Фотоакустическая микроскопия - Photoacoustic microscopy

Схема фотоакустической визуализации

Фотоакустическая микроскопия это метод визуализации, основанный на фотоакустический эффект и является подмножеством фотоакустическая томография. Фотоакустическая микроскопия использует локальное повышение температуры, которое происходит в результате поглощения света тканями. Использование наносекунды импульсный лазер пучка, ткани подвергаются термоупругому расширению, в результате чего выделяется широкополосный акустическая волна что можно обнаружить с помощью высокочастотного УЗИ преобразователь.^[1] Поскольку рассеяние ультразвука в тканях слабее, чем рассеяние оптического излучения, фотоакустическая микроскопия способна получать изображения с высоким разрешением на большей глубине, чем обычные методы микроскопии. Кроме того, фотоакустическая микроскопия особенно полезна в области биомедицинской визуализации из-за ее масштабируемости. Регулируя оптические и акустические фокусы, можно оптимизировать поперечное разрешение для желаемой глубины изображения.^[2]

Фотоакустический сигнал

Цель фотоакустической микроскопии - найти локальный рост давления ${\displaystyle p_{0}}$, который можно использовать для расчета коэффициент поглощения ${\displaystyle \mu _{a}}$ в соответствии с формулой:

${\displaystyle p_{0}=\Gamma \eta _{th}\mu _{a}F,}$

куда ${\displaystyle \eta _{th}}$ это процент света, преобразованного в тепло, ${\displaystyle F}$ локальный оптический флюенс (Дж / см²), а безразмерный Параметр Грюнайзена ${\displaystyle \Gamma }$ определяется как:

${\displaystyle \Gamma ={\frac {\beta }{\kappa \rho C_{V}}},}$

куда ${\displaystyle \beta }$ - тепловой коэффициент объемного расширения (K⁻¹), ${\displaystyle \kappa }$ это изотермическая сжимаемость (Па⁻¹), и ${\displaystyle \rho }$ - плотность (кг / м³).^[3]

После начального повышения давления фотоакустическая волна распространяется со скоростью звука в среде и может быть обнаружена ультразвуковым преобразователем.

Реконструкция изображения

Одним из основных преимуществ фотоакустической микроскопии является простота восстановления изображения. Лазерный импульс возбуждает ткань в осевом направлении, и возникающие фотоакустические волны обнаруживаются датчик ультразвука. Затем преобразователь преобразует механическую энергию в сигнал напряжения, который может быть считан аналого-цифровым преобразователем для последующей обработки. Одномерное изображение, известное как А-линия, формируется в результате каждого лазерного импульса. Преобразование Гильберта A-line показывает закодированную по глубине информацию. Затем можно сформировать трехмерное фотоакустическое изображение путем объединения нескольких A-линий, полученных с помощью двухмерного растрового сканирования.^[3]

Реконструкция изображения с синтетической апертурой

Изменение задержек элементов на датчик ультразвука позволяет фокусировать ультразвуковые волны аналогично прохождению через акустическую линзу. Этот метод задержки и суммирования позволяет найти сигнал в каждой точке фокусировки. Тем не менее боковое разрешение ограничено наличием боковые доли, которые появляются под полярными углами и зависят от ширины каждого элемента.^[4]

Контраст

В методах фотоакустической визуализации, включая фотоакустическую микроскопию, контраст основан на возбуждении фотонов и, таким образом, определяется оптическими свойствами ткани. Когда электрон поглощает фотон, он переходит в более высокое энергетическое состояние. Вернувшись на более низкий энергетический уровень, электрон подвергается либо радиационной, либо безызлучательной релаксации. Во время радиационной релаксации электрон выделяет энергию в виде фотона. С другой стороны, электрон, подвергающийся безызлучательной релаксации, выделяет энергию в виде тепла. Затем тепло вызывает повышение давления, которое распространяется как фотоакустическая волна. В связи с тем, что почти все молекулы способны к безызлучательной релаксации, фотоакустическая микроскопия может отображать широкий спектр эндогенных и экзогенных агентов. Напротив, меньшее количество молекул способно к радиационной релаксации, что ограничивает такие методы флуоресцентной микроскопии, как однофотонная и двухфотонная микроскопия.^[3] Текущие исследования в области фотоакустической микроскопии используют преимущества как эндогенных, так и экзогенных контрастных веществ для получения функциональной информации о организме, от уровней насыщения крови до скорости распространения рака.

