Бесконтактная фотоакустическая микроскопия (для онкодиагностики и др.)

ВВЕДЕНИЕ
Традиционные методы исследования, такие как оптическая и электронная микроскопия, имеют ряд ограничений. Например, оптические и растровые электронные микроскопы имеют высокое разрешение, но не очень полезны для исследования внутренних областей непрозрачных материалов. Для анализа внутренней структуры изделий электронной техники широко применяются рентген-генотелевизионные микроскопы. Однако при использовании возникают и трудности. На этот раз они связаны с декодированием полученных изображений, а также изучением малоконтрастных объектов. Помимо того, что было сказано для всех перечисленных микроскопических систем, существует общий недостаток: невозможность определения тепловых свойств микроструктур, изучение которых представляет большой интерес, так как дает важную информацию о составе и структуре объектов.
Основное место среди методов неразрушающего контроля занимают акустические. Это связано с разнообразием задач, которые можно решить с вашей помощью. Акустические методы позволяют выявлять дефекты малых размеров (единицы микрон) в металлических и неметаллических материалах, определять размеры изделий, ориентацию и координаты дефектов, выявлять дефекты типа нарушений твердости, разливов, неклеев, трещин, включений, инородных тел и т.д., а также определять физико-механические свойства материала (модуль упругости, коэффициент внутреннего трения, твердость, зернистость и др.). Эти методы обеспечивают высокое разрешение, точность, надежность, производительность и полную безопасность процесса управления. Более 50% всех приборов неразрушающего контроля, производимых в настоящее время в мире, являются акустическими (ультразвуковые детекторы, толщиномеры и физико-механические измерительные приборы).
Для бесконтактного возбуждения и приема акустических колебаний в исследуемых объектах часто используются термооптические и акустические воздействия. Если какая-либо часть твердого тела быстро нагревается, то через некоторое время нагреваются и другие части. Локальный нагрев изделия вызовет термомеханические напряжения и акустические волны, так как тепловое возмущение распространяется гораздо медленнее, чем упругое. В качестве источников нагрева может быть использован любой источник электромагнитного излучения с модуляцией интенсивности: лазерный [1], электронный [2, 3], ионный [4, 5]. Выбор источника нагрева и частоты модуляции определяется свойствами объекта, требуемой мощностью, чувствительностью и разрешающей способностью прибора, размером точки, в которой должно фокусироваться излучение [6-8].
Воздействие электромагнитного излучения на объект приводит к следующим физическим процессам: нагрев поверхности объекта, диффузный нагрев газовой среды, термоэлектрическая деформация и тепловые волны в объекте. Каждый из этих процессов вызывает изменение одного или нескольких параметров объекта или среды, которые могут предоставить информацию о тепловых свойствах. Таким образом, диффузный нагрев газовой среды приводит к изменению давления и скорости преломления газовой среды над зоной нагрева. Регистрация первого параметра-изменения давления-осуществляется с помощью микрофонов различного типа, размещенных в герметичной газовой ячейке вместе с контролируемым объектом [9]. Регистрация второго параметра-изменения показателя преломления газовой среды над зоной нагрева-осуществляется путем отклонения вспомогательного лазера, проходящего над объектом пучка, с помощью интерферометра или координатного детектора (метод Мираж-эффекта) [10, 11].
Изобретение относится к фотоакустической микроскопии. Задача изобретения повторения точности путем устранения погрешностей, связанных с нестабильностью параметров излучателя и преобразователя, достигается путем сравнения записанного сигнала с сигналом, излученным из опорной точки. При выполнении способа пространственная модуляция зондирующего пучка 2 реализуется в одной координате с одновременным вращением вокруг оси 5, перпендикулярной поверхности твердого тела 3 к опорной точке объекта. Формирование каждой линии топограммы ФА осуществляется путем изменения диапазона пространственной модуляции зонда lzgc и начинается с определения опорной точки.
В качестве примера реализации предложенного способа получения топограммы Фа можно использовать обычную схему установки для наблюдения фотоакустического эффекта, пьезоэлектрический метод используется для регистрации сигнала. В качестве источника зондирующего пучка используется не-Ne лазерный луч LG-38 (0,63 мкм), частота модуляции составляет 0,5-e = 2119 Гц. Запись фотоакустического сигнала может осуществляться цилиндрическим преобразователем, свободно закрепленным на пьекерамике. В качестве образца использовалась монокристаллическая Кремниевая пластина Р-типа, поверхность которой химически полирована и механизирована . вращение фотоакустической ячейки, в которой были разделены образец и галогенный преобразователь F5, можно осуществить с помощью специального вращающегося стола марки 02 012 (производство RDA).
