Способ получения томографического изображения тела и электроимпедансный томограф

 

Изобретение представляет способ получения томографического изображения тела и электроимпедансный томограф. Серию контактных электродов размещают на поверхности тела и поочередно подключают источник тока к произвольным парам электродов. На каждой паре остальных электродов измеряют разность потенциалов, определяют опорные значения разностей путем аппроксимаций измеренного распределения. Реконструкцию изображения пространственного распределения проводимости производят путем обратного проецирования вдоль эквипотенциалей. Томограф содержит систему контактных электродов, устройства возбуждения тока, измерения разностей потенциалов с дифференциальным усилителем, блок микропроцессора, аналоговые коммутаторы, цепь компенсации синфазной составляющей напряжений на каждой паре электродов и цепь компенсаций контактной разности потенциалов. Способ позволяет визуализировать распределение абсолютной проводимости в сечении человеческого тела. 2 c. и 5 з.п. ф-лы, 10 ил.

Изобретение относится к области медицины, а более конкретно к способам диагностики с помощью приборов для получения томографического изображения тела пациента.

Известны способы получения томографического изображения тела пациента, основанные на измерении пространственного распределения физического поля или излучения, пронизывающего объект, и последующей реконструкции изображения пространственного распределения измеренного параметра математическими методами свертки и обратной проекции (Физика визуализации изображений в медицине./Под ред. С. Уэбба. М.: Мир, 1991 г. с. 105 - 216.) Известны томографы, основанные на использовании рентгеновского излучения или ядерного магнитного резонанса (ЯМР) (Физика визуализации изображений в медицине./Под ред. С. Уэбба. М.: Мир, 1991 г. с. 105 - 216.) Известные способы обеспечивают высокую разрешающую способность. Однако использованные для диагностики сложные установки рентгеновского излучения или ядерного магнитного резонанса дорогостоящи и сложны в эксплуатации, процедура обследования достаточно длительна, кроме того, излучение, пронизывающее тело, не является безвредным для пациента и обслуживающего персонала.

Известен способ получения томографического изображения тела для диагностики в медицине, основанный на использовании электрического тока в качестве средства, зондирующего исследуемый объект - электроимпедансная томография (Патент Великобритании N 2119520 A, кл. A 61 B 5/05, 1983 г.) В известном способе на поверхности тела пациента располагают серию контактных электродов, последовательно подключают источник тока к парам электродов, производят измерения разностей потенциалов (напряжения) между каждой парой остальных электродов, возникающих из-за протекания тока через объект, определяют опорные значения напряжений в предположении об однородности электрической проводимости объекта или измеряют их на том же объекте в другой момент времени, если проводимость объекта меняется, и производят реконструкцию изображения пространственного распределения проводимости тела или измерений его проводимости, произошедших между двумя измерениями путем обратного проецирования относительных разностей измеренных и опорных напряжений вдоль эквипотенциалей электрического поля. Установлено, что проводимость биоткани зависит от ее физиологических свойств. Изображение распределения проводимости тела дает возможность увидеть кости, мягкие ткани, сосуды.

Способ осуществления на электроимпедансном томографе, содержащем систему контактных электродов, устройство возбуждения тока, устройство измерения разностей потенциалов с дифференциальным усилителем на входе, блок микропроцессора, входные и выходные аналоговые коммутаторы, входы которых подключены к контактным электродам, а выходы - к устройству возбуждения тока и ко входу дифференциального усилителя (Патент Великобритании N 2119520 A, кл A 61 B 5/05, 1983 г.).

Однако использование способа в клинической практике до настоящего времени тормозилось, в частности, нерешенностью проблемы получения абсолютных или "статических" изображений удовлетворительного качества при проведении измерений на человеческом теле. Существующие томографы позволяют получать только динамические томограммы - изображения измерений проводимости, произошедшие между двумя измерениями, малоинформативные для медицинских приложений. Отсутствие визуализации статических объектов объясняется невозможностью полного решения обратной задачи реконструкции проводимости из-за трудности получения опорных значений разностей потенциалов при неизвестных точно геометрии граничной поверхности исследуемого объекта и положения на ней измерительных электродов.