Эндогенные контрастные вещества

Профиль абсорбции оксигемоглобина и дезоксигемоглобина

Эндогенные контрастные вещества, молекулы, встречающиеся в природе в организме, полезны в фотоакустической микроскопии благодаря тому, что их можно визуализировать неинвазивно. Эндогенные агенты также нетоксичны и не влияют на свойства исследуемой ткани. В частности, эндогенные поглотители можно классифицировать по длинам волн поглощения.^[2]

Поглотители ультрафиолета

В рамках ультрафиолетовый свет диапазон (λ = 180-400 нм), первичный поглотитель в теле ДНК и РНК. С помощью ультрафиолетовой фотоакустической микроскопии ДНК и РНК можно визуализировать в ядрах клеток без использования флуоресцентного мечения. Поскольку рак связан с Репликация ДНК В случае неудачи УФ-фотоакустическая микроскопия может быть использована для раннего обнаружения рака.^[5]

Поглотители видимого света

Видимый свет поглотители (λ = 400-700 нм) включают оксигемоглобин, дезоксигемоглобин, меланин, и цитохром с. Фотоакустическая микроскопия в видимом свете особенно полезна для определения концентрации гемоглобина и насыщения кислородом из-за разницы в профилях поглощения оксигемоглобина и дезоксигемоглобина. Затем можно использовать анализ в реальном времени для определения скорости кровотока и скорости метаболизма кислорода.^[3] Кроме того, фотоакустическая микроскопия способна выявить меланому на ранней стадии благодаря высокой концентрации меланина, обнаруженной в раковых клетках кожи.

Поглотители ближнего инфракрасного диапазона

Поглотители ближнего инфракрасного диапазона (λ = 700–1400 нм) включают воду, липиды и глюкозу. Фотоакустическое определение уровня глюкозы в крови может использоваться для лечения диабета, в то время как изучение концентрации липидов в кровеносных сосудах важно для мониторинга прогрессирования атеросклероз.^[2] По-прежнему возможно количественно оценить и сравнить концентрации дезоксигемоглобина и гемоглобина на этой длине волны, обменяв более глубокое проникновение в ткани на более низкое поглощение.^[6]

Экзогенные контрастные вещества

Хотя эндогенные контрастирующие агенты неинвазивны и проще в использовании, они ограничены своим собственным поведением и концентрацией, что затрудняет мониторинг определенных процессов при слабом оптическом поглощении. С другой стороны, могут быть созданы экзогенные агенты для специфического связывания с определенными интересующими молекулами. Кроме того, концентрация экзогенных агентов может быть оптимизирована для получения большего сигнала и увеличения контраста. Посредством селективного связывания экзогенные контрастные вещества способны воздействовать на конкретные представляющие интерес молекулы, а также улучшать получаемые изображения.^[3]

Органические красители

Органические красители, такие как ICG -ПЭГ и Эванс синий, используются для улучшения сосудистой сети, а также для улучшения визуализации опухоли. Кроме того, красители легко фильтруются из организма благодаря их небольшому размеру (≤ 3 нм).^[2]

Наночастицы

Наночастицы в настоящее время исследуются из-за их химической неактивности и способности воздействовать на опухолевые клетки. Эти свойства позволяют отслеживать распространение рака и потенциально позволяют удалять рак во время операции. Однако необходимы дополнительные исследования краткосрочных токсических эффектов, чтобы определить, подходят ли наночастицы для клинических исследований.^[2] Золотые наночастицы показали себя многообещающими в качестве контрастного вещества в медицине с визуальным контролем. AuNP широко используются в качестве контрастных агентов из-за их сильного и регулируемого оптического поглощения.^[7]