Способ получения фотоакустических топограмм из твердого тела заключается в том, что поверхность твердого тела излучает световой пучок, возбуждает акустические волны в твердом теле, выполняет пространственную модуляцию светового пучка, с одновременным растровым сканированием 30 раз луча и получает цепочку фотоакустических топограмм, регистрирует акустические колебания твердого тела в каждой линии и по его интенсивности судит о структуре твердого тела, или TL и h, и обеспечивает, чтобы для повышения точности в твердом теле была выбрана топограмма фотоакустическая. точка отсчета, сканирование луча стержня сделано таким образом, что проход луча P40 к следующему шагу на линии сканирования обменивается с возвращением в фиксированную точку отсчета твердого тела.
Цель данной работы изучить метод лазерной фотоакустической микроскопии в выявлении раковых образований.
Цель работы:
1.Изучить такой раздел работы как «Клиническая фотоакустическая визуализация рака и особенности обоснования медицинской необходимости в изобретении бесконтактной фотоакустической микроскопии».
2.Описать технологию фотоакустической микроскопии.
3.Изучить иностранные и российские патенты.


1. Клиническая фотоакустическая визуализация рака и особенности обоснования медицинской необходимости в изобретении бесконтактной фотоакустической микроскопии
Область медицинской онкологической визуализации претерпевает значительные изменения с появлением методов молекулярной визуализации, которые направлены на более раннее выявление, а также лучшую характеристику и мониторинг рака [1-3]. Несколько типов методов медицинской визуализации оснащены возможностями молекулярной визуализации и прогрессируют в направлении основной диагностики рака [4,5].
Все они имеют схожие проблемы с точки зрения нормативных и компенсационных барьеров для клинического перевода, и в конечном счете, какой метод визуализации добавляет больше ценности к текущему стандарту лечения рака, зависит от его потенциала для глобального принятия. С повышением доступности, доступности и переносимости ультразвуковых аппаратов клиническое ультразвуковое исследование в настоящее время рассматривается министерствами здравоохранения стран с низким и средним уровнем дохода, рядом неправительственных организаций и Всемирной организацией здравоохранения в качестве ценного диагностического инструмента для ограниченных ресурсов [6]. Поэтому технологии, которые могут использовать платформы ультразвуковой визуализации, потенциально могут быть приняты широко и быстрее по сравнению с технологиями визуализации, которые являются капиталоемкими.
Новые методы, такие как ультразвуковая молекулярная визуализация [7-10] и ультразвуковая эластография [11-15], которые в настоящее время доступны в качестве дополнительных функций для ультразвуковых сканеров, показали перспективность раннего и более точного обнаружения рака по сравнению со стандартным анатомическим ультразвуком.
Фотоакустическая визуализация-это гибридный метод, который подвергает ткань воздействию лазера и измеряет оптически индуцированные ультразвуковые сигналы [16,17]. Таким образом, аппаратная унификация клинического ультразвукового сканера с соответствующим лазерным источником по существу приведет к созданию комбинированного ультразвукового и фотоакустического устройства визуализации. В фотоакустической визуализации ткань поглощает импульсный ближний инфракрасный свет и излучает ультразвуковые волны, поскольку она подвергается переходному термоупругому расширению. Фотоакустическое преобразование пропорционально оптическому поглощению, и поэтому отдельные компоненты ткани, которые поглощают свет на разных длинах волн, могут быть избирательно визуализированы с помощью фотоакустической визуализации (спектроскопии).
Например, поскольку ангиогенез является одним из признаков рака [18], спектроскопическая фотоакустическая визуализация может выявить физиологию тканей и помочь обнаружить неоангиогенез на основе различий в поглощении гемоглобина в раковой ткани по сравнению с окружающей нормальной тканью [19]. Кроме того, открытие биомаркеров рака и молекулярных целевых контрастных агентов [20] оптимизирует усилия по более раннему и точному выявлению рака.
Используя молекулярно-целевые контрастные агенты с красителями или агенты с известными свойствами оптического поглощения, можно выполнять молекулярную фотоакустическую визуализацию. Эти физиологические и молекулярные возможности фотоакустической визуализации вызвали значительный интерес в медицинском сообществе визуализации, что привело ко многим публикациям и патентам.
В этом обзоре обсуждается современное состояние современных методов фотоакустической визуализации, которые могут быть переведены в клиническую плоскость, и некоторые ключевые результаты, относящиеся к различным областям применения рака, а также проблемы и возможные решения.
Основы Фотоакустической визуализации
Преобразование света в звук называется фотоакустическим эффектом и впервые было введено Александром Грэмом Беллом в 1880 году [21]. Когда ткань подвергается воздействию импульсов электромагнитного излучения высокой энергии, короткой длительности (наносекунды), таких как лазерный свет, она подвергается оптическому поглощению, которое в свою очередь вызывает локализованный нагрев и быстрое термоупругое расширение, производящее переходные широкополосные ультразвуковые волны (рис. 1). Поскольку эти ультразвуковые (акустические) волны являются результатом оптического (-фото) поглощения ткани, их обычно называют фотоакустическими волнами, а метод восстановления изображений по сигналам, соответствующим этим фотоакустическим волнам, называется фотоакустической (или оптоакустической) визуализацией [22]. Поскольку фотоакустическая визуализация основана на распространении света только в одном направлении, а обнаружение основано на генерации ультразвука, возможно более глубокое проникновение в ткани по сравнению с традиционными методами оптической визуализации. Ультразвуковое рассеяние на два-три порядка слабее, чем оптическое рассеяние в ткани [17], что позволяет глубже визуализировать ткань и, следовательно, дает изображения с высоким пространственным разрешением, представляющие оптическое поглощение ткани. Кроме того, поскольку формирование изображения основано на поглощении ткани, а не на рассеянии, фотоакустические изображения также свободны от спекла, который обычно наблюдается на ультразвуке [23].
