Анализ термоструктур биологических систем методом матричной инфракрасной термографии

Хижняк, Евгений Павлович

Автореферат диссертации по теме "Анализ термоструктур биологических систем методом матричной инфракрасной термографии"

На правах рукописи

ХИЖНЯК Евгений Павлович

□03459038

АНАЛИЗ ТЕРМОСТРУКТУР БИОЛОГИЧЕСКИХ СИСТЕМ МЕТОДОМ МАТРИЧНОЙ ИНФРАКРАСНОЙ ТЕРМОГРАФИИ

03.00.02 — Биофизика

Автореферат диссертации на соискание ученой степени кандидата физико-математических наук

1 / п ■: "л '-,"1

I »¡.о

Пущино - 2008

003459038

Работа выполнена в Институте биофизики клетки РАН и Институте теоретической и экспериментальной биофизики РАН.

Научные консультанты: Член-корр. РАН,

доктор физико-математических наук,

профессор Иваницкий Генрих Романович

Член-корр. РАН, доктор биологических наук,

профессор Фесенко Евгений Евгеньевич

Официальные оппоненты: доктор физико-математических наук,

профессор Смолянинов Владимир Владимирович

доктор физико-математических наук,

профессор Твердислов Всеволод Александрович

Ведущая организация: Институт радиотехники и электроники

им. В.А.Котельникова РАН

Защита состоится «21 » января 2009 г. в 15:30 на заседании совета Д 002.093.01 по защите докторских и кандидатских диссертации при Институте теоретической и экспериментальной биофизики РАН по адресу: 142290, город Пущино Московской области, ул. Институтская 3.

С диссертацией можно ознакомиться в Центральной библиотеке НЦБИ РАН по адресу: 142290, город Пущино Московской области, ул. Институтская 3, ИТЭБ РАН.

Автореферат разослан « 20 » декабря 2008 г.

Ученый секретарь

диссертационного совета, ^//¿¿60^

кандидат физ.-мат. наук, / Н.Ф.Ланина

ОБЩАЯ ХАРАКТЕРИСТИКА РАБОТЫ

Актуальность проблемы. Температура является одним из важнейших параметров состояния биологических систем. Пространственное распределение температур позволяет определить локализацию патологических процессов при решении задач медицинской диагностики, регистрировать распределение поглощения электромагнитных излучений и ультразвука в гетерогенных биологических системах, что является одной из важнейших задач при исследовании механизмов биологических эффектов неионизирующих излучений, анализировать тепловые паттерны на поверхности жидких сред, связанные с конвективными и диффузионными процессами.

Регистрации тепловых портретов биологических систем является одной из сложных методических задач. Использование контактных термометров имеет ряд ограничений из-за их инерционности и влияния на объект измерений. Они могут изменять температуру среды в области измерений и вносить дополнительные артефакты в условиях действия электромагнитных излучений за счет искажений картины распределения электромагнитных полей в области измерений и дополнительной гетерогенности теплоемкости.

Наиболее совершенным способом регистрации пространственного распределения температур является метод инфракрасной (ИК) термографии. Этот метод не вносит артефактов измерений в условиях действия электромагнитных излучений, поэтому может применяться для регистрации динамики разогрева биологических объектов непосредственно во время действия электромагнитных излучений. Метод ИК диагностики абсолютно безвреден для человека, так как в его основе лежит принцип регистрации температурных распределений по собственному тепловому излучению объектов. Поэтому он может без каких-либо ограничений использоваться для профилактических обследований пациентов с целью раннего выявления патологических процессов.

Несмотря на ряд совершенно очевидных преимуществ использования матричных ИК камер для измерения пространственного распределения температур, их применение в медицинской диагностике сдерживается до последнего времени по следующим причинам:

• Тепловизор регистрирует только поверхностную температуру, в то время как пораженные сосуды и другие патологические образования находятся на определенном расстоянии от поверхности кожи;

• Открытым остается вопрос о соотношении термографической картины на поверхности тела и анатомическими структурами, которые расположены на определенном расстоянии от поверхности кожи;

• Не решен вопрос о возможности количественных измерений абсолютных значений температур на поверхности кожи, поскольку изначально тепловизоры разрабатывались в основном для визуализации тепловых источников, а не для измерительных целей.

Более того, до недавнего времени бытовало мнение о проблематичности использования матричных ИК систем для медицинской диагностики из-за проблем с выравниванием чувствительности всех элементов матриц ИК фотоприемников и возможностью калибровки камер.

Актуальность разработки методов использования микроболометрических матричных ИК систем на диапазон 8-12 микрон для медицинской диагностики связана с тем, что большинство методических наработок по применению тепловизоров в медицине выполнены с использованием одноэлементных охлаждаемых ИК камер, работающих в диапазоне 3-5 мкм. Учитывая, что стоимость неохлаждаемых микроболометрических матричных ИК систем в 2-3 раза ниже по сравнению с охлаждаемыми ИК системами, представляется крайне целесообразным проведение сравнительных исследований диагностических возможностей ИК систем диапазонов 3-5 и 8-12 мкм с учетом параметров конкретных матричных модулей ИК фотоприемников. Диагностические комплексы на основе неохлаждаемых матричных ИК систем могут найти широкое применение для профилактических обследований населения с целью раннего выявления сосудистых, воспалительных и онкологических заболеваний.

Исследования в области применения матричных ИК-термовизионных систем последнего поколения в биологии и медицине поддержаны Программой фундаментальных исследований Президиума РАН «Фундаментальные науки - медицине» 2003-2007 годов по разделу «Разработка и усовершенствование методов и средств диагностики».

Цель работы: анализ термоструктур биологических систем с использованием матричных ИК камер высокого разрешения и разработка количественных методов температурных измерений для биомедицинских приложений.

Задачи исследования:

1. Разработка методов калибровки матричных ИК систем, обеспечивающих измерение абсолютных значений температур.

2. Исследование особенностей температурных распределений на открытых поверхностях жидких сред.

3. Исследование особенностей нагрева гомогенных и гетерогенных моделей биологических тканей при действии миллиметровых излучений.

4. Разработка количественных методов исследования распределений поверхностных температур для диагностических обследований.

5. Сравнение измерительных и диагностических возможностей охлаждаемых и неохлаждаемых (микроболометрических) ИК систем.

6. Исследование корреляционных соотношений между анатомической структурой подкожных тепловых источников и пространственным распределением поверхностных температур.

7. Клиническая апробация результатов фундаментальных исследований с целью создания научных основ для диагностики воспалительных, сосудистых и онкологических заболеваний.

Научная новизна.

