CC BY
130
ОПТИКО-АКУСТИЧЕСКИЙ МЕТОД ДЛЯ ИЗМЕРЕНИЯ РАСПРЕДЕЛЕНИЯ ИНТЕНСИВНОСТИ ЛАЗЕРНОГО ИЗЛУЧЕНИЯ В БИОТКАНЯХ И ИХ ОПТИЧЕСКИХ ХАРАКТЕРИСТИК
Пеливанов И.М., Белов С.А., Барская М.Д., Хохлова Т.Д., Подымова Н.Б., Карабутов А.А.* МГУ, физический факультет, кафедра общей физики и волновых процессов 119991, Москва, Россия *Международный учебно-еаучный лазерный центр МГУ, 119991, Москва, Россия
Разработан оптико-акустический (ОА) метод измерения оптических свойств биологических тканей. Метод основан на регистрации сигналов давления, возбуждаемых в биоткани при поглощении в ней импульсного лазерного излучения. В качестве модельных исследуемых объектов использовано молоко, говяжья печень, свиная печень, говяжья мышечная ткань. Эксперименты проведены в прямой и косвенной схемах регистрации акустических сигналов. Для каждой биологической среды по временному профилю возбуждаемого ОА импульса измерено пространственное распределение интенсивности света и определены оптические характеристики (коэффициент поглощения и приведенный коэффициент рассеяния). Для возбуждения ОА сигналов использовано излучение основной гармоники импульсного Nd:YAG лазера (Л = 1.064 мкм) и одной из гармоник перестраиваемого Ti:Sapphire лазера (Л = 779 нм). Показано, что методика с прямой регистрацией сигналов применима для диагностики биотканей ш^кга, а косвенная схема позволяет определять коэффициент поглощения биоткани в режиме т^гуо при одностороннем доступе к объекту исследования.
1. Введение
В последнее десятилетие лазеры находят все большее распространение в различных задачах диагностики биологических сред и тканей [1]. Привлекательность оптических методов очевидна ввиду неинвазивного характера проводимых исследований. Важное значение среди них имеют томографические методы, такие как: оптическая [2] и оптико-акустическая (ОА) томография [3]. В обоих случаях контраст получаемых изображений определяется различием в коэффициентах поглощения неоднородности (например, злокачественной или доброкачественной опухоли) и окружающей ее ткани.
Биологические ткани в видимом и ближнем ИК диапазонах оптического излучения представляют собой сильно рассеивающие среды. Это обстоятельство существенно снижает возможности томографических систем. Для определения оптимальной длины волны и построения алгоритмов решения обратных задач томографии необходимы априорные данные об оптических свойствах изучаемых тканей.
Большой прогресс в измерении оптических характеристик биологических тканей т-чыо достигнут в последнее время с использованием методов, основанных на регистрации рассеянного назад средой оптического излучения [4]. Несмотря на многочисленные преимущества этих методов, они имеют и недостатки. Основным из них является предположение об однородности среды, используемое в расчетах. Уже в случае двухслойной среды при восстановлении их оптических свойств возникают существенные, практически непреодолимые трудности [5].
ОА метод основан на термооптическом возбуждении акустических сигналов в среде при поглощении в ней импульсного лазерного излучения [6]. В [7] ОА эффект был применен для определения оптических свойств сильнорассеивающих сред по временному профилю возбуждаемого ОА импульса, использовалась так называемая прямая схема регистрации ОА сигналов (лазерное излучение падает на среду с одной стороны, а детектирование акустических импульсов осуществляется с другой). Такая схема имеет ограничения в диагностике т^^о благодаря требованию двустороннего доступа к исследуемому объекту.
С другой стороны, амплитуда возбуждаемого ОА импульса пропорциональна коэффициенту поглощения света. На этом основаны методы ОА томографии и
микроскопии. В [8] косвенная ОА схема уже использовалась для визуализации кровеносной системы в коже мыши и человека.
Цель настоящей работы заключалась в том, чтобы продемонстрировать возможность применения ОА метода с прямой регистрацией ультразвуковых импульсов [7] для прямых измерений in-vitro пространственного распределения интенсивности света в биологических средах и определения их оптических свойств, а также обосновать возможность применения ОА метода с косвенной регистрацией для измерения коэффициента поглощения света в биотканях т-у^о.
