Оптико-акустическая томография поглощающих объектов в рассеивающей среде многоэлементной фокусированной антенной тема диссертации и автореферата по ВАК РФ 01.04.21, кандидат физико-математических наук Хохлова, Татьяна Дмитриевна

• Хохлова, Татьяна Дмитриевна
• кандидат физико-математических наук
• 2008

Оглавление диссертации кандидат физико-математических наук Хохлова, Татьяна Дмитриевна

Введение.

Глава I. Прямая задача оптико-акустической томографии поглощающих объектов в рассеивающей среде многоэлементной фокусированной антенной.

§1.1. Обзор литературы по методам оптико-акустической томографии.

§ 1.2. Цилиндрически фокусированный широкополосный гидрофон для регистрации оптико-акустических сигналов.

1.2.1 Расчет переходной характеристики и карты фокальной области гидрофона.

1.2.2 Измерение переходной характеристики и карты фокальной области гидрофона.

1.2.3 Связь размеров фокальной области гидрофона с его геометрическими параметрами.

§1.3. Моделирование оптико-акустического сигнала, возбуждаемого лазерным излучением в рассеивающей среде, содержащей поглощающую неоднородность.

1.3.1 Метод расчета оптико-акустического сигнала, возбуждаемого произвольным распределением тепловых источников.

1.3.2 Расчет выходного сигнала цилиндрически фокусированного гидрофона при регистрации оптико-акустического импульса от рассеивающей среды, содержащей поглощающую неоднородность.

1.3.3 Модельный эксперимент по визуализации поглощающей неоднородности, находящейся в рассеивающей среде.

§ 1.4. Результаты Главы 1.

Глава II Обратная задача двумерной оптико-акустической томографии поглощающих объектов в рассеивающей среде многоэлементной фокусированной антенной.

§2.1. Обзор литературы по методам решения обратной задачи оптико-акустической томографии.

§2.2. Диаграмма направленности модельного оптико-акустического источника.

§2.3. Исследование возможности количественного восстановления распределения тепловых источников в двумерной оптико-акустической томографии.

§2.4. Результаты Главы II.

Глава III. Оптико-акустический метод мониторинга высокоинтенсивной ультразвуковой терапии.

§3.1. Обзор литературы по методам контроля высокоинтенсивной ультразвуковой терапии.

§3.2. Оценка предельных возможностей магнитно-резонансной термометрии в мониторинге высокоинтенсивной ультразвуковой терапии.

3.2.1 Экспериментальная установка для магнитно-резонансной термометрии среды при воздействии на нее высокоинтенсивного фокусированного ультразвука.

3.2.2 Численный расчет температурного поля в гелевом фантоме, находящемся в мощном фокусированном ультразвуковом пучке.

3.2.3 Анализ результатов численного расчета и измерения температуры гелевого фантома при ультразвуковом нагреве.

§3.3. Исследование возможности обнаружения ультразвуковых термических разрушений в толще ткани оптико-акустическим методом.

3.3.1 Измерение контраста оптических свойств неповрежденной и термически разрушенной биоткани.

3.3.2 Измерение коэффициента эффективности оптико-акустического преобразования неповрежденной и термически разрушенной биоткани.

3.3.3 Обнаружение ультразвукового термического разрушения в биоткани in vitro оптико-акустическим методом.

§3.4. Исследование зависимости амплитуды оптико-акустического сигнала от температуры биоткани.

§3.5. Результаты Главы III.

Основные результаты.

Введение диссертации (часть автореферата) на тему «Оптико-акустическая томография поглощающих объектов в рассеивающей среде многоэлементной фокусированной антенной»

Оптико-акустическая томография является гибридным, лазерно-ультразвуковым методом диагностики объектов, поглощающих оптическое излучение, в том числе, биотканей. Данный метод основан на термоупругом эффекте [1]: при поглощении импульсного лазерного излучения в среде происходит ее нестационарный нагрев, что приводит, вследствие теплового расширения среды, к генерации ультразвуковых импульсов. Будем называть такие ультразвуковые сигналы оптико-акустическими (ОА). При определенных условиях временной профиль ОА сигнала соответствует пространственному распределению тепловых источников в среде, поэтому восстановление этого распределения» возможно провести по зарегистрированным О А сигналам.

Так же как и другие лазерные методы диагностики биотканей - оптическая диффузионная и когерентная томография - О А томография применима к любой > задаче, в которой требуется визуализация объекта, обладающего повышенным коэффициентом поглощения света по отношению к окружающей среде. К таким задачам относится, например, визуализация кровеносных сосудов, так как кровь является основным хромофором в ближнем ИК диапазоне [2,3]. Повышенное содержание кровеносных сосудов характерно для злокачественных новообразований [4,5], поэтому лазерные методы позволяют проводить их обнаружение и диагностику. Эта задача особенно актуальна ввиду прогрессирующего роста числа раковых заболеваний в последние годы. Основным преимуществом лазерных диагностических методов перед рентгеновскими, ультразвуковыми и магнитно-резонансными является высокая контрастность получаемых изображений, соответствующая контрасту поглощения света в здоровой и опухолевой тканях [6,7]. Кроме того, оптические методы неинвазивны и не оказывают ионизирующего воздействия на организм человека.

В оптической когерентной томографии получение информации об исследуемой среде происходит путем регистрации рассеянного назад когерентного излучения [8]. Требование когерентности накладывает ограничение на глубину зондирования (около 2-3 мм), так как биологические ткани сильно рассеивают свет.

Поэтому оптическая когерентная томография применяется в основном для диагностики новообразований кожи и слизистых с разрешением порядка микрон. В 5 оптической диффузионной томографии, напротив, осуществляется регистрация диффузного света, прошедшего сквозь исследуемый объект. Данный метод позволяет получать изображения поглощающих неоднородностей, находящихся на глубине нескольких сантиметров в биоткани, однако разрешающая способность метода значительно уменьшается с глубиной вследствие случайного характера траекторий фотонов [10].