Разработан метод калибровки матричных ИК систем, обеспечивающий измерение абсолютных значений температур, в том числе - с помощью неохлаждаемых матричных ИК систем на диапазон 8-12 мкм;

Установлено, что на открытых поверхностях жидких сред формируются неоднородные по пространственному распределению температур диссипативные структуры, наличие которых необходимо учитывать при проведении биологических экспериментов.

Обнаружена возможность возникновения температурных колебаний в жидких средах при их облучении немодулированными электромагнитными излучениями миллиметрового диапазона длин волн.

Показано, что температура в области глаз человека может использоваться в качестве реперной точки с максимальной температурой для формирования индивидуальной температурной шкалы с целью дистанционной диагностики теплового портрета человека.

Определены корреляционные соотношения между анатомической структурой подкожных тепловых источников и пространственным распределением поверхностных температур.

Разработаны научные основы применения матричных ИК систем высокого разрешения для диагностики и контроля эффективности лечения сосудистых, воспалительных и онкологических заболеваний.

Проведен сравнительный анализ измерительных и диагностических возможностей ИК систем диапазонов 3-5 и 8-12 мкм.

Практическая значимость работы.

Проведена оценка соответствия реальных размеров подкожных источников нагрева по их проекциям на поверхность кожи в инфракрасном диапазоне длин волн 3-5 и 8-12 мкм. Рассмотрены условия, при которых измеряемый с помощью тепловизора размер подкожных источников нагрева соответствует истинному размеру. Выставляя порог измерения тепловых рельефов подкожных источников нагрева на уровне 0,85 - 0,95 от их амплитуды, можно определить истинное расположение и размеры источников при глубине их залегания до 20-25 мм. Проведено сопоставление результатов измерения на модели с измерениями размеров подкожных сосудов при варикозном расширении вен на реальных пациентах.

Показано, что неохлаждаемые матричные ИК системы диапазона 8-12 мкм могут с успехом применяться для диагностики воспалительных и сосудистых заболеваний нижних конечностей. Диагностические комплексы на основе неохлаждаемых матричных ИК камер, будучи в 2-3 раза дешевле по сравнению с охлаждаемыми ИК системами, могут найти широкое применение (в том числе - в медицинских учреждениях первичного звена) для профилактических обследований населения с целью раннего выявления указанных заболеваний, что важно для сохранения здоровья нации.

Внедрение результатов исследования. Разработанный метод диагностики сосудистых, воспалительных и онкологических заболеваний с применением матричных ИК систем используется для диагностики и контроля эффективности лечения заболеваний сосудов нижних конечностей в ведущих медицинских центрах: Факультетской хирургической клинике Московской медицинской академии им. И.М. Сеченова и в Центре реабилитации Управления делами Президента РФ.

Апробация работы. Основные результаты и положения диссертации докладывались и обсуждались на 12 научных конференциях (в том числе 6 международных): Международном конгрессе «Микроволны в медицине - 91» ("Microwave in Medicine-91", Белград, Югославия, 1991), XIII Международная конференция «Перфторуглероды в биологии и медицине» (Пущино, 2003), «Тепловидение и его возможности в диагностики сосудистых заболеваний» -выступление на Президиуме РАН (Москва, 2003), Конференциях по Программе фундаментальных исследований Президиума РАН «Фундаментальные науки - медицине» (Москва, 2003,2004,2005,2006,2007), V и VI Международных конференциях по реабилитологии (Центр реабилитации Управления делами Президента РФ, Кубинка, 2004, 2006), Международном симпозиуме «Биологическая подвижность: фундаментальные исследования и практика» ("Biological motility: basic research and practice", Пущино, 2006), Международной конференции по физике, химии и биологии воды (International Conference on "The Physics, Chemistry and Biology of Water", West Dover, США, 2007).

Апробация диссертации состоялась на совместном межлабораторном семинаре Института теоретической и экспериментальной биофизики РАН с Институтом биофизики клетки РАН.

Диссертация рекомендована к защите.

Публикации. По теме диссертации опубликовано 29 печатных работ, в том числе 14 статей в рекомендованных ВАК РФ журналах.

Объём и структура диссертации. Диссертация состоит из введения, трех глав, в которых представлены обзор литературы, методика, результаты собственных исследований, их обсуждение, выводы, практические рекомендации, список литературы. Работа изложена на -L ЗО страницах и иллюстрирована О рисунками. Список литературы представлен источниками отечественных и зарубежных авторов.

Основные положения, выносимые на защиту:

1. Современные матричные ИК системы при соответствующей калибровке позволяют регистрировать распределения абсолютных значений температур.

2. Температура в области глаз соответствует температуре тела, измеренной стандартным медицинским способом. При диагностических обследованиях область глаз может использоваться в качестве участка с заданным значением температур для расчета количественных температурных распределений на поверхности кожи человека.

3. На открытых поверхностях жидких сред могут формироваться неоднородные по пространственному распределению температур структуры, которые формируются из-за поверхностного температурного градиента при испарении жидкости. Такие термоструктуры необходимо учитывать при проведении биологических экспериментов.

4. В жидких средах при облучении немодулированными электромагнитными излучениями миллиметрового диапазона длин волн возможно формирование тороидальных вихревых структур, что может приводить к периодическим колебаниям температур в области облучения вместо теоретически ожидаемого экспоненциального роста температуры.

5. Температурные распределения, регистрируемые с помощью современных матричных ИК-систем позволяют анатомически точно визуализировать структуру пораженных сосудов и выявлять начальные стадии нарушений микроциркуляции.

СОДЕРЖАНИЕ РАБОТЫ Объект и методы исследования

Задача дистанционного бесконтактного измерения пространственного распределения температур в биологических объектах впервые возникла при исследовании первичных механизмов биологических эффектов неионизирующих излучений, а именно, электромагнитных излучений (ЭМИ) и ультразвука (УЗ). Необходимость решения этой задачи связана с тем, что нагрев биологических тканей за счет поглощения энергии ЭМИ и УЗ рассматривается в качестве основного механизма биологического действия указанных факторов. Действующие на биологические объекты ЭМИ характеризуются величиной удельной поглощенной мощности (УПМ), с единицей измерения Вт/кг (в зарубежной литературе используется термин SAR - specific absorption rate), которая определяется как: SAR = Cp*dT/dt, где: Ср - удельная теплоемкость, dT/dt - начальная скорость роста температуры. Соответственно, для характеризации действующих на биологические объекты факторов (ЭМИ и УЗ) необходимо знать пространственное распределение их поглощения в биологических объектах, то есть распределение начальной скорости нагрева различных участков биологических тканей. С учетом гетерогенности биологических объектов, расчет распределения SAR из плотности потока мощности ЭМИ становится чрезвычайно сложной задачей, а при облучении объектов в ближней зоне рупорных антенн миллиметрового диапазона данная задача становится практически невыполнимой.