Получение возможности визуализации распределения абсолютной проводимости в сечении человеческого тела с высокой скоростью сбора данных стало возможно с помощью компактного томографа с управлением всеми функциями его измерительной системы с персонального компьютера, осуществляющего обработку, визуализацию и хранение данных. (В. А. Черепенин, А. В. Корженевский и др. Электроимпедансный томограф: новые возможности. IX Международная конференция по электрическому биоимпедансу. Гейдельберг, Германия, 1995, с. 430 - 433. - Cherepenin V.A., Korjenevsky A.V et al. The electrical impedance tomograph: new capabilities. IX International Conference on Electrical Bio-Impedance, Proceedings. - Heidelberg, 1995, p. 430 - 433). В способе получения томографического изображения тела, включающем размещение серии контактных электродов на поверхности тела, поочередное дипольное подключение источника тока к парам соседних электродов, измерение разности потенциалов (напряжений) между каждой парой остальных электродов, определение опорных значений разностей потенциалов и реконструкцию изображения пространственного распределения проводимости тела путем обратного проецирования вдоль эквипотенциалей взвешенных относительных разностей опорных и измеренных напряжений, опорные значения разностей потенциалов uⁱ_r(j) определяют путем аппроксимации измеренного распределения разностей потенциалов uⁱ_n(j) в соответствии с выражением: uⁱ_r(j) = cⁱ₁fⁱ₁(j) + cⁱ₂fⁱ₂(j) + cⁱ₃ (1), где i - номер возбуждающей пары электродов; j - номер измеряющей пары электродов, f₁(j) - заданное распределение напряжения между соседними электродами вдоль границы эталонного объекта, fⁱ₂(j) - сигналы, обусловленные паразитными связями, cⁱ_α(α = 1,2,3) - коэффициенты аппроксимации измеренного распределения разностей потенциалов uⁱ_m(j).
В описанном решении, используя аппроксимацию измеренных данных uⁱ_m(j) гладкими зависимостями из набора простых линейно независимых функций, удается построить опорный набор данных, не содержащий информацию о внутренней структуре объекта. Этот набор совместно с исходным набором, включающим вариации, отражающие внутреннюю структуру объекта, используется для реконструкции абсолютной проводимости объекта. Измеренные разности потенциалов могут содержать значительные систематические погрешности, вызванные, в основном, паразитным проникновением сигналов из канала в канал в интегральных коммутаторах и входных цепях томографа. В известных решениях при дифференциальной томографии они не оказывают существенного влияния на реконструируемое изображение, поскольку паразитные составляющие имеются как в текущих, так и в опорных данных, и взаимно компенсируются. При реконструкции распределения абсолютной проводимости эти помехи вызывают появление артефактов и существенно снижают качество изображения. Для устранения их влияния в состав базовых функций, используемых для аппроксимации входных данных, может быть включен набор паразитных сигналов, которые могут быть, например, измерены с помощью эталонного объекта, для которого известны (вычислены) результаты идеально точных измерений. Наилучшие результаты получаются при использовании комбинации трех функций, приведенных в выражении (1). В качестве распределения f₁(j) - задается распределение напряжения между соседними электродами вдоль границы цилиндрического объекта с однородной проводимостью при подключении источника тока к паре смежных электродов.

Разработанный алгоритм реконструкции распределения проводимости позволяет получать с помощью томографа привычные в медицине и весьма информативные "статические" изображения, характеризующие физиологические состояния органов и тканей. Однако низкая чувствительность при невысокой разрешающей способности ограничивает область применения этого метода.

В настоящем изобретении предлагается способ получения томографического изображения тела, позволяющий получить качественное изображение проводимости объема тела с высокой чувствительностью и удовлетворительной разрешающей способностью, динамично отражающее состояние внутренних органов и тканей с высокой достоверностью. Способ позволяет более чем на порядок увеличить отношение сигнал-шум и тем самым повысить чувствительность и разрешающую способность реальных устройств, что позволяет найти предложенным устройствам широкое применение в медицинской практике и при клинических исследованиях. Новые свойства предложенного способа позволяют выявлять и измерять структуры и процессы, определение которых с помощью рентгеновских лучей или ядерного магнитного резонанса затруднено или невозможно. Способ позволяет обеспечить простое и безопасное исследование пациентов не только в клинических условиях, но и обычных кабинетах и лабораториях. Задача повышения качества томографического изображения решается за счет разработки нового эффективного метода измерения разностей потенциалов и реконструкции изображения пространственного распределения проводимости тела.

