Способ получения томографического изображения методом магнитной индукционной томографии

 

Способ используется в медицине для диагностики с помощью приборов получения томографического изображения тела пациента. Объект помешают в исследуемое пространство, возбуждают в нем переменное магнитное поле с помощью источников переменного магнитного поля. Реконструкцию изображения пространственного распределения проводимости объекта проводят по результатам измерений сигналов, наведенных полем, и сдвигу фаз между сигналами источников и приемников магнитного поля. Способ позволяет повысить точность реконструирования проводимости, уменьшить влияние диэлектрической и магнитной проницаемостей объекта на результат реконструкции изображения. 1 с. и 4 з.п. ф-лы, 8 ил.

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

Известны способы получения томографического изображения объекта, в частности 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 [1].

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 длительна, кроме того, поле, пронизывающее тело, не является безвредным для пациента и обслуживающего персонала.

Известен способ получения томографического изображения для диагностики в медицине, основанный на использовании электрического тока в качестве средства, зондирующего исследуемый объект - электроимпедансная томография [2].

Электроимпедансный томограф содержит набор электродов для размещения на поверхности тела пациента [3].

Одну из пар электродов подключают к источнику тока и производят измерения разностей потенциалов между оставшимися электродами, возникающих из-за протекания тока через объект. Затем источник тока переключается на другую пару электродов и процесс повторяется. Производится вычисление отношения измеренных разностей потенциалов к базовым разностям потенциалов, вычисленным в предположении об однородности электрической проводимости исследуемого объекта или измеренным на том же объекте в другой момент времени, если проводимость объекта меняется. Эти отношения затем используются для получения изображений распределения проводимости или изменений проводимости, произошедших между двумя измерениями, путем изменения изображения в области между эквипотенциалями электрического поля, проходящими через электроды, на которых проводились измерения, на величину, пропорциональную отличию данного отношения от единицы. Такая процедура называется обратным проецированием вдоль эквипотенциалей электрического поля. Установлено, что проводимость биоткани зависит от содержания в ней жидкости, воздуха, от состояния клеток. Изображение распределения проводимости тела дает возможность увидеть кости, мягкие ткани, сосуды.

Недостатками метода являются сложность, а во многих случаях и невозможность обеспечения электрического контакта большого количества электродов с исследуемым электропроводящим объектом, невозможность правильной реконструкции распределения проводимости для объектов со сложной или изменяющейся внешней границей, значительные погрешности визуализации при сильных вариациях электропроводности внутри объекта, приводящих к значительным искажениям эквипотенциалей электрического поля.

Наиболее близок по совокупности признаков к предлагаемому изобретению способ получения томографического изображения объекта, заключающийся в том, что исследуемый объект помещают в исследуемое пространство между источником и приемником магнитного поля [4]. Приемник магнитного поля подключают к устройству измерения. Переменное магнитное поле, создаваемое источником, наводит в приемнике ЭДС-индукции, амплитуда которой регистрируется. В проводящей среде переменное магнитное поле возбуждает индукционные токи, которые в свою очередь изменяют магнитное поле и индуцируемую им ЭДС в приемнике.

Известный индукционный томограф содержит катушки индуктивности, одна из которых подключена к источнику переменного тока и является источником переменного магнитного поля, а другая - подключена к устройству измерения амплитуды напряжения [5].

Катушки перемещают в пространстве параллельно друг другу так, чтобы их ось рассекала объект, и проводят измерения, затем обе катушки перемещают вокруг объекта, оставляя их соосными, и повторяют параллельное перемещение с измерениями. Реконструкция изображения проводится путем обратного проецирования вдоль общей оси катушек.

Для уменьшения внешних воздействий на результаты измерений, катушки и исследуемое пространство отделяются от внешнего пространства электрическим или магнитным экраном или их комбинацией. Использование переменного магнитного поля позволяет визуализировать пространственное распределение проводимости бесконтактным методом и, следовательно, зафиксировать координаты источников и приемников независимо от формы исследуемого объекта, обеспечив правильную реконструкцию проводимости в объектах произвольной формы.

Однако известный метод не позволяет получить достоверное распределение проводимости, так как обладает низкой чувствительностью к изменениям проводимости и высокой чувствительностью к влиянию паразитных емкостных связей между приемником и источником и к вариациям диэлектрической проницаемости внутри объекта, определяющим распределение токов смещения.