2. Исследуемые среды
Все исследуемые биологические объекты: говяжья и свиная печень, говяжья мышечная ткань хранились не более 72 часов после извлечения из живого организма и не поддавались глубоким температурным воздействиям (заморозка, высокотемпературный нагрев). Образцы вырезались размером 3х3 см и толщиной 2 см, которые затем помещались на некоторое время в сосуд с дистиллированной водой. В сосуде путем частичной откачки воздуха создавалось пониженное давление, составлявшее около 0.5 атм. Данная процедура позволяла извлечь из исследуемых биотканей воздушные пузыри. Эксперименты проводилась для нескольких образцов ткани одного вида, но принадлежащих разным животным, а также в пространственно разнесенных частях одного образца. Результаты, представленные в Таблице 1, приведены с учетом статистического усреднения измерений.
3. Оптико-акустический метод
3.1. Прямая схема регистрации
Схематично ОА метод с прямой регистрацией акустических сигналов изображен на рис.1а. Исследуемая среда располагается между прозрачной для лазерного излучения пластиной, через которую производится ее облучение, и поверхностью широкополосного пьезопреобразователя. Этим достигается контролируемая толщина среды и ровность ее поверхностей.
а) (б)
(б) регистрации ультразвуковых сигналов.
Для возбуждения ОА сигналов использовалось излучение основной гармоники (длина волны 1064 нм) импульсного Nd:YAG - лазера с модуляцией добротности и частотой следования импульсов 2 Гц, а так же импульсного Т^аррЫге - лазера на длине волны 779 нм с частотой следования импульсов 50 Гц. Кювета с исследуемой средой накрывалась сверху кварцевым стеклом.
Передний фронт ОА импульса ро (т < 0) повторяет пространственное
распределение источников тепла (см. рис.2а), т.е. пропорционален распределению интенсивности света в среде I(z) [6, 7].
Характерной особенностью распределения I (г) в мутных средах является то, что вследствие многократного рассеяния в приповерхностном слое на расстояниях z тах~ I * (I * - транспортная длина свободного пробега фотона в среде) образуется максимум интенсивности диффузного света [7]. Амплитуда этого максимума может превышать интенсивность падающего излучения в 4-6 раз.
(а)
(б)
р0(т ) (отн. ед.) 1.0 0.8 0.6 0.4 0.2 0.0
• ЛеТ = 4.53 см1 1 ; \ 1
/т У тах
■ 1 1 1 1 1 1
-10
-5
5 10
т (мкс)
1('г) (отн. ед.) 148
55
20
7
3
1
г (мм)
Рис.2. Характерный временной профиль оптико-акустического импульса, зарегистрированного в свиной печени (а); и распределение интенсивности лазерного излучения по глубине среды в свиной печени (б) для двух длин волн лазерного излучения.
Аппроксимируя фронт давления ОА импульса в исследуемой рассевающей
*
среде экспоненциальной зависимостью на расстояниях г > 2 ^ 31 , можно
восстановить коэффициент экстинкции света ¡л^ = ^3лац8 [7]. Положение
максимума г тах =-ттах со ( С0 - скорость звука) пространственного распределения интенсивности света определяется из формы ОА сигнала. Это значение может быть использовано для определения коэффициента поглощения света [7]:
Л а =-0 074Ле# Ц - 362 г maxЛeff ).
г 2
Используя формулу ¡л'з = ¡1^ /3ла, можно рассчитать значение приведенного
коэффициента рассеяния л'8 в исследуемой среде.
На Рис. 2б в логарифмическом масштабе приведен пример пространственного распределения интенсивности лазерного излучения в одной из исследуемых сред, построенный с использованием временных профилей ОА сигналов ро (т < 0) . Сплошные линии на графиках являются экспоненциальными аппроксимациями экспериментальных данных, полученные по методу наименьших квадратов.
3.2. Косвенная схема регистрации
Прямая схема регистрации ОА сигналов, описанная выше, имеет существенный недостаток - она требует двустороннего доступа к объекту исследования. Поэтому ее использование при измерениях \n-vivo в реальных биологических тканях затруднено и возможно только в редких случаях. Гораздо более удобной и перспективной является косвенная схема регистрации ОА импульсов (рис.1б).