Поскольку при проведении измерений на теле человека величина инжектируемого тока ограничена условием безопасности воздействия, величина измеряемых прибором сигналов оказывается весьма небольшой и серьезное влияние на качество реконструируемых изображений оказывает отношение амплитуды измеряемых сигналов к величине собственных шумов прибора и внешних электрических помех на частоте измерения. В настоящем изобретении за счет инжекции тока через два необязательно смежные электрода, достигается увеличение отношения сигнал-шум, что позволяет повысить чувствительность и во многих случаях разрешающую способность реальных устройств.

Для этого более общего случая, по сравнению с дипольной инжекцией, как в прототипе, необходимо скорректировать метод реконструкции изображения пространственного распределения проводимости. Исходными данными являются разности потенциалов между соседними электродами, закрепленными на коже пациента вдоль замкнутого контура, охватывающего тело, при подключении каких-либо двух электродов к источнику тока. При использовании N электродов имеем N профилей, соответствующих каждому варианту подключения источника тока, содержащих по (N - 4) отсчетов разностей потенциалов между свободными парами электродов.

В отличие от дипольного метода инжекции процедура обратного проецирования для произвольного метода инжекции тока описывается следующим образом:

λ^lt,rt = u^l_r^t,rt/u^l_m^t,rt-1,
где
W^lt, Wⁿ - весовые факторы, определенные в соответствии с процедурой обратного проецирования в направлении от "левого" и от "правого" пересечения эквипотенциали с границей тела, соответственно,
Σ - сумма по всем положениям инжектирующих электродов,
u^l_m^t,rt - напряжения, измеренные на левом и правом "концах" эквипотенциальной линии, проходящей через данную точку реконструируемого поперечного сечения,
u^l_r^t,rt - опорные разности потенциалов, соответствующие телу с однородной проводимостью.

Кроме того, уменьшение ошибок измерения в изобретении достигается введением цепи контроля качества контактов.

Изобретение иллюстрируется чертежом, где на фиг. 1 изображена блок-схема измерительной системы томографа, на фиг. 2 показана зависимость проводимости в области сердца от времени, полученная при измерении с дипольной инжекцией, как в известных решениях, а на фиг. 3 - та же зависимость, полученная при измерении с полярной инжекцией, согласно изобретению, на фиг. 4 - спектр этой зависимости, на фиг. 5 показана импедансная томограмма грудной области пациента Y, на фиг. 6 приведено пространственное распределение спектральной амплитуды проводимости в сечении грудной области на частоте, соответствующей частоте сердечных сокращения пациента Y. На фиг. 7 показана импедансная томограмма грудной области пациента X, на фиг. 8 - обзорная рентгенограмма грудной области пациента X, на фиг. 9 приведена импедансная томограмма нижней части левой ноги пациента Z, фиг. 10 приведена импедансная томограмма верхней части левой ноги пациента Z.

На блок-схеме томографа (фиг. 1) обозначены: контактные электроды 1 - 16, формирователь 17 импульсных напряжений, преобразователь напряжение-ток 18, компаратор 19, фазоимпульсный модулятор 20, выходные аналоговые коммутаторы 21 и входные аналоговые коммутаторы 22, каждый из которых имеет по N входов (N - количество электродов) для подключения к электродам и по одному выходу, дифференциальный усилитель 23, операционный усилитель 24, интегратор 25, аналоговый ключ 26, усилитель 27, синхронный детектор 28, ключ 29, интегратор 30, ключ 31, аналогово-цифровой преобразователь 32, микропроцессор 33, формирователь 34.

