Фотоакустическая визуализация

Фотоакустическая визуализация
Схематическое изображение фотоакустического изображения
[ редактировать в Викиданных ]

Фотоакустическая визуализация или оптоакустическая визуализация - это метод биомедицинской визуализации, основанный на фотоакустическом эффекте . Неионизирующие лазерные импульсы доставляются в биологические ткани, и часть энергии поглощается и преобразуется в тепло, что приводит к кратковременному термоупругому расширению и, следовательно, к широкополосному (например, МГц) ультразвуковому излучению. Генерируемые ультразвуковые волны обнаруживаются ультразвуковыми преобразователями и затем анализируются для получения изображений. Известно, что оптическое поглощение тесно связано с физиологическими свойствами, такими как концентрация гемоглобина и насыщение кислородом . ^[1]В результате величина ультразвукового излучения (то есть фотоакустического сигнала), которая пропорциональна локальному выделению энергии, выявляет физиологически специфический контраст оптического поглощения. Затем могут быть сформированы двухмерные или трехмерные изображения целевых областей. ^[2]

Биомедицинская визуализация [ править ]

Рис. 2. Спектры поглощения оксигемоглобина и дезоксигемоглобина.

Оптическое поглощение в биологических тканях может быть связано с эндогенными молекулами, такими как гемоглобин или меланин , или экзогенно доставленными контрастными веществами. В качестве примера на рис. 2 показаны спектры оптического поглощения оксигенированного гемоглобина (HbO ₂ ) и деоксигенированного гемоглобина (Hb) в видимой и ближней инфракрасной областях . ^[3] Поскольку кровь обычно имеет на порядок более высокое поглощение, чем окружающие ткани, существует достаточный эндогенный контраст для фотоакустической визуализации для визуализации кровеносных сосудов. Недавние исследования показали, что фотоакустическая визуализация может использоваться in vivo для мониторинга ангиогенеза опухоли ,картирование оксигенации крови , функциональная томография головного мозга, обнаружение меланомы кожи , измерение метгемоглобина и т. д. ^[2]

Были разработаны два типа фотоакустических систем визуализации: фотоакустическая / термоакустическая компьютерная томография (также известная как фотоакустическая / термоакустическая томография, т.е. PAT / TAT) и фотоакустическая микроскопия (PAM). Типичная система PAT использует несфокусированный ультразвуковой детектор для регистрации фотоакустических сигналов, а изображение восстанавливается путем обратного решения фотоакустических уравнений. Система PAM, с другой стороны, использует сферически сфокусированный ультразвуковой детектор с двухмерным сканированием по точкам и не требует алгоритма реконструкции.

Фотоакустическая компьютерная томография [ править ]

Общее уравнение [ править ]

С учетом функции нагрева генерация и распространение давления фотоакустической волны в акустически однородной невязкой среде определяется следующим образом:${\displaystyle H({\vec {r}},t)}$${\displaystyle p({\vec {r}},t)}$

${\displaystyle \nabla ^{2}p({\vec {r}},t)-{\frac {1}{v_{s}^{2}}}{\frac {\partial ^{2}}{\partial {t^{2}}}}p({\vec {r}},t)=-{\frac {\beta }{C_{p}}}{\frac {\partial }{\partial t}}H({\vec {r}},t)\qquad \qquad \quad \quad (1),}$

где - скорость звука в среде, - коэффициент теплового расширения, - удельная теплоемкость при постоянном давлении. Уравнение (1) выполняется при тепловом ограничении, чтобы обеспечить пренебрежимо малую теплопроводность во время возбуждения лазерного импульса. Тепловое ограничение возникает, когда ширина лазерного импульса намного короче времени тепловой релаксации. ^[4]${\displaystyle v_{s}}$${\displaystyle \beta }$${\displaystyle C_{p}}$

Прямое решение уравнения. (1) дается формулой

${\displaystyle \left.p({\vec {r}},t)={\frac {\beta }{4\pi C_{p}}}\int {\frac {d{\vec {r'}}}{|{\vec {r}}-{\vec {r'}}|}}{\frac {\partial H({\vec {r'}},t')}{\partial t'}}\right|_{t'=t-|{\vec {r}}-{\vec {r'}}|/v_{s}}\qquad \quad \,\,\,\,(2).}$

В ограничении напряжения, которое происходит, когда ширина лазерного импульса намного короче, чем время релаксации напряжения, ^[4] уравнение. (2) можно далее получить как

${\displaystyle p({\vec {r}},t)={\frac {1}{4\pi v_{s}^{2}}}{\frac {\partial }{\partial t}}\left[{\frac {1}{v_{s}t}}\int d{\vec {r'}}p_{0}({\vec {r'}})\delta \left(t-{\frac {|{\vec {r}}-{\vec {r'}}|}{v_{s}}}\right)\right]\qquad \,(3),}$

где - начальное фотоакустическое давление.${\displaystyle p_{0}}$

Универсальный алгоритм реконструкции [ править ]

В системе PAT акустическое давление обнаруживается путем сканирования ультразвуковым преобразователем поверхности, окружающей фотоакустический источник. Чтобы восстановить распределение внутреннего источника, нам нужно решить обратную задачу уравнения (3) (т.е. получить ). Репрезентативный метод, применяемый для реконструкции PAT, известен как универсальный алгоритм обратного проецирования. ^[5] Этот метод подходит для трех геометрий изображения: плоских, сферических и цилиндрических поверхностей.${\displaystyle p_{0}}$