Использование термисторов для измерения начальной скорости роста температуры непосредственно во время облучения биологических объектов весьма проблематично из-за искажений распределения полей в области облучения за счет присутствия термисторов и их инерционности.

Термографический метод регистрации температурных распределений по собственному излучению биологических объектов в инфракрасном диапазоне длин волн является идеальным способом решений данной задачи при

выполнении ряда важных условий: ИК термовизионные системы должны обеспечивать возможность количественных температурных измерений (а не только возможность «увидеть» качественную картину разогрева) и достаточную скорость регистрации термоизображений (-200 кадров/сек) при высокой чувствительности и необходимом пространственном разрешении. Тепловизоры на основе одноэлементных фотоприемников в принципе не могли обеспечить необходимой температурной чувствительности при высоком пространственном разрешении и большой скорости регистрации ИК изображений. Матричные ИК системы при соответствующей калибровке и выравнивании пространственной чувствительности теоретически позволяли решить указанные задачи.

Возможность применения ИК систем для измерения температурных распределений определяется двумя принципиально важными факторами: прозрачностью атмосферы и энергетической светимостью тел в зависимости от их температуры. В ИК термографии используются два окна прозрачности атмосферы: 3-5 и 8-12 мкм. Максимум энергетической светимости тел с поверхностной температурой в районе 20-40°С лежит в области 10 мкм. Интегральная энергетическая светимость таких тел в области 3-5 мкм на порядок меньше по сравнению с диапазоном 8-12 мкм.

Существуют два типа матричных ИК систем: охлаждаемые и неохлаждаемые. Современные охлаждаемые ИК камеры, фотоприемники которых работают при температуре жидкого азота (-196°С), могут работать в диапазонах 3-5 и 8-12 мкм и обеспечивают чувствительность (ограниченную температурным эквивалентом шума) 0,015-0,02°С при скорости регистрации до 400 кадров в секунду. При компьютерной обработке ИК изображений чувствительность таких ИК систем может быть повышена до тысячных долей градуса при скорости 25-50 кадров в секунду. Неохлаждаемые микроболометрические ИК камеры имеют чувствительность 0,04-0,08 °С при скорости 50 кадров в секунду и работают в диапазонах 7-14 и 8-12 мкм.

Лучшая чувствительность и большая скорость регистрации матричных ИК камер по сравнению с камерами с одноэлементными ИК фотоприемниками обусловлена одновременной регистрацией ИК изображения в пределах одного кадра всеми элементами матрицы ИК фотоприемников. Это позволяет существенно (а именно в N*M раз, где - размер матрицы) увеличить время интегрирования ИК излучения в пределах одного кадра. Однако при этом возникает проблема калибровки матричных ИК систем.

Учитывая, что матрицы ИК камер состоят из десятков-сотен тысяч фотоприемников, имеющих индивидуальную чувствительность, начальное смещение и нелинейность, калибровка камер приобретает принципиальное значение для их использования в измерительных целях. Аппаратная фаза калибровки осуществляется с использованием образцов типа «Черное тело». В результате такой калибровки компенсируется неравномерность параметров фотоприемников и выравнивается пространственная чувствительность. Однако для количественных температурных измерений необходим учет излучательной способности объектов и температуры окружения объектов.

Возможность измерения абсолютных значений температур является одним из важнейших требований применения ИК систем в биофизических исследованиях и медицинской диагностике. Точность измерения абсолютных температур ИК камерой определяется формулой:

Q = ^ к * Ж«)+(М * -) х Л7™ ) (1)

где С? - энергия ИК излучения, - коэффициент пропускания атмосферы, с -излучательная способность поверхности жидкости, Т^ - температура объекта, Ттр -

температура окружения объекта, - температура атмосферы, - калибровочная

функция. Все величины температур в градусах Кельвина. При этом = ехР(-О!г0; где а - коэффициент затухания [км-1], с1 - расстояние от объекта до камеры [км].

Так как на малых расстояниях измерений равняется практически единице, величиной затухания атмосферы в измерениях можно пренебречь. В этом случае формула приобретает вид:

б =ехЛТ06)+{1-е)х/(Токр) (2)

Формула (2) использовалась для расчета температурных профилей на поверхности исследуемых жидкостей при условии е = 0,95. Точность измерения температур определяется калибровочной функцией камеры -/"М и излучательной способностью объекта. Фактически необходимо знать и учитывать калибровочную функцию /М для каждого элемента матрицы.

Для обеспечения возможности измерения абсолютных значений температур определялись поправочные значения, обусловленные нелинейностью чувствительности каждого из элементов матрицы фотоприемников и оптическими особенностями камер. Для этого проводилась калибровка ИК камер с помощью температурных образцов типа «Черное тело» методом 2-х точечной коррекции. В результате аппаратной калибровки камеры по черному телу компенсируется неравномерность индивидуальной чувствительности фотоприемников матриц ИК систем, уменьшается температурный эквивалент шума и выравнивается ИК изображение по всему полю регистрации.

Однако после калибровки неохлаждаемые камеры не позволяют обеспечить необходимую точность измерения абсолютных значений температур из-за дрейфа начальных уровней смещения чувствительности. Для обеспечения точности измерений абсолютных значений температур необходима дополнительная коррекция результатов измерений.

Проведенные исследования показали, что максимальные значения температуры в области глаз, измеренные с помощью ИК систем, практически точно соответствует температуре тела, измеренной стандартным методом с помощью медицинского ушного ИК-термометра, что позволяет использовать область глаз человека в качестве реперной температурной зоны (рис. 1).

Видимое изображение области глаз

Температурный профиль

Термограммы При Т дискриминации - 0,95 Т мах

Рис.1. Видимое и ИК изображения области глаз и температурный профиль по области температурного максимума, используемый для коррекции измерений. Справа - температурные портреты лица различных возрастных групп, при уровне дискриминации 0,95 Тмах.

В случае медицинской диагностики, в процессе обследования пациентов, коррекция результатов измерений может осуществляться либо с использованием внешних температурных образцов типа «Черное тело», расположенных в поле зрения ИК камеры, либо - по максимальной температуре в области глаз пациентов, которая достаточно точно соответствует температуре пациента, измеренной с помощью стандартного медицинского ушного ИК термометра.

Поправка, необходимая для измерений абсолютных температур, рассчитывается как разность между истинным значением температур в заданной области температурного образца или глаза, и текущим значением температуры в той же области, измеренной с помощью ИК камеры (рис.2).

Рис.2. ИК изображение пациента и температурного образца «Черное тело». Температурный профиль по линии 1 области глаз и значения температур по области 2 и 3 образца «Черное тело» используются для коррекции измерений.

