Устройства для импеданс-визуализации местоположения патологического процесса с помощью метода КТ-сканирования

Размещено на http://www.allbest.ru/

Министерство образования и науки Российской Федерации

Федеральное государственное бюджетное образовательное учреждение высшего образования

«Тамбовский государственный технический университет»

Кафедра «Биомедицинская техника»

Дипломная работа на тему: «Устройства для импеданс-визуализации местоположения патологического процесса с помощью метода КТ-сканирования»



Содержание

Введение

1. Обзор методов и устройств для импеданс-визуализации местоположения патологического процесса

1.1 Рентгеновская КТ

1.2 Методы оценки местоположения патологии с помощью КТ сканирования

1.3. Импеданс-визуализация

1.3.1 Понятие электрического импеданса

1.3.2 Устройства для измерения импеданса биологических тканей

2. Разработка алгоритма импеданс визуализации местоположения патологического процесса

2.1 Разработка алгоритма предварительной обработки КТ снимков

2.2 Разработка алгоритма предварительной обработки данных об электрическом импедансе в биологических тканях

3. Практическая реализация и оценка эффективности алгоритма импеданс визуализации местоположения патологического процесса

3.1 Сбор экспериментальных данных с помощью методов КТ сканирования и импеданс-визуализации

3.2 Практическая реализация разработанного алгоритма импеданс визуализации местоположения патологического процесса

3.3 Проверка адекватности разработанного алгоритма

Заключение

Список использованных источников

Приложение



Введение

Большинство известных способов визуализации состояния живых тканей позволяет в основном оценить морфологические параметры органов. Для получения информации о состоянии целого органа с использованием статического среза части его тканей требуется целая серия подобных срезов в разных проекциях. Такие методы диагностики используются в компьютерной томографии (КТ) и ядерно-магнитном резонансе (ЯМР) [52]. Однако эти способы визуализации не могут проследить динамику обменного процесса (микроциркуляции) в полном заданном объеме живых тканей органов в реальном масштабе времени даже при использовании современных возможностей компьютерной техники. Кроме того стоимость таких томографических установок (включая стоимость эксплуатации и обслуживания) весьма внушительные.

С другой стороны, также известны многочисленные технологические (методические) разработки, показывающие, что функциональные свойства тканей органа и сам орган можно проанализировать путем технического измерения его импеданса с использованием постоянного или переменного тока. При выполнении реовазографии (РВГ) прибор регистрирует суммарное электрическое сопротивление (импеданс) живой ткани переменному току высокой частоты [43, 15]. Любую живую ткань можно рассматривать как неоднородный проводник электрического тока, при этом самой высокой электропроводностью обладают биологические жидкости, в частности кровь, а самой низкой - кости и кожа [41]. Эта технология широко применяется для оценки периферического кровообращения конечностей, головы, шеи и т.д.

Актуальность исследований импеданс-визуализации местоположения патологического процесса с помощью метода КТ сканирования нельзя не констатировать, в настоящее время метод бурно развивается, появляется все больше и больше публикаций. Но основной проблемой широкого внедрения его в клинику является недостаточное методическое обеспечение. Врачу необходимо четко знать методику обследования и необходимо научиться читать импедансные изображения. Как показывает практика внедрения других методов визуализирующей диагностики, это занимает не одно десятилетие. Сейчас происходит накопление клинических данных, полученных при помощи ЭИТ. И уже совсем скоро метод получит существенно большее практическое применение, чем сейчас. Ведь он является многообещающей разработкой. Большая часть исследований ведется в отдельных центрах Англии, России, Финляндии (Шеффилд, Оксфорд, Кардифф, Бристоль, Москва, Томск, Куопио). Результаты исследований позволяют предполагать, что метод займет заметное одно из ведущих мест в клинической практике.

Цель выпускной квалификационной работы-- изучить устройства для импеданс-визуализации местоположения патологического процесса с помощью метода КТ сканирования.

Для достижения цели были поставлены следующие задачи:

-провести обзор методов и устройств для импеданс-визуализации местоположения патологического процесса,

-разработать алгоритм импеданс визуализации местоположения патологического процесса,

-осуществить практическую реализацию и оценку эффективности алгоритма импеданс визуализации местоположения патологического процесса.

Объект исследования - методика импеданс-визуализации патологического процесса с помощью метода КТ сканирования.

Предмет исследования - алгоритмическое обеспечение и оптимизация метода импеданс-визуализации патологического процесса с помощью метода КТ сканирования.

Настоящая работа состоит из введения, трех глав, заключения, библиографического списка использованных источников и двух приложений.

1. Обзор методов и устройств для импеданс-визуализации местоположения патологического процесса

1.1 Рентгеновская КТ

Древняя латинская поговорка гласит: «Diagnosiscetra - ullaetherapiaefundamentum» («Достоверный диагноз - основа любого лечения»). На протяжении многих веков усилия врачей были направлены на решение труднейшей задачи - улучшение распознавания заболеваний человека.

В настоящее время существуют методы визуализирующей диагностики, связанные с построением изображения внутренней среды биологического объекта. К ним относятся методики рентгеновской, магниторезонансной, протонной, позитронной эмиссионной, оптической томографии, ультразвуковой и радиоизотопной диагностики и многие другие. Их внедрение позволило значительно повысить уровень качества диагностики.

Однако любому методу присущи свои ограничения. Например, рентгеновская томография оказывает влияние на организм за счет воздействия ионизирующего излучения, поэтому частота и продолжительность таких исследований существенно ограничены, а так же этот метод имеет ряд противопоказаний и в большинстве случаев проводится при крайней необходимости.

