Оптоакустический микроскоп для биоимиджинга

Полезная модель относится к аппаратуре для лучевой диагностики, в частности для визуализации биологической ткани in vivo. Биоимиджинг исследуемой биоткани предлагаемым устройством осуществляется при комплементарном и одновременном использовании трех видов визуализации - оптической, оптоакустической и ультразвуковой. Оптическая визуализация заключается в зондировании биоткани электромагнитным излучением видимого и ближнего ИК диапазонов (Тучин В.В. "Оптическая биомедицинская диагностика." Известия Саратовского университета. Новая серия. Серия Физика 5.1 (2005)). Ультразвуковая визуализация - в зондировании исследуемой биоткани акустическими импульсами (Powers, Jeff, and Frederick Kremkau. "Medical ultrasound systems." Interface Focus 1.4 (2011): 477-489). Оптоакустическая визуализация заключается в регистрации ультразвуковых волн, возбуждаемых в исследуемой среде при поглощении импульсного лазерного излучения оптическими неоднородностями (Wang, Lihong V., and Song Hu. "Photoacoustic tomography: in vivo imaging from organelles to organs." Science 335, no. 6075 (2012): 1458-1462).
Приборы, реализующие гибридные оптоакустические методы, сочетают в себе преимущества оптических и ультразвуковых устройств. В частности, слабое рассеяние ультразвука биотканями обеспечивает приборы для оптоакустического биоимиджинга субмиллиметровым разрешением на глубинах от нескольких миллиметров до нескольких сантиметров. В то же время, спектры поглощения эндогенных хромофоров (гемоглобина, меланина, воды и др.) и экзогенных маркеров (органических красителей, наночастиц, флуоресцентных белков, и др.) позволяют осуществлять оптоакустическую визуализацию с контрастностью, недостижимой полностью акустическими установками.
Интересные возможности открывает сочетание оптической, оптоакустической и ультразвуковой (тримодальной) визуализации в рамках одного прибора. В этом случае можно получать комплементарную информацию о различных неоднородностях в биоткани.
Из заявки на патент US 20080123083 System and Method for Photoacoustic Guided Diffuse Optical Imaging известно техническое решение, позволяющее осуществлять одновременную оптоакустическую и оптическую визуализацию, в котором для оптического зондирования среды используется лазер, для регистрации оптоакустических сигналов используется ультразвуковая антенна, для регистрации обратно-рассеянного оптического излучения используется оптический детектор.
Недостатками аналога является то, что он, во-первых, не дает возможности осуществить ультразвуковую визуализацию одновременно с оптоакустической и оптической и, во-вторых, для осуществления каждого вида визуализации используются разные приемные датчики, что усложняет конструкцию устройства-аналога.
Из заявки на патент US 20130190595 Laser Optoacoustic Ultrasonic Imaging System (LOUIS) and Methods of Use известно техническое решение, позволяющее осуществлять одновременную оптоакустическую и ультразвуковую визуализацию, в котором для оптического и акустического зондирования среды используется лазер, преобразование зондирующего оптического излучения в зондирующее акустическое излучение осуществляется при помощи светопоглощающего элемента. Для регистрации оптоакустических и обратно-рассеянных акустических импульсов используется ультразвуковая антенна.
Недостатками аналога является то, что он, во-первых, не дает возможности осуществить оптическую визуализацию одновременно с оптоакустической и ультразвуковой и, во-вторых, преобразование зондирующего оптического излучения в зондирующее акустическое излучение осуществляется при помощи отдельно расположенного светопоглощающего элемента, что усложняет конструкцию устройства-аналога.
Наиболее близким по конструкции к предлагаемой полезной модели является взятое за прототип техническое решение, известное из патента RU137459 на полезную модель «Оптоакустический микроскоп для функционального биоимиджинга» (МПК: А61В 6/00; заявка: 2013139983/14, дата приоритета 29.08.2013; опубликовано 20.02.2014, Бюл. №5). В данном техническом решении оптоакустический микрокоп содержит фокусируемый акустический датчик, систему формирования оптического излучения, систему волоконно-оптической доставки оптического излучения от системы формирования оптического излучения к исследуемой биоткани, систему сканирования исследуемой биоткани, аналогово-цифровой преобразователь, соединенный с выходом фокусируемого акустического датчика и внешним персональным компьютером, приводимую в контакт с принимающей поверхностью фокусируемого акустического датчика и исследуемой биотканью иммерсионную камеру.