С другими очевидными преимуществами, такими как неионизирующее лазерное излучение, доступность и простота интеграции в клинические ультразвуковые сканеры, а также возможность предоставления физиологической информации с использованием эндогенного тканевого контраста, фотоакустическая визуализация может потенциально трансформировать клинический ландшафт визуализации, дополняя существующие методы для улучшения визуализации рака.

INCLUDEPICTURE "https://www.e-ultrasonography.org/upload/thumbnails/usg-16035-f1.gif" \* MERGEFORMATINET
Рис. 1.Принцип фотоакустического эффекта и визуализации.
Когда ткань подвергается действию пульсированного близко ультракрасного лазера, составы ткани как гемоглобин, липид, вода, коллаген, ЕТК. поглощают свет и подвергаются термоупругому расширению, тем самым испуская ультразвуковые сигналы (фотоакустический эффект). Таким образом, ультразвуковой преобразователь может обнаруживать эти лазерно-индуцированные ультразвуковые сигналы (фотоакустические сигналы) и облегчать фотоакустическую (или оптоакустическую) визуализацию. Каждый из этих биопоглотителей может быть нацелен путем облучения ткани на соответствующей доминирующей длине волны поглощения. Таким образом, с помощью перестраиваемого лазера, работающего на соответствующих длинах волн, представляющих интерес, можно получить несколько фотоакустических изображений, которые могут быть спектрально разрешены для оценки состава ткани на основе эндогенного контраста. Например, при оценке оксигенации крови в ткани контраст, полученный с помощью фотоакустической визуализации, потенциально может быть полезен для обнаружения, характеристики и мониторинга.
Типичная биомедицинская фотоакустическая система визуализации состоит из импульсного перестраиваемого лазера на ближней инфракрасной (NIR) длине волны с шириной импульса (<10 наносекунд), флюенсом (20-100 мДж/см2 при 700-1100 Нм) и частотой следования импульсов (PRF; 10 Гц-50 Гц) для получения высококачественных изображений ткани в реальном времени. Диапазон длин волн NIR важен для медицинской визуализации, поскольку оптическое поглощение тканью минимально в этом спектре, что позволяет свету проникать глубже в ткань [24]. Более короткие ширины импульса обеспечивают что стресс и термальные условия удерживания выполнены гарантируя фотоакустическое влияние пока более высокий Флюенс (энергия поставленная в зону блока) производит лучшую глубину воображения и увеличенное поколение фотоакустического сигнала в ткани. Для PRF нет жестких ограничений, за исключением того, что более высокие показатели объясняют более быстрое время визуализации и, следовательно, лучше подходят для клинической применимости.
Как правило, фотоакустические волны, генерируемые событием оптического поглощения, распространяются от источника в виде сферических переходных процессов и могут быть обнаружены с помощью ультразвукового преобразователя, расположенного на расстоянии (над поверхностью кожи). Следовательно, наиболее распространенным и доступным подходом к созданию фотоакустической системы визуализации является модификация клинического ультразвукового сканера путем его интеграции с импульсным NIR-лазером с соответствующим механизмом доставки света для стимуляции ткани и одновременного обнаружения фотоакустических волн [25]. Ключевым моментом является синхронизация времени приема датчика с лазерным излучением для обеспечения точной регистрации и пространственной локализации события поглощения. Поскольку клинический ультразвуковой сканер уже оборудован для ультразвуковой визуализации, Этот подход имеет преимущество в обеспечении одновременной регистрации ультразвуковых B-мод и фотоакустических изображений. Ключевым ограничением, однако, является то, что традиционная матрица ультразвуковых преобразователей может обнаруживать только часть сферических фотоакустических переходных процессов, создающих компромисс в контрасте изображения (рис. 2). Альтернативно, подход, называемый фотоакустической компьютерной томографией [26], может привести к получению большей части сигнала либо путем механического сканирования сфокусированного ультразвукового преобразователя по ткани, либо с использованием преобразователей, расположенных в изогнутой матрице вокруг ткани, в сочетании со схемой восстановления изображения, где фотоакустические сигналы от всех элементов преобразователя фильтруются, проецируются назад и добавляются для формирования окончательного изображения, аналогичного рентгеновской компьютерной томографии. Это позволяет лучше контролировать фотоакустический сбор данных, обеспечивая зависимые от времени радиочастотные (содержащие амплитуду, фазу и частоту) данные, которые могут быть использованы для количественной оценки изображений. Однако фотоакустическая томография часто требует специальной фотоакустической системы визуализации из-за расположения преобразователя, требующего специального оборудования и программного обеспечения для восстановления изображения.