ОА томография сочетает в себе преимущества оптической диффузионной томографии и диагностических ультразвуковых методов, то есть, высокую контрастность получаемых изображений и высокое пространственное разрешение. Чрезвычайно важной областью применения ОА томографии является диагностика новообразований молочной железы человека на ранней стадии развития заболевания. В данной задаче необходимо визуализировать объект размером ~1-10 мм, находящийся на глубине в несколько сантиметров. ОА метод уже применялся in vivo для визуализации новообразований размером 1-2 см, была показана перспективность метода, однако изображений опухолей меньшего размера получено не было, вследствие недостаточного развития систем регистрации ОА сигналов [11]. Разработка таких систем, а также алгоритмов построения изображения являются на сегодняшний день наиболее актуальными проблемами в ОА томографии.

Регистрация ОА сигналов обычно осуществляется антенными решетками приемников, конструкция которых обусловливается особенностями конкретной диагностической задачи. Изготовление антенных решеток является длительным и дорогостоящим процессом, поэтому необходимо иметь возможность заранее рассчитывать характеристики, которые данная конструкция может обеспечить, например, пространственное разрешение, глубину зондирования. Кроме того, для оптимизации геометрии облучения среды и расположения системы регистрации необходимо представлять, какой будет форма регистрируемого ОА сигнала, возбуждаемого в реальном объекте. Таким образом, разработка численной модели для расчета ОА сигналов от распределения тепловых источников произвольной формы, регистрируемых элементами приемной системы, является важной и актуальной задачей.

В ОА томографии возможно построение как двумерных, так и трехмерных изображений, при использовании соответствующих антенных решеток. При диагностике in vivo часто более предпочтительным оказывается получение двумерных изображений, так как при этом сбор данных и их обработка может осуществляться- в режиме реального времени [12]. Двумерное изображение представляет собой' сечение распределения тепловых источников плоскостью изображения. Толщина этого двумерного среза соответствует разрешению в направлении, перпендикулярном плоскости изображения и определяется конструкцией антенной решетки. Во всех предложенных до последнего времени конструкциях разрешение в этом направлении было основным фактором; снижающим качество получаемого изображения [11]. В настоящей работе для разрешения этой проблемы рассматривается решетка из фокусированных пьезо-приемников. Чувствительность фокусированного пьезо-приемника локализована в узкой фокальной области, соответственно, чувствительность антенны в целом - в плоскости изображения [13].

Обратная задача ОА томографии заключается в вычислении распределения тепловых источников по зарегистрированным сигналам давления. Измерения должны быть проведены, в идеальном случае, в каждой точке некоторой' поверхности. Для трех наиболее распространенных геометрий поверхности регистрации - сферической, цилиндрической и плоской - в ряде работ были получены точные решения обратной задачи [14-17]. В реальной же экспериментальной ситуации поверхность регистрации обычно не является замкнутой, а приемники имеют конечные размеры, поэтому для получения! изображения используют различные приближенные алгоритмы. Вопрос о корректности использовании этих алгоритмов для получения двумерного-изображения нетривиален, так как прямая задача ОА томографии является, вообще говоря, трехмерной. Кроме того, во всех работах по ОА томографии до настоящего времени яркость получаемых изображений измерялась в относительных единицах. Разработка алгоритма количественного построения двумерных ОА изображений позволила бы получать информацию о распределении тепловых источников в абсолютных величинах, что требуется во многих диагностических и терапевтических задачах.

Одним из возможных областей применений OA томографии является мониторинг высокоинтенсивной ультразвуковой терапии (в англоязычной литературе - high intensity focused ultrasound, HIFU) новообразований. В HIFU терапии мощные ультразвуковые волны фокусируются внутрь человеческого тела, что приводит к нагреву и последующему разрушению тканей в фокальной области излучателя вследствие поглощения ультразвука [18]. Этот эффект используется для терапии опухолевых тканей: HIFU-воздействие вызывает коагуляционный некроз опухоли, а разрушенная область затем "рассасывается" организмом. Как правило, единичное разрушение, вызванное воздействием HIFU, по размеру составляет около 0.5-1 см в длину и 2-3 мм в поперечном сечении. Для разрушения большой' массы ткани фокус излучателя сканируется по необходимой области. HIFU-терапия уже применялась in vivo для неинвазивного удаления новообразований в молочной железе, предстательной железе, печени, почке и поджелудочной железе, однако основным фактором, препятствующим массовому примененшо этой технологии в клинике является недостаточное развитие методов контроля процедуры воздействия - визуализации разрушенной области, прицеливания. Наиболее успешным в этой области на сегодняшний день является метод магнитно-резонансной термометрии, который позволяет измерять распределение температуры в ткани во время ультразвукового воздействия, однако непосредственно визуализировать разрушенную область данный метод не позволяет [19]. Таким образом, разработка новых методов визуализации области термического разрушения, вызванного воздействием HIFU, является актуальной задачей. Возможность применения OA томографии для ее решения зависит, в первую очередь, от соотношения коэффициентов поглощения света в исходной и коагулировавшей биотканях. Кроме того, амплитуда OA сигнала пропорциональна эффективности оптико-акустического преобразования, которая может зависеть от температуры среды. Измерение этой зависимости помогло бы ответить на вопрос о потенциальной возможности применения OA томографии для контроля температуры при HIFU воздействии.

Итак, целью настоящей работы является: Численное и экспериментальное исследование различных аспектов двумерной оптико-акустической томографии поглощающих объектов в рассеивающей среде многоэлементной фокусированной антенной, а также разработка метода количественного решения обратной задачи двумерной оптико-акустической томографии в этом случае.

Задачи, решаемые в данной работе, можно сформулировать следующим образом:

1. Разработка и экспериментальная проверка метода численного расчета оптико-акустических сигналов, возбуждаемых импульсным лазерным излучением в рассеивающей среде, содержащей поглощающие неоднородности, и регистрируемых широкополосным фокусированным гидрофоном. Применение данного метода к оптимизации контрастности оптико-акустических изображений, получаемых при использовании многоэлементной фокусированной антенной в задаче диагностики новообразований молочной железы человека.

2. Получение аналитической зависимости пространственного разрешения, обеспечиваемого фокусированным пьезоприемником при регистрации широкополосных оптико-акустических импульсов, от геометрических параметров приемника и ширины его частотной полосы.