Недостатком является то, что данное устройство адаптировано исключительно для оптоакустической визуализации биологической ткани.
Задачей, которую решает предлагаемая полезная модель, является создание тримодального устройства, осуществляющего биоимиджинг посредством одновременной оптической, оптоакустической и ультразвуковой визуализации биологической ткани in vivo.
Технический эффект, заключающийся в увеличении количества полезной информации, получаемой при визуализации биоткани in vivo, обеспечивается тем, что оптоакустический микрокоп содержит фокусируемый акустический датчик, систему формирования оптического излучения, систему волоконно-оптической доставки оптического излучения от системы формирования оптического излучения к исследуемой биоткани, систему сканирования исследуемой биоткани, аналогово-цифровой преобразователь, соединенный с выходом фокусируемого акустического датчика и внешним персональным компьютером, приводимую в контакт с принимающей поверхностью фокусируемого акустического датчика и исследуемой биотканью иммерсионную камеру.
Новым является то, что принимающая поверхность сферически фокусируемого акустического датчика выполнена светопоглощающей.
В предлагаемой полезной модели все регистрируемые принимающей светопоглощающей поверхностью сферически фокусируемого акустического датчика сигналы являются акустическими, но формально подразделяются на оптические, оптоакустические и ультразвуковые в зависимости от механизма их возникновения (оптические сигналы характеризуют величину диффузионного оптического рассеяния зондирующего лазерного излучения биотканью, оптоакустические характеризуют величину локального оптического поглощения зондирующего лазерного излучения биотканью, ультразвуковые сигналы характеризуют величину локального акустического рассеяния зондирующего ультразвукового излучения биотканью).
Возбуждение зондирующих ультразвуковых импульсов обеспечивается в предлагаемой полезной модели принимающей светопоглощающей поверхностью сферически фокусируемого акустического датчика при поглощении импульсного оптического излучения, обратно-рассеянного исследуемой биотканью (в качестве системы формирования оптического излучения в предлагаемой полезной модели используется импульсный лазер с перестраиваемой длиной волны). При этом обратно-рассеянное оптическое излучение, поглощенное сферически фокусируемым акустическим датчиком, одновременно выполняет две функции: формирует измеряемый оптический сигнал и зондирующий ультразвуковой импульс. Отсутствие в конструкции предлагаемой полезной модели выполненного отдельно оптического детектора существенно облегчает вес и габариты устройства (по сравнению с первым аналогом). Вместо этого для оптической визуализации используются уровни акустических сигналов, регистрируемые принимающей светопоглощающей поверхностью сферически фокусируемого акустического датчика в моменты лазерной засветки, позволяющие полезной модели характеризовать величину диффузного оптического рассеяния в заданных точках исследуемой биоткани. Использование той же самой принимающей светопоглощающей поверхности сферически фокусируемого акустического датчика для генерации зондирующих ультразвуковых импульсов и регистрации оптоакустических и ультразвуковых сигналов приводит к эффективному перемножению диаграммы направленности датчика, улучшая пространственное разрешение ультразвуковой модальности устройства (важное отличие от второго аналога).
Полезная модель поясняется следующими чертежами:
на фиг. 1 представлена схема оптоакустического микроскопа для биоимиджинга;
на фиг. 2 приведены результаты биоимиджинга опухоли лабораторной крысы с комплементарным использованием трех режимов визуализации и прижизненный фотографический снимок опухоли.
Предлагаемый оптоакустический микроскоп для биоимиджинга включает (см. фиг. 1) систему формирования оптического излучения 1, в качестве которой используется импульсный лазер с перестраиваемой длиной волны; систему волоконно-оптической доставки оптического излучения 2 до исследуемой биоткани 9 в виде волоконно-оптического жгута; окруженный зафиксированными вокруг него выходами волоконно-оптического жгута сферически фокусируемый акустический датчик 3 с принимающей светопоглощающей поверхностью 4; система сканирования 5 исследуемой биоткани 9 сферически фокусируемым акустическим датчиком 3 с принимающей светопоглощающей поверхностью 4; иммерсионную камеру 6 с согласующей жидкостью, находящуюся в непосредственном контакте с принимающей светопоглощающей поверхностью 4 и исследуемой биотканью 9; аналогово-цифровой преобразователь 7, соединенный с выходом сферически фокусируемого акустического датчика 3 и внешним персональным компьютером 8.