INCLUDEPICTURE "https://www.e-ultrasonography.org/upload/thumbnails/usg-16035-f2.gif" \* MERGEFORMATINET
Рис. 2.Фотоакустические конфигурации изображений.
Лазерный источник и детекторы могут находиться на одной стороне или под углом друг к другу. Однако, чтобы обеспечить обнаружение и визуализацию ультразвуковых сигналов, вызванных лазером, между лазерным лучом и диаграммой направленности детектора должно существовать перекрытие. A. Фотоакустическая визуализация, выполняемая с помощью обычного ультразвукового преобразователя, где преобразователь видит только часть сферического волнового фронта (черные кольца), исходящего от мишени (красный поглотитель в центре колец). Б. Фотоакустический томографический подход, показывающий реконструкцию, подобную рентгеновской компьютерной томографии, где один детектор может быть повернут вокруг цели или массив из нескольких неподвижных детекторных элементов вокруг цели может быть использован. Сигнал, поступающий на каждый детектор, фильтруется обратно-проецируется по дугам окружности в пространственной области, а затем все обратные проекции суммируются для получения окончательного фотоакустического изображения, которое представляет собой пространственное распределение оптического поглощения внутри мишени.
Еще одним решающим шагом с точки зрения применения является выбор длин волн изображения. Оптическое поглощение компонентов ткани дискретно на длинах волн NIR в диапазоне от 700 до 1100 Нм, где возможно проникновение света до нескольких сантиметров [27,28]. Спектроскопическая фотоакустическая визуализация использует несколько длин волн лазерного света для определения относительных концентраций специфических хромофоров в тканях, таких как гемоглобин, липиды, вода, меланин и коллаген среди других [19,29-33]. Эта способность спектрально разрешать относительные количества дезоксигенированного и оксигенированного гемоглобина для определения концентрации гемоглобина и насыщения кислородом, например [34], была основой для нескольких исследований, направленных на характеристику раковой ткани, которая часто является гипоксической по сравнению с нераковой тканью [35,36]. Помимо визуализации эндогенных поглотителей, спектроскопическая фотоакустическая визуализация была исследована для оценки того, как некоторые экзогенные контрастные агенты, такие как красители [37-41], наночастицы [42,43], углеродные нанотрубки [44], нанодроплеты [45,46], липосомы и полимерные частицы [39], биологически обрабатываются in vivo и способствуют общему улучшению контраста фотоакустического изображения. Эти экзогенные контрастные агенты, конъюгированные или инкапсулированные с подходящими антителами или пептидами и вводимые внутривенно, могут связываться со специфичными для Рака биомаркерами, которые не поглощают свет естественным путем, облегчая фотоакустическую молекулярную визуализацию [47].
Фотоакустическая визуализация рака: клиническое применение
Фотоакустическая визуализация традиционно реализуется с помощью систем, которые могут быть широко классифицированы либо на автономные фотоакустические системы визуализации с линейными / фазированными матричными преобразователями, либо на фотоакустические системы компьютерной томографии, которые обычно используют криволинейные матричные преобразователи и пользовательские блоки сбора данных. Многие из этих систем переходят от первоначального прототипа к более практичному форм-фактору клинических ультразвуковых сканеров с ручными зондами. Обзор отдельных исследований с участием онкологических больных предоставляется, чтобы дать представление о фотоакустических технологиях визуализации / приложениях, которые клинически переводимы, и читателям предлагается обратиться к недавним обзорам для получения дополнительной информации о других приложениях [16,48-52].
