ОПТОАКУСТИЧЕСКИЙ МИКРОСКОП ДЛЯ ФУНКЦИОНАЛЬНОГО БИОИМИДЖИНГА

Полезная модель относится к приборам для осуществления оптоакустической визуализации биологической ткани in vivo. Оптоакустическая диагностика -современный метод биомедицинской визуализации, основанный на регистрации ультразвуковых волн, возбуждаемых в исследуемой среде при поглощении импульсного лазерного излучения оптическими неоднородностями (Т.Д. Хохлова, И.М. Пеливанов, А.А. Карабутов Методы оптико-акустической диагностики биотканей // Акустический Журнал. 2009. Т. 55. №5. С. 674-684).
Основным преимуществом оптоакустических методов визуализации биотканей перед полностью оптическими является улучшенное пространственное разрешение на глубинах от нескольких миллиметров до нескольких сантиметров. По сравнению со стандартными методами активной ультразвуковой локации, оптоакустический имиджинг позволяет обеспечить лучшую контрастность измерений. В частности, современные импульсные лазеры позволяют перестраивать длину волны излучения для обеспечения максимальной контрастности оптического поглощения исследуемых внутренних биологических структур по отношению к окружающим тканям. Таким образом, существует возможность оптимизации оптоакустического контраста произвольных свето-поглощающих агентов (таких как гемоглобин, меланин, вода, и т.д.), что позволяет визуализировать сосудистый рисунок биотканей, определять локальный кислородный статус крови, скорость циркуляции крови, локальную внутреннюю температуру. Использование экзогенных контрастных маркеров (таких как органические красители, наночастицы, флуоресцентные белки, репортерные гены), позволяет осуществлять молекулярный и функциональный имиджинг (см., например, Kim C., Favazza C., Wang L.V. In vivo photoacoustic tomography of chemicals: high-resolution functional and molecular optical imaging at new depths. // Chem. Rev. 2010 V. 110, P. 2756-2782). В настоящее время оптоакустические методы продолжают совершенствоваться и находят применение во многих медицинских приложениях, в том числе в задачах экспериментальной онкологии.
В настоящее время существует два основных способа оптоакустической визуализации (см. Beard P. Biomedical photoacoustic imaging. // Interface Focus. 2011. V. 1. #4. P. 602-631): оптоакустическая томография и оптоакустическая микроскопия. При осуществлении оптоакустической томографии (см. Волков Г.П., Рейман А.М. Сравнение схем сканирования для оптоакустической диагностики мутных сред // Изв. ВУЗов. Радиофизика. 2008. Т. 51. №4. С. 349-358) оптическую засветку осуществляют в обширной области исследуемой биологической ткани. Оптоакустические импульсы, возбуждаемые в исследуемом участке среды, регистрируются со всех возможных направлений, после чего решается обратная задача реконструкции (см, например, Kuchment P., Kunyansky L. Mathematics of photoacoustic and thermoacoustic tomography. // In Springer Handb. Math. Methods Imag. 2011. P. 819-865). К настоящему моменту многоэлементная оптоакустическая томография доказала свою эффективность в задачах медицинской визуализации, допускающих разносторонний доступ к объекту исследования (например, при ангиографии тканей молочной железы или визуализации внутренних органов мелких лабораторных животных). Наиболее современной системой для оптоакустической томографии является устройство, разработанное в Германии Даниэлем Рязанским и описанное в следующей работе (Volumetric real-time multispectral optoacoustic tomography of biomarkers D. Razansky, A. Buehler, V. Ntziachristos Nature protocols 6 (8), 1121-1129, 2011).
В случаях, когда не требуется измерений в режиме реального времени, а также при ограниченном доступе к объекту сканирования, более эффективно использование оптоакустической микроскопии. Известно устройство для оптоакустической микроскопии Л. Ванга (Zhang H.F., Maslov K., Stoica G., Wang L.V. Functional photoacoustic microscopy for high-resolution and noninvasive in vivo imaging. // Nature Biotechnology. 2006. V. 24. #7. P. 848-851). По сравнению с дальним аналогом, в оптоакустическом микроскопе Л. Ванга для визуализации используется остросфокусированный акустический датчик, конфокальный с излучением накачки (последнее наиболее целесообразно при глубинах диагностики менее 0,5 мм).