Предлагаемое тримодальное устройство работает следующим образом. Генерируемый системой формирования оптического излучения 1 однократный лазерный импульс через систему волоконно-оптической доставки оптического излучения 2 проходит сквозь иммерсионную камеру 6 с согласующей жидкостью и попадает на исследуемую биоткань 9, осуществляя засветку некоторого объема исследуемой биоткани 9. Часть оптического излучения рассеивается исследуемой биотканью 9, проходит сквозь иммерсионную камеру 6 и попадает на принимающую светопоглощающую поверхностью 4 фокусируемого акустического датчика 3. В результате локального нагрева импульсным оптическим излучением исследуемой биоткани 9 и принимающей светопоглощающей поверхности 4 осуществляется термоупругая генерация ультразвуковых импульсов как светопоглощающими участками исследуемой биоткани 9, так и принимающей светопоглощающей поверхностью 4 сферически фокусируемого акустического датчика 3.
Амплитуда оптического сигнала, созданного обратно-рассеянным оптическим излучением на принимающей светопоглощающей поверхности 4 сферически фокусируемого акустического датчика 3, характеризует оптическое диффузное отражение исследуемой биоткани 9. Пространственное разрешение оптической модальности микроскопа характеризуется способностью принимающей светопоглощающей поверхности 4 улавливать оптическое излучение с выделенных направлений.
Оптоакустический сигнал (сгенерированный внутри исследуемой биоткани 9 в результате поглощения импульсного оптического излучения) распространяется по исследуемой биоткани 9 через иммерсионную камеру 6 и регистрируется принимающей светопоглощающей поверхностью 4 сферически фокусируемого акустического датчика 3, который способен регистрировать только сигналы от точек внутри исследуемой биоткани 9, соответствующих области фокусировки датчика. Размер фокусной перетяжки определяет поперечное пространственное разрешение оптоакустической модальности микроскопа.
Зондирующий ультразвуковой импульс, сгенерированный принимающей светопоглощающей поверхностью 4 сферически фокусируемого акустического датчика 3 одновременно с оптоакустическим сигналом внутри исследуемой биоткани 9, распространяется сквозь иммерсионную камеру 6 и проникает в исследуемую биоткань 9, отражаясь от акустических неоднородностей внутри исследуемой биоткани 9. Отраженный внутренней структурой исследуемой биоткани 9 акустический сигнал проходит через иммерсионную камеру 6 и регистрируется принимающей светопоглощающей поверхностью 4. При этом размер фокусной перетяжки также определяет поперечное пространственное разрешение ультразвуковой модальности микроскопа. Вследствие слабого рассеяния ультразвука биотканями ультразвуковая модальность микроскопа позволяет получать более высокое поперечное пространственное разрешение по сравнению с оптоакустической модальностью.
Возможность совместной регистрации оптических, оптоакустических и ультразвуковых сигналов обеспечивается наличием слоя согласующей жидкости, заполняющей иммерсионную камеру 6, выполняющего роль линии задержки регистрируемых принимающей светопоглощающей поверхностью 4 сферически фокусируемого акустического датчика 3 сигналов, возникновение которых обусловлено различными механизмами (ультразвуковой сигнал принимается с задержкой по времени относительно оптоакустического, а оптоакустический сигнал принимается с задержкой по времени относительно оптического). В результате, оптический сигнал измеряется в момент лазерной генерации, а ультразвуковой сигнал от фиксированной области исследуемой биоткани 9 оказывается в два раза задержанным по времени относительно момента регистрации оптоакустического сигнала из той же области исследуемой биоткани 9).