Автономные Фотоакустические Системы Визуализации
Фотоакустическая визуализация была исследована несколькими исследователями для визуализации молочной железы в качестве потенциальной альтернативы рентгеновской маммографии, которая является стандартным методом скрининга у американских женщин в возрасте 40 лет и старше [53]

. Таким образом, эти альтернативные маммографии устройства часто разрабатывались в предположении, что система здравоохранения будет охватывать переход от рентгеновской маммографии к методам, которые сопоставимы по стоимости, но добавляют значительную ценность для пациента. Эти фотоакустические маммографические системы обычно имеют смотровой стол пациента с отверстием для подвешивания груди пациента, когда он лежит в положении лежа. А лазер и детектор расположены под смотровым столом с мягко сжатой грудью. Одной из таких систем является фотоакустический маммоскоп, прототип клинической системы, разработанной в Университете Твенте (Энсхеде, Нидерланды) [54]. Эта система использует двумерный круговой блок детектора ультразвука (диаметр 80 мм, 590 элементов, центральная частота 1 МГц) на одной стороне сжатой груди с лазерным воздействием (1,064 нм, 10 мДж/см2) с другой стороны, чтобы облегчить трехмерное (3D) изображение. Результаты недавнего клинического исследования (рис. 3) с 43 пациентами (31 злокачественная опухоль, 2 фиброаденомы, 1 хроническое воспаление, 5 кист и 2 неверных измерения) сообщили о визуализации опухолей с высоким контрастом у 30/31 пациента с раком молочной железы (система визуализации молочной железы и данных [BI-RADS] плотность: низкая [1 или 2] у 23 пациентов и высокая [3 или 4] у 8 пациентов), заключив, что контраст фотоакустического изображения не зависит от маммографически оцененной плотности молочной железы в отличие от рентгеновской маммографии [55]. Среднее время сканирования с помощью фотоакустического маммоскопа составило 10 минут при поле зрения 90×80 мм2. На основании субъективного опроса 30 пациентов, участвовавших в исследовании, 25 пациентов указали на свое предпочтение фотоакустической маммографии по сравнению с рентгеновской маммографией с точки зрения комфорта. После формальной оценки технологии фотоакустического маммоскопа [56], фотоакустическая визуализация была дополнительно определена как наиболее перспективная альтернатива комбинированному использованию рентгеновской маммографии и ультразвукового исследования для ранней диагностики рака молочной железы.

INCLUDEPICTURE "https://www.e-ultrasonography.org/upload/thumbnails/usg-16035-f3.gif" \* MERGEFORMATINET

Рис. 3.Визуализация груди с помощью фотоакустического микроскопа.
Фотоакустические изображения накладывались на рентгеновские маммограммы, чтобы показать повреждения, обнаруженные на обеих модальностях. Реконструированный 3D фотоакустический объем, охватывающий каждый интересующий очаг, также показан здесь. Инфильтративное поражение протоковой карциномы (ИДК) было обнаружено на рентгеновском и фотоакустическом изображении у 79-летнего пациента (А-С) и 69-летнего пациента (Д-Ф) соответственно. Муцинозная карцинома (МК) была обнаружена у 83-летнего пациента (G-I), в то время как инфильтрирующая дольковая карцинома (ILC) была обнаружена у 65-летнего пациента (J-L). Очаги поражения были ко-локализованы на фотоакустических изображениях относительно рентгеновских маммограмм и визуализировались на глубинах более 20 мм с хорошим контрастом на фотоакустических изображениях. PXX указывает идентификатор пациента в исследовании. Воспроизведено из Heijblom M et al. Eur Radiol 2016, http://dx.doi.org/10.1007/s00330-016-4240-7 [55], согласно Creative Comm.
Еще одна автономная фотоакустическая система визуализации (Canon Inc., Токио, Япония), представленный Китаем и др. [57] в принципе аналогичен фотоакустическому маммоскопу, где пациент лежит в положении лежа на смотровом столе с грудью, подвешенной через прямоугольное отверстие (17 см×18 см) и слегка сжатой между двумя пластинами краниокаудально под столом. Лазерная доставка (4 длины волны: 756 Нм, 797 Нм, 825 Нм и 1,064 Нм) на грудь достигается через обе пластины (двойное освещение), в то время как прямоугольная детекторная матрица (15×23 элементов, 1 МГц) соединена с каудальной пластиной для облегчения сканирования 30 мм×46 мм за 45 секунд. С помощью этой системы было выполнено изображение 42 пораженных молочных желез от 40 пациенток, которые также прошли маммографию, магнитно-резонансную томографию, ультразвуковое исследование и в конечном итоге операцию на молочной железе [58]. Гистологически 39/42 очага были признаны злокачественными, причем 33 из них классифицировались как инвазивные формы рака молочной железы, а 3/42-как доброкачественные. Из 39 злокачественных образований 29 (74,4%) были идентифицированы как микрососудистые с использованием фотоакустической визуализации. Среднее насыщение кислородом также рассчитывали в опухолях молочной железы для каждого пациента путем обработки многоволновых изображений, и все измеренные повреждения показали более низкие уровни насыщения кислородом по сравнению с окружающими сосудами (Р<0,001) в пределах целевой груди, а также нормальной контралатеральной груди (Р=0,001).
Ким и др. [59] исследовали использование фотоакустической визуализации для обнаружения микрокальцинаций молочной железы в качестве альтернативы маммографии, избегая радиационного воздействия. Двадцать один биопсию ядер из 16 пациентов: 11 ядер с микрокальцинатов из 11 пациентов с подозрением на злокачественное новообразование при маммографии и 10 ядер без микрокальцинатов из пяти пациентов с морфологически подтвержденной фиброаденома, были оценены, используя свои специально разработанные системные фотоакустическая томография. Образцы биопсийного ядра замачивали в физиологическом растворе в течение примерно 6 часов, чтобы смыть кровь, и визуализировали с помощью их системы (двухволновый лазер: 700 Нм и 800 Нм, 7 наносекунд, 10 Гц; детектор: линейная матрица 7 МГц, сканированная вдоль направления возвышения для получения 3D-данных) с целью спектрального усиления сигнала, полученного от микрокальцификаций. Было выдвинуто предположение, что микрокальцификации показывают сигнал с максимальной амплитудой при 700 Нм и уменьшенной или уменьшенной амплитудой при 800 Нм, в то время как эта разница, как ожидается, будет менее выраженной в немикрокальцификациях. Основываясь на соотношении между сигналами при 700 Нм и сигналами при 800 Нм, 10/11 образцов, содержащих микрокальцификации (медианное отношение, 2,46), и 8/10 образцов без микрокальцификаций (медианное отношение, 1,10) были правильно идентифицированы с их системой (Р=0,006), при оценке результатов маммографии образцов.
