Фотоакустическая визуализация - Photoacoustic imaging

Фотоакустическая визуализация
Схематическое изображение фотоакустического изображения
[редактировать в Викиданных ]

Фотоакустическая визуализация (оптоакустическая визуализация) - это метод биомедицинской визуализации, основанный на фотоакустический эффект. В фотоакустической визуализации неионизирующий лазер импульсы доставляются в биологические ткани (когда радиочастота используются импульсы, технология называется термоакустическая визуализация ). Некоторая часть доставленной энергии будет поглощена и преобразована в тепло, что приведет к переходному термоупругому расширению и, следовательно, к широкополосному (например, МГц) ультразвуковой эмиссия. Генерируемые ультразвуковые волны обнаруживаются ультразвуковые преобразователи а затем проанализированы для получения изображений. Известно, что оптическое поглощение тесно связано с физиологическими свойствами, такими как гемоглобин концентрация 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

Рис. 2. Спектры поглощения окси- и дезоксигемоглобина.

Оптическое поглощение в биологических тканях может быть связано с эндогенный молекулы, такие как гемоглобин или меланин, или экзогенно доставленные контрастные вещества. В качестве примера на рис.2 представлены спектры оптического поглощения оксигенированный гемоглобин (HbO₂) и деоксигенированный гемоглобин (Hb) в видимой и ближней инфракрасной областях.^[3] Поскольку кровь обычно имеет на несколько порядков более высокое поглощение, чем окружающие ткани, для фотоакустической визуализации достаточно эндогенного контраста, чтобы визуализировать кровеносные сосуды. Недавние исследования показали, что фотоакустическое изображение можно использовать in vivo для опухоли ангиогенез мониторинг, оксигенация крови картирование, функциональная томография мозга, кожа меланома обнаружение метгемоглобин измерения и др.^[2]

Два типа фотоакустических систем визуализации, фотоакустическая / термоакустическая компьютерная томография (также известный как фотоакустическая / термоакустическая томография, т.е. PAT / TAT) и фотоакустическая микроскопия (PAM), были разработаны. Типичная система PAT использует детектор несфокусированного ультразвука 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

Общее уравнение

Учитывая функцию нагрева ${ Displaystyle Н ({ vec {r}}, т)}$, генерация и распространение фотоакустической волны давления ${ Displaystyle р ({ vec {r}}, т)}$ в акустически однородной невязкой среде регулируется

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

куда ${ displaystyle v_ {s}}$ это скорость звука в среде, ${ displaystyle beta}$ - коэффициент теплового расширения, а ${ displaystyle C_ {p}}$ - 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]

Прямое решение уравнения. (1) дается формулой

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

При удержании напряжения, которое возникает, когда ширина лазерного импульса намного короче времени релаксации напряжения,^[4] Уравнение (2) можно далее получить как

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

куда ${ displaystyle p_ {0}}$ - начальное фотоакустическое давление.

Универсальный алгоритм реконструкции

В системе PAT акустическое давление обнаруживается путем сканирования ультразвуковым преобразователем поверхности, окружающей фотоакустический источник. Чтобы восстановить распределение внутреннего источника, нам нужно решить обратную задачу уравнения (3) (т.е. получить ${ displaystyle p_ {0}}$). Типичный 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:

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

куда ${ displaystyle Omega _ {0}}$ это телесный угол, охватываемый всей поверхностью ${ displaystyle S_ {0}}$ относительно точки восстановления ${ displaystyle { vec {r}}}$ внутри ${ displaystyle S_ {0}}$, и

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

Простая система

Простая система PAT / TAT / OAT показана в левой части рис. 3.^{[куда? ]} 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

Собственный оптический или микроволновый контраст поглощения и ограниченное дифракцией высокое пространственное разрешение ультразвука делают PAT и TAT многообещающими методами визуализации для широких биомедицинских приложений:

Обнаружение поражения головного мозга

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

Мониторинг гемодинамики

Поскольку HbO₂ и Hb являются доминирующими поглощающими соединениями в биологических тканях в видимом спектральном диапазоне, фотоакустические измерения с несколькими длинами волн можно использовать для определения относительной концентрации этих двух хромофоры.^[6][7] Таким образом, относительная общая концентрация гемоглобина (HbT) и гемоглобина насыщение кислородом (так₂) можно вывести. Следовательно, церебральные гемодинамические изменения, связанные с функцией мозга, могут быть успешно обнаружены с помощью PAT.

Диагностика рака груди

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

Фотоакустическая микроскопия

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 на 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

Фотоакустическая визуализация была введена недавно в контексте произведение искусства диагностика с упором на выявление скрытых элементов, таких как чертежи или исходные линии эскиза в картины. Фотоакустические изображения, собранные с миниатюры картины маслом на холст, освещенные импульсным лазером с обратной стороны, отчетливо выявили наличие линий карандашного наброска, покрытых несколькими слоями краски.^[11]

Достижения в фотоакустической визуализации

В последнее время в фотоакустической визуализации были достигнуты успехи 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

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

Рекомендации

внешняя ссылка

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