Работа системы сбора данных электроимпедансного томографа сводится к измерениям потенциалов на поверхности тела человека с помощью контактных электродов 1 - 16 при протекании через него слабого электрического тока. Возбуждающая пара электродов подключается к источнику тока, а на остальных парах последовательно измеряются напряжения, обусловленные действием тока в цепи возбуждающих электродов. Описываемый вариант электроимпедансного томографа построен по одноканальной схеме и рассчитан на работу с 16-ю электродами. Время выполнения каждого измерения составляет 350 мс , а частота выполнения полных циклов измерений - 11 кадров в секунду. Измерения выполняются при импульсном воздействии сигнала специальной формы со средней частотой 8 кГц. Использование такого сигнала позволило упростить аппаратуру по сравнению с известными системами с синусоидальным возбуждением при сохранении высокой точности и быстродействия.

Устройство возбуждения напряжения содержит прецизионный формирователь 17 импульсных напряжений, усилитель 18 с токовым выходом и фазоимпульсный модулятор 21. Формирователь 17 вырабатывает импульсное напряжение, представляющее собой 2 периода меандра, сдвинутые друг относительно друга на 180^o, с регулируемой амплитудой, которая устанавливается 8-разрядным кодом с блока микропроцессора 34. Использование импульсного тока в томографе позволило отказаться от прецизионного формирователя синусоидального сигнала. Преобразователь напряжение-ток 18 с токовым выходом собран на двух операционных усилителях. Он обладает стабильным коэффициентом усиления, имеет большое выходное сопротивление и обеспечивает независимость величины выходного тока от сопротивления цепи возбуждающей пары электродов. В процессе измерений может ухудшаться качество электрического контакта электродов с кожей человека. Это приводит к ошибкам измерений, возникающим из-за нарушения работы источника тока при достижении максимально допустимого выходного напряжения (порядка напряжения источника питания) а также увеличения наводок и погрешностей во входных цепях устройства измерения разностей потенциалов. Поэтому важно иметь возможность контролировать в процессе измерений качество контакта электродов с кожей и определять, какой именно контакт имеет повышенное электрическое сопротивление и требует вмешательства. Для осуществления этих функций в схему прибора введено устройство контроля качества контактов, содержащее компаратор 19, сравнивающий выходное напряжение устройства возбуждения напряжения с заданными постоянными положительным +U и отрицательным -U напряжениями, равными максимально допускаемому положительному и отрицательному выходному напряжению источника тока. Сигнал с выхода компаратора 19, соответствующий выходу напряжения за допустимые пределы, поступает на микропроцессорный блок и вместе с текущими адресами активных контактов передается на персональный компьютер PC. Это позволяет в процессе измерений вывести на экран сообщение о наличии плохих контактов и во многих случаях точно установить номер электрода, требующего внимания.

Фазоимпульсный модулятор 20 собран на аналоговых ключах и один раз за период одного измерения переворачивает на 180^o фазу выходного сигнала возбудителя тока. Выбранная пара электродов подключается к возбудителю двумя выходными аналоговыми коммутаторами 21 с общими адресными шинами управления.

Напряжения с приемных пар электродов 1 - 16 контактной системы через входные аналоговые коммутаторы 22 подаются на устройство измерения разностей потенциалов, состоящее из дифференциального усилителя 23, усилителя 27, аналоговых ключей 29 и 31, синхронного детектора 28, интегратора 30 и аналого-цифрового преобразователя 32. Полезная информация заключена в дифференциальной составляющей напряжений на паре приемных электродов. Синфазная составляющая этих напряжений должна подавляться дифференциальным усилителем 23. Поскольку полного подавления синфазной помехи добиться не удается, в томограф введена цепь компенсации синфазной составляющей с использованием операционного усилителя 24. На инвертирующий вход этого усилителя поступает синфазная составляющая пары измеряемых напряжений, а его выход связан с возбуждающей парой через модулятор 20. На измеряемый дифференциальный сигнал накладывается контактная разность потенциалов, которая для электродов из нержавеющей стали, используемых в наших лабораторных образцах, составляет ±300 mV. Так как эта величина может существенно превышать динамический диапазон усилителя (амплитуда полезных сигналов составляет десятки - сотни микровольт), контактную разность потенциалов необходимо компенсировать. Цепь компенсации контактной разности потенциалов на каждой паре электродов состоит из интегратора 25 и аналогового ключа 26. Выходное напряжение интегратора 25 поступает на вход установки нуля дифференциального усилителя 23. Перед началом измерений ключ 26 замкнут и на выходе интегратора 25 устанавливается напряжение, обеспечивающее нулевой выходной сигнал дифференциального усилителя 23. Перед проведением измерений ключ 26 размыкается в интегратор 25 переходит в режим хранения. Поскольку диапазон значений измеряемых напряжений достаточно велик, с целью предварительного сужения динамического диапазона в тракт усиления введен усилитель 27 с управляемой величиной коэффициента усиления. С его помощью общее усиление может регулироваться в пределах 3-х порядков кодом по шине от микропроцессора 33. Усиленное напряжение подается на синхронный детектор 28 и далее через ключ 29 на интегратор 30. К моменту завершения цикла измерения на выходе интегратора 30 накапливается напряжение, которое с учетом введенного коэффициента усиления усилителя 27 позволяет определить величину сигнала на приемной паре электродов. К интегратору 30 подключен аналого-цифровой преобразователь 32, выходные данные которого в 12-разрядном двоичном коде поступают в блок микропроцессора 33. На время выполнения аналого-цифрового преобразования интегратор 30 ключом 29 переводится в режим хранения, а его установка в исходное состояние перед началом очередного измерения производится коммутацией ключа 31. Описанное включение синхронного детектора и интегратора позволило снизить влияние на результат измерения как низкочастотных, так и высокочастотных составляющих помех в спектре измеряемого сигнала.

