием органов, за клеточными функциями и экспрессией генов».

Данная работа не была бы реализована, если бы не открытие нового вида белков, которые флуоресцируют под воздействием оптического излучения. Так, за работы по открытию и исследованию зеленого флуоресцирующего белка (GFP) американские ученые Осаму Симомура, Мартин Чалфи и Роджер Тсиен (Цянь Юнцзянь) получили в 2008 году Нобелевскую премию.

К настоящему времени удалось обнаружить другие природные цветные белки, и их число продолжает постоянно расти.

Нет сомнений, что в ближайшем будущем эта технология будет широко применяться для повсеместного изучения метаболических и молекулярных процессов — от рыб и мышей до людей, и самое актуальное применение метода MSOT для человека — это обнаружение раковых опухолей на ранней стадии, а также изучение состояния коронарных сосудов.

Лазерная томография, как метод диагностики заболеваний

Томография (греч. tomos слой, кусок + graphiō писать, изображать) - метод неразрушающего послойного исследования внутренней структуры объекта посредством многократного его просвечивания в различных пересекающихся направлениях (так называемое сканирующее просвечивание).

γ -квант511 keV	томография

Виды томографии

Сегодняорганы внутри тела диагностируют, в основном, рентгеновским (СТ), магнитно-резонансным (МРТ) и ультразвуковым (УЗТ) методами. Эти методы обладают высоким пространственным разрешением, давая точную структурную информацию. Однако они имеют один общий недостаток: не могут определить является ли определенное пятно опухолью, и, если да, то злокачественная ли она . К тому же рентгеновскую томографию нельзя применять раньше 30 лет.

MULTIMODALITY! Сочèтанное использование различных методов - один с хорошим пространственным разрешением

Электронно-лучеваяCT– 5-е поколение

Фронтальная CT (слева), PET (центр) и Сочетанная PET/CT

(справа), показывает распределение позитронов, испускаемых 18 F-фтордиоксидглюкозой, наложенное на CT

Лазерная Оптическая Томография

Оптические, и в первую очередь, интерференционные измерения, внесли значительный вклад в развитие физической и инструментальной оптики, а также в совершенствование измерительной техники и метрологии. Эти измерения имеют исключительно высокую точность в широком диапазоне измеряемых величин, благодаря использованию в них в качестве меры длины волны света и технически просто воспроизводимой в лабораторных и производственных условиях. Использование лазеров не только обеспечило новые функциональные и метрологические возможности оптической интерферометрии, но и привело к развитию принципиально новых методов интерференционных измерений, таких как интерферометрии с использованиемнизкокогерентного оптического излучения, обеспечивающего формирование интерференционногосигнала только при малых разностях хода волн в интерферометре.

Низкокогерентные интерференционные системы работают в режиме так называемого корреляционного радара, определяющего расстояние до цели по положению корреляционного импульсного сигнала, которым в интерферометре служит интерференционный сигнал. Чем меньше длина когерентности (корреляции), тем меньше длительность корреляционного импульса и тем точнее определяется расстояние до цели, иными словами – выше пространственное разрешение радара. Достижимые значения длины когерентности оптического излучения в единицы микрометров, соответственно, обеспечивают микронное разрешение оптического радара. Особенно широкое практическое применение оптические интерференционные радары нашли в биомедицинской диагностической технике (оптические томографы) для контроля параметров внутренней структуры биологической ткани.

Люминесцентная оптическая томография –одна из вариаций этой идеи. Свет, отраженный от опухоли (Рис.1.11а ), отличается от света, отраженного нормальной тканью, также различаются люминесцентные характеристики (Рис.1.11б) из-за различий в степени оксигенации. Для снижения ложноотрицательных диагнозов ИК лазер через зонд облучает опухоль, и затем регистрируется отраженное от опухоли излучение.

Оптико-акустическая томография использует различие в поглощении коротких лазерных импульсов тканями, последующем их нагревеи крайне быстром терморасширении, для получения ультразвуковых волн, детектируемых пьезоэлектрикой. Полезна, в первую очередь, при изучении перфузии крови.