3. Исследование возможности количественного восстановления распределения тепловых источников в двумерной оптико-акустической томографии при использовании многоэлементной фокусированной антенны.

4. Экспериментальное исследование возможности применения лазерной оптико-акустической томографии в задачах обнаружения термических разрушений биоткани, вызванных воздействием высокоинтенсивного фокусированного ультразвука, и измерения температуры в процессе ультразвуковой терапии.

Научная новизна

1. Построена новая численная модель расчета оптико-акустического сигнала от произвольного распределения тепловых источников, индуцированных импульсным лазерным излучением, регистрируемого демпфированным пьезоприемником криволинейной формы. Данная модель позволяет разделить влияние частотной переходной характеристики приемника и геометрических факторов - конечности размеров, кривизны поверхности.

2. Предложен и реализован алгоритм, позволяющий восстанавливать распределение тепловых источников в плоскости изображения в абсолютных величинах, в случае если форма поглощающих лазерное излучение неоднородностей, находящихся в рассеивающей среде, близка к сферической.

3. Впервые продемонстрирована возможность обнаружения лазерным оптико-акустическим методом термического разрушения в биоткани, вызванного воздействием высокоинтенсивного фокусированного ультразвука.

Практическая ценность

1. Показано, что использование приемных антенн, состоящих из фокусированных пьезоэлементов, в двумерной лазерной оптико-акустической томографии позволяет значительно улучшить пространственное разрешение в направлении, перпендикулярном плоскости изображения. Установлены простые аналитические зависимости, связывающие пространственное разрешение, обеспечиваемое отдельным элементом антенны, с его геометрическими параметрами и частотной полосой приема. Использование данных зависимостей значительно облегчает проектирование систем регистрации сигналов в лазерной оптико-акустической томографии.

2. Предложенная в работе численная модель, позволяющая учесть конструкционные особенности пьезоприемника при расчете зарегистрированного им оптико-акустического сигнала от произвольного распределения тепловых источников, может применяться для оценки- и. оптимизации возможностей лазерной оптико-акустической томографии в различных биомедицинских приложениях.

3. Алгоритм построения двумерного оптико-акустического изображения, предложенный в работе, дает возможность получать количественную информацию о распределении поглощенной в среде лазерной энергии, что, является важным в задачах лазерной диагностики и терапии биотканей.

4. Экспериментально подтверждена применимость и перспективность использования оптико-акустической томографии в задаче контроля высокоинтенсивной ультразвуковой терапии опухолей в организме человека.

Защищаемые положения:

1. Использование упрощенной методики расчета выходного сигнала демпфированного пьезоприемника, основанной на представлении сигнала в виде свертки вкладов, связанных с формой поверхности приемника и конечностью частотной полосы приема, позволяет вычислить этот сигнал для случая регистрации оптико-акустического импульса, возбуждаемого произвольным распределением тепловых источников, индуцированных лазерным излучением.

2. Поглощающий объект размером в несколько миллиметров, с оптическими коэффициентами, характерными для опухолевой ткани молочной железы человека, находящийся в здоровой биоткани на глубине около 2-4 см, может быть визуализирован посредством двумерной оптико-акустической томографии с пространственным разрешением около 1-2 мм при использовании антенны из пленочных демпфированных пьезоприемников и выполнении медицинских ограничений на плотность мощности лазерного излучения. Видность оптико-акустических изображений поглощающих неоднородностей на фоне изображения рассеивающей среды может быть увеличена до 100% посредством: низкочастотной фильтрации зарегистрированных сигналов.

3. В двумерной оптико-акустической томографии, при использовании фокусированной антенны, возможно в абсолютных величинах восстановить в плоскости изображения распределение тепловых источников, соответствующих поглощающим неоднородностям в рассеивающей среде, если эти неоднородности имеют сферическую форму.

Апробация работы и публикации

Результаты диссертационной работы обсуждались и докладывались на. следующих 14™ конференциях: Biomedical Optics 2003 (San Hose, USA, 2003), студенческой школе "Волны-2004" (Звенигород, 2004), международной-конференции Общества Электронной Инженерии IEEE International Symposium on Ultrasonics, Ferroelectrics and Frequency Control 2004 (Монреаль, Канада, 2004), международных конференциях по когерентной и нелинейной оптике ICONO (Санкт-Петербург, 2005, Минск, Белоруссия, 2007), международной конференции. Forum Acusticum 2005 (Будапешт, Венгрия, 2005), международном симпозиуме по терапевтическому ультразвуку 5thISTU (Бостон, США, 2005), международной летней школе "Imaging, Communications and Disorder" (Каржез, Франция, 2006), 4й объединенной конференции американского и японского акустического общества (Гонолулу, США, 2006), международной конференции по лазерноинформационным технологиям IX ILLA (Болгария, Смолян, 2006), 14й международной конференции по фотоакустическим и фототепловым явлениям 14th ICPPP (Каир, Египет, 2007), Зм российско-финском семинаре Photonics and Laser Symposium (Москва, 2007), международной конференции IEEE International Ultrasonics Symposium (Нью-Йорк, США, 2007), международном конгрессе по ультразвуку ICU-2007 (Вена, Австрия, 2007).

Основные результаты диссертации изложены в 26 научных публикациях (из них 8 статей в научных рецензируемых журналах из списка ВАК, 5 статей в трудах конференций, 13 тезисов конференций), список которых приведен в конце раздела. Личный вклад автора

Все изложенные в диссертационной работе оригинальные результаты получены автором лично, либо при его непосредственном участии. Содержание диссертации

Во введении сформулированы цели и задачи работы. Кратко изложено -содержание диссертации.

Заключение диссертации по теме «Лазерная физика», Хохлова, Татьяна Дмитриевна

Основные результаты

1. Разработана численная модель, позволяющая рассчитывать ОА сигнал, возбуждаемый произвольным распределением тепловых источников и регистрируемый демпфированным пьезоприемником сложной формы с учетом его переходной характеристики. Модель использована для оценки и оптимизации возможностей ОА томографии в задаче диагностики рака молочной железы человека на ранних стадиях.