Работа аналогового блока обеспечивается логическими сигналами группы S, поступающими от формирователя 34, а также кодовыми группами D, вырабатываемыми блоком микропроцессора 33. Формирователь 34 содержит счетчик тактовых импульсов f_T, постоянное запоминающее устройство и запускается в циклический режим работы логическим уровнем сигнала R от блока микропроцессора 33.

Использование микропроцессора обусловлено значительным объемом операций по управлению аналоговой частью томографа, необходимостью обеспечения связи между томографом и персональным компьютером (PC), а также возможностью изменять конфигурацию томографа.

Для демонстрации и анализа реконструированных изображений тех измерений, данные которых хранятся в архиве, изображения могут быть просмотрены как в покадровом режиме, так и в режиме непрерывного показа ("кино"). Есть возможность просмотра одного кадра в увеличенном формате, одновременно на экране можно рассматривать до восьми кадров, относящихся к разным сериям измерений. Можно проводить спектральный анализ реконструированных изображений в случае, если серия измерений получена в автоматическом режиме. При этом на экране можно просмотреть пространственное распределение амплитуды определенной частотной гармоники в режиме, аналогичном покадровому просмотру, а в режиме "кино" - эволюцию изображения на этой частоте с учетом фазы колебаний в каждой точке.

Измерения проводились на различных уровнях грудной области и на конечностях. В качестве электродов использовались диски из нержавеющей стали диаметром 30 мм, смоченные электрокардиографическим веществом. Электроды фиксировались с помощью эластичного пояса. В некоторых измерениях использовались также одноразовые электроды типа Blue Sensor M-00-A фирмы Medicotest (Дания). Эти электроды обеспечивают меньшее контактное сопротивление и контактную разность потенциалов, однако система сбора данных томографа и алгоритм реконструкции обеспечивают достаточную инвариантность результатов визуализации относительно качества контактов.