Конфокальная сканирующая лазерная томография(SLO) –используется для получения неинвазивных трехмерных изображений заднего сегмента глаза (диска зрительного нерва и окружающей ретинальной поверхности) Лазерный луч фокусируется на некоторой глубине внутри глаза, и сканируется в двухмерной плоскости. Приемника

достигает свет только из этой фокальной плоскости. Последовательность
таких плоских 2D картин, получаемых при увеличении глубины фокальной
плоскости, результируется в 3D топографическое изображение диска
зрительного нерваи околососочкового ретинального слоя нервных
волокон (сравнимо со стандартной стереофотографией глазного дна)
Рис.1.10 . Этот подход полезен не только при непосредственном
детектировании аномалий, но также для отслеживания незначительных
временных изменений. Менее 2 сек требуется, чтобы сделать
последовательно 64 развертки (кадра) ретины на поле 15°х15°,
отраженного с различной глубины излучения 670-нм лазера. Форма края
ямки, подчеркнутого искривленной зеленой линией, указывает на дефект
слоя нервных волокон на обрамляющей (rim) диска зрительного нерва.	Рис.1.10 Конфокальная сканирующая лазерная
	томографиядиска зрительного нерва

Конфокальный микроскоп


Ограничения аксиального разрешенияSLO
Продольное разрешение		SLO и,
соответственно,	конфокального z


микроскопа зависит от

резкости обратно пропорционально квадрату числовой апертуры (NA=d/2f ) микрообъектива. Поскольку толщина глазного яблока, который берет на себя роль объектива микроскопа, ~2 см, для нерасширенного зрачка NA<0,1. Таким образом,

глубина резкости изображения сетчатки для конфокальной офтальмоскопии с лазерным сканированием ограничивается >0,3 мм, благодаря совокупному эффекту низкой числовой апертуры иаберраций передней камеры глаза.

Оптическая когерентная томография (ОСТ)

ОСТ – новая медицинская диагностика, разработанная в 1991, привлекательна для биомедицинских исследований и клиники по нескольким причинам. ОСТ позволяет создавать изображение в реальном времени с мкм разрешением клеточной динамики , без необходимости обычной биопсии и гистологии, давая изображение тканей, в т.ч. с сильным рассеянием, таких как кожа, коллаген, дентин и эмаль, на глубине до 1-3 мкм.

Что рассеивает в ткани?

	проникновения излучения в
биоткани зависит, как от поглощения, так и от
рассеяния. Рассеяние связано с разными
показателями преломления у разных клеток и
клеточных ячеек.
клеточных ячеек.		Рассеяние света на тканевых структурах
Рассеяние зависит от длины волны		Рассеяние света на тканевых структурах
Рассеяние зависит от длины волны		Рассеяние в ткани происходит на границе липид-вода в клеточных мембранах (особенно
лазерного луча	(Рис.). Излучение с длиной	мембранах митохондрий,(а)), ядрах и протеиновых волокнах (коллаген или актин-миозин (б))

волны намного большей, чем диаметр ячеистых структур (>10 мкм), рассеивается слабо.

Излучение эксимерного лазера УФ диапазона (193, 248, 308 и 351 мкм), а также ИК-излучение 2,9 мкм эрбиевого (Er:YAG), вызванного поглощением водой, и 10,6 мкм СО2 -лазера имеют глубину проникновения от 1 до 20 мкм. Из-за малой глубины проникновения рассеивание в слоях кератиноцитов и фиброцитов, как и на эритроцитах в кровеносных сосудах, играет подчиненную роль.

Для света с длиной волны 450-590 нм, что соответствует линиям лазеров на аргоне, КТР/Nd и диодным лазерам видимого диапазона, глубина проникновения составляет в среднем от 0,5 до 3 мм. Как и поглощение в специфических хромофорах, так и рассеяние играет здесь значительную роль. Лазерный луч этих длин волн, хотя и остается коллимированным в центре, но окружен зоной с высоким коллатеральным рассеиванием.

В области спектра между 590–800 нм и более до 1320 нм при относительно слабом поглощении также доминирует рассеивание. В этот спектр попадает большинство ИК диодных и хорошо изученных Nd:YAG лазеров. Глубина проникновения излучения 8-10 мм.

Малоразмерные тканевые структуры, такие как мембраны митохондрий, или периодичность коллагеновых волокон, много меньшие длины волны света (λ), приводят к изотропному Рэлеевскому рассеянию (более сильному на коротких длинах волн, ~λ-4 ). Крупные структуры, такие как целые митохондрии или пучки коллагеновых волокон, много большие длины волны света, ведут к анизотропному (направленному вперед) Ми-рассеянию (~λ-0,5 ÷ λ-1,5 ).