Метод рентгеновской (компьютерной) томографии является весьма информативным. В процессе его развития ученые добились улучшения временного разрешения, улучшения пространственного разрешения, увеличения скорости сканирования, улучшения контрастного разрешения, увеличения отношения сигнал/шум, увеличения эффективности использования рентгеновской трубки, а так же увеличения зоны анатомического покрытия и уменьшение лучевой нагрузки на пациента. Все эти факторы позволили значительно повысить скорость и информативность исследований. Но все же основным недостатком метода остается высокая лучевая нагрузка на пациента, несмотря на то, что за время существования компьютерной томографии, ее удалось значительно снизить.

Современные рентгеновские томографы последнего поколения позволяют не только получать изображения, но и дают возможность наблюдать почти что «в реальном» времени физиологические процессы, происходящие в головном мозге и в сердце.

С помощью магнитно-резонансной томографии (МРТ) проводятся исследования внутренних органов и тканей с использованием физического явления ядерного магнитного резонанса. Этот метод основан на измерении электромагнитного отклика ядер атомов водорода на возбуждение их определённой комбинацией электромагнитных волн в постоянном магнитном поле высокой напряжённости. Он позволяет визуализировать с высоким качеством головной, спинной мозг и другие внутренние органы. Современные методики МРТ делают возможным неинвазивно (без вмешательства) исследовать функции органов -- измерять скорость кровотока, тока спинномозговой жидкости, определять уровень диффузии в тканях, видеть активацию коры головного мозга при функционировании органов, за которые отвечает данный участок коры (функциональная МРТ). Но методика МРТ имеет ряд существенных противопоказаний: как относительные противопоказания, при которых проведение исследования возможно при определённых условиях, так и абсолютные, при которых исследование недопустимо.

Магнитно-резонансная и рентгеновская компьютерная томография - это способы исследования различных органов путем компьютерной реконструкции изображения в виде срезов или трехмерных изображений. В настоящее время это самые точные методы диагностики структурных нарушений костей, суставов, мозга, сосудов, внутренних органов, мягких тканей.

Большинство перечисленных ограничений снимает пока не слишком известный метод томографического исследования - электроимпедансная томография (ЭИТ), в котором в качестве зондирующее агента используется электрический ток. Задачей данного метода является построение распределения электрического импеданса внутри биологического объекта.

Сегодня классическое рентгеновское исследование вместе с рентгеновской ангиографией переходит на цифровые методы получения изображений. Это обеспечивает более высокое качество изображений, снижает лучевую нагрузку, способствует интеграции в систему единой компьютерной сети. С внедрением компьютерных технологий диагностические возможности рентгеновского метода значительно выросли. Появились рентгеновская компьютерная томография, спиральная и многосрезовая КТ, КТ-ангиография. Вместе с тем возникли и альтернативные методы визуализации, не использующие в своей основе рентгеновское излучение. Так, с помощью магнитно-резонансной томографии удается получать более информативные, чем при КТ, изображения различных органов и сосудов. Новые уникальные диагностические возможности появились и у ультразвукового метода.

Томография медицинская - метод использования рентгеновских лучей или ультразвуковых волн для получения снимков анатомических структур, расположенных внутри тела человека; при этом получается четкое изображение выбранного среза ткани, в то время как изображения всех других срезов стираются или затеняются. Получаемая в результате рентгенограмма называется томограммой.

Томография компьютерная - направление в диагностической рентгенологии, предназначенное для обследования мягких тканей тела. Например, с помощью компьютерной томографии можно выявить патологические изменения головного мозга (опухоль, абсцесс, гематома) непосредственно через кости черепа. Компьютерная томография состоит в регистрации срезов человеческого тела с помощью рентгеновского сканера (компьютерного томографа); эта запись затем объединяется с помощью компьютера для получения единого изображения в поперечном сечении. Данное исследование не представляет для пациента совершенно никакой опасности.

Компьютерная томография высокого разрешения (КТВР) - вариант компьютерной томографии, с улучшенным пространственным разрешением. Применяется в основном при визуализации паренхимы легких. В методе используются тонкие срезы (1-2 мм) и высоко-пространственно-частотный алгоритм. Иногда называется тонкосрезовой компьютерной томографией.

Низкодозная компьютерная томография высокого разрешения - использует меньшие токи, чем обычная КТВР. При этом несколько уменьшается разрешающая способность и диагностическая точность методики, но вариант лучше подходит для скрининга или повторных исследований.

Важнейшим достоинством компьютерная томография является возможность работы в динамическом режиме, снимая последовательные «кадры» развития процесса движения жидкости (крови, лимфы, мочи), биения сердца, движения грудной клетки при дыхании) для исследования.

Например, при исследовании перфузии компьютерный томограф позволяет получать сверхточные данные о локальном объеме церебрального кровообращения, церебральном кровотоке, среднем времени прохождения и времени до кульминационного момента для пациентов, страдающих нарушениями кровоснабжения мозга.

Перфузия - прохождение крови или какого-либо раствора через сосуды изолированного или выключенного из общего круга кровообращения органа (например, легкого). Мозаичная перфузия - регионарные отличия перфузии легкого, в результате чего становится заметным различие плотности при компьютерной томографии высокого разрешения. Отражает обструкцию сосудов или ненормальную вентиляцию, но чаще встречается при заболевании воздушных путей. Сосуды в прозрачных участках легкого обычно меньше, чем в более плотных участках.

Другим примером является прямая радионуклидная цистография. Методика исследования включает катетеризацию уретры, ретроградное заполнение мочевого пузыря физиологическим раствором хлорида натрия, смешанного с меткой, и получение с помощью гамма-камеры изображений области мочевых путей во время заполнения пузыря, в момент мочеиспускания и после него. Полученное изображение приведено на Рис.

Радионуклидная диагностика мочевого пузыря.