Применение фотоакустической визуализации для характеристики повреждений кожи было исследовано Favazza et al. [60] с использованием автономной фотоакустической микроскопической системы, которая состояла из лазера на красителе (570 Нм и 700 Нм, 500 Гц) и одноэлементного ультразвукового преобразователя 50 МГц (V214-BB-RM, Panametrics Inc., Waltham, MA, USA), подключенный к моторизованному этапу перевода. Когда система была использована для сканирования предплечья добровольца, она смогла отличить доброкачественный меланоцитарный невус (родинку) от окружающих кровеносных сосудов. Для получения трехмерного объемного изображения области 6 мм×4 мм с невусом потребовалось 5-10 минут, так как система сканировала с шагом 20 мкм в горизонтальном и вертикальном направлениях. На фотоакустических снимках размеры невуса были измерены как 262-270 мкм толщиной, 2,64-2,66 мм шириной и расположены на глубине 135-140 мкм ниже поверхности кожи, что сопоставимо с гистологическими измерениями, демонстрирующими потенциал фотоакустической визуализации в обнаружении повреждений кожи.
Урологические и эндокринологические применения фотоакустической визуализации были исследованы Dogra et al. [61] с использованием автономной фотоакустической системы визуализации, которая может достигать фокусировки в реальном времени с помощью акустической линзы вместо традиционных электронных методов фокусировки. Сообщалось, что система использует перестраиваемый импульсный лазер (760 Нм, 850 Нм, 930 Нм и 970 Нм) для спектроскопической визуализации и линейную ультразвуковую матрицу (32 элемента, 5 МГц) в сочетании с блоком сбора данных, который способен получать объемные изображения в 3D. Время сканирования оценивалось в 5 минут для получения изображения площадью 45 мм×45 мм. С помощью этой системы исследовательская группа провела два независимых исследования ex vivo с участием пациентов с раком предстательной железы и щитовидной железы. В исследовании простаты 42 грубо срезанных образца простаты были получены сразу после простатэктомии от 30 пациентов с подтвержденным биопсией раком предстательной железы [62]. При спектроскопическом разложении восстанавливались фотоакустические изображения нормальной, доброкачественной гиперплазии предстательной железы (ДГПЖ) и злокачественных образований, указывающих на присутствие дезоксигемоглобина, оксигемоглобина, липидов и воды. При корреляции с гистопатологией, результаты показали, что система была в состоянии идентифицировать 13/16 злокачественных и 25/26 незлокачественных (ДГПЖ и нормальное сочетание) образцов предстательной железы на основе подписи дезоксигемоглобина. Кроме того, достоверные различия в средних значениях интенсивности дезоксигемоглобина и липидов отмечались между злокачественной и нормальной предстательной железой. Аналогично, наблюдались существенные различия в средней интенсивности дезоксигемолгобина между злокачественной предстательной железой и ДГПЖ, в то время как статистически значимой разницы между ДГПЖ и нормальной тканью предстательной железы не наблюдалось. В целом, когда ДГПЖ и нормальная ткань предстательной железы рассматривались вместе как незлокачественная простата, статистически значимая разница в средней интенсивности дезоксигемоглобина была обнаружена между злокачественной и незлокачественной тканью предстательной железы. В исследовании щитовидной железы [63] спектроскопическая фотоакустическая визуализация была выполнена сразу после резекции 88 поражений щитовидной железы (13 злокачественных и 75 доброкачественных), полученных от 50 пациентов, которым была выполнена полная или частичная тиреоидэктомия. При проведении аналогичного анализа для исследования простаты на этом наборе данных было отмечено увеличение средней интенсивности фотоакустического сигнала деоксигемоглобина в злокачественной ткани щитовидной железы по сравнению с доброкачественной тканью щитовидной железы. Чувствительность и специфичность при дифференцировке злокачественной и незлокачественной ткани щитовидной железы составили 69,2% и 96,9% соответственно.
