Лазеры и волоконная оптика в биомедицинских исследованиях

114Гл. 2. Распространение света в биологических тканях

2.4.2.Диффузионная оптическая томография

2.4.2.1.Вводные замечания. Длинноволновая видимая и ближняя ИК-область спектра оказываются предпочтительными и в диффузионной оптической томографии (ДОТ). Основная задача томографии состоит в локализации и получении двухили трехмерных изображений макронеоднородностей в биоткани (опухоли, гематомы и пр.). При этом в оптической томографии возможна как прямая, так и косвенная локализация опухоли. Прямая осуществляется за счет обнаружения локальных изменений оптических параметров самой ткани (поглощение и рассеяние), а косвенная — за счет визуализации локальных метаболических процессов или скорости кровотока [5, 12, 13, 30–32, 163]. Визуализация метаболических процессов, включая скорость

ираспределение кровотока и лимфотока в ткани, имеет прямое отношение к так называемой функциональной томографии, что является существенным достоинством оптического метода, поскольку в рамках одного метода можно получить информацию о структуре ткани и ее функционировании [5, 12, 13, 30–32, 163, 362, 510, 511, 577]. В настоящее время развивается несколько направлений оптической томографии, включая томографические системы и алгоритмы диффузионной томографии, основанные на регистрации обратно рассеянного непрерывного излучения на разных длинах волн и по разным направлениям, использовании группы выделенных (прямо прошедших или диффузно рассеянных) фотонов при облучении объекта импульсами света сверхкороткой длительности, или регистрации волн фотонной плотности; методы, основанные на использовании когерентных и поляризационных свойств оптического излучения, а также принципов конфокальной и нелинейной микроскопии [1, 3, 12, 13, 15, 16, 18–21, 27–33, 41, 120, 121, 125, 162, 175, 183, 509–511, 576, 578–651].

Физические принципы методов диффузионной оптической томографии и некоторые примеры их применения в медицинской диагностике представлены в предыдущих разделах главы. Далее рассмотрим эти методы более подробно.

2.4.2.2.Томография непрерывного излучения. Данный метод диффузионной оптической томографии (ДОТ) основан на измерениях интенсивности диффузно рассеянного излучения при различных положениях источника непрерывного излучения

идетектора. Распределение интенсивности в точках детектирования для заданных положений источника может быть получено путем решения стационарного уравнения диффузии (2.6) с соответствующими граничными условиями либо, если это необходимо, с использованием более точного численного моделирования методом Монте-Карло на основе уравнения ТПИ (2.1). Визуализация структуры объекта

сводится к нахождению распределений µa(r) в результате решения обратной задачи диффузии излучения по измеренным в конечном числе точек значениям интенсивности. Первые попытки получения изображений биообъектов с использованием этого подхода датируются 1984–1991 гг. (см. [120, 121, 511]), но, поскольку диффузный характер распространения излучения затруднял получение изображений неоднородностей с приемлемым для медицинской диагностики пространственным разрешением

иконтрастом, то дальнейший прогресс ДОТ был связан в основном с развитием модуляционных методов.

Тем не менее, в настоящее время метод ДОТ с использованием непрерывного излучения в диапазоне длин волн 650–1200 нм широко используется для функциональной диагностики и визуализации различных тканей и органов. Несомненное достоинство данного метода — простота реализации диагностических устройств, не требующих применения быстродействующих источников и приемников излучения, а также высокочастотных устройств обработки сигналов. Одно из известных применений данного метода в лабораторной и клинической практике — это мониторинг активности коры головного мозга человека. В этом случае не требуется высокое

пространственное разрешение, визуализация активности осуществляется по степени оксигенации ткани (крови) путем измерения поглощения зондирующего излучения на нескольких длинах волн [12, 13, 30–32, 327, 511, 576, 578, 602, 639, 648–650]. В [578] описана система визуализации, в которой источники излучения (лампы накаливания) и приемники (кремниевые фотодиоды) объединены в блок размером 9 × 4 см. В блоке используются 9 источников и 8 детекторов, объединенных попарно. В каждой паре осуществляется детектирование рассеянного излучения на длинах волн 760 и 850 нм c помощью интерференционных фильтров с полушириной пропускания λf = 9 нм. Используются также системы с ПЗС-камерой в качестве детектора рассеянного излучения, которые позволяют осуществлять визуализацию неоднородностей в сильно рассеивающей среде на глубине до 1,5 см для длины волны зондирования 633 нм (см. [120, 121]). Разработаны быстродействующие алгоритмы реконструкции квазитрехмерных изображений оптических неоднородностей.