Зарегистрированные принимающей светопоглощающей поверхностью 4 сферически фокусируемого акустического датчика 3 оптический, оптоакустический и ультразвуковый А-сканы поступают через аналогово-цифровой преобразователь 7 на внешний персональный компьютер 8 и обрабатываются. А-сканами называются временные развертки сигналов, пришедших на сферически фокусируемый акустический датчик 3 после однократного лазерного импульса, позволяющие разрешить распределение светорассеивающих, светопоглощающих и звукоотражающих неоднородностей на глубине зондирования. Для получения серии из следующих трех А-сканов (оптического, оптоакустического и ультразвукового) система сканирования 5 перемещает сферически фокусируемый акустический датчик 3 в новую точку в плоскости XY. Набор А-сканов, полученный при последовательном помещении сферически фокусируемого акустического датчика 3 в точки, расположенные вдоль одной из осей (X или Y), позволяет сформировать двумерное изображение исследуемой биоткани 9, называемое В-сканом. При сканировании исследуемой биоткани 9 вдоль осей X и Y удается сформировать трехмерный массив данных. Пример визуализации такого трехмерного массива данных, полученной проекцией максимальных значений трехмерного массива данных на плоскость наблюдения XY, приведен на фиг. 2.
На фиг. 2 слева сверху (случай а) приведена прижизненная фотография опухоли, на которой отмечены контуры узла, кровоизлияния, крупные сосуды. На фиг 2 справа сверху (случай б) представлено оптическое изображение с кровоизлияниями опухоли, выделенными пунктиром. На фиг. 2 слева снизу (случай в) представлено оптоакустическое изображение с кровеносными сосудами опухоли, наиболее крупные обозначены стрелками. На фиг. 2 справа снизу (случай г) представлено ультразвуковое изображение с контурами опухолевого узла, обозначенными пунктиром.
Для получения 3В-изображения сферически фокусируемый акустический датчик 3 был помещен в 300×300=90000 независимых пространственных положений внутри квадратной области 7.5×7.5 мм в плоскости XY (фиг. 1). В каждой из 90000 точек, обеспечиваемых системой позиционирования PI Micos М-664, были получены оптический, оптоакустический и ультразвуковой А-сканы. Аналоговые сигналы из фокуса сферически фокусируемого акустического датчика 3 были усилены малошумящим усилителем AD8099, оцифрованы 16-битным GaGe CSE1622 200-МС/с, отфильтрованы цифровым фильтром высоких частот с частотой среза 1 МГц и подвергнуты преобразованию Гильберта. Общее время получения трехмерного массива данных, состоящего из 9000 А-сканов, составило около 10 минут. Была использована длина волны лазера Wedge НВ равная 532 нм, на которой коэффициенты поглощения окисленного и восстановленного гемоглобина совпадают.
В результате применения полезной модели можно осуществлять одновременный функциональный оптический и оптоакустический и структурный ультразвуковой биоимиджинг исследуемых участков биотканей. В результате осуществления оптического и оптоакустического зондирования удается визуализировать пространственные распределения эндогенных (меланин, гемоглобин, липиды, вода) и экзогенных (органические красители, наночастицы, флуоресцентные белки) флуорофоров с пространственным разрешением до 50 мкм на глубине не менее 2 мм. Структурный ультразвуковой биоимиджинг осуществляется одновременно с оптическим и оптоакустическим в результате зондирования ткани высокочастотным (до 50 МГц) ультразвуком. Изображения внутренней структуры биоткани обладают пространственным разрешением до 35 мкм на глубине не менее 2 мм.
Фиг. 2 демонстрирует возможности разработанного тримодального устройства, позволяющего осуществлять прижизненную визуализацию внутренней биологической структуры экспериментальной опухоли. Тогда как методы структурного ультразвукового биоимиджинга давно и широко используются в клинической практике, реализованное в полезной модели комплементарное использование методов функционального оптического и оптоакустического биоимиджинга позволяет предоставлять уникальную информацию о состоянии и функционировании исследуемых органелл, органов и систем органов. Методы оптической и оптоакустической диагностики включают в себя возможности (но не ограничены только ими) измерения локальной оксигенации биотканей, визуализации кровеносного русла, диагностики атеросклеротических изменений в стенках сосудов, высококонтрастной визуализации злокачественных опухолей и сигнальных лимфоузлов. Полезная модель может быть использована для одновременной функциональной и структурной диагностики в биомедицинских исследованиях, связанных с использованием лабораторных животных. Перспективно использование предложенной полезной модели при тримодальной прижизненной диагностике мягких тканей человека.
Таким образом, предлагаемая полезная модель успешно реализует тримодальный оптический, оптоакустический и ультразвуковой биоимиджинг и значительно увеличивает по сравнению с аналогами и прототипом количество получаемой информации о визуализируемой биоткани.