Рентгеновские томографы высокого разрешения бывают двух типов: спиральные (СКТ) и многосрезовые (мультиспиральные, МСКТ). Мультиспиральные обычно бывают четырех-срезовыми (Рис.). Многосрезовый сканер позволяет сканировать объект четырьмя спиралями за один оборот трубки. С учетом того, что полный оборот на многосрезовом сканере осуществляется в 2 раза быстрее, чем на обычном спиральном (0,5 и 1 сек. соответственно), достигаются следующие преимущества мультиспирального сканирования: в 8 раз больше объем (протяженность поля сканирования) при равных времени сканирования и разрешении (имеется ввиду толщина среза) (Рис. б); в 4 раза быстрее сканирование при равных объеме и разрешении (Рис. в); в 4 раза больше разрешение при равных объеме и времени сканирования (Рис. г).

Сравнение спиральных (СКТ) и многосрезовых (мультиспиральных, МСКТ) томографов на примере четырех-срезового сканера.

В отличие от обычного томографа, спиральный томограф вращается непрерывно, не делая пауз. Время исследования при этом намного сокращается. Например, КТ легких проводится за 20-30 секунд. Применены тонкие срезы (0.5 мм) и "острый" алгоритм реконструкции (кернель 90). (Слева) отчетливо видны элементы внутреннего уха - улитка, полукружные канальцы. (В центре) показана проекция продольного сечения височно-нижнечелюстного сустава. (Справа) - холестеатома.

Спиральный томограф также обладает лучшей разрешающей способностью и позволяет диагностировать многие заболевания на ранних стадиях, например, обнаруживать опухоли небольших размеров, когда они еще поддаются лечению. Также появилась возможность "видеть" артерии и вены.

Мультиспиральные сканеры позволяют одновременно получать 4 изображения («среза») со скоростью до 120 оборотов в минуту - см верхний рисунок. Томограмма получается за несколько секунд. Самая длительная часть процедуры - это впечатывание фамилии пациента в компьютер!

1.2 Методы оценки местоположения патологии с помощью КТ сканирования

Для визуальной и количественной оценки плотности визуализируемых методом компьютерной томографии структур используется шкала ослабления рентгеновского излучения, получившая название шкалы Хаунсфилда (её визуальным отражением на мониторе аппарата является чёрно-белый спектр изображения). Диапазон единиц шкалы («денситометрических показателей, англ. Hounsfield units»), соответствующих степени ослабления рентгеновского излучения анатомическими структурами организма, составляет от ?1024 до +3071, то есть 4096 чисел ослабления. Средний показатель в шкале Хаунсфилда (0 HU) соответствует плотности воды, отрицательные величины шкалы соответствуют воздуху и жировой ткани, положительные -- мягким тканям, костной ткани и более плотному веществу (металл). В практическом применении измеренные показатели ослабления могут несколько отличаться на разных аппаратах. импеданс томография рентгенология

Следует отметить, что «рентгеновская плотность» -- усредненное значение поглощения тканью излучения; при оценке сложной анатомо-гистологической структуры измерение её «рентгеновской плотности» не всегда позволяет с точностью утверждать, какая ткань визуализируется (например, насыщенные жиром мягкие ткани имеют плотность, соответствующую плотности воды).

Обычный компьютерный монитор способен отображать до 256 оттенков серого цвета, некоторые специализированные медицинские аппараты способны показывать до 1024 оттенков. В связи со значительной шириной шкалы Хаунсфилда и неспособностью существующих мониторов отразить весь её диапазон в черно-белом спектре, используется программный перерасчет серого градиента в зависимости от интересуемого интервала шкалы. Черно-белый спектр изображения можно применять как в широком диапазоне («окне») денситометрических показателей (визуализируются структуры всех плотностей, однако невозможно различить структуры, близкие по плотности), так и в более-менее узком с заданным уровнем его центра и ширины («легочное окно», «мягкотканное окно» и т. д.; в этом случае теряется информация о структурах, плотность которых выходит за пределы диапазона, однако хорошо различимы структуры, близкие по плотности). Проще говоря, изменение центра окна и его ширины можно сравнить с изменением яркости и контрастности изображения соответственно.

Возможность достоверной реконструкции дозового поля (и, следовательно, структуры объекта диагностики, существенно зависит от режима проведения томографии.Качество получаемого изображения и разрешающая способность метода (например, многосрезовой компьютерной томографии) зависит от правильности выбора таких параметров, как коллимация, напряжение, сила тока и др. Например, изображение, снятое при напряжении 80 кВ более зашумленное, чем снятое при 140 кВ. Учитывая, что с повышением кВ повышается проникающая способность излучения, при диагностике полных пациентов следует использовать более жесткое излучение. Поскольку, зашумленность изображения с ростом силы тока уменьшается, при исследовании объектов с высокой плотностью (плечевой пояс, металлоостеосинтез) целесообразно использовать большие токи. При исследовании мягких тканей можно уменьшить ток, и, следовательно, снизить дозу.

Не менее важен и выбор параметров и режимов цифровой обработки изображений.

Прежде всего, необходимо правильно выбрать контрастность изображения (параметр контрастности называется кернелем). При кернеле 40 изображение более «гладкое», при кернеле 70 изображение более «острое». С повышением кернеля повышается контрастная разрешающая способность. Следовательно, для визуализации мягких тканей, характеризующихся низкой контрастностью, рекомендуется более низкийкернель (20-40). Для визуализации высококонтрастных тканей (кости, легочная ткань) необходим более высокий кернель (40-70), обеспечивающий высокое разрешение.

Влияние алгоритма реконструкции на качество изображения.

При анализе неоднородных структур, в частности, выявления и локализации отдельного включения - очага поражения, аномально сильно сорбирующего радионуклид, важное значение имеет правильный выбор толщины среза. При режиме сканирования полосой, равной толщине среза, очаг, размером меньше половины толщины среза не выявляется, тогда как при толщине среза, сравнимого с толщиной среза, включение выявляется.