Покажем количество преимущества способа согласно настоящему изобретению перед известными решениями. Если величину шумов можно считать постоянной для конкретного измерительного устройства, амплитуда сигналов, а следовательно, и отношение сигнал-шум сильно зависит от стратегии проведения измерений. Оценим отношение минимальных амплитуд сигналов, регистрируемых на паре смежных электродов, в случае дипольной инжекции тока (например, для шестнадцатиэлектродной системы через электроды 1 и 2, см. фиг. 1), полярной инжекции (например, через электроды 1 и 9) и инжекции через два электрода, между которыми располагаются два других электрода (например, через электроды 1 и 4) для цилиндрического объекта с однородным распределением проводимости при одинаковой величине инжектируемого тока. В случае дипольной инжекции и инжекции через разнесенные электроды минимальный сигнал регистрируется на паре электродов диаметрально противоположной активной паре (электроды 9 - 10 и 10 - 11, соответственно). Для полярной инжекции минимальный сигнал регистрируется на четырех парах электродов, расположенных симметрично между двумя инжектирующими (активными) электродами - электродах 4 - 5, 5 - 6, 12 - 13 и 13 - 14. Предполагая, что размер электродов и шаг между ними много меньше диаметра исследуемого объекта, для отношения минимальных амплитуд регистрируемых сигналов при полярной V_p и дипольной V_d инжекции, используя элементарные геометрические соотношения, получаем оценку: где D - диаметр объекта (окружности, на которой располагаются электроды), d - расстояние между смежными электродами. Для системы с 16 электродами это отношение составляет 14.4. Более точный численный расчет дает коэффициент 15.2 (близкое соотношение между амплитудами регистрируемых сигналов получено и экспериментально при измерениях на грудной клетке человека). При инжекции через два электрода, между которыми располагаются два других электрода, минимальный сигнал регистрируется на наиболее удаленной от инжектирующих элементов паре (электродах 10 - 11). Численный расчет дает в этом случае увеличение минимальной амплитуды сигнала по сравнению со случаем дипольной инжекции в 3.2 раза. При увеличении количества электродов отношение амплитуд регистрируемых сигналов при недипольной и дипольной инжекции еще больше увеличивается. Таким образом, использование полярной инжекции в шестнадцатиэлектродной системе позволяет больше чем на порядок увеличить отношение сигнал-шум и тем самым повысить чувствительность и во многих случаях разрешающую способность реальных устройств. Для иллюстрации улучшения характеристик томографа при переходе от обычной дипольной инжекции к полярной приведем зависимости от времени проводимости в области сердца, полученные при дипольной инжекции (фиг. 2), как в прототипе, и полярной инжекции (фиг. 3), согласно изобретению, при одних и тех же условиях измерений. Полярная инжекция позволяет наблюдать достоверные изменения проводимости, вызванные изменениями кровенаполнения сердца, определять частоту сердечного ритма и оценивать объем крови, выбрасываемый сердцем. При дипольной инжекции тока соответствующие кривые сильно зашумлены, что затрудняет определение частоты сердечных сокращений и величины кровенаполнения, делая результаты измерений малопригодными для диагностики.

На фиг. 5 приведено реконструированное распределение проводимости в сечении грудной области пациента Y. Измерения проводились с использованием полярной инжекции тока. Отчетливо видны позвоночник 35, легкие 36, сердце 37, грудина 38, могут быть идентифицированы крупные сосуды. Поскольку при реконструкции используется адаптивный алгоритм синтеза опорных данных, получение количественной информации о проводимости непосредственно по результатам реконструкции оказывается невозможным. Для нормировки изображений нами используются известные данные о проводимости, таких тканей как кость и кровь (или близкой к ней проводимости мышц вдоль волокон). При нормировке на изображении определяется точка с наименьшей проводимостью и ей присваивается значение проводимости костной ткани (0,01 См/м). Точке с наибольшей проводимостью присваивается значение проводимости крови (0.5 См/м). Все остальные значения попадают внутрь этого интервала. При этом величина проводимости легких, получающаяся после такой калибровки изображений, вполне согласуются с данными прямых измерений. Проведя серию измерений в автоматическом режиме (через равные промежутки времени), для анализа полученных временных зависимостей можно использовать Фурье-анализ. На фиг. 6 приведено распределение амплитуды спектральной компоненты, соответствующей частоте сердечных сокращений, вычисленное для той же серии измерений, откуда взяты статические кадры. В результате спектральной обработки данных значительно контрастнее стало изображение области сердца, сосудов и частично легких, где наиболее интенсивна пульсация электропроводности, связанная с кровообращением. На фиг. 3 показана зависимость от времени проводимости для точки изображения, находящейся внутри сердца, являющаяся импедансной кардиограммой, несущей дополнительную информацию о работе сердца, а на фиг. 4 - спектр этой зависимости. Первый максимум соответствует частоте сердечных сокращений, два других - ее гармоникам. Такие характеристики открывают новые возможности в кардиологии, так как они отражают параметры, непосредственно характеризующие функцию сердца, позволяют оценить объем крови, выбрасываемый сердцем, определить частоту сердечного ритма, уточнить кровенаполняемость различных отсеков сердца.

