Фотоакустическая визуализация

Фотоакустическая визуализация
Фотоакустическая визуализация
	Схематическая иллюстрация фотоакустической визуализации
	[ править 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 (т. е. 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 (т.е. фотоакустического сигнала), которая пропорциональна локальному энерговыделению, обнаруживает физиологически специфический контраст оптического поглощения. Затем можно сформировать 2D или 3D изображения целевых областей. ^[2]

Биомедицинская визуализация

Оптическое поглощение в биологических тканях может быть обусловлено 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 дезоксигенированного гемоглобина (Hb) в видимой и ближней инфракрасной области. ^[3] Поскольку кровь обычно имеет на несколько порядков более высокое поглощение, чем окружающие ткани, существует достаточный эндогенный контраст для фотоакустической визуализации, позволяющей визуализировать кровеносные сосуды. Недавние исследования показали, что фотоакустическая визуализация может использоваться in vivo для мониторинга ангиогенеза опухолей , картирования оксигенации крови , функциональной визуализации мозга, меланомы обнаружения метгемоглобина и т. д. кожи, измерения ^[2]

	Δf	Первичный контраст	Δz	δz	δx	Скорость
	Гц		мм	мкм	мкм	Мвкс/с
Фотоакустическая микроскопия	50 М	Оптическое поглощение	3	15	45	0.5
Фотоакустическая томография	5 М	Оптическое поглощение	50	700	700	0.5
Конфокальная микроскопия		Флуоресценция, рассеяние	0.2	3-20	0.3-3	10-100
Двухфотонная микроскопия		флуоресценция	0.5-1.0	1-10	0.3-3	10-100
Оптическая когерентная томография	300 Т	Оптическое рассеяние	1-2	0.5-10	1-10	20-4.000
Сканирующая лазерно-акустическая микроскопия	300 М	Ультразвуковое рассеяние	1-2	20	20	10
Акустическая микроскопия	50 М	Ультразвуковое рассеяние	20	20-100	80-160	0.1
УЗИ	5 М	Ультразвуковое рассеяние	60	300	300	1
Таблица 1. Сравнение механизмов контрастирования, глубины проникновения (Δz), осевого разрешения (δz), латерального разрешения (δx=δy) и скорости визуализации конфокальной микроскопии, двухфотонной микроскопии, оптической когерентной томографии (300 ТГц), ультразвуковой микроскопии ( 50 МГц), ультразвуковая визуализация (5 МГц), фотоакустическая микроскопия (50 МГц) и фотоакустическая томография (3,5 МГц). в мегавокселях в Скорость непараллельных техник секунду.

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

Фотоакустическая компьютерная томография

Общее уравнение

Учитывая функцию обогрева $H({\vec {r}},t)$ , генерация и распространение фотоакустического волнового давления $p({\vec {r}},t)$ в акустически однородной невязкой среде определяется уравнением

\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 $v_{s}$ - скорость звука в среде, $\beta$ - коэффициент теплового расширения, а $C_{p}$ – удельная теплоемкость при постоянном давлении. уравнение (1) выполняется при условии теплового ограничения, чтобы гарантировать, что теплопроводность незначительна во время возбуждения лазерным импульсом. Тепловое ограничение возникает, когда длительность лазерного импульса намного короче времени тепловой релаксации. ^[4]

Прямое решение уравнения. (1) определяется выражением

\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 удержании напряжения, которое происходит, когда ширина лазерного импульса намного короче времени релаксации напряжения, ^[4] уравнение (2) может быть дополнительно получено как

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 $p_{0}$ – начальное фотоакустическое давление.

Универсальный алгоритм реконструкции

В системе PAT акустическое давление обнаруживается путем сканирования ультразвуковым преобразователем поверхности, окружающей фотоакустический источник. Чтобы восстановить распределение внутренних источников, нам необходимо решить обратную задачу уравнения (3) (т.е. получить $p_{0}$ ). 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.