При реконструкции неоднородной среды существенное значение имеет ширина полосы сканирования (инкремент или интервал реконструкции) и степень перекрытия полос. Толщина аксиальных срезов, из которых построены обе реконструкции, одинакова и равна 5 мм.

Влияние толщины среза на выявление мелких очагов. Схематическое объяснение. При толщине среза 4 мм очаг диаметром 1,8 мм не выявляется из-за эффекта усреднения. (б) При толщине среза 2 мм очаг выявляется.

При сканировании с инкрементом 5 рис. а очаг не выявляется, при сканировании с инкрементом 1 мм (Рис. б), изображение гораздо качественнее, оно практически не страдает от ступенчатого артефакта, который сильно выражен на изображении (Слева). Следовательно, качественную реконструкцию можно получить из толстых срезов (в данном случае 5 мм) с маленьким интервалом реконструкции (1 мм).

Влияние интервала реконструкции на выявление мелких очагов.

Схематическое объяснение. (а)При интервале реконструкции, равном толщине среза (4 мм), очаг диметром 2,2 мм не выявляется. (б) При реконструкции с двойным перекрытием (интервал реконструкции 2 мм) очаг выявляется.

При не оптимальном сканировании, качество изображения неудовлетворительное из-за выраженного муара, т. е. нежелательных визуальных эффектов ("рябь" на черном фоне). Для ликвидации муара в процессе сканирования может быть задействована специальная функция Descreen.

Ряби на черном фоне уже нет, однако исчезла резкость, что особенно хорошо видно по тексту в верхнем левом углу. Связано это с тем, что использовано низкое значения параметра Descreen (100). С повышением Descreen со 100 до 200 качество изображения улучшается.

Но существует целый ряд проблем и ограничений в проведении таких томографических исследований связанный с тем, что зачастую для диагностики патологических изменений необходимо применять специальные контрастирующие препараты, а в настоящее время их ассортимент весьма велик, но «идеально» контрастирующего вещества, которое обладало бы достаточной информативностью и было безопасно для пациента. Так же порой возникают проблемы связанные с состоянием здоровья и антропометрическими данными пациента. Например, во время реанимации при использовании аппарата искусственной вентиляции легких физически невозможно поместить больного в камеру томографа. Излишне тучные люди порой не могут быть обследованы с использованием большинства моделей томографического оборудования.

Часто встречаются случаи отмены магниторезонансного обследования при наличии металлических протезов и кардиостимуляторов. Немаловажно то, что томографическое обследование недешево, велика стоимость приобретения и эксплуатации оборудования, подготовка и содержание специализированного помещения и оплата труда медицинского и технического персонала. Эти затраты достигают десятка миллионов рублей в год на один томограф.

1.3 Импеданс-визуализация

На сегодняшний день в клиническую практику прочно входят медицинские аппараты и системы, имеющие в своем составе, аппаратно-программные модули для определения значений импеданса биотканей. Среди них как диагностические (реографы, маммографы, томографы), так и терапевтические и хирургические системы.

Основной задачей любой системы измерения является представление достоверных данных об измеряемом объекте. Для систем измерения импеданса биологических тканей, степень этой достоверности, в свою очередь, определяется типом и состоянием биотканей, шумовой обстановкой и параметрами самой измерительной системы.

Использование неионизирующих полей и излучений для диагностики является актуальной задачей исследований в медицине и прикладной физике. Одним из путей решения этой задачи является использование электрического тока и низкочастотных электромагнитных полей для зондирования и визуализации свойств биологических тканей. Электрические свойства (в частности, электропроводность) патологических тканей значительно отличаются от свойств окружающих здоровых тканей. Проблема заключается в получении информации о пространственном распределении электропроводности внутри тела пациента.

Электроимпедансная томография (ЭИТ) -- метод получения изображений распределения электрического импеданса внутри тела с помощью неинвазивных электрических измерений и последующего решения обратной задачи для уравнений, описывающих электрическое поле внутри неоднородной проводящей среды.

Это методика обследования, которая как самостоятельный раздел визуализирующей диагностики проявила себя в конце 80х - начале 90х годов, появились первые статьи, в отечественной печати посвященные увеличению работам ученых в области увеличения пространственного разрешения, уменьшения количества ошибок реконструкции, создания систем реального времени. Уже в середине 90х годов появились работы по трехмерной реконструкции импедансно-го изображения. С этого момента ЭИТ стала конкурентоспособным методом визуализирующей диагностики: проигрывая в пространственном разрешении, но существенно выигрывая в широте клинического приложения.

Для построения импедансного изображения необходимо иметь большое количество независимых измерений напряжения, возникающего в результате прохождения электрического тока через биообъект (БО).

Схема измерений в электроимпедансной томографии.

Для этого на БО накладывается определенное количество электродов - от16 до 64 и более. Один электрод присоединяется к общему проводу, относительно которого проводятся измерения. На пару электродов подается зондирующий ток синусоидальной формы, частотой 10-1000 кГц, амплитудой 1-5 мА. При прохождении тока через БО создается разность потенциалов между различными точками на поверхности объекта. Дифференциальное напряжение между парой электродов подается на усилитель. И после усиления сигнал поступает на демодулятор и дальше на АЦП. В результате получается одно измерение. Измерение разности потенциалов между всеми парами электродов при фиксированном положении источника зондирующего тока образует проекцию. Затем выход усилителя переключается к другой паре электродов и измерение повторяется. Затем источник подсоединяется к другой паре электродов и измерение повторяется, пока не будут перебраны все возможные комбинации токовых электродов.