Универсальная формула обратной проекции:

${\displaystyle \left.p_{0}({\vec {r}})=\int _{\Omega _{0}}{\frac {d\Omega _{0}}{\Omega _{0}}}\left[2p({\vec {r_{0}}},v_{s}t)-2v_{s}t{\frac {\partial p({\vec {r_{0}}},v_{s}t)}{\partial (v_{s}t)}}\right]\right|_{t=|{\vec {r}}-{\vec {r_{0}}}|/v_{s}},\qquad \quad (4),}$

где - телесный угол, охватываемый всей поверхностью по отношению к внутренней точке реконструкции , и${\displaystyle \Omega _{0}}$${\displaystyle S_{0}}$${\displaystyle {\vec {r}}}$${\displaystyle S_{0}}$

${\displaystyle d\Omega _{0}={\frac {dS_{0}}{|{\vec {r}}-{\vec {r_{0}}}|^{2}}}{\frac {{\hat {n}}_{0}^{s}.({\vec {r}}-{\vec {r_{0}}})}{|{\vec {r}}-{\vec {r_{0}}}|}}.}$

Простая система [ править ]

Простая система PAT / TAT / OAT показана в левой части рис. 3. ^{[ где? ]} Лазерный луч расширяется и рассеивается, чтобы покрыть всю интересующую область. Фотоакустические волны генерируются пропорционально распределению оптического поглощения в мишени и обнаруживаются одним сканируемым ультразвуковым преобразователем. Система TAT / OAT такая же, как PAT, за исключением того, что в ней используется источник микроволнового возбуждения вместо лазера. Хотя в этих двух системах использовались одноэлементные преобразователи, схема обнаружения может быть расширена за счет использования ультразвуковых решеток.

Биомедицинские приложения [ править ]

Внутренний контраст оптического или микроволнового поглощения и ограниченное дифракцией высокое пространственное разрешение ультразвука делают PAT и TAT многообещающими методами визуализации для широких биомедицинских приложений:

Обнаружение поражения головного мозга [ править ]

Мягкие ткани с различными оптическими абсорбционными свойствами в головном мозге можно четко идентифицировать с помощью PAT. ^[6]

Мониторинг гемодинамики [ править ]

Поскольку HbO ₂ и Hb являются доминирующими поглощающими соединениями в биологических тканях в видимом спектральном диапазоне, для определения относительной концентрации этих двух хромофоров можно использовать фотоакустические измерения с несколькими длинами волн . ^{[6] [7]} Таким образом, можно определить относительную общую концентрацию гемоглобина (HbT) и сатурацию гемоглобина кислородом (sO ₂ ). Следовательно, церебральные гемодинамические изменения, связанные с функцией мозга, могут быть успешно обнаружены с помощью PAT.

Диагностика рака груди [ править ]

Используя для возбуждения микроволны с низким уровнем рассеяния, ТАТ способна проникать в толстые (несколько сантиметров) биологические ткани с пространственным разрешением менее миллиметра. ^[8] Поскольку раковые и нормальные ткани имеют примерно одинаковые ответы на радиочастотное излучение, ТАТ имеет ограниченный потенциал в ранней диагностике рака груди.

Фотоакустическая микроскопия [ править ]

Глубина визуализации фотоакустической микроскопии в основном ограничена затуханием ультразвука. Пространственное (то есть осевое и поперечное) разрешение зависит от используемого ультразвукового преобразователя. Для получения высокого осевого разрешения выбирается ультразвуковой преобразователь с высокой центральной частотой и более широкой полосой пропускания. Боковое разрешение определяется фокусным диаметром преобразователя. Например, ультразвуковой преобразователь с частотой 50 МГц обеспечивает разрешение 15 микрометров по оси и 45 микрометров по горизонтали с глубиной визуализации ~ 3 мм.

Фотоакустическая микроскопия имеет множество важных применений в функциональной визуализации: она может обнаруживать изменения оксигенированного / деоксигенированного гемоглобина в мелких сосудах. ^{[9] [10]}

Другие приложения [ править ]

Фотоакустическая визуализация была введена недавно в контексте диагностики произведений искусства с упором на выявление скрытых особенностей, таких как рисунки или оригинальные линии эскиза на картинах . Фотоакустические изображения, собранные с миниатюрных картин, написанных маслом на холсте , освещенных импульсным лазером с обратной стороны, ясно показали наличие линий карандашного наброска, покрытых несколькими слоями краски. ^[11]

Достижения в области фотоакустической визуализации [ править ]

В последнее время в фотоакустической визуализации были достигнуты успехи благодаря интеграции принципов глубокого обучения и сжатого зондирования. Дополнительные сведения о приложениях глубокого обучения в фотоакустической визуализации см. В разделе Глубокое обучение в фотоакустической визуализации .

См. Также [ править ]

• Мультиспектральная оптоакустическая томография
• Фотоакустическая микроскопия
• Глубокое обучение в фотоакустической визуализации
• Фотоакустический эффект

Ссылки [ править ]

Внешние ссылки [ править ]

• Последние достижения в применении акустических, акустооптических и фотоакустических методов в биологии и медицине.