Фотоакустическая визуализация
Визуализация с использованием фотоакустического эффекта
Медицинское вмешательство
Фотоакустическая визуализация
Схематическое изображение фотоакустического изображения
[править на Wikidata]

Фотоакустическая визуализация или оптоакустическая визуализация — это биомедицинский метод 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, таким образом, широкополосному (т. е. МГц) ультразвуковому излучению. Сгенерированные ультразвуковые волны обнаруживаются ультразвуковыми преобразователями , а 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 ультразвуковой эмиссии (т. е. фотоакустического сигнала), которая пропорциональна локальному энерговложению, выявляет физиологически специфичный оптический контраст поглощения. Затем можно формировать 2D- или 3D-изображения целевых областей. [2]

Биомедицинская визуализация

Рис. 2. Спектры поглощения окси- и дезоксигемоглобина.

Оптическое поглощение в биологических тканях может быть обусловлено эндогенными молекулами, такими как гемоглобин или меланин , или экзогенно доставляемыми контрастными веществами . В качестве примера на рис. 2 показаны спектры оптического поглощения оксигенированного гемоглобина (HbO 2 ) и дезоксигенированного гемоглобина (Hb) в видимой и ближней инфракрасной области. [3] Поскольку кровь обычно имеет на порядки более высокое поглощение, чем окружающие ткани, для фотоакустической визуализации, позволяющей визуализировать кровеносные сосуды, имеется достаточный эндогенный контраст. Недавние исследования показали, что фотоакустическая визуализация может использоваться in vivo для мониторинга ангиогенеза опухолей , картирования оксигенации крови , функциональной визуализации мозга, обнаружения меланомы кожи, измерения метгемоглобина и т. д. [2]

ΔfПервичный контрастΔzδzδxСкорость
ГцмммкммкмМвкс/с
Фотоакустическая микроскопия50 МОптическое поглощение315450,5
Фотоакустическая томография5 МОптическое поглощение507007000,5
Конфокальная микроскопияФлуоресценция, рассеяние0.23-200,3-310-100
Двухфотонная микроскопияФлуоресценция0,5-1,01-100,3-310-100
Оптическая когерентная томография300 тОптическое рассеяние1-20,5-101-1020-4.000
Сканирующая лазерная акустическая микроскопия300 МУльтразвуковое рассеяние1-2202010
Акустическая микроскопия50 МУльтразвуковое рассеяние2020-10080-1600.1
Ультрасонография5 МУльтразвуковое рассеяние603003001
Таблица 1. Сравнение механизмов контрастирования, глубины проникновения (Δz), аксиального разрешения (δz), латерального разрешения (δx=δy) и скорости визуализации конфокальной микроскопии, двухфотонной микроскопии, оптической когерентной томографии (300 ТГц), ультразвуковой микроскопии (50 МГц), ультразвуковой визуализации (5 МГц), фотоакустической микроскопии (50 МГц) и фотоакустической томографии (3,5 МГц). Скорости в мегавокселях в секунду непараллельных методов.

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 получения фотоакустических сигналов, а изображение реконструируется путем обратного решения фотоакустических уравнений. С другой стороны, система PAM использует сферически сфокусированный ультразвуковой детектор с двухмерным сканированием по точкам и не требует алгоритма реконструкции.

Фотоакустическая компьютерная томография

Общее уравнение

Учитывая функцию нагрева , генерация и распространение давления фотоакустической волны в акустически однородной невязкой среде регулируется уравнением ЧАС ( г → , т ) {\displaystyle H({\vec {r}},t)} п ( г → , т ) {\displaystyle p({\vec {r}},t)}

∇ 2 п ( г → , т ) − 1 в с 2 ∂ 2 ∂ т 2 п ( г → , т ) = − β С п ∂ ∂ т ЧАС ( г → , т ) ( 1 ) , {\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 гарантировать, что теплопроводность пренебрежимо мала во время возбуждения лазерного импульса. Тепловое ограничение происходит, когда ширина лазерного импульса намного короче времени тепловой релаксации. [4] в с {\displaystyle v_{s}} β {\displaystyle \бета} С п {\displaystyle C_{p}}