В работе использовались матричные инфракрасные камеры двух типов: • охлаждаемые камеры типа JADE на основе матрицы КРТ-фотоприемников

размером 320x240. и типа TITANIUM на основе матрицы фотоприемников из антимонида индия размером 320x256, обе камеры на спектральный диапазон 3-5 мкм, фирмы CEDIP, Франция; • неохлаждаемая микроболометрическая камера типа JADE UC (той же фирмы) на диапазон 8-12 мкм, оснащенная системой термостабилизации матрицы фотоприемников размером 384x288.

Все камеры были оснащены скоростными 14-разрядными компьютерными системами захвата и обработки изображений с программным обеспечением «ALT AIR».

Температурный эквивалент шума (NEdT), рассчитанный по всему полю регистрации, при использовании охлаждаемых камер на диапазон 3-5 мкм не превышал 0,015°С при скорости регистрации 200 кадров в секунду, и 0,08°С при использовании неохлаждаемой камеры на диапазон 8-12 мкм, при скорости регистрации 50 кадров в секунду. Температурная чувствительность могла быть улучшена до 0,002°С при компьютерной обработке ИК изображений за счет процедур накопления и усреднения сигналов.

Учитывая, что ИК камеры согласно их техническим параметрам могли обеспечить точность измерения абсолютных значений температур +2°С при больших интервалах между калибровкой и измерениями, для повышения точности проводилась дополнительная коррекция результатов измерений по образцу «Черное тело» непосредственно в ходе измерений.

Температура образца «Черное тело», расположенного в поле регистрации ИК камеры, устанавливалась и поддерживалась с точностью 0,1°С.

РЕЗУЛЬТАТЫ И ОБСУЖДЕНИЕ. В открытых поверхностных слоях жидких сред могут формироваться неоднородные по пространственному распределению температур структуры, которые формируются из-за поверхностного температурного градиента, возникающего из-за испарения поверхностного слоя жидкости (рис. 3).

Невидимые в оптическом диапазоне, термоструктуры отчетливо регистрируются в ИК диапазонах 3-5 и 8-12 мкм.

Г\

щт

г V;M v a

, , ч

ш

H '•;■••; :J i. .i

• .......

Рис.З. Термоячейки в воде, возникающие за счет ее испарения и наблюдаемые в сосуде диаметром 17 см, а также температурные профили по выделенным направлениям, а, б, в, г - температурные профили соответственно по линиям 1-1,2-2,3-3, 4-4.

Механизм их формирования связан с конвекцией Рэлея-Бенара в тонком поверхностном слое жидкости. В классической работе Бенара наблюдались ячейки (названные его именем), которые возникали в подогреваемом снизу жидком жире кашалота. Схожие по механизму возникновения

термоструктуры формируются в поверхностных слоях воды при условии возможности испарения воды с поверхностного слоя.

Форма поверхностных термоструктур зависит от целого ряда факторов: температуры жидкости и окружающей среды, влажности помещения, толщины слоя жидкости (рис.4), размеров и формы контейнера (рис.5), вязкости и поверхностного натяжения, состава многокомпонентной жидкости и времени после приготовления раствора (рис.6). 1

I 'г | Рис.4. Структуры, образующиеся в наклоненном сосуде

_—

АаД^,.........................................8, с водой:

а - изменение толщины И в наклоненном сосуде, Ькр - критическая толщина слоя, при достижении которой прекращается формирование структуры. Диаметр сосуда 17 см.

В левом углу глубина слоя воды соответствует 10 мм, Ькр=2 мм;

б - форма образующихся структур.

Возможность формирования таких структур необходимо учитывать при проведении биологических экспериментов с открытыми поверхностями жидкостей (в особенности - многокомпонентных жидкостей).

Рис.5. Последовательность ИК термограмм в переходном процессе при остывании воды в прямоугольном резервуаре размером 35x24x2 см, круглом резервуаре диаметром 17 см и резервуаре эллиптической формы. В левом нижнем углу каждого кадра указано время в секундах, в правом углу -температура воды в градусах Цельсия. Температура в комнате 21,5°С.

Рис.6. Диссипативные ячеистые термоструктуры, обусловленные распространением диффузионного фронта на поверхности водно-спиртового раствора, через 20 мин после его приготовления, и профиль Г по линии 1 (ДГ=0,45°С).

Особенности разогрева моделей биологических тканей при действии элестромагнитных излучений миллиметрового диапазона длин волн.

С учетом того, что конвективные термоструктуры формируются за счет температурного градиента, данное явление важно учитывать при исследовании биологических эффектов неионизирующих излучений, в особенности - при действии ЭМИ миллиметрового диапазона длин волн.

Нагрев биологических тканей за счет поглощения энергии излучений является одним из основных механизмов биологических эффектов ЭМИ и ультразвука. При действии ЭМИ миллиметрового диапазона в биологических тканях возникают резкие температурные градиенты из-за быстрого затухания ЭМИ в биологических тканях, при этом вода является основной мишенью, определяющей поглощение.

Величина температурных градиентов определяется рядом факторов: 1) мощностью излучения; 2) пространственным распределением плотности потока мощности ЭМИ; 3) пространственным распределением удельно-поглощенной мощности (SAR), зависящей от скорости нагрева облучаемых объектов, которые в случае биологических тканей являются гетерогенными структурами; 4) скоростью диссипации тепла в областях перегрева. При этом порог развития конвективных эффектов в жидких средах, вызванных локальными перегревами, будет определяться пороговым температурным градиентом возникновения свободной конвекции из условия:

где: л = —Iii!! - температурный коэффициент расширения жидкости. с, v\dT)r

Для воды при 20 °С порог свободной конвекции равен 1 °С на 6,7 км.

Исходя из приведенных соображений следует, что при исследовании биологических эффектов ЭМИ необходимо знать пространственное распределение скорости нагрева биологических объектов непосредственно во время облучения и учитывать возможность возникновения конвективных процессов при исследовании биологических эффектов ЭМИ в жидких средах. Учитывая, что в экспериментах по исследованию биологических эффектов ЭМИ миллиметрового диапазона облучение проводится в ближней зоне рупорных антенн, регистрация пространственного распределения разогрева становится важнейшей задачей для понимания механизма действия ЭМИ.

Проведенные исследования показали, что в ближней зоне рупорных антенн-излучателей, пространственное распределение скорости нагрева биологических тканей может иметь крайне неравномерный характер (рис. 7).

Наряду с теоретически ожидаемым центрально-симметричным распределением с максимумом в центральной области проекции рупорной антенны, могут формироваться два и более локальных максимума в зависимости от частоты и расстояния между раскрывом рупора и облучаемым объектом. Значения удельно-поглощенной мощности (SAR) в локальных максимумах могут существенно превышать усредненные по раскрыву рупора значения, а в самих областях максимумов разогрева в жидких средах могут развиваться конвективные процессы, структура которых будет определяться пространственной картиной разогрева.