Флуоресцентные белки

Флуоресцентные белки были разработаны для флуоресцентная микроскопия визуализации и уникальны тем, что они могут быть генетически закодированы и, следовательно, не нуждаются в доставке в организм. Используя фотоакустическую микроскопию, флуоресцентные белки можно визуализировать на глубинах, превышающих пределы обычных методов микроскопии.^[2] Частотно-зависимый акустическое затухание в тканях и демпфирование высоких частот ограничивает полосу пропускания распространение света через более глубокие участки ткани. Флуоресцентные белки действуют как источник света в целевой области, минуя ограничение оптическое затухание. Однако эффективность флуоресцентных белков ограничена низкой флюенс меняется, поскольку уравнение рассеивания света прогнозирует рост менее 5%.^[8]

Разрешение

Сосудистая сеть уха мыши, полученная с помощью OR-PAM при 532 нм

Сосудистая сеть уха мыши, полученная с помощью AR-PAM при 532 нм

Фотоакустическая микроскопия обеспечивает большее проникновение, чем обычная микроскопия, благодаря ультразвуковому обнаружению. В результате осевое разрешение определяется акустически и определяется по формуле:

${\displaystyle R_{axial}=0.88{\frac {\nu _{A}}{\Delta f_{A}}},}$

куда ${\displaystyle \nu _{A}}$ скорость звука в среде и ${\displaystyle \Delta f_{A}}$ - ширина полосы фотоакустического сигнала. Осевое разрешение системы может быть улучшено за счет использования ультразвукового преобразователя с более широкой полосой пропускания до тех пор, пока полоса пропускания совпадает с полосой пропускания фотоакустического сигнала. Поперечное разрешение фотоакустической микроскопии зависит от оптических и акустических фокусов системы. Фотоакустическая микроскопия с оптическим разрешением (OR-PAM) использует более жесткий оптический фокус, чем акустический фокус, в то время как фотоакустическая микроскопия с акустическим разрешением (AR-PAM) использует более жесткий акустический фокус, чем оптический фокус.^[9][10]

Фотоакустическая микроскопия с оптическим разрешением

Из-за более плотного оптического фокуса OR-PAM более полезен для визуализации в квазибаллистическая дальность глубиной до 1 мм.^[9] Боковое разрешение OR-PAM определяется по формуле:

${\displaystyle R_{lateral,O}=0.51{\frac {\lambda _{O}}{NA_{O}}},}$

куда ${\displaystyle \lambda _{O}}$ - длина оптической волны и ${\displaystyle NA_{O}}$ это числовая апертура линзы оптического объектива.^[2] Поперечное разрешение OR-PAM можно улучшить за счет использования более короткого лазерного импульса и более точной фокусировки лазерного пятна. Системы OR-PAM обычно могут достигать поперечного разрешения от 0,2 до 10 мкм, что позволяет классифицировать OR-PAM как изображение сверхвысокого разрешения метод.

Фотоакустическая микроскопия с акустическим разрешением

На глубине от 1 мм до 3 мм фотоакустическая микроскопия с акустическим разрешением (AR-PAM) более полезна из-за большего оптического рассеяния. Акустическое рассеяние намного слабее за пределами оптического диффузионного предела, что делает AR-PAM более практичным, поскольку он обеспечивает более высокое поперечное разрешение на этих глубинах. Поперечное разрешение AR-PAM определяется по формуле:

${\displaystyle R_{lateral,A}=0.71{\frac {\lambda _{A}}{NA_{A}}},}$

куда ${\displaystyle \lambda _{A}}$ - центральная длина волны фотоакустической волны, а ${\displaystyle NA_{A}}$ числовая апертура ультразвукового преобразователя.^[2] Следовательно, более высокое поперечное разрешение может быть достигнуто за счет увеличения центральной частоты ультразвукового преобразователя и более жесткой акустической фокусировки. Системы AR-PAM обычно могут достигать поперечного разрешения от 15 до 50 мкм.