Задачей предложенного решения является повышение точности реконструирования проводимости, уменьшение влияния диэлектрической и магнитной проницаемости объекта и емкостной связи между источником и приемником на результат реконструкции, упрощение аппаратной части томографа и расширение области применения способа.

Для решения задачи в способе получения томографического изображения объекта, включающем помещение объекта в исследуемое пространство, возбуждение в этом пространстве переменного магнитного поля с помощью источников переменного магнитного поля, измерение сигналов, наведенных этим полем в приемниках переменного магнитного поля, и реконструкцию изображения пространственного распределения проводимости исследуемого объекта по результатам измерений, определяют сдвиг фаз между сигналами источников и приемников магнитного поля.

Целесообразно определять сдвиг фаз при наличии и отсутствии объекта в исследуемом пространстве и использовать разность полученных сдвигов фаз для реконструкции изображения.

Для строгого выполнения условий, необходимых для использования методов свертки и обратного проецирования для реконструкции пространственного распределения проводимости объекта, целесообразно частоту переменного магнитного поля выбирать из условия: где f - частота (Гц), среднее значение электропроводности, (См/м); средние значения диэлектрической и магнитной проницаемостей в исследуемом объекте; l - характерный размер исследуемого поперечного сечения объекта, (м); c - скорость света, (м/c); 0 = 410-7 Гн/м - магнитная постоянная.

Кроме того, для реконструкции изображения пространственного распределения проводимости исследуемого объекта методом свертки и обратного проецирования определяют зоны наибольшей чувствительности между каждой парой источников и приемников переменного магнитного поля или реконструкцию изображения пространственного распределения проводимости исследуемого объекта осуществляют по силовым линиям магнитного поля, связывающим каждую пару источников и приемников магнитного поля. В случае, если в качестве источников и приемников магнитного поля используют электропроводящие витки, определяют сдвиг фаз между током в источнике и напряжением в приемнике.

Изобретение иллюстрируется чертежом, где на фиг. 1 схематически изображены элементы индукционного томографа, осуществляющего предлагаемый способ, на фиг. 2 представлена эквивалентная схема одного канала измерительной системы, на фиг. 3 - измерительная система индукционного томографа с цилиндрической геометрией, на фиг. 4 показана зона чувствительности для приемника и источника малого размера, на фиг. 5 изображена измерительная система индукционного томографа с линейной геометрией, на фиг. 6 - измерительная система для случая утечек в грунт из контейнера с жидкими отходами, на фиг. 7 - исходное распределение электропроводности, моделирующее сечение грудной клетки человека, на фиг. 8 - распределение, реконструированное методом обратного проецирования на основе результатов фазовых измерений.

Рассмотрим физическую модель измерительной системы, когда в качестве источников 1 и приемников 2 магнитного поля используются электропроводящие витки. Пусть имеется два одинаковых индуктивно связанных витка: один - источник 1, к которому подключен источник переменного напряжения Ui, с циклической частотой : Ui = U1cos( t), второй - приемник 2, к которому подключен измеритель индуцируемой в нем ЭДС, см. фиг. 1. В квазистатическом приближении ( 2c/l, l - расстояние между витками, c - скорость света в свободном пространстве) систему можно рассматривать как бесжелезный трансформатор. В источнике течет ток Ii, отстающий на /2 от напряжения Ui, в приемнике ток отсутствует (предполагается, что измеритель имеет бесконечное входное сопротивление). При отсутствии проводящих объектов в окружающем пространстве и пренебрежении активным сопротивлением источника и током смещения измеритель регистрирует напряжение Ud, синфазное Ui с амплитудой U2 = M12U1/L1, где L1 - индуктивность витка, М12 - коэффициент взаимной индукции витков. Индуктивная связь означает, что часть магнитного потока, создаваемого источником, пронизывает виток приемника, создавая в нем ЭДС-индукции. Таким образом, источник и приемник связаны между собой только линиями магнитного поля, проходящими через оба витка. Эти линии в пространстве между витками локализованы в пучок, диаметр которого не превышает диаметра витка приемника. Если внести теперь в пространство между витками небольшой слабопроводящий объект 3, то магнитное поле изменится благодаря возникновению индуцированных токов и токов смещения (при высокой диэлектрической проницаемости) в объекте. Если бы геометрия магнитного поля при этом сохранялась, то сигнал приемника изменялся бы только при пересечении предметом этого узкого пучка линий магнитного поля (общего магнитного потока двух витков). Изменение будет тем большим, чем больше протяженность объекта вдоль этого пучка. Для того чтобы иметь возможность восстановления распределения проводимости в объекте методом обратного проецирования вдоль невозмущенных силовых линий магнитного поля, необходимо, чтобы результаты были представлены в виде линейных интегралов или проекций. В данном случае необходимо, чтобы возмущения, вносимые исследуемой средой, были малыми. То есть измерения должны проводиться в условиях слабого скин-эффекта: > l, - толщина скин слоя для магнитного поля в исследуемой среде. Целесообразно выбрать > 3l. С другой стороны, среда все же должна оказывать на магнитное поле влияние, достаточное для регистрации приемником. Эти условия определяются выбором рабочей частоты томографа. Минимальная рабочая частота ограничена величиной минимального относительного возмущения магнитного поля, регистрируемого аппаратурой широкого применения, составляющей 310-3. Максимальная частота ограничена также условием выполнения квазистатического приближения: l<<, где - длина волны электромагнитного излучения на частоте , которая должна быть не меньше десяти максимальных геометрических размеров системы. Используя известное соотношение для толщины скин слоя, получим двухстороннюю оценку рабочей частоты индукционного томографа f (Гц): где среднее значение электропроводности, (См/м);
средние значения диэлектрической и магнитной проницаемостей в исследуемом объекте;
l - характерный размер исследуемого поперечного сечения объекта, (м);
c - скорость света, (м/сек);
0 = 410-7 Гн/м - магнитная постоянная.