А В

Рис. 7. Пространственное распределение относительной скорости нагрева поверхностного слоя модели биологической ткани. А - при облучении с помощью прямоугольной рупорной антенны размером 26x38 мм, В - круглой рупорной антенны диаметром 17 мм.

Форма пространственных распределений относительной скорости нагрева и число локальных максимумов зависят от частоты ЭМИ и от условий согласования антенны-излучателя с облучаемой поверхностью (расстояния от излучателя до объекта облучения и его электродинамических параметров).

В жидких средах при таких условиях могут наблюдаться периодические колебания температуры в области облучения вместо экспоненциального роста температуры (рис. 8, кривые 1 и 2), либо падение температуры после одного или нескольких температурных всплесков (рис. 8, кривая 3).

I

Время (сек)

0 1

Время (сек)

Рис. 8. Динамика нагрева геля (кривые 1) и физиологического раствора (кривые 2 и 3) при действии ЭМИ частотой 72 ГГц.

Механизм возникновения температурных колебаний связан с процессом формирования - разрушения тороидальных конвективных вихревых структур в области облучения (рис.9).

с

О 10 20 30 40 50

Бес

Рис.9. А-динамика изменения пространственного распределения температур на поверхности слоя жидкости толщиной 2,5 мм, облучаемой снизу на частоте 72 ГГц при УПМ = 3,2 КВт/кг. Размер термограмм равен 4x4 см. В-структура конвективных тороидальных вихрей. С-температурная динамика на глубине 0,5 мм в области максимума облучения. Все приведенные параметры зарегистрированы синхронно во время облучения. Номера Ы5 на профилях температур А соответствуют номерам на температурной кривой С.

В случае, когда тороидальный вихрь становится стабильным, колебания прекращаются, и в области максимума облучения наблюдается температурный спад из-за существенного увеличения эффективности теплообмена в области облучения за счет конвекции (рис.9).

Приведенные результаты позволяют объяснить механизм зависимости биологических эффектов ЭМИ миллиметрового диапазона от частоты облучения и режима модуляции мощности излучения.

Количественный анализ термоструктуры тела человека.

Методы ИК-термографии начали внедряться в медицинскую практику более 40 лет назад. Однако диагностические возможности и надежность этих методов в то время были существенно ограничены из-за недостаточной чувствительности и пространственного разрешения ИК камер.

Современные матричные ИК системы имеют значительно лучшую чувствительность и большее пространственное разрешение. Количественная ИК термография, обеспечивающая возможность одновременного измерения абсолютных значений температур в различных участках тела человека, открывает принципиально новые возможности диагностики различных заболеваний. Наиболее простым критерием диагностики воспалительных процессов является локальное превышение максимальных значений температуры в области глаз человека. Вместе с тем, существенно большая чувствительность делает температурный портрет человека чрезвычайно неоднородным по сравнению с термограммами, которые были типичны для медицинских тепловизоров старого поколения. Практически необходимо было заново выработать не только диагностические критерии различных заболеваний, но и понятие «нормы» для температурных распределений здорового человека.

На рис.10 приведены термограммы и гистограммы температурных распределений в норме.

II 11 и я и в I

Ч»И Ц I 1П«И

Рис.10. Термограммы (а), и гистограммы температурных распределений (в) в норме.

Передняя поверхность

Задняя поверхность

ч. / 1

4 ы

-1 I

¡7 и

Температурный рельеф зависит от размеров и типа сосудов, расстояния от стенки сосудов до поверхности кожи, состояния сосудов и наличия воспалительных процессов.

При наличии патологий наблюдается отчетливое повышение температуры в области проекции пораженных сосудов (рис. 11).

Рис. 11. а - схема расположения поверхностных вен (1-подкожное отверстие; 2 - поверхностная вена, огибающая подвздошную кость; 3 - бедренная вена; 4 -добавочная подкожная вена, образованная слиянием мелких вен задней части бедра; 5 -большая подкожная вена, входящая в бедренную вену; 6 -медиальный мыщелок колена; 7 -большая подкожная вена; 8 -латеральная лодыжка; 9 -медиальная лодыжка; 10 -дорсальная венозная дуга); б - видимое изображение при варикозном расширением вен в передней бедренной области; в - ИК изображение ноги того же пациента в диапазоне 3-5 мкм. Внизу - ИК изображение в двух ракурсах при поздней стадии варикозной болезни.

ю-я

Уд ЯнЩВь 2 норме температура в области

^^^ проекций вен на поверхность кожи не превышает средние значения температур по соответствующей области нижних конечностей. При варикозном расширении вен температура в области проекций пораженных сосудов превышает средние значения температур по соответствующей области в норме на 2-4 °С в зависимости от стадии заболеваний.

Корреляционные соотношения между анатомической структурой сосудов и пространственным распределением поверхностных температур тела.

Тепловизор регистрирует распределение температуры на поверхности кожи. Кровеносные сосуды находятся в глубине ткани, часто под жировой прослойкой, и экранируются поверхностью кожи, которая в свою очередь из-за раскрытия потовых пор активно участвует в терморегуляции тела. Поэтому на «тепловом портрете» в итоге фиксируется интегральное распределение температуры. В патологии бывают исключения, когда места и

а 6

Рис 12. Видимая (а) и ИК картина (б) сосудов на внутренней области руки.

ИК картины практически точно соответствуют анатомической структуре сосудов, при четком различии проекций артерий и вен.

(а)

С помощью современных ИК систем удается увидеть на пальцах человека раскрытие каналов одиночных потовых пор размером около 30 мкм. Темные точки на пальцах руки - открытые потовые каналы.

В ходе исследований корреляционных соотношений между анатомической структурой сосудов и пространственным распределением поверхностных температур установлено четкое соответствие в отношении локализации сосудов, при четкой дифференциации проекций вен и артерий.

Однако до последнего времени оставался не решенным вопрос о глубине расположения подкожных источников тепла (патологических сосудов, опухолей и других патологических образований), которые могли быть зарегистрированы с помощью ИК систем.

Учитывая, что подкожные ткани человека пронизаны развитой сетью кровеносных сосудов и капилляров, можно предполагать, что подкожные источники тепла будут проецироваться на поверхность кожи более контрастно по сравнению со случаем отсутствия кровотока.

причины нагрева определяются хорошо. К таким случаям относятся различные поверхностные и неглубоко расположенные очаги воспаления, ожоги, новообразования, флебиты или глубинные, но весьма интенсивные по тепловыделению процессы, например, воспалительные процессы.

На рис.12 представлены корреляционные соотношения между истинной анатомической структурой сосудов и пространственным распределением температур, а рис.13 демонстрирует разрешающую способность современных матричных ИК систем высокого разрешения.