Этот метод весьма привлекателен для маммографии, т.к. достаточно чувствителен к новообразованиям и в то же время безвреден, позволяя проводить обследования как угодно часто. А так же ЭИТ нашла применение в исследовании головного мозга. Первые результаты ее успешного применения для выявления патологических изменений головного мозга были опубликованы в 1994 г. К сожалению, достаточно низкое пространственное разрешение метода ЭИТ ограничивает его применение при регистрации малых температурных градиентов в опухолях, подвергаемых гипертермии. Существует задача визуализация внутричерепного кровоизлияния у новорожденных, которая зачастую является причиной смерти младенцев и помехой в случае преждевременных родов. Эта задача решается методом ЭИТ причем при непрерывном наблюдении за младенцем создаются минимальные неудобства по уходу за ним, что несомненно является достоинством данной методики. Предполагается, что метод будет полезен в изучении неврологических изменений при раздражении нервных окончаний или, возможно, для идентификации эпилепсии.

Первые работы по ЭИТ были выполнены в Шеффилдском университете (Великобритания) [52]. Набор электродов располагается вокруг тела. Через пару электродов пропускается переменный электрический ток, а остальные электроды используются для измерения распределения потенциалов на поверхности. Измерения повторяются при всех возможных комбинациях токовых и потенциальных электродов. Измеренные данные затем позволяют реконструировать томографическое изображение. В настоящее время в исследования по ЭИТ вовлечено несколько десятков научных групп во всем мире. С начала 90х исследования начали развиваться и в России. Созданы системы для двумерной и трехмерной визуализации [21, 53, 54, 20]. Предложены новые методы бесконтактных измерений [55, 19].

Главной трудностью, которую необходимо преодолеть при построении распределений параметров импеданса биоткани, является эффект расходимости линий электрического поля при приложении к ткани разности потенциалов между двумя электродами. В то время как для однородной ткани искривленные линии поля можно определить, в реальном случае неизвестной неоднородной ткани это оказывается невозможным. Измерения, проводимые с помощью электрода считывания, не связаны с биоэлектрическими свойствами ткани на прямой линии, соединяющей электроды [25, 41]. Было бы неверным считать, что при приложении к биоткани разности потенциалов и измерении тока во внешней цепи суммарное электрическое сопротивление вдоль линии, соединяющей электроды, будет равно просто отношению приложенной разности потенциалов к току.

1.3.1 Понятие электрического импеданса

При прохождении через ткани переменного тока, изменяющегося по гармоническому закону

падение напряжения на биологической ткани изменяется по закону

Величиной, определяющей соотношение между напряжением и силой переменного тока, является импеданс - полное электрическое сопротивление цепи переменному току.

На опыте напряжение отстает по фазе от тока (ф<0), что характерно для электрических цепей, состоящих из резисторов и конденсаторов.

Для биологического объекта импеданс носит составной (комплексный) характер Z=(R,X). Его активная составляющая R связана, в первую очередь, с проводимостью внутренних жидких сред, являющихся электролитами. Различные процессы в тканях, сопровождающиеся необратимыми потерями энергии, также дают вклад в величину активной составляющей импеданса. Реактивная компонента X определяется емкостными свойствами исследуемой ткани, в частности, емкостью биологических мембран. Кроме того, в емкостную составляющую импеданса дает вклад и область контакта стимулирующих электродов с биологическими тканями.

Абсолютная величина (модуль) электрического импеданса определяется выражением

На опыте величина импеданса может быть определена по измерениям амплитудных (или эффективных) значений напряжения U_oи силы тока I_o

Фазовый сдвиг ф определяет отношение реактивной и активной составляющих импеданса

Значения угла сдвига фаз, полученные при частоте 1 кГц для различных биологических объектов, приведены в таблице 1.



Таблица 1 - Угол сдвига фаз (в градусах) для различных видов тканей.

Объект	Ф, град.
Кожа человека, лягушки	-55
Нерв лягушки	-64
Мышцы кролика	-65

Составную (комплексную) величину Z принято изображать в виде векторной диаграммы, на которой ось абсцисс - величина активного сопротивления, ось ординат - величина реактивного сопротивления.

Векторная диаграмма. R - активное сопротивление; X - реактивное сопротивление.

Абсолютная величина импеданса |Z| и фазовый сдвиг ф являются функциями частоты переменного тока. Зависимость электрического импеданса от частоты носит название дисперсии импеданса.

Следует отметить, что приведенные данные получены разными экспериментальными группами, каждая из которых исследовала дисперсию импеданса в сравнительно узком диапазоне частот. В различных частотных диапазонах используются разные методики исследования, позволяющие определять активную и реактивную составляющие импеданса. В диапазоне частот до 1 МГц еще возможно прямое измерение силы тока и напряжения. При более высоких частотах (метровый диапазон волн) биологическую ткань вместе с измерительными электродами используют как часть колебательного контура. По изменению резонансных свойств контура судят о величине импеданса - активной и реактивной его части. Для измерений в дециметровом и сантиметровом диапазонах биологическую ткань помещаюв в влоновод.

Влияние тканевого состава на частотную зависимость удельного импеданса: 1 - печень, 2 - мышца, 3 - кровь; 4 - "ткань". На координатных осях использован логарифмический масштаб.

Наиболее четко различное поведение импеданса в разных частотных областях прослеживается на дисперсионной кривой мышечной ткани (2). Для усредненной "ткани" (кривая 4) из-за ее неоднородного сторения (мышечная, сосудистая, жировая, кровь и другие составляющие) импеданс монотонно уменьшается в области низких частот. Начиная с частоты «10МГц дисперсионные кривые имеют сходный характер. В этой области частот процессы, отвечающие за изменение импеданса, одинаковы для всех видов тканей.

Наличие активных и реактивных свойств импеданса можно моделировать, используя эквивалентные электрические схемы. Рассмотрим некоторые из них (рис.).