Рассмотрим эквивалентную схему системы, включающей источник 1, подключенный к источнику напряжения, приемник L2 и слабопроводящий немагнитный объект 4, расположенный между ними, см. фиг. 2. Моделью объекта здесь является обмотка трансформатора с индуктивностью L3, нагруженная на параллельно включенные активное сопротивление R > L3 (условие слабого скин-эффекта) и емкость C 1/ R (предполагается, что ток смещения в объекте не превышает тока проводимости). Воспользовавшись правилами Кирхгоффа для гармонических токов, можно записать уравнения для комплексных амплитуд напряжений и токов в схеме, из которых, пренебрегая членами выше первого порядка относительно малого параметра L3/R и 2 L3C, можем получить соотношения между напряжением или током в источнике и напряжением на приемнике. Пусть сдвиг фаз между током в источнике и напряжением на приемнике равен (-/2). Считая 1, что всегда можно обеспечить соответствующим выбором частоты , из уравнений для комплексных амплитуд напряжений и токов в схеме, изображенной на фиг. 2 в линейном приближении, получаем:

где Мij - коэффициенты взаимной индукции.

Определим теперь связь между входящими в это выражение параметрами и характеристиками пробного объекта. Пусть объект имеет протяженность dl, вдоль магнитного поля, а в поперечном направлении целиком пересекает общий магнитный поток источника и приемника. Величина сопротивления R для вихревого тока, индуцируемого магнитным полем, обратно пропорциональна сечению, через которое протекает ток, и удельной проводимости объекта . Таким образом, выражение (1) можем записать в следующем виде:
d = Wdl, (2)
где W - геометрический весовой фактор, зависящий от взаимного расположения источника, объекта и приемника. Его величина определяется путем решения прямой задачи с пробным проводящим объектом малого размера или экспериментально по результатам измерения фазовых сдвигов в реальной системе с пробным объектом. Емкость С для пробного объекта можно оценить исходя из тех же геометрических соображений как 0W, что можно использовать при реконструкции диэлектрической проницаемости по результатам измерений синфазной с источником квадратуры сигнала приемника. Для протяженной среды после интегрирования (2) вдоль линии магнитного поля, связывающей источник и приемник, получим, что измеряемый фазовый сдвиг равен линейному интегралу взвешенной проводимости. Имея набор таких интегралов для всех источников и приемников, расположенных вдоль замкнутого контура вокруг исследуемого объекта, можно реконструировать распределение взвешенной проводимости в сечении среды (произвести обращение). В процессе реконструирования можно производить взвешивание с коэффициентом 1/W и получить в результате распределение проводимости .
На основании полученных выражений можно сделать следующие выводы. В линейном приближении амплитуда сигнала приемника не зависит от проводимости, но зависит от диэлектрической проницаемости объекта (на амплитуду сигнала влияет и магнитная проницаемость). Влияние проводящего объекта проявляется в изменении фазы регистрируемого сигнала (появлении малой квадратурной компоненты сигнала приемника синфазной току в источнике или сдвинутой на /2 относительно напряжения на источнике). Измерение фазового сдвига, которое сводится к измерению интервалов времени и может быть легко выполнено с высокой точностью, предпочтительнее измерения квадратурных амплитуд сигнала, требующего трудоемких и неточных преобразований напряжение - код.