Проекция артерии Проекция вен

а) Ь)

Рис.13. Открытые потовые каналы на внешней стороне пальцев руки и их температурные профили (Ь).

Для количественного решения этой задачи проведены исследования с использованием гетерогенных моделей биологических тканей в виде гелевых фантомов, пронизанных тонкостенными титановыми трубками различного диаметра, с двухконтурной системой циркуляции жидкости в трубках. Температура в каждом из контуров задавалась с помощью двух независимых термостатов, один из которых задавал температуру и скорость циркуляции в системе, имитирующей капиллярный кровоток, а другой — температуру в области модели подкожного источника тепла (сосуда или опухоли).

На рис. 14 приведены сравнительные термограммы и поверхностные температурные профили для случаев, когда присутствует либо отсутствует модельный капиллярный кровоток при разной глубине источников тепла.

А — с кровотоком В - без кровотока

О 10 20

Е - без кровотока

Д - с кровотоком

Рис.14. Термограммы А, В и поверхностные температурные профили С, Д и Е для случаев, моделирующих присутствие или отсутствие капиллярного кровотока. Величина Ь на Д и Е — расстояние от сосуда до поверхности геля. Серая область соответствует реальному размеру нагретой трубки.

Проведенные исследования показали, что капиллярный кровоток существенно обостряет профиль поверхностных температур. Исследования, проведенные с синхронным использованием ультразвуковой диагностики для измерения расстояний от пораженных сосудов до поверхности кожи показали, что пораженные сосуды могут обнаруживаться с помощью матричных ИК систем высокого разрешения на глубине до 2,5 сантиметров.

Сравнение возможностей ИК систем диапазонов 3-5 и 8-12 мкм.

Актуальность этой задачи связана с тем, что большинство методических наработок по применению тепловизоров в медицине были выполнены с использованием ИК систем диапазона 3-5 мкм.

Неохлаждаемые микроболометрические ИК камеры на спектральный диапазон чувствительности 8-12 мкм изначально разрабатывались только для целей визуализации и до последнего времени практически не применялись в медицинской диагностике. Стоимость микроболометрических ИК камер в 2-3 раза ниже по сравнению с охлаждаемыми ИК системами на диапазон 3-5 мкм. Поэтому задача сравнения диагностических возможностей охлаждаемых и неохлаждаемых ИК систем приобретает особую актуальность, по крайней мере - для диагностики таких сосудистых патологий, для которых не требуется очень высокой чувствительности ИК систем.

Для решения этой задачи были проведены исследования с синхронным использованием ИК систем диапазонов 3-5 мкм и 8-12 мкм. Результаты термографических обследований пациентов, страдающих варикозным расширением вен и облитерирующим атеросклерозом, полученные с помощью ИК систем диапазонов 3-5 и 8-12 мкм, приведены на рис.15.

с) 3-5 мкм

с1) 8-12 мкм

а) 3-5 мкм

Ь) 8-12 мкм

Рис.15. Сравнительные термограммы и температурные профили пациентов, зарегистрированные с помощью ИК камер диапазонов 3-5 и 8-12 мкм. Варикозное расширение вен в области левой ноги (а, Ь) и облитерирующий атеросклероз (с, с1).

Термограммы (а, Ь) зарегистрированы у пациентки в возрасте 25 лет, и являются примером распознавания заболевания на ранней стадии, на которой нет видимых проявлений на поверхности нижних конечностей.

Приведенные результаты показывают, что неохлаждаемые ИК системы могут с успехом применяться для диагностики сосудистых заболеваний.

Оценка диагностических возможностей матричных ИК систем.

Облитерирующий атеросклероз сосудов нижних конечностей характеризуется резким снижением температуры в области от нижней трети голени до пальцев стопы. При температурной шкале 30-38°С на термограммах не просматривается область нижних конечностей от нижней трети голени до пальцев стопы (рис.16,а), а гистограммы температурных распределений расширяются в сторону низких значений температур.

а б

Рис.16. ИК термограмма пациента, страдающего облитерирующим атеросклерозом сосудов нижних конечностей в стадии П-Б, и гистограммы температурных распределений в зависимости от степени поражения сосудов (а), и эффект нагрузочной пробы (б).

Степень поражения сосудов оценивается по двум диагностическим критериям: перепаду температур от области голени до пальцев стопы и гистограмме температурных распределений по области голень-стопа.

Применение процедуры нагрузочной пробы в ходе термографических обследований является весьма информативным методом дифференциальной диагностики эффективности кровоснабжения различных участков нижних конечностей, а также - контроля эффективности лечения заболеваний, обусловленных сосудистой недостаточностью. На рис. 16,6 приведены термограммы области ног пациента, страдающего облитерирующим атеросклерозом сосудов нижних конечностей до и после нагрузочной пробы.

Учитывая, что возможность ходьбы лежит в основе классификации хронической артериальной недостаточности нижних конечностей по тяжести заболевания, количественные термографические исследования эффекта нагрузочной пробы представляют особый интерес, поскольку результаты термографических обследований могут быть напрямую связаны со стадиями хронической артериальной недостаточности.

В норме нагрузочная проба не приводит к видимым различиям в температурных распределениях до и после нагрузки, за исключением сравнительно небольших повышений температур (0,1-0,3 °С) в области мышц, непосредственно вовлеченных в нагрузочные упражнения. При сосудистой недостаточности наблюдается эффект снижения температур в

области ног наряду с резким увеличением температурного контраста в области сосудов (рис. 16,6).

Ранняя диагностика варикозного расширения вен является весьма актуальной проблемой, поскольку во многих случаях заболевание развивается без видимых проявлений, и большинство женщин, страдающих этим заболеванием сосудов, имеют запущенные формы заболевания. Профилактические обследования с применением техники матричной ИК термографии позволяют распознать эту патологию на очень ранних стадиях развития, а результаты сравнительных повторных термографических обследований делают возможной корректировку процесса лечения.

На рис.17 представлены результаты термографических обследований пациентки, страдающей варикозным расширением вен в бедренной области левой ноги и пациента, страдающего варикозным расширением вен в области голени левой и правой ноги.

В1

а

Рис. 17. Термограммы и температурные гистограммы для разных участков нижних конечностей пациентов, страдающих варикозным расширением вен в бедренной области левой ноги (а), и в области голени левой и правой ноги (б).

Гистограммы температурных распределений в областях пораженных сосудов расширены в сторону больших значений температур на 3-4°С, при этом гистограммы пораженных участков сосудов существенно отличаются от гистограмм здоровых участков.

Накопленный в ходе клинической апробации опыт применения матричных ИК систем для диагностики сосудистых патологий и полученные при выполнении данной работы результаты, демонстрирующие соответствие ИК изображений анатомической структуре пораженных сосудов и других патологических образований, наряду с возможностью оценки глубины их расположения от поверхности кожи, свидетельствует о перспективности использования современных матричных ИК систем для ранней диагностики как сосудистых, так и онкологических заболеваний при профилактических обследованиях.