Пациент X с диагнозом - центральный рак правого легкого, хронический склеротический бронхит. Рентгенография (фиг. 8) показала объемное уменьшение правого легочного поля, прозрачность верхней доли правого легкого понижена, левое легочное поле прозрачно. На электротомографии (фиг. 7) отчетливо видны изменения проводимости в области правого легкого - практически полное отсутствие воздушности в плоскости измерения. Светлые участки изображения на месте правого легочного поля свидетельствуют о наличии здесь высокой проводимости, обусловленной замещением легочной ткани с низкой проводимостью плотными тканевыми образованиями (первичная опухоль, метастазы и увеличенные лимфоузлы), а также присутствием жидкости (гидроторакс). Увеличение площади и плотности изображения левого легкого свидетельствует о повышенной воздушности, имеющей компенсаторный характер. Результаты анализа электротомограммы хорошо коррелируют с данными рентгенограммы (фиг. 8) и отражают имеющиеся в легких изменения более демонстративно.

Использование томографического исследования для диагностики различных опухолей открывает широкие возможности для лечения онкологических заболеваний, для диагностики заболеваний молочной железы.

На фиг. 9, 10 приведены томограммы голени и бедра левой ноги пациента Z, где отчетливо видны - большая 39 и малая 40 берцовые кости, мышцы 41, сосуды 42, бедренная кость 43. Исследования показали, что с достаточной достоверностью можно определить изменения проводимости сосудов вследствие варикозного расширения или образования тромбов. Данный пример иллюстрирует возможность диагностики заболеваний сосудистых заболеваний, а также заболеваний костных тканей - коксоартрозов, переломов и многое другое. Кроме того, при изменении физической нагрузки происходит заметное изменение проводимости мышц, обусловленное изменением температуры и кровотока, что открывает возможности регулировать нагрузку космонавтов и спортсменов.

Важным аспектом использования данного изобретения является возможность определения изменения температуры внутренних органов, так как при этом пропорционально изменяется проводимость тканей, что позволяет оперативно выявлять воспалительные процессы.

Представленные результаты по развитию метода электроимпедансной томографии показывают, что может быть создан достаточно простой, относительно недорогой прибор, работающий вместе со стандартным персональным компьютером. Исследования безопасны для пациента и обслуживающего персонала. Разработанный алгоритм реконструкции распределения абсолютной проводимости позволяет получать с помощью томографа привычные в медицине и весьма информативные "статические" изображения с высоким качеством визуализации, отражающие достоверные изменения проводимости тканей. Результаты, полученные при реконструировании абсолютной проводимости in vivo, показывают возможность широкого практического использования томографии электрического импеданса в медицинской практике и клинических исследованиях.

Метод позволяет выявлять и измерять структуры и процессы, определение которых с помощью других инструментальных исследований затруднено или невозможно. С помощью визуализации проводимости тканей можно наблюдать процессы внутреннего кровоизлияния, воспалительные процессы, различия в проводимости жира и мышц позволят проводить исследования органов пищеварения, определять распределение мышечных тканей. Удельная проводимость легких при вдохе и выдохе отличается в 3 раза за счет изменения воздушности, таким образом можно диагностировать отек легких. Заметные изменения проводимости тканей происходят при их отмирании, происходит замещение ткани более плотными тканевыми образованиями, что позволит наблюдать за состоянием опухоли во время лечения. По сравнению с методами рентгеновской томографии или с томографией с использованием ядерного магнитного резонанса, метод более динамичен, он позволяет визуализировать изменения проводимости в течение одного кардиоцикла и наблюдать наполняемость кровью сердца и сосудов. Воспалительные и некоторые другие патологические процессы сопровождаются повышением температуры тканей. Разрешающая способность томографа позволяет осуществить контроль изменения температуры внутренних органов и диагностировать многие заболевания на самых ранних стадиях.

Высокая чувствительность метода к изменениям физиологического состояния тканей и органов, хороший контраст получаемых изображений, большая скорость проведения измерений, безопасность для персонала и пациента, невысокая стоимость прибора и простота в обслуживании обеспечивают перспективность предложенного решения для широкого применения в медицинской практике.