Именно техническое решение Л. Ванга, известное из научной статьи Zhang H.F., Maslov K., Stoica G., Wang L.V. Functional photoacoustic microscopy for high-resolution and noninvasive in vivo imaging. // Nature Biotechnology. 2006. V. 24. #7. P. 848-851, было выбрано в качестве прототипа. В статье описана схема «оптоакустического микроскопа акустического разрешения» с системой доставки оптического излучения на конических линзах. Для отвода излучения с целью нормировки излучаемой мощности и синхронизации используется система зеркал. Главным достоинством микроскопа Л. Ванга является отсутствие необходимости решать реконструктивную обратную задачу, поскольку сканирование исследуемой среды осуществляется фокусной перетяжкой акустического датчика, расположенной конфокально излучению лазерной засветки.
Недостатком прототипа является сложность фокусировки оптического излучения с использованием конических линз. Перед каждым использованием такая система доставки оптического излучения требует точной юстировки, которую можно обеспечить только большим количеством сложных регулировок, сделанных вручную. Но даже при наличии всех регулировок, возможность фокусировки коническими линзами связана с необходимостью иметь симметричный оптический пучок на выходе системы формирования оптического излучения. Между тем, например, пучки оптических параметрических генераторов (лазеров с перестраиваемой длиной волны), которые обычно используют в качестве системы формирования оптического излучения, не обладают требуемыми параметрами, и для использования их в микроскопии приходится предпринимать дополнительные усилия для вычищения пучка. Кроме того, система доставки излучения с использованием конических линз чувствительна к вибрациям, пыли, а также небезопасна в процессе транспортировки излучения для человека и достаточно сложна и дорога в изготовлении.
Задачей, которую решает предлагаемая полезная модель, является создание оптоакустического микроскопа, который обладал бы безопасной, надежной и дешевой системой доставки оптического излучения к исследуемому объекту.
Технический эффект, заключающийся в повышении качества доставки оптического излучения к исследуемому под оптоакустическим микроскопом объекту, обеспечивается тем, что оптоакустический микроскоп для функционального биоимиджинга содержит систему формирования оптического излучения, соединенную с системой доставки оптического излучения, систему сканирования исследуемого объекта, аналого-цифровой преобразователь, соединенный с устройством для нормировки излучаемой мощности и синхронизации и фокусируемым акустическим датчиком, приводимым в контакт с иммерсионной камерой.
Новым является то, что система доставки оптического излучения выполнена в виде гибкого волоконно-оптического жгута, в волоконно-оптический вход которого заводится лазерное излучение, тогда как волоконно-оптические выходы прикреплены к фокусируемому акустическому датчику и направлены в его акустический фокус, при этом один или несколько волоконно-оптических выходов направлены на устройство нормировки излучаемой мощности и синхронизации, в качестве которого используется пироприемник или фотодетектор, а система сканирования выполнена с возможностью перемещения фокусируемого акустического датчика в сборе с волоконно-оптическими выходами внутри неподвижной иммерсионной камеры относительно неподвижного исследуемого объекта.
Преимущества использования волоконно-оптического жгута над системой доставки лазерного излучения на конических линзах (как у прототипа) очевидны: безопасность транспортировки излучения для человека, невосприимчивость к вибрациям и пыли. Кроме того, благодаря конструкции волоконно-оптического жгута, в которой используется переплетение (спутывание) отдельных волокон между собой, достигается практически одинаковый коэффициент деления оптической мощности между каналами даже при входном оптическом пучке несимметричной формы. Также, в отличие от систем доставки оптического излучения на конических линзах, использование предлагаемой системы доставки оптического излучения на основе волоконно-оптического жгута позволяет делать засветку исследуемого объекта более универсальной с точки зрения совместности с акустическими датчиками различных размеров и разрешения. Наконец, предлагаемая система доставки оптического излучения на основе волоконно-оптического жгута значительно более универсальна с точки зрения возможности легкой оптимизации распределения оптического пучка на поверхности исследуемого объекта под конкретные распределения оптических поглотителей в исследуемой среде, в том числе, основанные на результатах численного моделирования. Наконец, предлагаемая система доставки оптического излучения на основе волоконно-оптического жгута не только проще в исполнении и надежней, чем у прототипа, но и существенно дешевле в производстве.
Изобретение поясняется следующими рисунками:
На Фиг. 1 представлена схема выполнения измерений с помощью оптоакустического микроскопа.
На Фиг. 2 приведен пример визуализации с помощью оптоакустического микроскопа крупных сосудов мозга лабораторной крысы.