Эквивалентные электрические схемы и частотные зависимости импеданса.

Графики дают качественное представление о поведении абсолютной величины импеданса при изменении частоты переменного тока.

Схема А) имеет существенное расхождение с опытными данными в области частот близких к нулю - величина импеданса неограниченно возрастает с уменьшением частоты.

Схема Б) удовлетворительно описывает частотную зависимость величины импеданса на низких частотах, но в области высоких частот величина импеданса стремится к нулю, что не соответствует опытным данным.

Наилучшее согласие с экспериментом обеспечивает эквивалентная схема В):на низких частотах величина импеданса определяетсясопротивлением R₁, на высоких частотах - |R|,параллельным соединением сопротивлений R₁и R₂.

В то же время, в частотных зависимостях величины импеданса для модели и реальной ткани (мышцы) имеются существенные различия. Эквивалентная схема В) обеспечивает монотонное убывание |Z| с ростом частоты, а на кривой для реальной ткани имеются участки, на которых величина импеданса практически не уменьшается с увеличением частоты переменного тока.

Такое поведение импеданса можно смоделировать, если рассмотреть возможность изменения величины емкости конденсатора C в эквивалентной схеме В) при изменении частоты. На рисунке представлены (в логарифмическом масштабе) графики частотной зависимости |Z| эквивалентной схемы В) для двух значений емкости С₁ и C₂ = 0,1?C₁.

Частотная зависимость импеданса эквивалентной схемы В) для двух значений С; стрелкой указан участок изменения емкости в области частот 10³-10⁴ Гц.

Если считать, что в области частот 10³ - 10⁴ Гц емкость изменяется от значения С1 до С2, то результирующий график частотной зависимости |Z| будет иметь началом своим кривую 1, участок плато и продолжение по линии 2 в область высоких частот. Таким образом, изменение емкостных свойств биологической ткани при изменении частоты может объяснить появление на реальной кривой дисперсии импеданса пологих участков, на которых |Z| практически не зависит от частоты.

Что же определяет емкостные свойства тканей? Рассмотрим для начала емкостные свойства конденсатора с однородным диэлектриком. Величина емкостного (реактивного) сопротивления конденсатора описывается формулой Х_с=1/юС, а сама величина емкости для плоского конденсатора - C= s-s-_o-S/d. Характеристикой реакции диэлектрической среды на электрическое поле является относительная диэлектрическая проницаемость s. Она показывает, во сколько раз напряженность электрического поля в данной точке в среде меньше той напряженности электрического поля, которая возникла бы в вакууме при том же распределении внешних зарядов, создающих поле.

На микроскопическом уровне происходит либо смещение связанных зарядов и возникновение индуцированного дипольного момента, либо ориентация дипольных моментов полярных молекул в направлении внешнего электрического поля.

Вектором поляризации называется суммарный дипольный момент единицы объема среды

,

где точки i находятся в объеме V.

В изотропной среде вектор поляризации Pпараллелен вектору E напряженности электрического поля. Диэлектрическая проницаемость s связана с поляризацией P и напряженностью поля E соотношением s = 1 + P/s_o-E .Таким образом, зависимость поляризации среды P от частоты может объяснить особенности поведения дисперсионной кривой реальной биологической ткани. Так как любой биологический объект имеет сложную организацию, влияние электрического поля и реакция на него будут существенно различными на разных структурных уровнях строения биологических тканей.

При измерении импеданса биотканей приходится говорить не только о базовом его значении, но и о некотором градиенте, связанном с функциональным состоянием биоткани и условиями проведения измерений (попадание в зону измерения физиологических жидкостей и других биотканей). Как правило, градиент импеданса, связанный с физиологическим состоянием биоткани, принимается во внимание при регистрации биологического процесса, вызывающего это изменение. Градиент, определяемый условиями измерения, признается артефактным и в расчет не принимается.

Таким образом, суть метода электроимпедансометрии состоит в определении характерных для данного типа биоткани значений параметров поляризации, которые выражены через физические величины электропроводности и диэлектрической проницаемости, определяемые в свою очередь ее структурным (базовым) и градиентным (функциональным) физиологическими состояниями.

Как известно в состав различных биотканей и сред организма входят ионы, пространственно ориентированные полярные и неполярные макромолекулы различных линейных размеров и диполи воды. Разные ткани содержат их неодинаковой пропорции, поэтому каждая из них обладает различными диэлектрическими свойствами и электропроводностью.

Электропроводность живых тканей определяется концентрацией ионов и их подвижностью. В межклеточной жидкости с максимальным содержанием носителей тока - ионов - удельная электропроводность достаточно высока - 1 См м-¹. Напротив, в цитозоле, содержащем органеллы и крупные белковые макромолекулы, она понижается до 0,003 См м-¹. Удельная электропроводность плазмолеммы и внутриклеточных мембран, составляющих до 50 % массы клетки, еще ниже - (1 - 3) 10-⁵ См м-¹. Удельная электропроводность целых органов и тканей существенно меньше, чем составляющих их сред. Ее наибольшие величины (0,6 - 2,0 См м-¹) имеют жидкие среды организма (кровь, лимфа, желчь, спинномозговая жидкость, моча), а также мышечная ткань (0,2 См м-¹). Напротив, удельная электропроводность костной, жировой, нервной ткани, а в особенности, грубоволокнистой соединительной ткани и зубной эмали значительно ниже - 10-³ - 10-⁶ См м-¹.

Диэлектрическая проницаемость характеризует поляризацию биологических тканей, обусловленную преимущественно связанными зарядами - полярными и неполярными макромолекулами различных линейных размеров и диполями воды. Ее величина для различных биологических тканей составляет 10³ - 10⁶.

Кардинальной особенностью организма человека является дисперсия электрических свойств его тканей, связанная с состоянием заряженных частиц при действии электромагнитных полей различной частоты.