2. Проведен расчет выходных сигналов элементов фокусированной антенны при возбуждении ОА импульсов в объекте размером в несколько миллиметров, находящемся- в рассеивающей среде на глубине нескольких сантиметров. Показано, что низкочастотная фильтрация зарегистрированных сигналов позволяет практически полностью подавить «фоновый» сигнал от рассеивающей среды, существенно повысив тем самым' контрастность получаемого изображения. Максимальная глубина зондирования при выполнении медицинских ограничений* на плотность мощности лазерного излучения составляет 2.5-3.5 см для поглощающих неоднородностей размером 3-10 мм, соответственно.

3. Проведена экспериментальная проверка результатов моделирования-(возбуждение ОА сигналов импульсным И<1:УАО лазером, X = 1.06 мкм, приведенный коэффициент рассеяния //',=1.85 см"1, коэффициент поглощения //а=0.18 см"1, неоднородность размером Змм с //„=0.42 см"1 на глубине до 4 см, 64-элементная антенна цилиндрически фокусированных пьезоприемников). Форма зарегистрированных сигналов.оказалась в хорошем соответствии с расчетной.

4. Получена аналитическая зависимость пространственного разрешения, обеспечиваемого фокусированным, демпфированным пьезоприемником при регистрации широкополосных ОА сигналов, от угла фокусировки и ширины частотной полосы приема. Показано, что при выполнении определенных требований к радиусу кривизны и ширине приемника эти зависимости с точностью до множителя совпадают с аналогичными выражениями для поперечного и продольного размеров перетяжки сферически фокусированного излучателя гармонических акустических волн.

5. Разработан и опробован алгоритм, позволяющий восстанавливать распределение тепловых источников в плоскости ОА изображения в абсолютных величинах в тех случаях, когда форма поглощающих неоднородностей, находящихся в рассеивающей среде, близка к сферической.

6. Экспериментально продемонстрирована возможность и целесообразность применения лазерной ОА томографии для обнаружения термических разрушений в биоткани, вызванных воздействием высокоинтенсивного фокусированного ультразвука. Показано, что отношение амплитуд ОА сигналов, возбуждаемых в термически коагулированной и исходной биоткани, составляет -1.4 и обусловлено увеличением коэффициента поглощения света (образование мет-гемоглобина) и уменьшением эффективности ОА преобразования (дегидрирование биоткани при температурах 58-65°С) в коагулированной ткани.

Список литературы диссертационного исследования кандидат физико-математических наук Хохлова, Татьяна Дмитриевна, 2008 год

1. Гусев В;Е., Карабутов А.А. Лазерная оптоакустика М.: Наука (1991)

2. Duck F.A. Physical properties of tissue. A comprehensive reference book. -London, San Diego, N.-Y., Boston: Academic Press (1990)

3. Roggan A., Friebel M., Dorschel R., Hahn A:, Muller G., "Optical Properties of Circulating Human Blood in the Wavelength Range 400-2500 nm", J. Biomed. Opt., 4(1), pp; 36-46 (1999),

4. Rice A J, Quinn C.M., "Angiogenesis and ductal carcinoma in situ of the breast", J Clin Pathol, 55; pp. 569-574 (2002)

5. Kremkau F.W. Diagnoastic Ultrasound; Principles and Instruments, (sixth edition) W.B. Saunders Company (2002)

6. ТучинВ.В. Оптическая; биомедицинская диагностика, том 1 -М.: Физматлит (2007)

7. Буров В.А., Сергеев С.Н., Румянцева О.Д., "Акустическая томография в медицине", Биомедицинская радиоэлектроника, 3, с.61-66 (2000)

8. Gibson А.Р., Hebden J.C., Arridge S.R., "Recent advances in diffuse optical imaging," Phys. Med. Biol., 50, R1-R43 (2005)

9. Andreev V. G., Karabutov A. A., Solomatin S. V., Savateeva E. V., Aleynikov V. L., Zhulina Y. V., Fleming R. D., Oraevsky A. A., "Opto-acoustic tomography of breast cancer with arc-array transducer", Proc. SPIE, 3916, pp. 36-47 (2003)

10. KrugerR. A., Kiser W. L., RomillyA.P., Schmidt P., "Thermoacoustic CT of the breast: Pilot study observations," Proc. SPIE, 4256, pp. 1-5 (2001)

11. KozhushkoV., KhokhlovaT., ZharinovA., Pelivanov I., SolomatinV., KarabutovA., "Focused array transducer for 2D optoacoustic tomography," J. Acoust. Soc. Am., 116; pp. 1498-1506 (2004)

12. XuM., XuY., Wang L.V., "Time-Domain Reconstruction Algorithms and Numerical Simulations for Thermoacoustic Tomography in Various Geometries", IEEE Trans. On Biomed. Eng., 50(9), pp. 1086-1099 (2003)

13. XuY.', FengD., WangL.V., "Exact Frequency-Domain Reconstruction for Thermoacoustic Tomography—I: Planar Geometry", IEEE Trans, on Biomed. Im., 21(7), pp. 823-828 (2002)

14. XuY., FengD., WangL.V., "Exact! Frequency-Domain Reconstruction for Thermoacoustic Tomography—II: Cylindrical Geometry", IEEE Trans, on Biomed: Im., 21(7), pp. 829-833 (2002)

15. Kostli K.P., Frenz M., Bebie H., Weber H.P.,."Temporal backward projection of optoacoustic pressure transients using Fourier transform methods", Phys. Med. Biol:, 46, pp. 1863-1872 (2001)

16. Бэйли M.P., ХохловаВ.А"., Сапожников О.А., Каргл С.Г., Крам JI.A., "Физические механизмы воздействиятерапевтического ультразвука на биологическую ткань", Акуст. журн., 49(4), с.437-464 (2003)

17. McDannoldN., "Quantitative MRI-based temperature mapping based on the proton' resonant frequency shift: Review of validation studies", Int. J. Hypertermia, 21(6), pp. 533-546 (2005)