Если в ходе регистрации последовательности оптических изображений производится механическое воздействие на молочную железу, то такой метод можно отнести к оптомеханическим методами диагностики. Примером является динамическая оптическая маммография (DOBI — Dynamic optical breast imaging) [651], когда производится небольшая компрессия молочной железы под давлением около 10 мм рт. ст. При этом изменяются скорость кровотока и кровенаполнение тканей в области компрессии. Показано, что в условиях компрессии оптические свойства участков тканей, различающихся скоростью микроциркуляции, кровенаполнением, величиной интерстициального давления и скоростью потребления кислорода, изменяются по-разному. Это позволяет отличать нормальные и патологические ткани, что может использоваться в диагностике рака.

Основные промышленные и экспериментальные визуализаторы биотканей представлены в табл. 2.2–2.4 [600, 622–630, 651]. Благодаря простоте реализации и малой стоимости компонентов подавляющее большинство устройств использует непрерывное излучение.

2.4.2.3. Импульсная томография. На рис. 2.9, а иллюстрируется принцип зондирования рассеивающих сред короткими световыми импульсами, реализуемый в импульсной томографии [1, 3, 12, 13, 30–32, 64, 489, 491, 498, 500, 501, 503, 505, 509–511, 523, 579–600, 631–636, 644–647]. При детектировании излучения, прошедшего через объект в направлении зондирующего пучка, импульсу диффузно рассеянного излучения предшествует баллистический предвестник, обусловленный нерассеянной составляющей и задержанный по отношению к моменту прихода зондирующего импульса в рассеивающую среду на время tb ≈ L/c (L — толщина рассеивающей среды в направлении распространения зондирующего излучения). Амплитуда баллистического предвестника при зондировании протяженных объектов (например, головного мозга) существенно меньше амплитуды импульса, соответствующего диффузно рассеянной составляющей. В частности, для типичных значений коэффициента

t= µs + µa ≈ 10–100 см−1 для длин волн в окне прозрачности

ипри L ≈ 20 см нерассеянная составляющая будет практически недетектируемой, величиной порядка 10−90–10−900 от интенсивности зондирующего импульса, что существенно ограничивает возможность использования баллистических фотонов для получения изображений для объемных тканей. Однако при небольшой толщине ткани, на уровне 0,1–1 см, баллистические фотоны могут быть зарегистрированы

ииспользованы для построения изображений. Форма импульса, соответствующего диффузно рассеянной составляющей, определяется функцией плотности вероятности оптических путей фотонов s, ρ(s), для заданных условий освещения и детекти-

Рис. 2.9. Иллюстрация импульсного метода зондирования при исследовании «на просвет» (tb и td — времена запаздывания баллистической и диффузной составляющих прошедшего излучения) (а); формы импульсов диффузно отраженного излучения для модели зондирования полубесконечной рассеивающей среды локализованным источником при детектировании

ния при зондировании полубесконечной среды коротким импульсом, поступающим в среду от локализованного источника (например, от оптического волокна), рассчитанные в соответствии с диффузионным приближением. Кривые на рис. 2.9, б соответствуют детектированию обратно рассеянного излучения детектором с малой площадью, расположенным на различных расстояниях от источника, кривая на рис. 2.9, в — детектированию рассеянного излучения со всей поверхности среды; величина R(t) = I(t)/I0 может быть интерпретирована как зависящий от времени коэффициент диффузного отражения среды. Измерения характеристик импульса диффузно рассеянного излучения могут использоваться для определения оптических характеристик биотканей как рассеивающих сред.

Реконструкция томографических изображений биотканей может быть реализована путем детектирования как баллистической составляющей прошедшего излучения,

так и диффузно рассеянной составляющей. Выбор метода зондирования накладывает определенные ограничения на характеристики используемых источников и приемников. При детектировании баллистической составляющей реализуется принцип абсорбционной томографии, заключающийся в формировании последовательности «теневых» проекций структуры исследуемого объекта. Яркость получаемого изображения в данной точке определяется интегральным поглощением прошедшей через объект нерассеянной составляющей вдоль выбранного направления. Это позволяет осуществлять реконструкцию изображений с использованием традиционных методов абсорбционной томографии на основе преобразования Радона.