На Фиг. 1 представлены: система формирования оптического излучения 1, в качестве которой используется импульсный лазер с перестраиваемой длиной волны либо светодиодный источник или другие источники; система доставки оптического излучения 2 до исследуемого объекта 9 в виде волоконно-оптического жгута; окруженный зафиксированными вокруг него выходами волоконно-оптического жгута фокусируемый акустический датчик 3, в качестве которого могут использоваться как один сферически фокусируемый ультразвуковой приемник (аналогично прототипу), так и набор из цилиндрически фокусируемых ультразвуковых приемников; система сканирования 4 исследуемого объекта акустическим датчиком 3 в сборе с выходами волоконно-оптического жгута; иммерсионная камера 5 с согласующей жидкостью, находящаяся в непосредственном контакте с акустическим датчиком 3 и выходами волоконно-оптического жгута; устройство для нормировки излучаемой мощности и синхронизации 6 (пироприемник или фотодетектор); аналогово-цифровой преобразователь 7; внешний персональный компьютер 8; исследуемый объект 9.
Предлагаемый оптоакустический микроскоп работает следующим образом. Генерируемое системой формирования оптического излучения 1 импульсное оптическое излучение через систему доставки оптического излучения 2 попадает на исследуемый объект 9 и создает некоторую область засветки. При локальном возбуждении исследуемого объекта 9 импульсным оптическим излучением через выходы волоконно-оптического жгута, направленные в область фокуса фокусируемого акустического датчика 3, возникает нестационарный нагрев поглощающих участков среды, находящихся в области засветки. Часть оптического излучения отводится при помощи одного или нескольких выходов волоконно-оптического жгута на устройство для нормировки излучаемой мощности и синхронизации 6 (пироприемник или фотодетектор). Вследствие термоупругого эффекта все неоднородности оптического поглощения становятся источниками оптоакустических импульсов. Оптоакустические импульсы распространяются по исследуемому объекту 9 через иммерсионную камеру (5) и регистрируются фокусируемым акустическим датчиком 3, который способен регистрировать только сигналы от точек внутри объекта, соответствующих зоне фокуса датчика. При этом размер фокусной перетяжки определяет поперечное пространственное разрешение оптоакустического микроскопа. Принимаемая фокусируемым акустическим датчиком 3 информация, а также сигнал с устройства для нормировки излучаемой мощности и синхронизации 6 поступают через аналогово-цифровой преобразователь 7 на внешний персональный компьютер 8 для последующей обработки. Временная развертка сигналов, пришедших на фокусируемый акустический датчик 3 после однократного импульса, позволяющая разрешить распределение оптических поглотителей по глубине, называется А-сканом. Для получения следующего А-скана система сканирования 4 перемещает фокусируемый акустический датчик 3 в следующую позицию в плоскости XY. Набор А-сканов, полученный при последовательном перемещении фокусируемого акустического датчика 3 вдоль одной из осей (X или Y) позволяет сформировать двумерное изображение исследуемого объекта 9, называемое В-сканом. При сканировании исследуемого объекта 9 вдоль осей X и Y удается сформировать трехмерное изображение. Пример такого трехмерного изображения приведен на Фиг. 2. Подбором длины волны лазера под максимум поглощения гемоглобина на 584 нм осуществлена визуализация кровеносных сосудов крысы. Обозначены дорсальный сагиттальный синус (1) и латеральный синус (2).
Следует отметить, что в результате применения предлагаемой полезной модели можно осуществлять визуализацию пространственных распределений не только эндогенных (меланин, гемоглобин, липиды), но и экзогенных (метиленовый синий, индоцианин зеленый, наночастицы) красителей с разрешением менее 100 мкм на глубине не менее 3 мм. Перечисленные красители могут быть использованы для маркирования онкологических заболеваний для окрашивания опухолей или сигнальных лимфоузлов.
Таким образом, используемая в оптоакустическом микроскопе система доставки оптического излучения в виде волоконно-оптического жгута позволяет осуществлять сканирование исследуемого объекта фокусируемым акустическим датчиком в сборе с волоконно-оптическими выходами, направленными в фокус датчика, не корректируя качество входного оптического пучка и не осуществляя юстировку при каждом перемещении датчика. Кроме того, используемая волоконно-оптическая система доставки оптического излучения значительно дешевле в изготовлении, эксплуатации и обслуживании.