18. SongK.H., StoicaG., WangL.V., "In vivo three-dimensional' photoacoustic tomography of a whole mouse head," Opt. Lett., 31, pp. 2453-2455 (2006)

19. OhJ.T., LiM.L., ZhangH.F., MaslovK., StoicaG., WangL.V., "Three-dimensional imaging of skin melanoma in vivo by dual-wavelength photoacoustic microscopy," J. Biomed. Opt., 11, pp. 034032-42 (2006)

20. Viator J., Paltauf G., Jaques S., Prahl S., Ren H., Chen Z., Nelson S., "Clinical Testing of a Photoacoustic Probe for Port Wine Stain Depth Determination", Lasers in Surgery and Medicine, 30, pp. 1412002-1412012 (2002)

21. Beard P.C., Mills T.N., "2D line-scan photoacoustic imaging of absorbers in a scattering tissue phantom", Proc. SPIE BiOS, 4256, pp: 34-42 (2001)

22. Kruger R.A., Miller K.D., Reynolds H.E., KiserW.L., Reinecke D.R., KrugerG.A., "Breast.cancer in vivo contrast enhancement,with thermoacoustic CT at 434 MHz.—a feasibility study," Radiology, 216, pp. 279-283 (2000)

23. СаватееваЕ.В., ХохловаТ.Д., "Лазерная оптико-акустическая томография (обзор)", Биомедицинские технологии и радиоэлектроника, 4-5 (2005).

24. Webb P.M., Cummings М.С., Bain C.J., Furnival C.M;, "Changes in survival after breast cancer: improvements in diagnosis or treatment?," The Breast, 13, pp. 7-14 (2004)

25. Suryanarayanan S., Karellas A., Vedantham S., Sechopoulos I. "Theoretical analysis of high-resolution digital mammography", Phys. Med. Biol., 51, pp: 3041-3055 (2006)29. http://www.cancer.org

26. Хилл К., Бэмбер Дж., тер Хаар Г. Ультразвук в медицине. Физические основы применения, издание второе, переработанное и дополненное М.: Физматлит (2008)

27. Hornak J.P. The Basics of MRI Copyright © 1996-2007 J.P. Hornak.

28. Leach M., "Application of magnetic resonance imaging to angiogenesis in breast cancer.", Breast Cancer Res., 3(1), pp. 22-27 (2001)

29. Barbone P.E, Bamber J.C. "Quantitative elasticity imaging: what can and cannot be inferred from strain images", Phys. Med. Biol., 47, pp. 2147-2164 (2002)

30. Bercoff J., Chaffai S., Tanter M., Sandrin L., Catheline S., Fink M., Gennisson J.L., Meunier M., "In vivo Breast Tumor Detection Using Transient Elastography", Ultrasound Med. Biol., 29(10), pp. 1387-1396 (2003)

31. Beard P. C., Perennes F., Mills T. N. "Transduction Mechanisms of the Fabry-Perot Polymer Film Sensing Concept for Wideband Ultrasound Detection", IEEE Trans. Ultrason. Ferroelectr. Freq. Control, 46(6), pp. 1575-1582 (1999)

32. Hamilton J.D., Buma T., Spisar M., O'Donnell M., "High Frequency Optoacoustic Arrays Using Etalon Detection", IEEE Tran. Ultrason., Ferroelectr. Freq. Control, 47(1), pp. 160-169 (2000)

33. Beard P.C., Zhang E.Z., Cox B.T. "Transparent Fabry Perot polymer film ultrasound array for backward-mode photoacoustic imaging", Proc. SPIE 5320, pp. 230-237 (2004)

34. Zhang E., Beard P. "Broadband Ultrasound Field. Mapping System Using a Wavelength-Tuned, Optically Scanned Focused Laser Beam to Address a Fabry Perot Polymer Film Sensor", IEEE Tran. Ultrason:, Ferroelectr. Freq. Control, 53(7), pp. 1330-1338 (2006)

35. Ashkenazi S., Hou Y., Buma T., O'Donnell M. "Optoacoustic imaging using thin polymer étalon", Appl. Phys. Lett., 86, pp. 134102-134105 (2005)

36. Beard P.C. "Photoacoustic imaging of blood vessel equivalent phantoms", Proc. SPIE, 4618, pp54-62 (2002)

37. Zhang E. Z., Laufer J., Beard P., "Three dimensional photoacoustic imaging of vascular anatomy in small animals using an optical detection system" Proc. of SPIE, 6437, pp. 64370S 1-7 (2007)

38. OraevskyA., KarabutovA., "Ultimate sensitivity of Time-resolved Opto-Acoustic detection", Proc. SPIE, pp .1-12, (2000)

39. Kruger R.A., Reinecke D.R., Kruger G.A. "Thermoacoustic computed tomography technical onsiderations" Med. Phys., 26(9), pp. 1832-1842 (1999)

40. Manohar S., Kharine A., van Hespen J. C. G., Steenbergen W., van Leeuwen T. G., "Photoacoustic mammography laboratory prototype: imaging of breast tissue phantoms", J. Biomed. Opt., 9(6), pp. 1172-1181 (2004)

41. Manohar S., Kharine A., van Hespen J. С G, Steenbergen W., van Leeuwen T. G., "The Twente Photoacoustie Mammoseope: system overview and performance", Phys. Med. Biol. 50, pp. 2543-2557 (2005)

42. Yin В., Xing D., Wang Y., Zeng Y., Tan Y., Chen Q. "Fast photoacoustic imaging system based on 320-element linear transducer array", Phys. Med. Biol. 49, 1339-1346, (2004).

43. Каневский И.Н. Фокусирование звуковых и ультразвуковых волн -М. :Наука (1977)

44. ЖариновА.Н., Карабутов А.А., Кожушко В.В., Пеливанов И.М., Соломатин B.C., ХохловаТ.Д., "Широкополосный фокусированный гидрофон для оптико-акустической томографии", Акуст. журн., 49(6), с.682-687 (2003).