Формула изобретения

1. Способ получения томографического изображения тела, включающий размещение серии контактных электродов на поверхности тела, поочередное подключение источника тока к парам электродов, измерение разности потенциалов Uⁱ_m(j) на каждой паре остальных электродов, определение опорных значений разностей потенциалов Uⁱ_r(j) путем аппроксимации измеренного распределения разностей потенциалов Uⁱ_m(j) в соответствии с выражением
Uⁱ_r(j) = Cⁱ₁fⁱ₁(j) + Cⁱ₂fⁱ₂(j) + Cⁱ₃,
отличающийся тем, что осуществляют подключение источника тока к произвольным парам электродов, а реконструкцию изображения пространственного распределения проводимости тела путем обратного проецирования проводимости тела путем обратного проецирования вдоль эквипотенциалей, производят в соответствии с выражениями:

λ^lt,rt = U^l_r^t,rt/U^l_m^t,rt-1,
где W^et, W^zt - весовые факторы, определенные в соответствии с процедурой обратного проецирования в направлении от "левого" и от "правого" пересечения эквипотенциали с границей тела, соответственно:
Σ - сумма по всем положениям инжектирующих электродов;
U^l_m^t,rt - напряжения, измеренные на левом и правом "концах" эквипотенциальной линии, проходящей через данную точку реконструируемого поперечного сечения;
U^l_r^t,rt - опорные разности потенциалов, соответствующие телу с однородной проводимостью;
i - номер возбуждающей пары электродов;
j - номер измеряющей пары электродов;
f₁ (j) - заданное распределение напряжения между соседними электродами вдоль границы эталонного объекта;
f₂ (j) - сигналы, обусловленные паразитными связями;
Cⁱ_α(α = 1, 2, 3) - коэффициенты аппроксимации измеренного распределения разностей потенциалов Uⁱ_m(j).
2. Способ по п.1, отличающийся тем, что сигналы fⁱ₂(j), обусловленные паразитными связями, определяют путем проведения измерений.

3. Способ по п.1, отличающийся тем, что для диагностики органов с изменяющейся во времени проводимостью производят автоматически серию измерений разностей потенциалов последовательно во времени, выполняют спектральное Фурье - преобразование временных зависимостей полученных результатов и производят реконструкцию изображений пространственного распределения проводимости органов для каждой частотной компоненты.

4. Способ по п.1, отличающийся тем, что производят реконструкцию изображения пространственного распределения абсолютной проводимости тела путем нормировки полученных значений проводимости, исходя из того, что наименьшее значение проводимости соответствует проводимости костных тканей, а наибольшее значение проводимости соответствует проводимости крови.

5. Электроимпедансный томограф, содержащий систему контактных электродов, устройство возбуждения тока, устройство измерения разностей потенциалов с дифференциальным усилителем на входе, микропроцессорную схему управления, входные и выходные аналоговые коммутаторы, входы которых подключены к контактным электродам, выходы входных коммутаторов - к входу дифференциального усилителя, а выходы выходных коммутаторов - к входу дифференциального усилителя, а выходы выходных коммутаторов - к устройству возбуждения напряжения, отличающийся тем, что томограф содержит цепь компенсации синфазной составляющей напряжений на каждой паре электродов, цепь компенсаций контактной разности потенциалов, при этом цепь компенсации синфазной составляющей напряжений выполнена в виде цепи обратной связи, содержащей операционный усилитель, выход синфазного сигнала дифференциального усилителя подключен к инвертирующему входу операционного усилителя, выход которого подключен к устройству возбуждения напряжения.

6. Томограф по п.5, отличающийся тем, что усилитель устройства возбуждения напряжения выполнен компаратором, выход которого подключен к блоку микропроцессора.

7. Томограф по п.5, отличающийся тем, что цепь компенсации контактной разности потенциалов выполнена в виде цепи обратной связи, включающей последовательно соединенные аналоговый ключ и интегратор, при этом выход интегратора подключен к входу установки нуля дифференциального усилителя, а вход аналогового ключа - к выходу усилителя устройства измерения разностей потенциалов.

РИСУНКИ

Рисунок 1, Рисунок 2, Рисунок 3, Рисунок 4, Рисунок 5, Рисунок 6, Рисунок 7, Рисунок 8, Рисунок 9, Рисунок 10