Целесообразно регистрировать изменение фазы сигнала приемника относительно фазы тока в источнике, а не относительно напряжения на источнике. В последнем случае изменение фазы меньше и результат измерения сильно зависит от объектов, находящихся вблизи источника и не обязательно расположенных в зоне чувствительности приемника. Использование таких фазовых измерений позволяет, кроме того, уменьшить влияние паразитных емкостных связей, а также высокой диэлектрической проницаемости объекта, поскольку эти факторы влияют в существенно большей степени на амплитуду сигнала приемника, чем на его фазу.

Отсутствие необходимости размещения контактов на поверхности тела, форма которого заранее неизвестна, позволяет с высокой точностью провести начальные (опорные) измерения при отсутствии объекта. Важным отличием индукционной томографии является также то, что зоны наибольшей чувствительности представляют собой трехмерные "трубки", связывающие источник и приемник, тогда как в электроимпедансной томографии эти области представляют собой пространство между двумя бесконечными поверхностями - эквипотенциалями электрического поля. Поэтому для индукционной томографии влияние объектов, располагающихся вне плоскости исследования, должно быть слабее, чем для электроимпедансного.

В отличие от электроимпедансной томографии, здесь можно выбором частоты обеспечить справедливость линейного приближения не только при реконструкции малых изменений проводимости объекта, но и абсолютных значений этой проводимости. С помощью визуализации проводимости тканей можно наблюдать процессы внутричерепного кровоизлияния, различия в проводимости жира и мышц позволят проводить исследования органов пищеварения. Удельная проводимость легких при вдохе и выдохе отличается в 3 раза, таким образом можно диагностировать отек легких. Заметные изменения проводимости тканей происходят при их отмирании, 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 визуалилировать изменения проводимости в течение одного кардиоцикла и наблюдать наполняемость кровью отсеков сердца и сосудов.

Как было показано выше, фазовые сдвиги, измеренные аппаратной частью томографа, представляют собой в линейном приближении интегралы от взвешенной проводимости вдоль линий магнитного поля, связывающих источник с приемниками. При наличии набора таких данных, полученных для всех источников, расположенных по замкнутому контуру вокруг объекта, для реконструкции проводимости в сечении объекта может быть использован наиболее распространенный в рентгеновской и ЯМР томографии метод свертки и обратной проекции. Следует отметить что метод, основанный на обратном проецировании вдоль линий поля, эквивалентен методу зон чувствительности, в котором проецирование ведется вдоль линии наибольшей чувствительности для заданного взаимного расположения источника и приемника. Определение таких зон чувствительности может быть проведено экспериментально или теоретически. На фиг. 4 показана зона чувствительности для источника и приемника, расположенных на одной окружности под углом 90 градусов. Обе катушки аппроксимируются точечными магнитными диполями, зона чувствительности 5 определяется как область, находясь в которой малый по сравнению с размерами системы проводящий объект вызывает сдвиг фазы сигнала приемника больше пороговой величины. Видно, что зона чувствительности располагается вблизи линии 6 магнитного поля, соединяющей приемник с источником, показанной на этой фигуре.