45. Andreev V. G., Karabutov A. A., Ponomaryov А. Е., Oraevsky А. А., "Detection1 of optoacoustic transients with a rectangular transducer of finite dimension", Proc. SPIE, 4618, pp. 153-161 (2002)

46. Karabutov A. A., Kozhushko V. V., Pelivanov I. M., Mityurich G. S., "Interference of opposing longitudinal acoustic waves in an isotropic absorbing plate and a periodic structure with defects", Acoust. Phys., 47(6), pp. 721-726, (2001)

47. Harris G.R., "Review of transient field theory for a baffled planar piston" J. Acoust. Soc. Am., 70(1), pp. 10-20 (1981).

48. Ketterling J.A., "Acoustic field of a wedge-shaped section of a spherical cap transducer", J. Acoust. Soc. Am., 114 (6), pp. 3065-3075 (2003)

49. Theumann J>F., Arditia M., Meister J.-J., Jaques E., "Acoustic fields of concave cylindrical transducers", J. Acoust. Soc. Am., 88(2). pp.1160-1169, (1990)

50. Faure P., Cathignol D., Chapelon J. Y., Newhouse V. L., "On the pressure field of a transducer in the form of a curved strip", J. Acoust. Soc. Am., 95(2), pp. 628-637 (1994)

51. Neilda A., Hutchins D.A., "The calculation of radiated acoustic pressure fields from irregular multi-sided polygons", J. Acoust. Soc. Am., 115(5), pp.2021-2031 (2004)

52. Wang H. Z., Не Y., Yang Y. H. "Ultrasound Characteristics of Focused Axisymmetrically Curved Surface Transducers", IEEE Trans. Ultrason. Ferroelectr. Freq. Control, 36(1), pp: 63-72 (1989)

53. Jensen J. A., "Ultrasound fields from triangular apertures", J. Acoust. Soc. Am., 100(4), pp. 2049-2056 (1996)

54. Stepanishen P.R., "Transient Radiation from Pistons in an Infinite Planar Baffle", J. Acoust. Soc. Am., 48(1 A), pp. 101-110 (1970)

55. Сапожников O.A., "Фокусировка мощных акустических импульсов", Акуст. Журн., 37(4), с. 760-769 (1991)

56. ONeil Н.Т., "Theory of Focusing Radiators", J. Acoust. Soc. Am., 21, pp. 516526 (1949)

57. MakarovV.A., Pelivanov I.M., Kozhushko V.V., KhokhlovaT.D., Zharinov A.N., Rarabutov A.A., "Focused Array Transducer for 2D Optoacoustic Tomography", Proc. SPIE, 4960, pp 156-167 (2003).

58. Pelivanov Г.М., Kozhushko V.V., Khokhlova T.D., Zharinov A.N., Karabutov A.A., "Focused array transducer for optoacoustic tomography", Proc. IEEE Ultrasonics Symposium 2004, 3, pp 1840-1844 (2004).

59. Zharinov A.N., Karabutov A.A., Kozhushko V.V., Pelivanov I.M., SolomatinV.S., KhokhlovaT.D., "Spatial Resolution of a Focused Array Transducer for Laser Optoacoustic Tomography", Las. Phys., 14(1), pp. 106-112 (2004).

60. Khokhlova T. D., Pelivanov I. M., Karabutov A. A. "Optoacoustic tomography utilizing focused transducers: the resolution study", Appl. Phys. Lett., 92, pp. 024105 1-3 (2008)

61. Inkov V. N., Karabutov A. A., Pelivanov I. M., "A Theoretical Model of the Linear Thermo-Optical Response of an Absorbing Particle Immersed in a Liquid", Las. Phys., 11, pp. 1283-1291 (2001)

62. Diebold G. J., Khan M. I., Park S. M., "Photoacoustic signatures of particulate matter: Optical production of acoustic monopole radiation," Science, 250, pp. 101-104 (1990)

63. Wang L-H., Jacques S.L., Zheng L-Q., "MCML Monte Carlo modeling of photon transport in multi-layered tissues," Comput. Meth. Programs Biomed. 47, pp.131-146 (1995)

64. Cubeddu R:, D'Andrea C., Pifferi A., Taroni P., Torricelli A., Valentini G., "Effects of the menstrual cycle on the red and near-infrared optical properties of the human,breast," Photochem. Photobiol., 72, pp.383-391 (2000)

65. Taroni P., Pifferi A., Torricelli A., Comelli D., Cubeddu R., "In vivo absorption and scattering spectroscopy of biological tissues," Photochem. Photobiol. Sci., 2, pp.124-132 (2003)

66. Zhu Q., Conant E., Chance В., "Optical imaging as an adjunct to sonograph in differentiating benign from malignant breast lesions", J. Biomed. Opt., 5, pp. 229-236(2000)

67. Durduran Т., Choe R., Culver J. P., Zubkov L., Holboke M. J., Giammarco J., Chance В., Yodh A. G., "Bulk optical properties of healthy female breast tissue," Phys. Med. Biol, 47, pp.2847-2861 (2002)

68. ANSI Standard Z136.3-2005, "Safe Use of Lasers in Health Care Facilities"

69. Исимару А. Распространение и рассеяние волн в случайно-неоднородных средах М.: Наука (1981)

70. Khokhlova Т. D., Zharinov A.M., Kozhushko V. V., Pelivanov I.M., Karabutov A.A., "Opto-acoustic imaging system for, early breast cancer diagnostics: experimental and numerical studies", Proc. SPIE, 6257, pp. 62570R: 1-7 (2006)

71. Xu M., WangL-V, "Universal back-projection algorithm for photoacoustic computed tomography," Phys. Rev., E71, pp. 1-7 (2005)

72. Khokhlova T.D., Zharinov A.N, Kozhushko V.V, Pelivanov I.M, Karabutov A.A, "2D Optoacoustic Imaging System for Breast Cancer Diagnostics", Proceedings of Forum Acusticum 2005, (CD).