Оптическая диагностика предполагает исследование биоткани с помощью баллистической Когерентной томографии (детектируется время пролета фотона до мишени), или Диффузной томографии (сигнал детектируется после многократного рассеяния фотона). Объект, скрытый внутри биологической среды, должен быть детектирован и локализован, обеспечивая как структурную, так и оптическую информацию, желательно в реальном времени и без изменения окружающей среды.

Диффузная оптическая томография (DOT).

В типичной DOT, ткань зондируется ближним ИК светом, передаваемым через многомодовое волокно, подводимое к поверхности ткани. Свет, рассеянный тканью собирается с различных локализаций волокнами, связанными с оптическими детекторами, аналогично СТ или MRI. Но практическое

использование DOT ограничено сильным поглощением и рассеянием света тканью, которое приводит к низкому разрешению по сравнению со стандартными клиническими методами, рентгеновскому и MRI.

Лазерное детектирование объекта в рассеивающей среде, в т.ч. омметод средних фотонных траекторий (РАТ).

К тому же чувствительность метода снижается с увеличением глубины, приводя к ее нелинейной зависимости поперек области изображения, делая еще более трудным восстановление больших объемов ткани.Также относительно низкий контраст между оптическими характеристиками здоровых и аномальных тканей, даже с использованием экзогенных хромофоров (просачивание Indocyanine ICG в сосудистую сеть опухоли повышает его концентрацию относительно нормальной ткани), является критическим для клинического применения.

Принцип баллистической Когерентной томографии (ОСТ)

Рассеянный объектом пучок в интерферометре Майкельсона (зеркало в объектном плече интерферометра заменяется биотканью) интерферирует с опорным (референтное плечо имеет прецизионно перемещаемое ретрозеркало). Изменяя задержку между пучкамими, можно получить интерференцию с сигналом из разной глубины. Задержка непрерывно сканируется, благодаря чему частота света в одном из пучков (опорном) смещается вследствие эффекта Доплера. Это позволяет выделить сигнал интерференции на сильном фоне, обусловленном рассеянием. Пара управляемых компьютером зеркал, сканируя луч по поверхности образца, строит томографическое изображение, обрабатываемое в режиме реального времени.

Блок-схема и принцип действия ОСТ

Пространственное разрешение по глубине определяется временной когерентностью светового источника: ниже

когерентность, меньше минимальная толщина среза изображения исследуемого объекта. При многократном рассеянии оптическое излучение теряет когерентность, поэтому можноиспользовать

широкополосные,низкокогерентные, в т.ч. фемтосекундные лазеры для исследования относительно прозрачных сред. Правда, и в этом случае сильное рассеяние света в биотканях не позволяет получить изображение с глубины >2-3 мм.

Ограничения аксиального разрешенияОСТ

Для гауссовых пучков d - размер луча на фокусирующей линзе с фокальной длиной f

Аксиальное разрешение ОСТ ∆z в зависимости от ширины спектра лазерного излучения ∆λ и центральной длины волны λ

(Допущения: гауссовский спектр, недисперсионная среда)

Глубина резкости

b - конфокальный параметр = двойной длине Рэлея

В противоположность конфокальной микроскопии, OCT достигает очень высокого продольного разрешения изображения независимо от условий фокусировки, т.к. продольное и поперечное разрешение определяются независимо.

Поперечное разрешение также как глубина резкости зависят от размера фокального пятна

(как в микроскопии), в то время как продольное

разрешение зависит главным образом от длины когерентности светового источника ∆z = IC /2 (а

не от глубины резкости, как в микроскопии).

Длина когерентности есть пространственная ширина поля автокорреляции, измеряемого интерферометром. Огибающая поля корреляции эквивалентна Фурье преобразованию спектральной плотности мощности. Поэтому продольное

разрешение обратно пропорционально спектральной ширине полосы светового источника

Для центральной длины волны 800 нм и диаметра луча 2-3 мм , пренебрегая хроматической аберрацией глаза, глубина резкости ~450 мкм , которая сравнима с глубиной формирования ретинального изображения. Однако низкая числовая апертура NA фокусирующей оптики (NA=0,1÷0,07) – низкое продольное разрешение обычного микроскопа. Наибольший размер зрачка, для которого еще сохраняется дифракционное разрешение ~3 мм, дает размер ретинального пятна 10-15 мкм.