Остановимся на вариантах конкретного осуществления способа. Для получения данных, требуемых для реконструкции изображения, томограф должен содержать набор источников 1 и приемников 2, расположенных в плоскости исследования. Простейшей конфигурацией является расположение передающих и приемных катушек по окружности вокруг объекта, фиг. 3. Хотя в качестве источников и приемников можно использовать по очереди одни и те же катушки, использование специализированных катушек существенно облегчает проблемы коммутации, обеспечивает необходимое электрическое согласование, поскольку количество витков в приемных и передающих катушках в этом случае может быть разным. В процессе измерений активизируется один из источников и снимаются показания всех приемников. Эта процедура повторяется для всех источников. Начальные значения набегов фаз, обусловленные задержками при обработке сигнала, влиянием элементов конструкции, находящихся в поле источников, и т.п., измеряются при отсутствии объекта в рабочей области томографа и запоминаются. Начальные значения фазовых сдвигов могут быть измерены или вычислены для случая заполнения исследуемого пространства однородной или неоднородной проводящей средой. Поскольку линии магнитного поля продолжаются по обе стороны от плоскости источника, для исключения влияния окружающих предметов система источников и приемников должна быть окружена экраном 4. На низких частотах (до нескольких мегагерц) наиболее подходящим представляется ферромагнитный экран, через который замыкаются линии магнитного поля источника. На более высоких частотах более простым и эффективным является проводящий электромагнитный экран. Для хороших проводников на частотах порядка 10 МГц толщина скин слоя составляет около десяти микрон, т.е. поле практически не проникает в экран и его линии, изгибаясь, проходят вдоль поверхности экрана. Исходя из вышеприведенных выводов и данных об электропроводности тканей человеческого тела рабочую частоту медицинского индукционного томографа следует выбрать в диапазоне 10 - 20 МГц. Для других вероятных областей применения индукционной томографии (геологоразведка, неразрушающий контроль) рабочая частота может быть ниже.

Поскольку изменения фазовых сдвигов определяются только взаимодействием магнитного поля и объекта, описанная методика получения томографических изображений применима и в случае, если создание или регистрация переменного магнитного поля производится с помощью устройств, отличных от проводящих витков (датчики на эффекте Холла, акустомагнитные преобразователи и т.д.). Необходимо только иметь возможность измерять изменения фазовых сдвигов между собственным магнитным полем источника и полем, регистрируемым приемником. Для повышения точности фазовых измерений и, следовательно, качества визуализации при высокой рабочей частоте томографа (порядка 1 МГц и выше) предпочтительно использовать приемник с преобразованием частоты сигнала вниз. Целесообразно также использование цифрового фазового измерителя, содержащего два компаратора, преобразующих аналоговые сигналы, поступающие от приемника и от источника, в импульсные логические сигналы, измерительный счетчик и схему управления. В процессе измерений предварительно обнуленный измерительный счетчик суммирует счетные импульсы, поступающие от опорного генератора, с частотой, существенно превышающей частоту входных сигналов. Импульсы поступают на вход счетчика в течение времени, когда сигнал приемника и сигнал источника имеют разные логические уровни в течение нескольких периодов этих сигналов. Показания счетчика пропорциональны сдвигу фаз между сигналами. Точность измерения фазы ограничивается дискретностью отсчета, равной отношению циклической частоты входных сигналов детектора к частоте счетных импульсов, умноженной на количество периодов входного сигнала, в течение которых производится суммирование.

Для медицинских приложений расположение источников и приемников на окружности удобно при обследованиях головы и конечностей. При получении изображений торса или брюшной полости для повышения разрешающей способности (уменьшения расстояний между катушками и поверхностью тела) удобнее располагать датчики на замкнутой кривой, близкой к внешнему контуру тела (овале, эллипсе или более сложной кривой). Используя несколько контуров с катушками, расположенных один над другим, можно, одновременно проведя измерения для нескольких сечений, получить трехмерное распределение проводимости.

Для многих задач в медицине окажется полезной система с линейным расположением источников и приемников, фиг. 5. Здесь также измеряются линейные интегралы взвешенной проводимости вдоль линий магнитного поля, связывающих источник с приемниками. В отличие от электроимпедансного томографа с такой геометрией, в магнитоиндукционном методе снимается вырождение по плоскостям, проходящим через линию источников-приемников, и томограф обеспечивает визуализацию проводимости в срезе тела, перпендикулярном плоскости катушек. Глубина визуализации при этом составляет примерно половину длины измерительной линейки. Конечно, разрешающая способность и чувствительность быстро падают с глубиной (увеличением расстояния от измерительной линейки), однако, такое устройство гораздо удобнее в использовании, оно может располагаться непосредственно на поверхности тела пациента в интересующей врача области и благодаря этому обеспечивать лучшее качество визуализации для неглубоко расположенных органов и тканей. Используя несколько линеек (матрицу из катушек) можно реконструировать трехмерное распределение проводимости под поверхностью.