Аналогично, Aguirre et al. [64]исследовали гинекологические применения фотоакустической визуализации с их специально разработанной фотоакустической системой визуализации. Эта система включала в себя импульсный перестраиваемый лазер (740 Нм, 12 наносекунд, 15 Гц) и 1,75-мерную матрицу датчиков (5 МГц) и была использована для проведения исследования ex vivo на 33 человеческих яичниках, извлеченных из пациентов, перенесших оофорэктомию. Результаты их исследования показали, что можно дифференцировать нормальные постменопаузальные и злокачественные постменопаузальные яичники с чувствительностью и специфичностью 83% и 83% соответственно. Для клинической пользы, модернизированная система более поздно была введена исследователями [65,66] используя лазер (750 nm, 20 наносекунд, 15 Hz) и доработанный коммерчески трансвагинальный зонд ультразвука (6 MHz) для того чтобы приспособить кабели оптического волокна которые могут поставить лазер на завязи через зонд. Тем не менее, исследование in vivo с участием пациентов с раком яичников до сих пор не сообщается.
Рак шейки матки является еще одним приложением, которое было исследовано Peng et al. [67] ВОЗ использовала фотоакустическую систему визуализации (532 нм лазер, подаваемый через оптическое волокно с размером пятна 1 мм) с фокусированным датчиком 10 МГц для обнаружения сигнала. Исследование in vitro проводилось на замороженных образцах биопсии шейки матки (размером 3-6 мм), собранных у 30 пациентов, которым проводился кольпоскопический скрининг шейки матки. Каждый замороженный образец делили на две половины, каждую из которых оценивали с помощью фотоакустической визуализации и гистопатологии (рис. 4). Каждый замороженный образец, состоящий из нормальной ткани и очага поражения, помещали в цилиндрический агаровый Фантом на глубину 5 мм от поверхности для имитации оптических свойств шейки матки человека и визуализировали с помощью системы. Гистологическое исследование подтвердило наличие 1/30 цервикальной интраэпителиальной неоплазии (CIN) 2, 6/30 CIN3, 12/30 рака шейки матки (CC) 1, 10/30 CC2 и 1/30 CC3 образцов (CIN, CC). После корреляции с гистопатологией, фотоакустические изображения показали повышенное среднее оптическое поглощение в поражениях шейки матки по сравнению с нормальными образцами ткани шейки матки. Кроме того, наблюдалось монотонное увеличение среднего оптического поглощения с тяжестью поражения, что давало корреляцию 94% между стадией КК и средним оптическим поглощением..
INCLUDEPICTURE "https://www.e-ultrasonography.org/upload/thumbnails/usg-16035-f4.gif" \* MERGEFORMATINET
Рис. 4.Фотоакустическая визуализация шейки матки человека ex vivo .
Каждый замороженный образец ткани шейки матки, состоящий из нормальной ткани и очага поражения, помещали в цилиндрический Фантом агара. Гистопатологические изображения, показывающие нормальную ткань шейки матки (а) и поражение шейки матки (Б). Фотографии грубых образцов тканей, внедренных в агар, показывающие нормальную ткань сверху и поражение снизу (с). Соответствующие фотоакустические изображения (D), показывающие интенсивность сигнала, пропорциональную стадии поражения. Нормальная ткань отмечена зеленым цветом, а поражение шейки матки-красным. Шкала гистологических изображений составляет 0,1 мм, а для фотографий и фотоакустических изображений-1 мм. CIN-цервикальная интраэпителиальная неоплазия; CC-рак шейки матки. Перепечатано из Peng K et al. Biomed Opt Express 2015;6: 135-143 [67], с разрешения оптического общества Америки
Фотоакустические Системы Компьютерной Томографии
Используя метод фотоакустической компьютерной томографии, Ермилов и др. [68] разработали систему, называемую лазерной Оптоакустической системой визуализации (LOIS-64), которая использует кольцевую матрицу детекторов (64 элемента), расположенных в полусферической чашке, в которой подвешена грудь пациента. Система использует лазер NIR (755 nm, 10 mJ / cm2), и изготовленные на заказ прием и систему обработки изображения для того чтобы включить томографию. Результаты клинического исследования с участием 27 пациентов показали, что 18/20 подтвержденных биопсией злокачественных образований, ранее предполагавшихся на рентгеновской маммографии и УЗИ, были визуализированы LOIS-64 [68].
Аналогичная система была разработана Kruger et al. [69], который состоит из одобренного управлением по контролю за продуктами и лекарствами (FDA) лазера с длиной волны 756 Нм и смотрового стола с круговой апертурой, состоящего из полусферического массива спирально расположенных ультразвуковых детекторов (512 круговых элементов, 2 МГц). О возможности клинической визуализации молочной железы с помощью этой системы с использованием фотоакустической компьютерной томографии сообщили четыре здоровые пациентки. Время сканирования с этой системой составляло от 12 секунд до 3,2 минут в зависимости от активного спирального размера детектора в диапазоне от 24 мм до 96 мм.