Уменьшение пятна на ретине, и, соответственно,

повышение поперечного разрешения ОСТ на порядок, может быть достигнуто при коррекции аберраций глаза с помощью адаптивной оптики

Ограничения аксиального разрешения ОСТ

Искажение формы ультраширокой полосы спектра светового источника

Хроматическая аберрация оптики

Дисперсия групповой скорости

Хроматическая аберрация оптики

Ахроматический объектив (670-1020nm 1:1, DL)

Хроматические аберрации, как функция длины фокусировки интерферометра, для обычного и параболического зеркальнолинзового объектива

Дисперсия групповой скорости

Дисперсия групповой скорости снижает разрешение

ОСТ (слева) более чем на порядок (cправа).

Коррекция дисперсией групповой скорости ОСТ ретины Толщина плавленого кварца или BK7 в референтном

плече варьируется для компенсации дисперсии

(a) ширина спектра Ti:sapphire лазера и SLD (пунктир)

(b) аксиальная разрешающая способность ОСТ

Оптический когерентный томограф высокого разрешения

В отличие от рентгеновской (СТ) или MRI томографии ОСТ может быть сконструирован в компактный, портативный

и относительно недорогой прибор. Стандартная разрешающая способность ОСТ (~5-7 мкм), определяемая шириной полосы генерации, в десять раз лучше, чем у СТ или MRI; разрешение УЗИ на оптимальной частоте трансдюсера ~10

МГц ≈150 мкм, на 50 МГц ~30 мкм. Главный недостаток ОСТ - ограниченное проникновение в непрозрачную биологическую ткань. Максимальная глубина изображения в большинстве тканей (кроме глаз!) ~1-2 мм ограничена оптическим поглощением и рассеиванием. Эта глубина изображения ОСТ является поверхностной по сравнению с другими методиками; однако, она достаточна для работы на сетчатке глаза. Она сопоставима с биопсией и поэтому достаточна для оценки большинства ранних изменений новообразований, которые очень часто происходят в наиболее поверхностных слоях, например, в эпидерме человеческой кожи, слизистой или подслизистой оболочке внутренних органов.

В ОСТ, в сравнении с классической схемой интерференционного микроскопа, используются источники с большей мощностью и лучшей пространственной когерентностью (как правило, суперлюминесцентные диоды) и объективы с малой числовой апертурой (NA<0,15), что обеспечивает большую глубину фокусировки, в пределах которой селекция слоев осуществляется за счет малой длины когерентности излучения. Поскольку ОСТ основан на волоконной оптике, офтальмологический ОСТ легко встраивается в щелевую лампу биомикроскопа или фундус-камеру, которые передают изображения луча в глаз.

Рассмотрим в качестве центральной длины волны λ=1 мкм (лазер может иметь Δλ < 0,01нм), и в этом случае l c ≈ 9см. Для сравнения, типичный SLD имеет полосу пропускания Δλ ≥50 нм, т.е. l c <18 мкм и т.к l c определяется для двойного прохода, это приводит к разрешению по глубине 9 мкмв воздухе, которое в тканях, учитывая показатель преломления n ≈1.4, дает 6 мкм. Недорогой компактный широкополосный SLD с центральной длиной волны 890 нм и шириной полосы 150 нм (D-890, Superlum ),

позволяет получать изображение сетчатки с осевым разрешением в воздухе ~3 мкм.

Для интерференции требуется строгое соотношение фаз интерферирующих волн. При многократных рассеяниях фазовая информация пропадает, и только однократно рассеянные фотоны дают вклад в интерференцию. Таким образом, максимальная глубина проникновениявОСТ определяется глубиной однократного рассеяния фотонов.

Фотодетектирование на выходе интерферометра включает в себя перемножение двух оптических волн, поэтому слабый сигнал в объектном плече, отраженный или прошедший через ткань, усиливается сильным сигналом в опорном (референтном) плече. Это объясняет более высокую чувствительность ОСТ по сравнению с конфокальной микроскопией, которая, например, в коже может получать изображение только с глубину до 0,5 мм.

Поскольку все ОСТсистемы строятся на основе конфокального микроскопа, поперечное разрешение определяется дифракцией. Для получения 3D-информации устройства визуализации оснащены двумя ортогональными сканерами, один для сканирования объектапо глубине, другой для сканирования объекта в поперечном направлении.