Индукционная томография может быть использована в таможенном контроле и службах охраны и безопасности. Томограф, работающий на тех же частотах, что и медицинский, но имеющий измерительную систему в виде вертикальной рамы, сквозь которую может проходить человек, позволит обнаруживать и визуализировать металлические предметы, скрытые в одежде или внутри человеческого тела. Кроме того, такой томограф способен обнаруживать диэлектрические объекты, укрытые внутри человеческого тела, такие, например, как пластиковые пакеты с наркотиками, транспортируемые в желудке. Другой тип прибора, работающий на существенно более низких частотах, может контролировать содержимое транспортных средств - автомобилей или железнодорожных вагонов. Максимальная рабочая частота прибора в этом случае определяется проницаемостью обшивки корпуса транспортного средства для зондирующего магнитного поля и составляет для стальной обшивки толщиной порядка 1 мм примерно 10 Гц. С помощью измерительной системы, охватывающей транспортное средство, можно контролировать наличие внутри него массивных металлических предметов, их форму и расположение. Это может позволить, например, обнаружить оружие, перевозимое в вагоне или автомобиле с сельскохозяйственной продукцией или стройматериалами. При использовании еще более низких частот (10-2 Гц и ниже) можно исследовать содержимое транспортных средств, загруженных металлом с целью обнаружения неоднородностей загрузки - пустот, наличия значительных включений металла другого сорта.

Аналогичный низкочастотный индукционный томограф может быть использован и для целей неразрушающего контроля качества металлических заготовок и деталей в производстве. Высокочастотный прибор может быть использован в промышленности для контроля состава многокомпонентных потоков в трубопроводах, а также для контроля технологических процессов внутри химических или биохимических реакторов.

Еще одно направление использования индукционной томографии - геофизические приложения. Здесь весьма удобна система с линейным расположением катушек на поверхности земли. Используя матрицу источников и приемников можно визуализировать трехмерное распределение проводимости грунта. На фиг. 6 приведен пример конфигурации индукционного томографа для контроля состояния контейнера 8 с жидкими отходами. Источники 1 и приемники 2 расположены концентрическими кольцами вокруг контейнера 8 и позволяют после реконструкции трехмерного распределения электропроводности грунта под контейнером фиксировать утечки отходов и оценивать их потенциальную опасность. Такой метод имеет определенные преимущества по сравнению с методом электрорезистивной томографии, который разрабатывается для этих целей в настоящее время. В частности, он не требует бурения скважин вокруг контейнера для размещения в них электродов, а алгоритмы реконструкции для индукционного томографа существенно экономичнее и быстрее, чем для электрорезистивного, он позволяет проводить визуализацию в режиме реального времени. Оценим рабочие частоты для геофизической индукционной томографии. Типичная проводимость грунта составляет порядка 10-2 (Омм)-1, для глубины скин-слоя 10-100 м (глубина томографирования 3-30 м) диапазон частот составит примерно от 3 кГц для больших глубин до 300 кГц для малых глубин.

Для иллюстрации возможности получения томографических изображений методом индукционной томографии, проведено моделирование результатов измерений томографа с 32 индукторами и детекторами, расположенными по окружности, для распределения проводимости моделирующего сечение грудной клетки человека и показанного на фиг 7. Вычисленные возмущения магнитного поля использовались для определения сдвигов фаз сигналов, регистрируемых детекторами, которые, в свою очередь, использовались как входные данные для реконструкции проводимости методом свертки и обратного проецирования. Результат реконструирования представлен на фиг. 8, где можно наблюдать скелетные мышцы 9, (0,1 См/м), позвоночник 10 (0,007 См/м), легкие 11 (0,05 См/м), сердце 12 (0,5 См/м). Проводимость легких будет изменяться при вдохе и выдохе, поскольку ток распространяется вокруг наполненных воздухом альвеол. При наличии жидкости в легких (отек легких) проводимость значительно повысится. Проводимость сердца заметно изменяется при изменении наполняемости кровью его объема во время кардиоцикла
Бесконтактность и безвредность способа, высокая точность воспроизведения распределения проводимости внутри различных объектов при относительно несложной аппаратуре, возможность выбором частоты регулировать проницающую способность магнитного поля открывают широкие перспективы для применения индукционной томографии не только в медицине, но и в системах безопасности, таможенном контроле, геофизике, промышленности.

Источники информации
1.Физика визуализации изображений в медицине. Под ред. С.Уэбба., М.:Мир, 1991 г. сс.105 -216.

2. Патент Великобритании N 2119520 A, кл A 61 B 5/05, 1983 г.

3. Патент Великобритании N 2119520 A, кл A 61 B 5/05, 1983 г.