Прямое решение уравнения (1) имеет вид

п ( г → , т ) = β 4 π С п ∫ г г ′ → | г → − г ′ → | ∂ ЧАС ( г ′ → , т ′ ) ∂ т ′ | т ′ = т − | г → − г ′ → | / в с ( 2 ) . {\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).}

При ограничении напряжения, которое происходит, когда ширина лазерного импульса намного короче времени релаксации напряжения, [4] уравнение (2) можно далее вывести как

п ( г → , т ) = 1 4 π в с 2 ∂ ∂ т [ 1 в с т ∫ г г ′ → п 0 ( г ′ → ) δ ( т − | г → − г ′ → | в с ) ] ( 3 ) , {\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. п 0 {\displaystyle p_{0}}

Универсальный алгоритм реконструкции

В системе PAT акустическое давление определяется путем сканирования ультразвуковым преобразователем поверхности, которая охватывает фотоакустический источник. Для реконструкции внутреннего распределения источника нам необходимо решить обратную задачу уравнения (3) (т. е. получить ). Представительный метод, применяемый для реконструкции PAT, известен как универсальный алгоритм обратной проекции. [5] Этот метод подходит для трех геометрий изображений: плоских, сферических и цилиндрических поверхностей. п 0 {\displaystyle p_{0}}

Универсальная формула обратной проекции:

п 0 ( г → ) = ∫ Ω 0 г Ω 0 Ω 0 [ 2 п ( г 0 → , в с т ) − 2 в с т ∂ п ( г 0 → , в с т ) ∂ ( в с т ) ] | т = | г → − г 0 → | / в с , ( 4 ) , {\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, образуемый всей поверхностью относительно точки реконструкции внутри , и Ω 0 {\displaystyle \Омега _{0}} С 0 {\displaystyle S_{0}} г → {\displaystyle {\vec {r}}} С 0 {\displaystyle S_{0}}

г Ω 0 = г С 0 | г → − г 0 → | 2 н ^ 0 с . ( г → − г 0 → ) | г → − г 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}}-{\ век {r_{0}}}|}}.}

Простая система

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 сканирующим ультразвуковым преобразователем. Система TAT/OAT такая же, как PAT, за исключением того, что она использует источник микроволнового возбуждения вместо лазера. Хотя в этих двух системах использовались одноэлементные преобразователи, схему обнаружения можно расширить, чтобы использовать также ультразвуковые массивы.

Биомедицинские приложения

Собственный оптический или микроволновый контраст поглощения и ограниченное дифракцией высокое пространственное разрешение ультразвука делают ПАТ и ТАТ перспективными методами визуализации для широкого спектра биомедицинских приложений:

Обнаружение поражений головного мозга

Мягкие ткани с различными свойствами оптического поглощения в мозге можно четко идентифицировать с помощью ПАТ. [6]

Мониторинг гемодинамики

Поскольку HbO 2 и Hb являются доминирующими поглощающими соединениями в биологических тканях в видимом спектральном диапазоне, для выявления относительной концентрации этих двух хромофоров можно использовать многоволновые фотоакустические измерения . [6] [7] Таким образом, можно вывести относительную общую концентрацию гемоглобина (HbT) и насыщение гемоглобина кислородом (sO 2 ). Следовательно, изменения церебральной гемодинамики, связанные с функцией мозга, можно успешно обнаружить с помощью ПАТ.

Диагностика рака груди

Используя для возбуждения слаборассеянные микроволны, ТАТ способна проникать в толстые (несколько см) биологические ткани с пространственным разрешением менее мм. [8] Поскольку раковые и нормальные ткани примерно одинаково реагируют на радиочастотное излучение, ТАТ имеет ограниченный потенциал в ранней диагностике рака молочной железы.

Фотоакустическая микроскопия

Глубина визуализации фотоакустической микроскопии в основном ограничена затуханием ультразвука. Пространственное (т. е. аксиальное и латеральное) разрешение зависит от используемого ультразвукового преобразователя. Для получения высокого аксиального разрешения выбирается ультразвуковой преобразователь с высокой центральной частотой и более широкой полосой пропускания. Латеральное разрешение определяется фокусным диаметром преобразователя. Например, ультразвуковой преобразователь с частотой 50 МГц обеспечивает 15 микрометров аксиального и 45 микрометров латерального разрешения с глубиной изображения ~3 мм.