Новое поколение ОСТ разрабатывается как в направлении повышения продольного разрешения ∆ z= 2ln(2)λ 2 /(π∆λ) ,

путем расширения полосы генерации ∆λ , так и увеличения
глубины проникновения излучения в ткань.
Твердотельные	лазеры показывают ультравысокое
разрешение ОСТ . На основе широкополосного Ti:Al2 O3
лазера (λ = 800 нм, τ = 5.4 фсек, ширина полосы Δλ до 350
нм) был разработан ОСТ с ультравысоким (~1 мкм) осевым
разрешением, на порядок превосходящим стандартный
уровень ОСТ, использующего суперлюминесцентные диоды
(SLD). В результате удалось получить in vivo из глубины
сильно рассеивающей ткани изображение биологических
клеток с пространственным разрешением близким к
дифракционному пределу оптической микроскопии, что
позволяет проводить	биопсию ткани непосредственно во	Уровень развития фемтосекундных лазеров:
время операции.		длительность <4fs, частота 100 MГц

Так как рассеяние зависит сильно от длины волны, уменьшаясь с ее увеличением, то большая глубина проникновения в непрозрачную ткань может быть достигнута с более длинноволновым излучением, по сравнению с λ=0.8 мкм. Оптимальные длины волн для получения изображения структуры непрозрачных биотканей лежат в диапазоне 1.04÷1.5 мкм. Сегодня широкополосный Cr:форстерит лазер (λ=1250 нм) позволяет получить ОСТ изображение клетки с аксиальным разрешением ~ 6 мкм с глубины до 2-3 мм. Компактный Er волоконный лазер (суперконтинуум 1100-1800 нм), обеспечивает на λ=1375 нм продольное разрешение ОСТ 1,4 мкм и поперечное 3 мкм.

Фононно-кристаллические волокна (PCF) с высокой нелинейностью были использованы для генерации еще более широкого спектрального континуума.

Широкополосные твердотельные лазеры и суперлюминесцентные диоды перекрывают практически всю, наиболее интересную для формирования ОСТ изображений, видимую и ближнюю ИК область спектра.

ОЦЕНКА ВОЗМОЖНОСТЕЙ ОПТИКО-АКУСТИЧЕСКОЙ ТОМОГРАФИИ В ДИАГНОСТИКЕ БИОТКАНЕЙ

Т.Д. Хохлова, И.М. Пеливанов, А.А. Карабутов

Московский государственный университет им. М.В. Ломоносова, физический факультет

t [email protected] ilc.edu.ru

В оптико-акустической томографии широкополосные ультразвуковые сигналы генерируются в исследуемой среде за счет поглощения импульсного лазерного излучения. Регистрация этих сигналов с высоким временным разрешением антенной решеткой пьезоприемников позволяет восстановить распределение поглощающих неоднородностей в среде. В настоящей работе проводится численное моделирование прямой и обратной задач оптико-акустической томографии для определения возможностей этого диагностического метода (глубины зондирования, контрастности изображений) в задаче визуализации поглощающих свет неоднородностей размером 1-10 мм, находящихся в рассеивающей среде на глубине нескольких сантиметров. К таким задачам относятся, например, диагностика рака молочной железы человека на ранних стадиях и мониторинг высокоинтенсивной ультразвуковой терапии опухолей.

Оптико-акустическая томография является гибридным, лазерно-ультразвуковым методом диагностики объектов, поглощающих оптическое излучение, в том числе, биотканей. Данный метод основан на термоупругом эффекте: при поглощении импульсного лазерного излучения в среде происходит ее нестационарный нагрев, что приводит, вследствие теплового расширения среды, к генерации ультразвуковых (оптико-акустических, ОА) импульсов. Профиль давления ОА импульса несет информацию о распределении тепловых источников в среде, поэтому по зарегистрированным ОА сигналам можно судить о распределении в исследуемой среде поглощающих неоднородностей.

ОА томография применима к любой задаче, в которой требуется визуализация объекта, обладающего повышенным коэффициентом поглощения света по отношению к окружающей среде. К таким задачам относится, прежде всего, визуализация кровеносных сосудов, так как кровь является основным хромофором среди других биотканей в ближнем ИК диапазоне. Повышенное содержание кровеносных сосудов характерно для злокачественных новообразований, начиная с ранней стадии их развития, поэтому ОА томография позволяет проводить их обнаружение и диагностику.