Выводы:

1. Разработана методика измерения абсолютных значений температур биообъектов с помощью матричных ИК систем, в том числе - с помощью неохлаждаемых микроболометрических ИК камер на диапазон 8-12 мкм.

2. Впервые показано, что на открытых поверхностях жидких сред при комнатной температуре могут формироваться неоднородные по пространственному распределению температур диссипативные структуры. Температурную анизотропию поверхности жидких сред необходимо учитывать при проведении биологических экспериментов.

3. Впервые обнаружен эффект структурирования поверхностного слоя водно-спиртовых растворов. Поверхностный слой таких растворов становится анизотропным по температуре, концентрации компонент и по направлению конвективных потоков.

4. Продемонстрирована возможность термографической визуализации процесса распространения диффузионного фронта в оптически прозрачных жидкостях.

5. Впервые обнаружено, что при облучении биологических объектов в ближней зоне рупорных антенн могут формироваться локальные максимумы, в которых перегрев может на порядок и более превышать усредненные по раскрыву рупора значения.

6. Впервые обнаружена возможность возникновения температурных колебаний в жидких средах при их облучении немодулированными электромагнитными излучениями миллиметрового диапазона длин волн.

7. Впервые показано, что температура в области глаз может использоваться в качестве дистанционного диагностического критерия для определения температуры человека и для расчета абсолютных значений температур с учетом излучательной способности кожи человека при проведении термографических обследований

8. Определены корреляционные соотношения между анатомической структурой подкожных тепловых источников и пространственным распределением поверхностных температур.

9. Разработаны научные основы применения матричных ИК систем высокого разрешения для диагностики и контроля эффективности лечения сосудистых, воспалительных и онкологических заболеваний.

Ю.Проведен сравнительный анализ измерительных и диагностических возможностей ИК систем диапазонов 3-5 и 8-12 мкм и показано, что неохлаждаемые матричные ИК системы диапазона 8-12 мкм могут применяться для диагностики сосудистых заболеваний.

Список работ, опубликованных по теме диссертации Статьи:

1. О.В.Бецкий, И.Ю.Петров, В.В.Тяжелов, Е.П.Хижняк. Ю.Г.Яременко. Распределение электромагнитных полей миллиметрового диапазона в модельных и биологических тканях при облучении в ближней зоне антенн-излучателей //ДАН, 1989,309(1), стр. 230-233.

2. E.P.Khizhnvak and M.C.Ziskin. Heating Patterns in Biological Tissue Phantoms Caused by Millimeter Wave Electromagnetic Irradiation. // IEEE Transaction on Biomedical Engineering, 1994, vol. 41, No. 9, pp.865-873.

3. E.P.Khizhnvak and M.C.Ziskin. Temperature Oscillation in Liquid Media Caused by Continuous (Nonmodulated) Millimeter Wavelength Electromagnetic Irradiation. Bioelectromagnetics, 1996, 17, pp. 223-229.

4. E.P.Khizhnvak and M.C.Ziskin. Infrared Thermography in Experimental Dosimetry of Radio Frequency and Millimeter Wavelength Radiation Exposure. Radio Frequency Radiation Dosimetry, Kluwer Academic Publishers, 2000, pp. 199-205.

5. Иваницкий Г.Р., Деев А.А., Маевский Е.И., Хижняк Е.П., Хижняк JI.H. Возможности термографии в современной медицине: исследование пространственного изменения температуры кожи человека при введении перфторана. // ДАН, 2003, том 393, №3, стр. 419-423.

6. Иваницкий Г.Р., Хижняк Л.Н., Деев А.А., Крестьева И.Б., Хижняк Е.П. Особенности температурных распределений в области глаз. // ДАН, 2004, том 398, № 5, стр. 709-714.

7. Иваницкий Г.Р., Деев А.А., Маевский Е.И., Прокопенко Н.С., Романов А.И., Хижняк Е.П., Хижняк JI.H. Исследование микроциркуляции крови с помощью современных методов термографии при введении перфторана. // В сб: «Перфторуглеродные соединения в медицине и биологии» (под ред. Г.Р.Иваницкого, Е.Б.Жибурта, Е.И.Маевского). Пущино, 2004, с. 10-17.

8. Иваницкий Г.Р., Деев А.А., Хижняк Е.П. Структуры на поверхности воды, наблюдаемые с помощью инфракрасной техники. // Успехи физических наук, 2005, том 175, №11, стр. 1207-1216.

9. Иваницкий Г.Р., Деев А.А., Крестьева И.Б., Хижняк Е.П., Хижняк Л.И. Влияет ли ритм дыхания на температурный портрет лица человека? // ДАН, 2006, том 406, №6, стр. 840-844.

10.Иваницкий Г.Р., Деев А.А., Хижняк Е.П.. Хижняк Л.Н. Тепловидение в медицине: сравнительная оценка инфракрасных систем диапазонов длин волн 3-5 и 8-12 мкм для диагностических целей // ДАН, 2006, том 407, №2, стр. 258-262.

11 .Zheng J-M., Chin W-C., Khiiniak E.P.. Khijniak E. Jr. and Pollack G. H. Surfaces and interfacial water: evidence that hydrophilic surfaces have longrange impact. // Advances in Colloid and Interface Science, 2006, v. 127, №1, pp. 19-27.

12.Мороз В.В., Маевский Е.П, Иваницкий Г.Р., Кармен Н.Б., Богданов Л.А., Лежнева И.Э., Хижняк Е.П.. Хижняк Л.Н., Петрова И.Н., Орлов А.А., Суворова Н.В. Эмульсия перфторорганических соединений как средство для лечения нарушений регионального кровотока. // Общая реаниматология, 2007, том.З, №3/1, стр. 49-53.

13.Иваницкий Г.Р., Деев А.А., Хижняк Е.П.. Хижняк Л.Н. Анализ теплового рельефа на теле человека. // Технологии живых систем. 2007, том 4, №5-6, стр. 43-50.

Иваницкий Г.Р. Деев А.А., Хижняк Е.П. Биологическое значение тепловых узоров на поверхности воды. // Сборник «Проблемы регуляции в биологических системах. Биофизические аспекты» (под ред. А.Б.Рубина) ISBN 978-5-93972-567-5, M: РХД, 2007, с.292-328.

15.«Теория и практика восстановительной медицины» (Коллективная монография). Специальные разделы восстановительной медицины Том VII, под ред. А .А. Хадарцева, 2007, ООО РИФ «ИНФРА», Тула-Москва, 224 стр., ISBN 978-5-93869-100-1 (т.7), ISBN 5-88422-341-2. Иваницкий Г.Р., Деев А.А., Хижняк ЕП.. Хижняк Л.Н. Современное матричное тепловидение в биомедицине. // Альманах клинической медицины. М: МОНИКИ, 2008, том XVII, часть II, стр. 58-62.