73. Khokhlova T.D, Karabutov A, Kozhushko V, Pelivanov I, Zharinov A, "2D Optoacoustic Imaging System for Early Breast Cancer Diagnostics", (A) Acta Acustica, 91, p. S98 (2005)

74. Сох В.Т, Arridge S.R, Beard Р.С, "Photoacoustic tomography with a limited-aperture planar sensor and a reverberant cavity", Inverse Problems, 23, pp. S95-S112 (2007)

75. Burgholzer P, Matt GJ, Haltmeier M, Paltauf G, "Exact and approximative imaging methods for photoacoustic tomography using an arbitrary detection surface", Phys. Rev. E, 75, pp. 046706-1-10 (2007)

76. Catignol D., Sapozhnikov O.A., "On the Application of the Rayleigh Integral to the Calculation of the Field of the Concave-Focusing Raidator", AcoustPhys., 45(6), pp. 735-742(1999)

77. Sapozhnikov O.A., Sinilo T.V., "Acoustic Field Produced by a Concave Radiating Surface with Allowance for the Diffraction", Acoust. Phys, 48(6), pp. 720-727 (2002)

78. Sapozhnikov O.A., Ponomarev A.E., Smagin M.A., "Transient Acoustic Holography for Reconstructing the Particle Velocity of the Surface of an Acoustic Transducer", Acoust. Phys, 52(3), pp. 324-330 (2006)

79. Kostli K.P., Beard P.C., "Two-dimensional photoacoustic imaging by use of Fourier-transform image reconstruction and a detector with an anisotropic response", Appl. Opt., 42(10), pp. 1899-1908 (2003)

80. Cox B.T., Arridge S.R., Kostli K.P., Beard P.C., "Two-dimensional* quantitative photoacoustic image reconstruction of absorption distributions in scattering media by use of a simple iterative method", Appl. Opt., 45(8), pp. 1866-1875 (2006)

81. Xu Y., Wang L.V., Ambartsoumian G., Kuchment P., "Reconstructions in limited-view thermoacoustic tomography", Med. Phys., 31(4), pp. 724-733 (2003)

82. Wu F., Wang Z.B., Zhu H. " Extracorporeal high intensity focused ultrasound treatment for patients with breast cancer", Breast Cancer Res Treat, 92, pp. 5160 (2005)

83. Chaussy C., Thuroff S., Rebillard X., Gelet A.,"Technology insight: high-intensity focused ultrasound for urologie cancers", Nat Clin Prac Urol, 2, pp. 191-198(2005)

84. Wu F., Wang Z.B., Chen W.Z., "Extracorporeal high intensity focused ultrasound ablation in the treatment of patients with large hepatocellular carcinoma", Ann Surg Oncol, 11, pp. 1061-1069 (2004)

85. Wu; F., Wang Z.B., Chen W.Z., Bai J., Zhu H.5 Qiao T.Y., "Preliminary experience using high intensity focused ultrasound for the treatment of patients with advanced stage renal malignancy", J Urol, 170, pp. 2237-2240 (2003)

86. Wu F., Wang Z.B., Zhu H., "Feasibility of ultrasound-guided high intensity focused ultrasound treatment for patients with advanced pancreatic cancer initial experience", Radiology, 236, pp. 1034-1040 (2005)

87. Siegal R.J., Vaezy S., Martin R., Crum L., "Therapeutic Ultrasound, Part II*. High Intensity Focused Ultrasound: A Method of Hemostasis", Echocardiography: A Jrnl. of CV Ultrasound & Allied Tech, 18, pp. 309-315 (2001)

88. Wu F., Wang Z., Lu P., Xu Z., Chen W., Zhu H., Jin C., "Activated anti-tumor immunity in cancer patients after high intensity focused ultrasound ablation", Ultrasound Med. Biol., 30(9), pp. 1217-1222 (2004)

89. Malcolm A.R., ter Haar G.R., "Ablation of tissue volumes using high intensity focused ultrasound", Ultrasound Med. Biol., 22, pp. 659-669 (1996)

90. Diederich C.J., Hynynen K., "Ultrasound technology for hyperthermia", Ultrasound Med. Biol., 25(6), pp. 871-887 (1999)

91. Kuroda K., Chung A.H., Hynynen K., Jolesz F., "Calibration of water proton chemical shift with temperature for non-invasive temperature imaging during focused ultrasound surgery", J. Magn. Reson. Imaging, 8(1), pp. 175-181 (1998)

92. Kuroda K. "Non-invasive MR thermography using the water proton chemical shift", Int. J. Hypertermia, 21(6), pp. 547-560 (2005)

93. Hynynen K., McDannold N., "MRI guided and monitored focused ultrasound thermal ablation methods: a review of progress", Int. J. Hyperthermia, 20(7), pp.725-737 (2004)

94. Chung A.H., Jolesz F.A., Hynynen K. "Thermal Dosimetry of a focused ultrasound beam in vivo by magnetic resonance imaging", Med. Phys., 26(9), pp. 2017-2023 (1999)

95. Baker L.A., Bamber J.C. Proceedings of the British Medical Ultrasound Society 34th Annual Scientific Meeting, 3 (2002)

96. Miller N.R., Bamber J.C., ter Haar G.R., "Imaging of temperature-induced echo strain: preliminary in vitro study to assess feasibility for guiding focused ultrasound surgery", Ultrasound Med. Biol., 30(3), pp. 345-356 (2004)

97. Berchoff J., Pernot M., Tanter M., Fink M. "Monitoring Thermally-Induced Lesions with Supersonic Shear Imaging", Ultrasonic Imaging, 26, pp. 29-40, (2004)

98. Bailey M.R., Khokhlova V.A., Canney M.S., Khokhlova T.D., Lee D., Marro K., "Peak Pressure not Linear Absorption is Responsible for Heating and Boiling byiL

99. HIFU Shock Waves", 7 International Symposium on Therapeutic Ultrasound Program and Abstracts Book, p.58 (2007)

100. Vaezy S., Shi X., Martin R., Chi E., Nelson P.I., Bailey M.R., Cram L.A., "Realtime visualization of high-intensity focused ultrasound treatment using ultrasound imaging", Ultrasound Med. Biol., 27(1), pp. 33-42 (2001)

101. Khokhlova V. A., Bailey M. R., Reed J. A., Cunitz B. W., Kaczkowski P. J., Cram L. A., "The relative role of nonlinear ultrasound propagation and cavitation in acceleration of HIFU therapy," J. Acoust. Soc. Am., 119(3), pp. 1834-1848 (2006)