Фотоакустическая микроскопия имеет множество важных применений в функциональной визуализации: она может обнаруживать изменения в оксигенированном/дезоксигенированном гемоглобине в мелких сосудах. [9] [10]

Другие приложения

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

Достижения в области фотоакустической визуализации

Фотоакустическая визуализация в последнее время достигла успехов благодаря интеграции принципов глубокого обучения и сжатого зондирования. Для получения дополнительной информации о приложениях глубокого обучения в фотоакустической визуализации см. Глубокое обучение в фотоакустической визуализации .

Смотрите также

Ссылки

  1. ^ А. Гринвальд и др. (1986). «Функциональная архитектура коры, выявленная с помощью оптической визуализации внутренних сигналов». Nature . 324 (6095): 361– 364. Bibcode :1986Natur.324..361G. doi :10.1038/324361a0. PMID  3785405. S2CID  4328958.
  2. ^ ab M. Xu; LH Wang (2006). "Фотоакустическая визуализация в биомедицине" (PDF) . Review of Scientific Instruments . 77 (4): 041101–041101–22. Bibcode : 2006RScI...77d1101X. doi : 10.1063/1.2195024.
  3. ^ Спектры оптических свойств
  4. ^ ab LH Wang; HI Wu (2007). Биомедицинская оптика . Wiley. ISBN 978-0-471-74304-0.
  5. ^ M. Xu; et al. (2005). "Универсальный алгоритм обратной проекции для фотоакустической компьютерной томографии" (PDF) . Physical Review E . 71 (1): 016706. Bibcode :2005PhRvE..71a6706X. doi :10.1103/PhysRevE.71.016706. hdl : 1969.1/180492 . PMID  15697763.
  6. ^ ab X. Wang; et al. (2003). "Неинвазивная лазерно-индуцированная фотоакустическая томография для структурной и функциональной визуализации мозга in vivo" (PDF) . Nature Biotechnology . 21 (7): 803– 806. doi :10.1038/nbt839. PMID  12808463. S2CID  2961096.
  7. ^ X. Wang; et al. (2006). "Неинвазивная визуализация концентрации гемоглобина и оксигенации в мозге крысы с использованием фотоакустической томографии высокого разрешения" (PDF) . Журнал биомедицинской оптики . 11 (2): 024015. Bibcode :2006JBO....11b4015W. doi :10.1117/1.2192804. PMID  16674205. S2CID  9488754.
  8. ^ G. Ku; et al. (2005). «Термоакустическая и фотоакустическая томография толстых биологических тканей в направлении визуализации молочной железы». Технологии в исследованиях и лечении рака . 4 (5): 559– 566. doi : 10.1177/153303460500400509. hdl : 1969.1/181686 . PMID  16173826. S2CID  15782118.
  9. ^ Яо, Цзюньцзе; Ван, Лихонг В. (2013-01-31). «Фотоакустическая микроскопия». Laser & Photonics Reviews . 7 (5): 758– 778. Bibcode : 2013LPRv....7..758Y. doi : 10.1002/lpor.201200060. ISSN  1863-8880. PMC 3887369. PMID 24416085  . 
  10. ^ Чжан, Хао Ф.; Маслов, Константин; Стойка, Джордж; Ван, Лихун В. (2006-06-25). "Функциональная фотоакустическая микроскопия для получения изображений высокого разрешения и неинвазивной визуализации in vivo" (PDF) . Nature Biotechnology . 24 (7): 848– 851. doi :10.1038/nbt1220. ISSN  1087-0156. PMID  16823374. S2CID  912509.
  11. ^ Церевелакис, Джордж Дж.; Вруваки, Илианна; Сиозос, Панайотис; Мелессанаки, Кристаллия; Хацигианнакис, Костас; Фотакис, Костас; Захаракис, Яннис (07 апреля 2017 г.). «Фотоакустическая визуализация выявляет скрытые рисунки на картинах». Научные отчеты . 7 (1): 747. Бибкод : 2017НацСР...7..747Т. дои : 10.1038/s41598-017-00873-7. ISSN  2045-2322. ПМЦ 5429688 . ПМИД  28389668. 
  • Последние достижения в применении акустических, акустооптических и фотоакустических методов в биологии и медицине
Взято с "https://en.wikipedia.org/w/index.php?title=Фотоакустическая_визуализация&oldid=1222494577"