Исследования показали, что с увеличением частоты фонового электромагнитного поля (ЭМП) уменьшается емкостное сопротивление и импеданс мембраны клеток. Вследствие этого ЭМП частотой 10⁴ - 10⁸ Гц воздействуют и на внутриклеточные структуры, что определяет участие в суммарной электропроводности биотканей как ионов внеклеточных и внутриклеточных структур. На более высоких частотах ионы не успевают следовать за изменениями ЭМП. Значительное увеличение удельной электропроводности происходит здесь, вероятно, за счет ориентационной поляризации молекул свободной воды, вклад которой в суммарную проводимость тканей экспериментально определить весьма сложно.

В дисперсионной зависимости диэлектрической проницаемости также выделяют несколько областей дисперсии, что указывает на различие механизмов поляризации тканей в разных частотных диапазонах ЭМП. Каждый из механизмов поляризации характеризуется своей частотой, вблизи которой запаздывание смещения (поворота) различных клеточных и субклеточных структур и биологических молекул относительно динамики ЭМП минимально.[8]

Наличие в живых системах границ раздела с разной проводимостью делает необходимым при описании электрических свойств живых объектов пользоваться понятием емкости (С). То есть, биологические структуры обладают как активным сопротивлением R_a, так и реактивным сопротивлением R_x. Последнее в этом случае зависит от частоты и описывается формулой:

Таким образом, полное сопротивление биообъекта называется его импедансом и при последовательном соединении i- го числа микрообъектов, обладающим активным сопротивлением (R_а) и реактивным, зависящим от емкости (С) определяется по формуле:

А при параллельном соединении элементов:

Определив эквивалентные составляющие полного импеданса биотканей, представим эквивалентную импедансную схему биологического объекта. [7]

Эквивалентная схема биологического объекта: R₁, R₂-- активные сопротивления измерительных электродов; R_р, С_р-- реактивные составляющие импеданса; R_i -- сопротивление цитоплазмы; R_m-- сопротивление межклеточной жидкости.

Схемные устройства, применяемые на практике для измерения импеданса биологических объектов, весьма разнообразны и принципы их работы различны.

На постоянном токе контактные ячейки для измерения параметров жидкостей чаще всего представляют собой компенсационные схемы. Однако в этом случае сильны артефакты за счет поляризации электродов и нагрева объекта. Поэтому измерения на постоянном токе не получили широкого распространения.

1.3.2 Устройства для измерения импеданса биологических тканей

Наиболее распространены приборы и устройства на переменном электрическом токе различных частот. [3]

Схемное устройство приборов на переменном токе сложнее, чем на постоянном, однако они обладают неоценимым преимуществом, поскольку позволяют в значительной степени избавиться от влияния поляризации электродов.[38]

Проведение измерений in vivo, в реальных условиях аппаратного лечебного процесса в ЛПУ (реанимация, операционная), а так же размещение измерителя в составе медицинской аппаратной системы или аппарата, всегда сопряжено с наличием широкополосного помехового фона, значения которого на частотах близких к частотам измерения, могут вносить погрешность, обусловленную как изменением реактивной составляющей полного импеданса биоткани, и дополнительными физиологическими изменениями в организме (области измерения), так и влиянием непосредственно на кабели и элементы самой измерительной системы.

Предложим некоторые подходы к увеличению помехоустойчивости системы измерения импеданса биологических тканей.

Одним из подходов может быть увеличение амплитуды полученного сигнала генератора.

Схема определения значений импеданса биотканей Z_бт через измерение значений напряжения и тока через эти биоткани.

Измерительная система на базе приведенной схемы является самой распространенной и позволяет получать достоверные данные в классических шумовых условиях, то есть при уровне шума значительно меньшем уровня полезного сигнала. При увеличении уровня шумов, попадающих в тракт Z_бт, даже при использовании на следующих этапах дополнительных алгоритмов обработки сигнала, результаты измерения будут иметь значительный уровень погрешности, определяемый уровнем помех и их частотным распределением. Реальная помеховая обстановка может быть усугублена наличием шумов и аппаратных помех на частотах близких к частотам на которых проводятся измерения. В этом случае дальнейшая математическая обработка сигнала с целью снижения погрешности измерения является бессмысленной без внесения изменений в аппаратную часть самого измерителя. Использование приведенной схемы в измерительной системе предполагает использование мощных измерительных устройств ПЛИС (DSP) для обработки сигнала по двум каналам с большими значениями частоты дискретизации (до 50 МГц), а так же проведения дальнейших вычислений Z.

Схема подключения аппаратного делителя к схеме определения значений импеданса биотканей Z_бт.

Введение аппаратного вычислителя Z, делителя мгновенных значений напряжения и тока, несколько улучшит положение. Схема останется также проста в реализации и использовании, как и предыдущая, и в месте с тем, появится возможность упростить требования к используемым вычислительным устройствам в результате перехода на одноканальную обработку данных.

Изменения в схеме, показанные на рис., не обеспечивают для системы главного - помехоустойчивости к шумам, спектр которых находится в спектре сигнала генератора. Кроме того, шумовые электромагнитные поля, воздействующие на измеряемые биоткани, могут изменять их функциональное состояние и, тем самым, приводить к девиациям биоимпеданса, что приводит к погрешности всего измерения.

На наш взгляд, подходы реализованные на базе следующей схемы позволят определить направление для решения задач уменьшения погрешности измерения и добиться исключения сигнала помехи на этапе перед делителем.

Схема измерения импеданса биотканей Z_бт с компенсацией наводок.