102. Coussios C.C., Farny C.H., Haar G.T., Roy R.A., "Role of acoustic cavitation in the delivery and monitoring of cancer treatment by high-intensity focused ultrasound (HIFU)," Int J Hyperthermia, 23(2), pp. 105-120 (2007)

103. Holt R. G., Roy R. A., "Measurements of bubble-enhanced heating from focused, MHz-frequency ultrasound in a tissue-mimicking material," Ultrasound Med. Biol., 27(10), pp. 1399-1412(2001)

104. Bailey M.R., Khokhlova T.D., Lee D., Marro. K.I., Canney M.S., Khokhlova Y.A., "Magnetic Resonance Imaging of Boiling Induced by High Intensity Focused Ultrasound", 2007 IEEE International Ultrasonics Symposium Book of Abstracts, p. 61 (2007).

105. Lafon C., Zderic V., Noble M., Yuen J., Kaczkowski P., Sapozhnikov O., Chavrier F., Crum L., Vaezy S., "Gel phantom for use in high-intensity focused ultrasound dosimetry", Ultrasound Med Biol, 31, pp. 1383-1389, (2005)

106. Thomas C., Farny C., Coussios C., Roy R., Holt R., "Dynamics and control of cavitation during high-intensity focused ultrasound application", Acoustics Research Letters Online, 6, pp. 182-187 (2005)

107. Crum L. A., Law W., "The relative roles of thermal and nonthermal effects in the use of high intensity focused ultrasound for the treatment of benign prostatic hyperplasia," Proc. of the 15th International Congress on Acoustics, (1995)

108. Callaghan T. Principles of Nuclear Magnetic Resonance Microscopy Oxford: Clarendon Press (1991)

109. Wu T., Kendell K. R., Felmlee J. P., Lewis B. D., Ehman R. L., "Reliability of water proton chemical shift temperature calibration for focused ultrasound ablation therapy", Med. Phys., 27(1), pp. 221-224 (2000)

110. Philo J.S., Fairbank W.M., "Temperature dependence of the diamagnetism of water", J. Chem. Phys., 72(8), pp. 4429-4433 (1980)

111. Day E.P., "Equation for the magnetic susceptibility of. water", J. Chem. Phys., 72(8), pp. 4434-4436 (1980)

112. Hindman J.C., "Proton Resonance Shift of Water in the Gas and Liquid States", J. Chem. Phys., 44, pp. 4582-4592 (1966)

113. Filonenko E.A., Khokhlova V.A., "Effect of acoustic nonlinearity on heating of biological tissue induced by high intensity focused ultrasound", Acoust. Phys., 47(4), pp. 468-475 (2001)

114. Khokhlova V.A., Souchon R., Tavakkoli J., Sapozhnikov O.A., Cathignol D., "Numerical modeling of finite amplitude sound beams: Shock formation in the nearfield of a cw plane piston source", J. Acoust. Soc. Am., 110(1), pp. 95-108 (2001)

115. Press W.H., Teukolsky S.A., Vetterling W.T., Flannery B.P. Numerical Recipes in Fortran. The Art of Scientific Computing. Second Edition Cambridge University Press (1994)

116. Горбунов C.K., Рябенький B.C. Разностные схемы M.: Наука (1973)

117. Canney M.S., Bailey M.R., Khokhlova V.A., Crum L.A., "Millisecond initiation of boiling by high-intensity focused ultrasound in tissue-mimicking phantoms", J. Acoust. Soc. Am., 120(5), p. 3110 (2006)

118. Карабутов, A.A., Пеливанов И.М., Подымова Н.Б., Скипетров С.Е., "Измерение оптических характеристик рассеивающих сред лазерным оптико-акустическим методом", Квантовая Электроника, 29(3), с. 215-220 (1999)

119. Karabutov A.A., Podymova N.B., Letokhov V.S., "Time-resolved! laser optoacoustic tomography of inhomogeneous media", Appl. Phys. B, 63(6), pp. 545-563 (1996)

120. Khokhlova T.D., Pelivanov I.M., Sapozhnikov O.A., Solomatin V.S., Karabutov A.A., "Optoacoustic Monitoring of HIFU Therapy: Feasibility Study", 5th International Symposium on Therapeutic Ultrasound Program and Abstracts, p.96 (2005)

121. Black J.F., Barton J.K., "Chemical and structural changes in blood undergoing laser photocoagulation", Photochem. Photobiol., 80, pp. 89-97 (2004)

122. Nilsson A.M.K, Sturesson C., Liu L.D., Andersson-Engels S., "T-Matrix Computations of Light Scattering by Red Blood Cells", Appl. Opt., 37(13), pp. 2735-2748 (1998)

123. Cilesiz I.F., Welch A.J., "Light dosimetry: effects of dehydration and thermal damage on optical; properties of human aorta", Appl. Opt., 32(4), pp. 477-485, (1993)

124. Bamber J., Hill C., "Ultrasonic attenuation and propagation speed in mammalian tissues as a function of temperature," Ultrasound Med. Biol-, 5, pp: 149-157, (1979)

125. Khokhlova T.D., Pelivanov I.M., Sapozhnikov O.A., Solomatin V.S.,,Karabutov A.A., "Application of the Optoacoustic Technique to Visualization of Lesions Induced by High Intensity Focused Ultrasound (A)," J. Acoust. Soc. Am., 120, p. 3271 (2006)

126. Прежде всего, я хочу поблагодарить моего научного руководителя, Александра Алексеевича Карабутова, за интересные задачи, работать над которыми для меня всегда было в радость, за внимание и заботу.

127. Я искренне благодарна моим руководителям из Центра Промышленного и Медицинского Ультразвука в США, Майклу Бэйли и Ларри Краму, за всегда радушный прием, внимательное отношение и очень важный для меня опыт разнообразной экспериментальной работы.

128. В заключение хотелось бы поблагодарить мою замечательную семью за помощь ипподдержку, без которой эта работа вряд ли была бы доведена до конца. /экспериментальной.