Важнейшей областью применения ОА томографии является диагностика рака молочной железы человека на ранних стадиях, а именно, когда размер опухоли не превышает 1 см. В данной задаче необходимо визуализировать объект размером ~1-10 мм, находящийся на глубине несколько сантиметров. ОА метод уже применялся in vivo для визуализации новообразований размером 1-2 см , была показана перспективность метода, однако изображений опухолей меньшего размера получено не было, вследствие недостаточного развития систем регистрации ОА сигналов. Разработка таких систем, а также алгоритмов построения изображения являются на сегодняшний день наиболее актуальными проблемами в ОА томографии.

Рис. 1 Многоэлементная антенна из фокусированных пьезоприемников для двумерной ОА томографии

Регистрация ОА сигналов обычно осуществляется антенными решетками приемников, конструкция которых обусловливается особенностями

конкретной диагностической задачи. В настоящей работе разработана новая численная модель, позволяющая рассчитывать выходной сигнал пьезоэлемента сложной формы при регистрации ОА сигналов, возбуждаемых произвольным распределением тепловых источников (например, поглощающая неоднородность, находящаяся в рассеивающей свет среде). Данная модель была применена для оценки и оптимизации параметров антенной решетки в задаче ОА диагностики рака молочной железы человека . Результаты численного расчета показали, что новая конструкция антенной решетки, состоящей из фокусированных пьезоэлементов (рис. 1), позволяет существенно улучшить пространственное разрешение и контрастность получаемых ОА изображений, а также увеличить глубину зондирования. Для подтверждения правильности расчетов был проведен модельный эксперимент, в ходе которого были получены ОА изображения поглощающей неоднород-ности размером 3 мм, находящейся на глубине до 4 см в рассеивающей свет среде (см. рис. 2). Оптические свойства модельных сред были близки к значениям, характерным для здоровой и опухолевой тканей молочной железы человека.

Обратная задача ОА томографии заключается в вычислении распределения тепловых источников по зарегистрированным сигналам давления. Во всех работах по ОА томографии до настоящего времени яркость получаемых изображений измерялась в относительных единицах. Алгоритм количественного построения

двумерных ОА изображений,

предложенный в настоящей работе, позволяет получать информацию о распределении тепловых источников в абсолютных величинах, что является необходимым во многих диагностических и терапевтических задачах.

Одной из возможных областей применений ОА томографии является мониторинг высокоинтенсивной

ультразвуковой терапии (в англоязычной литературе - high intensity focused ultrasound, HIFU) новообразований. В HIFU терапии мощные ультразвуковые волны фокусируются внутрь человеческого тела, что приводит к нагреву и последующему разрушению тканей в фокальной области излучателя вследствие поглощения ультразвука. Как правило, единичное разрушение, вызванное воздействием HIFU, по размеру составляет около 0.5-1 см в длину и 2-3 мм в поперечном сечении. Для

Рис. 2 ОА изображение модельного поглощающего объекта (свиная печень, размер 3 мм), находящегося на глубине 4 см в рассеивающей свет среде (молоко).

разрушения большой массы ткани фокус излучателя сканируется по необходимой области. HIFU-терапия уже применялась in vivo для неинвазивного удаления новообразований в молочной железе, предстательной железе, печени, почке и поджелудочной железе, однако основным фактором, препятствующим массовому применению этой технологии в клинике является недостаточное развитие методов контроля процедуры воздействия - визуализации разрушенной области, прицеливания. Возможность применения ОА томографии в этой области зависит, в первую очередь, от отношения коэффициентов поглощения света в исходной и коагулировавшей биотканях. Измерения, проведенные в настоящей работе показали, что это отношение на длине волны 1064 мкм составляет не менее 1.8. ОА методом было проведено обнаружение HIFU разрушения, созданного внутри образца биоткани .

1. V.G. Andreev, A.A. Karabutov, S.V. Solomatin, E.V. Savateeva, V.L. Aleynikov, Y.V. Z^Um, R.D. Fleming, A.A. Oraevsky, "Opto-acoustic tomography of breast cancer with arc-array transducer", Proc. SPIE 3916, pp. 36-46 (2003).

2. T. D. Khokhlova, I. M. Pelivanov, V. V. Kozhushko, A. N. Zharinov, V. S. Solomatin, A. A. Karabutov "Optoacoustic imaging of absorbing objects in a turbid medium: ultimate sensitivity and application to breast cancer diagnostics", Applied Optics 46(2), pp. 262-272 (2007).