Универсальная формула обратной проекции:

\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 $\Omega _{0}$ телесный угол, опирающийся на всю поверхность $S_{0}$ относительно точки реконструкции ${\vec {r}}$ внутри $S_{0}$ , и

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

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

Биомедицинские приложения

Собственный оптический или микроволновый контраст поглощения и высокое пространственное разрешение ультразвука, ограниченное дифракцией, делают PAT и TAT перспективными методами визуализации для широкого биомедицинского применения:

Обнаружение поражений головного мозга

Мягкие ткани головного мозга с различными свойствами оптического поглощения можно четко идентифицировать с помощью PAT. ^[6]

Мониторинг гемодинамики

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

Диагностика рака молочной железы

Используя для возбуждения низкорассеянное микроволновое излучение, ТАТ способен проникать в толстые (несколько см) биологические ткани с пространственным разрешением менее мм. ^[8] Поскольку раковая ткань и нормальная ткань примерно одинаково реагируют на радиочастотное излучение, ТАТ имеет ограниченный потенциал в ранней диагностике рака молочной железы.

Фотоакустическая микроскопия

Глубина изображения фотоакустической микроскопии в основном ограничена затуханием ультразвука. Пространственное (т.е. осевое и латеральное) разрешение зависит от используемого ультразвукового преобразователя. Ультразвуковой преобразователь с высокой центральной частотой и более широкой полосой пропускания выбран для получения высокого осевого разрешения. Латеральное разрешение определяется фокусным диаметром преобразователя. Например, ультразвуковой преобразователь с частотой 50 МГц обеспечивает осевое разрешение 15 микрометров и латеральное разрешение 45 микрометров при глубине изображения около 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 введена недавно в контексте диагностики произведений искусства с упором на обнаружение скрытых особенностей, таких как подрисовки или оригинальные эскизные линии на картинах . Фотоакустические изображения, собранные с миниатюрных картин маслом на холсте , подсвеченных импульсным лазером с обратной стороны, отчетливо выявили наличие линий карандашного наброска, покрытых несколькими слоями краски. ^[11]

Достижения в области фотоакустической визуализации

В фотоакустической визуализации в последнее время наблюдаются успехи благодаря интеграции принципов глубокого обучения и сжатого зондирования. Дополнительную информацию о приложениях глубокого обучения в фотоакустической визуализации см. в разделе Глубокое обучение в фотоакустической визуализации .

См. также

Ссылки

^ А. Гринвальд; и др. (1986). «Функциональная архитектура коры головного мозга, выявленная с помощью оптической визуализации внутренних сигналов». Природа . 324 (6095): 361–364. Бибкод : 1986Natur.324..361G . дои : 10.1038/324361a0 . ПМИД 3785405 . S2CID 4328958 .
^ Jump up to: ^а ^б М. Сюй; Л. Х. Ван (2006). «Фотоакустическая визуализация в биомедицине» (PDF) . Обзор научных инструментов . 77 (4): 041101–041101–22. Бибкод : 2006RScI...77d1101X . дои : 10.1063/1.2195024 .
^ Спектры оптических свойств
^ Jump up to: ^а ^б Л. Х. Ван; ХИ Ву (2007). Биомедицинская оптика . Уайли. ISBN 978-0-471-74304-0 .
^ М. Сюй; и др. (2005). «Универсальный алгоритм обратной проекции для фотоакустической компьютерной томографии» (PDF) . Физический обзор E . 71 (1): 016706. Бибкод : 2005PhRvE..71a6706X . дои : 10.1103/PhysRevE.71.016706 . hdl : 1969.1/180492 . ПМИД 15697763 .
^ Jump up to: ^а ^б X. Ван; и др. (2003). «Неинвазивная лазерно-индуцированная фотоакустическая томография для структурной и функциональной визуализации головного мозга in vivo » (PDF) . Природная биотехнология . 21 (7): 803–806. дои : 10.1038/nbt839 . ПМИД 12808463 . S2CID 2961096 .
^ X. Ван; и др. (2006). «Неинвазивная визуализация концентрации гемоглобина и оксигенации в мозге крысы с использованием фотоакустической томографии высокого разрешения» (PDF) . Журнал биомедицинской оптики . 11 (2): 024015. Бибкод : 2006JBO....11b4015W . дои : 10.1117/1.2192804 . ПМИД 16674205 . S2CID 9488754 .
^ Г. Ку; и др. (2005). «Термоакустическая и фотоакустическая томография толстых биологических тканей для визуализации молочной железы». Технологии исследования и лечения рака . 4 (5): 559–566. дои : 10.1177/153303460500400509 . hdl : 1969.1/181686 . ПМИД 16173826 . S2CID 15782118 .
^ Яо, Цзюньцзе; Ван, Лихун В. (31 января 2013 г.). «Фотоакустическая микроскопия» . Обзоры лазеров и фотоники . 7 (5): 758–778. Бибкод : 2013ЛПРв....7..758Г . дои : 10.1002/lpor.201200060 . ISSN 1863-8880 . ПМЦ 3887369 . ПМИД 24416085 .
^ Чжан, Хао Ф; Маслов Константин; Стойка, Джордж; Ван, Лихун В. (25 июня 2006 г.). «Функциональная фотоакустическая микроскопия для неинвазивной визуализации in vivo с высоким разрешением» (PDF) . Природная биотехнология . 24 (7): 848–851. дои : 10.1038/nbt1220 . ISSN 1087-0156 . ПМИД 16823374 . S2CID 912509 .
^ 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 : 2017НатСР...7..747Т . дои : 10.1038/s41598-017-00873-7 . ISSN 2045-2322 . ПМЦ 5429688 . ПМИД 28389668 .