В данной схеме лазерное излучение направлялось сбоку на делительный кубик, который изменял направление распространения излучения на 90 градусов.
0
Сверху кубик соприкасался с исследуемой средой, снизу - с пьезоприемником. Кубик изготавливался из двух находящихся в оптическом контакте призматических кварцевых призм треугольного сечения, где на одну из соприкасающихся поверхностей нанесен тонкий металлический слой. Этот металлический слой являлся "акустически тонким", т.е. возбуждаемый в исследуемой среде ОА сигнал проходил его, попадая затем на приемник, не испытывая потерь на отражение.
Сравнивая амплитуду ОА сигнала, возбуждаемого в исследуемой среде, с амплитудой сигнала от среды с известным поглощением света (например, от молока), можно определить неизвестный коэффициент поглощения.
Результаты диагностики поглощения биотканей, полученные по схеме с косвенной регистрацией акустических импульсов, перечислены в Таблице 1.
Таблица 1. Измеренные оптические характеристики исследуемых биотканей
Исследуемая среда Прямая схема Косвенная схема
ßa , см ^ ^ см - ßeff , см - ß, см -
1064 нм 779 нм 1064 нм 779 нм 1064 нм 779 нм 1064 нм 779 нм
Молоко 0.17 ± 0.01 0.041 ± 0.002 17 ± 1 24 ± 1 2.90 ± 0.03 1.71 ± 0.03 ~
Свиная печень 0.170 ± 0.05 0.36 ± 0.04 15 ± 5 18 ± 2 2.8 ± 0.2 4.4 ± 0.3 0.14 ± 0.02 0.44 ± 0.07
Говяжья печень 0.11 ± 0.02 0.63 ± 0.07 23 ± 3 16 ± 2 2.7 ± 0.2 5.5 ± 0.3 0.13 ± 0.02 0.55 ± 0.09
Говяжья мышечная ткань 0.15 ± 0.03 0.08 ± 0.01 12 ± 2 20 ± 3 2.3 ± 0.3 2.2 ± 0.2 0.15 ± 0.03 0.06 ± 0.01
4. Выводы
В настоящей работе ОА методом проведены прямые измерения in-vitro распределения интенсивности лазерного излучения по глубине в биологических средах: молоке, говяжьей и свиной печени, говяжьей мышечной ткани. Исследования проводились для двух длин волн лазерного излучения: 779 нм и 1064 нм. Рассмотрены две геометрии возбуждения и регистрации ОА сигналов. Показано, что прямая схема исследований позволяет определять полный набор оптических характеристик биотканей, а также диагностировать степень их однородности. В косвенной схеме возможно только измерение коэффициента поглощения света, однако она является гораздо более удобной и пригодной для диагностики биологических объектов in-vivo.
1. Berlien H.P. and Mueller G.J. (eds.), Applied Laser Medicine, (Berlin, SpringerVerlag, 2003)
2. Müller G., Chance B., Alfano R. (eds.), Medical Optical Tomography: Functional Imaging and Monitoring, IS11, (Bellingham, SPIE Press, 1993).
3. Karabutov A.A., Savateeva E.V., Oraevsky A.A. LaserPhys., 13, 713 (2003)
4. Tuchin V.V., Tissue Optics: Light Scattering Methods and Instruments for Medical Diagnosis, SPIE Tutorial Texts in Optical Engineering TT38, (Bellingham, WA, 2000).
5. Wang X.J., Milner T.E., de Boer J.F., Zhang Y., Pashley D.H., and Nelson J.S., Appl. Opt, 38, 2092 (1999).
6. Гусев В.Э., Карабутов А.А. Лазерная оптоакустика (М., Наука, 1991)
7. Грашин П.С., Карабутов А.А., Ораевский А.А., Пеливанов И.М., Подымова Н.Б., Саватеева Е.В., Соломатин В.С. Квантовая электроника, 32, 868 (2002).
8. Beard P.C., Zhang E.Z., Cox B.T., Proc. SPIE 5320, 230 (2004)