При практической реализации данного метода предъявляются высокие требования к источникам и приемникам излучения. Выделение баллистического предвестника требует стробирования детектируемого сигнала с временным окном, согласованным с длительностью зондирующего импульса. При увеличении ширины окна возрастает вероятность вклада в детектируемый сигнал рассеянных составляющих, распространяющихся преимущественно вдоль направления зондирующего пучка. Это приводит к снижению контраста формируемого изображения объекта. Стробирование баллистического предвестника необходимо осуществлять временным окном шириной порядка (µsc)−1, т. е. порядка времени распространения света между двумя последовательными актами рассеяния. Оценка ширины окна с использованием типичных значений µs для биотканей в окне прозрачности дает величину порядка 1 пс. В работах [579–581] проведены исследования возможности разделения баллистической и диффузной составляющих прошедшего излучения; в частности, найдено соотношение между характеристиками среды и параметрами зондирующего импульса [580], позволяющее получить реально наблюдаемую бимодальную форму детектируемого импульса, первый всплеск которого соответствует нерассеянной составляющей (см. рис. 2.9, а).

Другое обстоятельство, играющее важную роль при построении томографических систем на основе детектирования первопришедших фотонов, — это необходимость детектирования импульсов очень малой амплитуды. Данная проблема решается путем применения быстродействующих ФЭУ в режиме счета фотонов с последующей корреляционной обработкой последовательности фотоотсчетов. При значительной оптической толщине объектов и биологически безопасных плотностях энергии зондирующих импульсов это приводит к необходимости накопления большого числа реализаций детектируемого сигнала.

Дискриминация диффузной составляющей с целью выделения баллистического предвестника может быть осуществлена как с помощью электронных средств, так и с использованием оптических эффектов. В частности, возможно использование интерференции между нерассеянной составляющей и специально сформированным опорным пучком, в том числе и в нелинейных оптических средах [396, 582, 583]. В работе [393] рассмотрено применение метода гетеродинной интерферометрии для детектирования баллистической составляющей. Дополнительные возможности для увеличения отношения сигнал/шум при выделении нерассеянной компоненты дает поляризационная дискриминация (фильтрация) детектируемого излучения, поскольку при зондировании линейно поляризованным излучением состояние поляризации баллистического компонента соответствуют состоянию поляризации зондирующего излучения, а диффузная составляющая практически полностью деполяризована [27, 164, 584].

Другим подходом к оптическому стробированию баллистического предвестника является использование управляемых светом оптических затворов на эффекте Керра. Впервые подобный метод был использован в работе [499]. На образце биоткани in vitro, содержащим аномальную область с высоким значением µs, которая состояла из

раковых клеток, было показано, что детектирование первопришедших фотонов позволяет получить более контрастные проекции томографируемого объекта по сравнению со случаем детектирования диффузной составляющей. Вместо или в дополнение к оптическому стробированию, можно также использовать селективное усиление баллистического предвестника (например, на основе эффекта комбинационного рассеяния [585, 586] или параметрического преобразования света [587]).

Импульсный метод зондирования на основе детектирования диффузной составляющей также может быть использован для получения томографических изображений биотканей. Подобная возможность была впервые продемонстрирована в работе [588]. В данном случае к оптической схеме импульсного томографа не предъявляются столь высокие требования по временному разрешению и чувствительности, поскольку длительность импульса диффузной составляющей может достигать сотен пикосекунд, а его амплитуда на несколько порядков больше амплитуды баллистического предвестника. Основные проблемы при использовании данного подхода связаны с разработкой алгоритмов реконструкции изображений по измеренным в различных точках функциям импульсного отклика системы источник–объект–приемник. Процедура реконструкции включает следующие основные этапы:

1)разбиение исследуемого объекта на набор конечных элементов и задание исходных значений µa и µ′s для каждого элемента;

2)выбор оптимальной конфигурации нахождения источников и приемников на поверхности объекта, позволяющей осуществлять зондирование всех элементов;

3)измерение функции импульсного отклика для каждого положения;

4)вычисление функции импульсного отклика для каждого положения, исходя из заданных значений µa и µ′s для каждого элемента объекта;

5)сравнение вычисленных и измеренных функций импульсного отклика

и (при необходимости) коррекция исходного набора значений µa и µ′s.