Помимо применения визуализации молочной железы, Исследование ex vivo лимфатических узлов, собранных у пациентов с меланомой кожи, которые также подверглись лимфаденэктомии, было сообщено о стадии меланомы [70]. В фотоакустической компьютерной томографической системе использовалась нисходящая лазерная схема доставки (720 Нм, 760 Нм, 800 Нм, 850 Нм и 12 мДж/см2) с образцом между ними, а визуализация осуществлялась вращением криволинейной ультразвуковой матрицы (32 элемента, 6,25 МГц) вокруг образца. Время приема с этой системой было сообщено как 4 минуты на длину волны, в течение которой было получено 18 проекций каждого лимфатического узла для восстановления окончательного изображения. Результаты исследования лимфатических узлов ex vivo, резецированных у одного пациента, показали, что их система способна обнаруживать сильную интенсивность фотоакустического сигнала по всему лимфатическому узлу, что было подтверждено как меланома с помощью гистопатологической оценки.
Аналогичное, но более масштабное исследование на 148 сторожевых лимфатических узлах (СЛН), вырезанных у 65 пациентов, было проведено с использованием мультиспектральной оптоакустической томографии (MSOT) inVision 128 system (iThera Medical GmbH, Мюнхен, Германия), коммерчески доступной доклинической системы для выявления метастазов меланомы [71]. 3D мультиспектральное изображение выполнялось на 10 длинах волн от 700 до 880 Нм (PRF 10 Гц, усредненных по 25 лазерным импульсам) с использованием дугообразной (270o) матрицы преобразователей (5 МГц, 128 элементов). Из 148 SLNs 77 SLNs показали фотоакустический сигнал, соответствующий меланину, причем 34 из них были подтверждены как метастатические гистопатологией (окрашены для Melan A). Другие 71 SLNs не выявили фотоакустического сигнала меланина и были признаны неметастатическими гистологически, что указывает на чувствительность системы 100% и специфичность 62% при обнаружении SLNs.
Фотоакустические Системы Визуализации, Напоминающие Клинические Ультразвуковые Сканеры
Imagio (Сэно, Медицинского Инструмента, Инк., Сан-Антонио, Техас, США) была первой фотоакустической системой визуализации, получившей нормативный допуск (знак CE) и коммерчески доступной в Европе. Imagio-это двухлазерная система (1,064 Нм и 755 Нм), предназначенная для диагностики рака молочной железы и оснащенная портативным коммерческим линейным ультразвуковым массивом (128 элементов, 5 МГц) для сбора данных в реальном времени [72]. В настоящее время эта система проходит валидацию в рамках большого многоцентрового проспективного клинического исследования в Соединенных Штатах, в котором, по оценкам, участвуют 2000 больных раком молочной железы. Промежуточный отчет этого продолжающегося исследования сообщил, что 66 пациентов (37 раковых и 29 доброкачественных поражений, доказанных гистологически) были успешно визуализированы с чувствительностью и специфичностью 100% и 72% -79% соответственно [73,74].
Родственное применение с целью неинвазивного обнаружения SLNs, которые могут помочь определить стадию и степень метастазирования рака молочной железы, было исследовано на клиническом ультразвуковом сканере (iU22, Phillips Healthcare, Andover, MA, USA), модифицированном для фотоакустической визуализации путем включения лазера (667 нм, 10 мДж/см2) и портативной линейной матрицы (от 4 до 8 МГц), позволяющей совместно регистрировать ультразвуковую и фотоакустическую визуализацию [75,76]. Шестнадцать пациенток с патологически подтвержденным раком молочной железы, которым была назначена подмышечная лимфодиссекция, были визуализированы с помощью этой системы для достижения визуализации SLN на основе увеличенного контраста от инъекции метиленового синего. Цель этого исследования состояла в том, чтобы обнаружить SLNs с использованием альтернативного неинвазивного, неионизирующего подхода к традиционной биопсии SLN, инвазивной хирургической процедуре, которая также включает инъекцию радиоактивного коллоида. Всем пациентам метиленовый синий (5 мл, 2 мг/мл) вводили подкожно около ареолы в том же квадранте молочной железы, что и первичная опухоль, и давали дренироваться в течение 5 минут с последующей комбинированной фотоакустической и ультразвуковой визуализацией. После этого у 13 пациентов был установлен небольшой титановый зажим под фотоакустическим наведением для маркировки подозрительных SLNs. После сеанса визуализации пациенты подвергались обычной биопсии SLN с использованием как метиленового синего, так и радиоактивных коллоидных инъекций. Затем SLNs удаляли хирургическим путем и визуализировали с помощью рентгенографии образца с последующим гистопатологическим исследованием (рис. 5). Наличие титанового зажима в образце SLN было подтверждено у 6/13 пациентов, что свидетельствует о возможности фотоакустической визуализации при обнаружении sln, которые могут быть отобраны с использованием минимально инвазивной тонкой игольчатой аспирационной биопсии для определения метастазирования рака молочной железы.
INCLUDEPICTURE "https://www.e-ultrasonography.org/upload/thumbnails/usg-16035-f5.gif" \* MERGEFORMATINET
Рис