Внешние ссылки

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

[A._Grinvald_1986-1] А. Гринвальд; и др. (1986). «Функциональная архитектура коры головного мозга, выявленная с помощью оптической визуализации внутренних сигналов». Природа . 324 (6095): 361–364. Бибкод : 1986Natur.324..361G . дои : 10.1038/324361a0 . ПМИД 3785405 . S2CID 4328958 .

[Wang_2006-2] Jump up to: ^а ^б М. Сюй; Л. Х. Ван (2006). «Фотоакустическая визуализация в биомедицине» (PDF) . Обзор научных инструментов . 77 (4): 041101–041101–22. Бибкод : 2006RScI...77d1101X . дои : 10.1063/1.2195024 .

[3] Спектры оптических свойств

[Wang_BioMedBooK-4] Jump up to: ^а ^б Л. Х. Ван; ХИ Ву (2007). Биомедицинская оптика . Уайли. ISBN 978-0-471-74304-0 .

[Xu_2005-5] М. Сюй; и др. (2005). «Универсальный алгоритм обратной проекции для фотоакустической компьютерной томографии» (PDF) . Физический обзор E . 71 (1): 016706. Бибкод : 2005PhRvE..71a6706X . дои : 10.1103/PhysRevE.71.016706 . hdl : 1969.1/180492 . ПМИД 15697763 .

[XDW_2003-6] Jump up to: ^а ^б X. Ван; и др. (2003). «Неинвазивная лазерно-индуцированная фотоакустическая томография для структурной и функциональной визуализации головного мозга in vivo » (PDF) . Природная биотехнология . 21 (7): 803–806. дои : 10.1038/nbt839 . ПМИД 12808463 . S2CID 2961096 .

[XDW_2006-7] X. Ван; и др. (2006). «Неинвазивная визуализация концентрации гемоглобина и оксигенации в мозге крысы с использованием фотоакустической томографии высокого разрешения» (PDF) . Журнал биомедицинской оптики . 11 (2): 024015. Бибкод : 2006JBO....11b4015W . дои : 10.1117/1.2192804 . ПМИД 16674205 . S2CID 9488754 .

[GK_2005-8] Г. Ку; и др. (2005). «Термоакустическая и фотоакустическая томография толстых биологических тканей для визуализации молочной железы». Технологии исследования и лечения рака . 4 (5): 559–566. дои : 10.1177/153303460500400509 . hdl : 1969.1/181686 . ПМИД 16173826 . S2CID 15782118 .

[9] Яо, Цзюньцзе; Ван, Лихун В. (31 января 2013 г.). «Фотоакустическая микроскопия» . Обзоры лазеров и фотоники . 7 (5): 758–778. Бибкод : 2013ЛПРв....7..758Г . дои : 10.1002/lpor.201200060 . ISSN 1863-8880 . ПМЦ 3887369 . ПМИД 24416085 .

[10] Чжан, Хао Ф; Маслов Константин; Стойка, Джордж; Ван, Лихун В. (25 июня 2006 г.). «Функциональная фотоакустическая микроскопия для неинвазивной визуализации in vivo с высоким разрешением» (PDF) . Природная биотехнология . 24 (7): 848–851. дои : 10.1038/nbt1220 . ISSN 1087-0156 . ПМИД 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 : 2017НатСР...7..747Т . дои : 10.1038/s41598-017-00873-7 . ISSN 2045-2322 . ПМЦ 5429688 . ПМИД 28389668 .

[1]

[2]

[3]

[4]

[5]

[6]

[7]

[8]

[9]

[10]

[11]