Принцип, предложенный в схеме на рис., состоит в компенсации наводок, поступающих в тракт Z_бт и изменяющих картину истинных значений электропроводности и диэлектрической проницаемости биотканей за счет учета одновременного изменения уровня этих наводок на эквивалентной схеме биоткани (Z_Эбт), настроенной эквивалентно в соответствии с электрическими параметрами и импедансом измеряемой биоткани. Делитель в этой схеме играет роль не вычислителя импеданса, а выполняет функцию нормализации полезного сигнала. На последующих этапах реализации алгоритмов математической обработки сигнала, может быть исключена фильтрация сигнала, являющейся рутинной для вычислителя и в этом случае он выполняет лишь расчет линейной функции импеданса.



2. Разработка алгоритма импеданс визуализации местоположения патологического процесса

2.1 Разработка алгоритма предварительной обработки КТ снимков

Маммографэлектроимпедансный компьютерный (регистрационное удостоверение № 29/05010303/5420-03 от 03.07.03) - аппарат, регистрирующий перенос электрического заряда при наложении внешнего электрического поля с частотой 50 кГц, отражающий изменения функционального состояния тканей.

Конструктивно аппарат выполнен в виде устройства, содержащего 3 узла:

1) блок, состоящий из 256 контактов и встроенной микропроцессорной управляющей системы;

2) опорный электрод, который при исследовании размещается на запястье пациента и соединен с первым диагностическим узлом;

3) программное математическое обеспечение, позволяющее выполнить интеграцию снимаемых параметров, получить фантомное изображение молочной железы на различной глубине, распределение частот регистрации сигналов по одинаковым параметрам и сохранить полученные данные.

Электроимпедансныймаммограф МЭИК дает информацию о напряжении на поверхности молочной железы и пространственном распределении удельного сопротивления (или электропроводности) в ней [23, 31], таким образом информируя о физиологических и патологических процессах в молочной железе, таких как рак, фиброзно-кистозная мастопатия, мастит, инволюция, лактация и др.

После сбора анамнеза, занесения данных в компьютерную программу, осмотра и пальпации молочную железу увлажняют и панель, состоящую из 256 электродов, окружностью 12 см, прикладывают к молочной железе так, чтобы световой маркер соответствовал соску.

Изменяя положение прибора, достигают максимального количества контактов. Если молочная железа полностью не захватывается панелью электродов, то исследование проводят по квадрантам молочной железы по часовой стрелке. Нажав кнопку “старт” на передней поверхности панели или на мониторе компьютера, запускают процесс измерения.

Длительность процесса измерения около 20 с. Далее запускается процесс реконструкции изображения, длительность которого составляет около 1 мин.

После завершения реконструкции выполняют анализ появляющихся 7 последовательных изображений, соответствующих сечениям молочной железы в аксиальной проекции с возрастающей глубиной от 0,4 до 5,2 см - от ареолы до ретромаммарного пространства. В маммографе МЭИК используются измерительная система и алгоритм реконструкции изображений, позволяющий визуализировать статические распределения электропроводности в тканях молочной железы, прилегающей к поверхности электродов. Ток, проходя через ткани молочной железы, создает объемное распределение электрического потенциала. Передача данных и измерения идут параллельно, и для выполнения полного цикла измерений требуется около 35 с.

Для реконструкции трехмерного распределения электропроводности среды вблизи матрицы электродов используется метод взвешенных обратных проекций вдоль эквипотенциальных поверхностей электрического поля. Этот метод является обобщением метода обратных проекций,используемого в двумерной ЭИТ

2.2 Разработка алгоритма предварительной обработки данных об электрическом импедансе в биологических тканях

В поле для работы с изображением после сканирования молочной железы появляются 7 изображений молочной железы, соответствующих плоскостям.

На данной электроимпедансноймаммограмме представлено изображение правой молочной железы. Очаг злокачественного образования локализован во внутренних квадрантах молочной железы.

Одновременно с изображением 7 срезов молочной железы от соска до ретромаммарного пространства аппаратура выдает результат по статистическому распределению электропроводности в пределах одного среза. Толщина среза составляет примерно 0,7 см. Оцениваются такие параметры, как индекс средней электропроводность, максимальная и минимальная электропроводности, среднеквадратическое отклонение и экстремум. Кроме того, выполняется построение графиков распределения электропроводности. Предусмотрено сравнение электропроводности левой и правой железы с вычислением процента расхождения распределения электропроводности.

На сравнительном снимке представлены данные ЭИТ женщины со злокачественным образованием в правой молочной железе, состоянием после неоадъювантнойполихимиотерапии.

Возможность ранней диагностики РМЖ с помощью ЭИТ обусловлена изменением электрических характеристик ткани молочной железы в зоне опухоли и окружающих тканей.

Важным для диагностики является выделение узловой формы РМЖ, характеризующейся высокой электропроводностью опухолевых клеток, и отечно-инфильтративной формы РМЖ, характеризующейся высоким локальным или общим импедансом.

Методика оценки электроимпедансного изображения состоит из визуального и количественного анализа. Визуальная оценка электроимпедансного изображения включает анализ следующих параметров: контур молочной железы, анатомия молочной железы, локальные изменения электропроводности, зона млечного синуса. Количественная оценка электроимпедансного изображения заключается в анализе индекса средней электропроводности, гистограммы распределения электропроводности, в сравнении индексов электропроводности с нормой.

Элементом количественной оценки является сравнение гистограмм распределения электропроводности правой и левой молочных желез, которые в норме практически совпадают. При заболеваниях происходит смещение гистограммы молочной железы с патологическим процессом.

Элементом количественного анализа является сравнение гистограммы распределения электропроводности сданными нормы. В норме гистограмма распределения электропроводности молочной железы пациентки и комплексная гистограмма практически совпадают или их расхождение минимально (менее 40%). При заболеваниях происходит смещение гистограммы молочной железы с патологическим процессом и расхождение с комплексной гистограммой составляет более 40%.