3. Т.Д. Хохлова, И.М. Пеливанов., О.А. Сапожников, В.С. Соломатин, А.А. Карабутов, "Оптико-акустическая диагностика теплового воздействия высокоинтенсивного фокусированного ультразвука на биологические ткани: оценка возможностей и модельные эксперименты", Квантовая Электроника 36(12), с. 10971102 (2006).

THE POTENTIAL OF OPTO-ACOUSTIC TOMOGRAPHY IN DIAGNOSTICS OF BIOLOGICAL TISSUES

T.D. Khokhlova, I.M. Pelivanov, A.A. Karabutov Moscow State University, Faculty of Physics t [email protected]

In optoacoustic tomography wideband ultrasonic signals are generated due to absorption of pulsed laser radiation in the medium under study. The detection of these signals with high temporal resolution by an array of piezodetectors allows to reconstruct the distribution of light absorbing inclusions in the medium. In present work numerical modeling of direct and inverse problems of opto-acoustic tomography is performed in order to evaluate the potential of this diagnostic method (maximum imaging depth, image contrast) in visualization of millimeter-sized light absorbing inclusions located within a scattering medium at the depth of several centimeters. The corresponding applied problems include the detection of breast tumors at early stages and visualization of thermal lesions induced in tissue by high intensity focused ultrasound therapy.

А вот этот разговор, ребята, мне нравится! По сути!

Я очень ленивый и дабы облегчить рутину - вставляю фрагмент из служебного информационного письма. Будут вопросы по существу - буду рад ответить. Только давайте будем толерантными, заменим эмоции на логику. И, скептики, поймите - иногда трудно доказать убежденному дальтонику, что кроме белого и черного, есть красно-желто-голубой цвет.

" Уважаемые коллеги!

Возможно, вам пригодится эта информация.
В Научно-исследовательской Лаборатории технического конструирования “ВЕГА”при ООО « Центр научно-прикладных исследований по вопросам энергоинформационной безопасности “Велес” [email protected] создан УНИКАЛЬНЫЙ, превосходящий известные мировые аналоги, прибор “ВЕГА-11” который может стать вашим незаменимымпомощником.Прибор « ВЕГА-11 » был разработан, в первую очередь, для определения геофизических аномалий и определения геопатогенных зон как в помещении, так и в полевых условиях. Причем погодные условия (дождь, сырость) на работу прибора не влияют.
Данный прибор обладает уникальными свойствами, превосходя российскую разработку типа « ИГА-1 », в силу того, что базируется на новых научных подходах.Их суть заключается в том, что в нормальном электромагнитном поле, на границе раздела двух сред, с разной проводимостью, возникает двойной электрический слой, который создает слабое электрическое (электромагнитное) поле. Т.е., если под землей есть объект, контрастирующий с естественным (непрерывным) полем Земли, то фиксируя эти изменения на поверхности (напряженности, эллипсы поляризации, частоты и др.) можно зафиксировать этот обьект. Применяя метод подсветки высокочастотным полем, мы возбуждаем это слабое электромагнитное поле, что позволяет более уверенно идентифицировать аномалии естественного электромагнитного поля.

На практике это позволяет обнаруживать захоронения многовековой давности, фундаменты разрушенных зданий, пустоты в земле (тоннели, схроны, засыпанные блиндажи, подземные ходы до 20 метровой глубины и т.д.). Прибор регистрирует так же и останки людей, металлические предметы, металлические и пластиковые трубопроводы, линии связи и прочее. Вполне успешно прибор регистрирует и ауру человека,которую прибор в состоянии зафиксировать на расстояниях около пяти метров через кирпичную кладку толщиной до метра, что может быть использовано для определения наличия внутри (снаружи) помещения людей (заложников, преступников и т.д.).

Прибор был протестирован и в плане энергоинформационного обследования местности возле озера Болдук. Работы производились по просьбеПредседателя МОКК, к.б.н. Романенко Галины Григорьевны иЗампредседателя президиума МНОО МАИТ, доктора технических наук, профессор, академикаБАН Сычик В.А.во время нашего пребывания в Беларуси на научно-практической конференции « ГИС-Нарочь_2014 ».

Более детальную информацию о приборевы можете получить на нашем сайте oooveles.com

Надеемся, что наша разработка поможет вам в ваших исследованиях."

А не счет подземелья 20-ти метровой глубины - мы сами в шоке. Ребята - поисковики прислали эту информацию в благодарность. Прибор показал, они пробурили скважину, и... результат на лицо.