Конфокальная фотоакустическая микроскопия в темном поле

Изображение пути сканирования растра PAM

Игнорируя баллистический светлый, темнопольный конфокальный фотоакустическая микроскопия снижает поверхностный сигнал. В этом методе используется темнопольный импульсный лазер и ультразвуковое обнаружение с высокой числовой апертурой, при этом выходной конец волокна коаксиально совмещен со сфокусированным ультразвуковым преобразователем. Фильтрация баллистического света зависит от измененной формы возбуждающего лазерного луча вместо непрозрачного диска, как в обычных темнопольная микроскопия. Общая методика реконструкции используется для преобразования фотоакустического сигнала в одну A-линию, а изображения B-линии создаются с помощью растрового сканирования.^[4]

Биомедицинские приложения

Фотоакустическая микроскопия имеет широкий спектр применения в биомедицинской области. Благодаря своей способности отображать различные молекулы на основе оптической длины волны, фотоакустическая микроскопия может использоваться для неинвазивного получения функциональной информации о теле. Кровоток динамика и кислород скорость метаболизма можно измерить и сопоставить с исследованиями атеросклероз или же распространение опухоли. Экзогенные агенты могут использоваться для связывания с раковой тканью, увеличения контрастности изображения и помощи при хирургическом удалении. В то же время фотоакустическая микроскопия полезна для ранней диагностики рака из-за разницы в оптических свойствах поглощения по сравнению со здоровой тканью.^[1]

Смотрите также

• Фотоакустическая визуализация
• Глубокое обучение в фотоакустической визуализации

Рекомендации

1. Х.Ф. Чжан; К. Маслов; G. Stoica; Л.В. Ван (2006). «Функциональная фотоакустическая микроскопия для неинвазивной визуализации in vivo с высоким разрешением» (PDF). Природа Биотехнологии. 24 (7): 848–851. Дои:10.1038 / nbt1220. PMID  16823374. S2CID  912509.
2. Л.В. Ванга; Дж. Яо (2013). «Фотоакустическая микроскопия». Laser Photon Rev. 7 (5): 10. Bibcode:2013ЛПРв .... 7..758л. Дои:10.1002 / LPOR.201200060. ЧВК  3887369. PMID  24416085.
3. Ю. Чжоу; Дж. Яо; Л.В. Ван (2016). «Учебное пособие по фотоакустической томографии». J. Biomed. Opt. 21 (6): 061007. Bibcode:2016JBO .... 21f1007Z. Дои:10.1117 / 1.JBO.21.6.061007. ЧВК  4834026. PMID  27086868.
4. Л.В. Ванга; ЗДРАВСТВУЙ. Ву (2007). Биомедицинская оптика. Вайли. ISBN  978-0-471-74304-0.
5. Л.В. Ванга; С. Ху (2012). «Фотоакустическая томография: визуализация in vivo от органелл до органов». Наука. 335 (6075): 1458–1462. Bibcode:2012Sci ... 335.1458W. Дои:10.1126 / science.1216210. ЧВК  3322413. PMID  22442475.
6. А. Эдвардс; К. Ричардсон (1993). «Измерение кровотока и гемоглобина методом ближней инфракрасной спектроскопии». Журнал прикладной физиологии. 75 (4): 1884–9. Дои:10.1152 / jappl.1993.75.4.1884. PMID  8282646.
7. В. Ли; X. Чен (2015). «Золотые наночастицы для фотоакустической визуализации». Наномедицина. 10 (2): 299–320. Дои:10.2217 / нм.14.169. ЧВК  4337958. PMID  25600972.
8. Д. Разанский; М. Дистель; К. Винегони (2009). «Мультиспектральная оптоакустическая томография глубинных флуоресцентных белков in vivo». Природа Фотоника. 3 (7): 412–7. Bibcode:2009НаФо ... 3..412R. Дои:10.1038 / nphoton.2009.98.
9. Л.В. Ванга; Дж. Яо (2016). «Практическое руководство по фотоакустической томографии в науках о жизни». Методы природы. 13 (8): 627–638. Дои:10.1038 / NMETH.3925. ЧВК  4980387. PMID  27467726.
10. Ван, Лихонг В. (28 августа 2009 г.). «Многоуровневая фотоакустическая микроскопия и компьютерная томография». Природа Фотоника. 3 (9): 503–509. Дои:10.1038 / nphoton.2009.157. ISSN  1749-4885. ЧВК  2802217. PMID  20161535.