4. (AI-Zeibak S., Goss D., Lyon G., Yu Z.Z., Pleyton A.J. and Beck M.S. A feasibility study of electromagnetic inductance tomography. Proc. IX Int. Conf. Electrical Bio-Impedance. Heidelberg, 1995, pp 426-429) - прототип.

5. (AI-Zeibak S., Goss D., Lyon G., Yu Z.Z.. Pleyton A.J. and Beck M.S. A feasibility study of electromagnetic inductance tomography. Proc. IX Int. Conf. Electrical Bio-Impedance. Heidelberg, 1995, pp 426-429) - прототип.


Формула изобретения

1. Способ получения томографического изображения объекта, включающий помещение объекта в исследуемое пространство, возбуждение в этом пространстве переменного магнитного поля с помощью источников переменного магнитного поля, измерение сигналов, наведенных этим полем в приемниках переменного магнитного поля, и реконструкцию изображения пространственного распределения проводимости объекта по результатам измерений, отличающийся тем, что измеряют сдвиг фаз между сигналами источников и приемников магнитного поля.

2. Способ по п.1, отличающийся тем, что определяют сдвиг фаз в отсутствии и при наличии объекта в исследуемом пространстве и используют разность полученных сдвигов фаз для реконструкции изображения.

3. Способ по п.1, отличающийся тем, что частоту f источников магнитного поля выбирают из условия

где среднее значение электропроводности, См/с;
- средние значения диэлектрической и магнитной проницаемостей в исследуемом объекте;
l - характерный размер исследуемого поперечного сечения объекта, м;
c - скорость света, м/с;
0 = 4 10-7 Гн/м - магнитная постоянная.

4. Способ по п.1, отличающийся тем, что для реконструкции изображения пространственного распределения проводимости исследуемого объекта методом свертки и обратного проецирования определяют зоны наибольшей чувствительности для каждой пары источников и приемников переменного магнитного поля.

5. Способ по п.1, отличающийся тем, что реконструкцию изображения пространственного распределения проводимости исследуемого объекта методом свертки и обратного проецирования осуществляют по силовым линиям магнитного поля, связывающим каждую пару источников и приемников магнитного поля.

РИСУНКИ

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



 

Похожие патенты:

Изобретение относится к области медицины, в частности к акушерству и гинекологии и может быть использовано в целях диагностики физиологического состояния женской репродуктивной системы, планирования беременности или принятия мер для предохранения от нежелательной беременности

Изобретение относится к медицине, а именно к способам и устройствам измерения электрических характеристик биологических объектов, и может быть использовано в импедансной реографии, электропунктурной рефлексотерапии и т.д

Изобретение относится к медицине

Изобретение относится к медицине, а точнее к области бесконтактной клинической диагностики злокачественных новообразований и области их локализации in vivo в живом организме на основе флуоресценции эндогенных порфиринов

Изобретение относится к медицине, в частности к измерению или регистрации биоэлектрических сигналов организма или его частей? и может быть использовано для диагностических целей

Изобретение относится к ветеринарии и может быть использовано при диагностических и физиологических исследованиях животных

Изобретение относится к медицине, а именно к физиотерапии, и применяется для электростимуляции нервно-мышечного аппарата преимущественно в восстановительном лечении травматических повреждений в условиях нарушенной иннервации

Изобретение относится к медицине, биологии, биофизике и может быть использовано для регистрации физических полей биообъектов

Изобретение относится к медицине, физиотерапии

Изобретение относится к медицинской технике и может быть использовано при диагностике и лечении заболеваний методами электропунктуры
Изобретение относится к медицине, в частности к токсикологии, и может быть использовано для определения глубины ожога стенки пищевода прижигающими жидкостями

Изобретение относится к области медицины, а именно инфекционным болезням, и может найти применение при лечении больных вирусным гепатитом В
Изобретение относится к медицине, в частности к диагностике состояния организма по характеристикам биологических активных точек (БАТ) с помощью тестов Фолля, Накатани и Абакане и может быть использовано при выборе оптимального варианта лечения пациента

Изобретение относится к медицине, иммунологии

Изобретение относится к медицинской технике и может быть использовано для проведения функциональной диагностики

Изобретение относится к медицине, в частности травматологии

Изобретение относится к медицине, а именно к диагностическим датчикам для измерения параметров биологических сред, преимущественно при онкологических исследованиях

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

Наверх