17.Иваницкий Г.Р., Деев А.А., Пашовкин Т.Н., Хижняк Е.П., Хижняк Л.Н., Цыганов М.А. Особенности теплового проявления подкожных источников нагрева на поверхности тела человека. // ДАН, 2008, том 420, №4, стр. 551-555.

Тезисы докладов:

18.Е.Р. Khizhrtyak. Thermographie mapping of microwave absorption in biological tissues and models. Proc. Of International Congress "Microwave in Medicine-91", 1991, pp. 204-205.

19.Иваницкий Г.Р., Деев A.A., Маевский Е.И., Хижняк Е.П.. Пашовкин Т.Н., Хижняк Л.Н. Возможности термографии в современной медицине: Исследование пространственного изменения температуры кожи человека при сосудистых патологиях // Материалы конференции «Фундаментальные науки - медицине», РАН, Москва, 2003, стр. 66-67.

Ю.Иваницкий Г.Р., Хижняк Л.Н., Маевский Е.И., Деев А.А., Хижняк Е.П. Тепловидение и механизмы улучшения микроциркуляции крови с помощью перфторана // XIII Международная конференция "Перфторуглероды в биологии и медицине", Пущино, 2003.

21 .Иваницкий Г.Р., Хижняк Л.Н., Деев А.А., Крестьева И.Б., Хижняк Е.П.. Романов А. И., Прокопенко Н.С. Новое в прецизионной биомедицинской термографии (что демонстрируют изображения поверхности тела в инфракрасном диапазоне при высоком пространственно-временном разрешении) // Материалы V Международной конференции по реабилитологии, 2004, Центр реабилитации Управления делами Президента РФ.

22.Иваницкий Г.Р., Хижняк Л.Н., Деев А.А., Крестьева И.Б., Хижняк ЕЛ. Разработка методов неинвазивной диагностики функционального состояния сосудов и микрокапилляров с применением принципиально новых матричных инфракрастных термовизионных систем высокого разрешения // Материалы конференции «Фундаментальные науки -медицине», РАН, Москва, 2004, Фирма Слово, стр.66-67.

23.Иваницкий Г.Р., Хижняк ЕЛ.. Деев А.А., Хижняк JI.H. Разработка новых методов тестирования и оценка функционального состояния сосудов с применением современных матричных инфракрасных термовизионных систем высокого разрешения // Материалы конференции «Фундаментальные науки - медицине», РАН, Москва,

2005, Фирма Слово, стр. 100-102.

2А.Иваницкий Г.Р., Хижняк Е.П., Деев А.А., Хижняк JI.H., Романов А.И. Разработка методов дифференциальной диагностики сосудистых заболеваний с применением современных матричных инфракрасных систем. // Материалы VI Международной конференции по реабилитологии, Центр реабилитации Управления делами Президента РФ, Кубинка, Московской области, 2006.

25.Иваницкий Г.Р., Хижняк ЕЛ.. Деев А.А., Хижняк JI.H. Современное матричное тепловидение в биофизике и биомедицине. // Конференция «Тепловидение - информационная наукоемкая технология XXI века», Реутов, Московской области, 2006.

26.Иваницкий Г.Р., Хижняк Е.П.. Деев А.А., Хижняк Л.Н. Разработка методов дифференциальной диагностики сосудистых и респираторных заболеваний с применением современных матричных инфракрасных систем и алгоритмов формирования термографических баз данных. // Материалы конференции «Фундаментальные науки - медицине», РАН, Москва: Фирма «Слово», 2006, С.70-71.

27.Khizhnyak Е.Е., Khizhnvak ЕР. Investigation of heat production in muscle areas using technique of real-time infrared thermography // Abstr. Intern. Symp. "Biological motility: basic research and practice", Pushchino, Russia,

2006, p. 152.

28.Khizhnvak E.P. Self-structurization processes in superficial layers of water studied using method of high resolution infrared thermography. // Second Annual Internationa] Conference on "The Physics, Chemistry and Biology of Water", October 18-21, 2007, West Dover, Vermont (Mt. Snow Resort), USA.

29.Иваницкий Г.Р., Деев A.A., Крестьева И.Б.. Хижняк Е.П., Хижняк Л.Н. Разработка методов определения стадий облитерирующего атеросклероза сосудов и ранней диагностики варикозной болезни с применением современных матричных инфракрасных систем. // Материалы конференции «Фундаментальные науки - медицине», РАН, Москва, 2007, стр. 69-70.

Подписано в печать 17.12.2008 г.

Печать трафаретная

Заказ №1397 Тираж: 120 экз.

Типография «11-й ФОРМАТ» ИНН 772633ГО00 115230, Москва, Варшавское ш., 36 (499) 788-78-56 vvww autoreferat.ru

Содержание диссертации, кандидата физико-математических наук, Хижняк, Евгений Павлович

ВВЕДЕНИЕ.

ГЛАВА 1. Обзор литературы.

1.1 Исследовательские и диагностические возможности метода инфракрасной термографии.

1.2 Утрированные недостатки и реальные достоинства.

1.3 Физические и физиологические основы тепловидения.

1.4 Медицинское применение метода ИК термографии.

ГЛАВА 2. ОБЪЕКТ И МЕТОДЫ ИССЛЕДОВАНИЙ.

2.1 Состояние проблемы.

2.2 Физические условия возникновения конвекции.

2.3 Роль температурных градиентов и конвективных процессов в формировании биологических эффектов ЭМИ.

2.4 Методика измерений с помощью матричных ИК систем.

2.5 Калибровка ИК систем.

ГЛАВА 3. РЕЗУЛЬТАТЫ И ОБСУЖДЕНИЕ.

3.1 Термоструктуры в открытых поверхностных слоях жидких сред.

3.2 Особенности разогрева моделей биологических тканей при действии электромагнитных излучений миллиметрового диапазона длин волн.

3.2 Конвективные процессы в жидких средах при действии электромагнитных излучений миллиметрового диапазона.

3.3 Количественный анализ термоструктуры тела человека.

3.3.1 Термографические параметры в норме.

3.3.2 Корреляционные соотношения между анатомической структурой сосудов и пространственным распределением поверхностных температур.

3.3.3 Сравнение возможностей ИК систем диапазонов 3-5 и 8-12 мкм.

3.3.4 Клиническая апробация диагностических возможностей матричных ИК систем.

Выводы.

Введение Диссертация по биологии, на тему "Анализ термоструктур биологических систем методом матричной инфракрасной термографии"