Этапы 4) и 5) повторяют до получения минимального отклонения вычисленных значений функции импульсного отклика от измеренных значений. При вычислении функций импульсного отклика могут быть использованы подходы, основанные на численном решении нестационарного уравнения диффузии, или на основе моделирования методом Монте-Карло. В последние два десятилетия было разработано большое число эффективных алгоритмов решения обратной задачи импульсной ДОТ, включая вычислительные схемы на основе инверсного метода Монте-Карло [509–511].

Вкачестве источников излучения в импульсных системах применяются диодные лазеры, излучающие в диапазоне 600–1500 нм пикосекундные импульсы ( 50 пс) при энергии порядка 10 пДж, твердотельные лазеры в режиме модуляции добротности (широко используется титан-сапфировый лазер, перестраиваемый в диапазоне 690–980 нм), а также лазеры на красителях. Приемниками служат лавинные фотодиоды, ФЭУ и электронно-оптические преобразователи с усилителями яркости (стрик-камеры) [1, 3, 30–32, 509–511].

Внастоящее время в мировой практике существует общепринятый подход к разработке подобных систем, определяющий основные принципы их построения: многоканальная, как правило волоконно-оптическая, система ввода зондирующего из-

лучения в исследуемый объект; несколько источников зондирующего излучения с различными длинами волн и многоканальная система сбора и детектирования рассеянного излучения [1, 3, 13, 30–32].

В одной из таких систем, излучение, генерируемое тремя диодными лазерами, через оптический демультиплексор последовательно поступает в 64 точки ввода, равномерно распределенные на поверхности объекта [589]. Подключение источника

излучения к соответствующей точке ввода осуществляется с помощью коммутатора 1 × 64. Рассеянное излучение детектируется одновременно 64 приемниками (ФЭУ в режиме счета фотонов). Последовательности фотоотсчетов подвергаются одновременной корреляционной обработке по каждому из 64 каналов. Время получения изображения объекта, восстанавливаемого по набору из 63 × 64 реализаций детектируемых сигналов, составляет приблизительно 30 мин.

В импульсной томографической системе, описанной в [510, 590], также использован принцип многоканального зондирования и детектирования. Источником служит титан-сапфировый лазер, что позволяет увеличить энергию зондирующих импульсов по сравнению с диодными лазерами одновременно с возможностью перестройки в широком спектральном диапазоне. Лазерное излучение через волоконно-оптичес- кий переключатель и 32 световода доставляется к объекту. Регистрация рассеянного света осуществляется системой детектирования из 32 волоконно-оптических жгутов

имногоанодных микроканальных ФЭУ. Суммарное время накопления информации при реконструкции изображения составляет приблизительно 10–20 мин и определяется временем сбора данных для каждого из положений источника излучения

ивременем переключения каналов осветительной системы. В результате испытаний были выявлены следующие проблемы, типичные для импульсных многоканальных систем: необходимость учета различий в задержках при распространении зондирующего импульса по световодам от источника к объекту и от объекта к фотодетекторам; наличие временных дрейфов (для разработанного образца — приблизительно 5 пс/ч) даже в случае длительного (10-часового) прогрева оборудования; межканальная интерференция измеряемых сигналов; наличие отражений от торцов световодов, искажающих детектируемые импульсы.

После сбора данных осуществляется восстановление изображения в виде пространственного распределения коэффициентов поглощения и рассеяния с помощью пакета программ TOAST (time-resolved optical absorption and scattering tomography — оптическая томография поглощения и рассеяния с временным разрешением) [591].

Фактором, существенно ограничивающим применение импульсной ДОТ в реальном времени, является характер зондирования объекта — цикл последовательных переключений источника между световодами, осуществляющими доставку излучения к различным участкам объекта. В [510] описан несколько иной принцип импульсного зондирования, который заключается в использовании осветительной системы, состоящей из световодов различной длины. Длина световодов подобрана так, чтобы обеспечить заданную задержку при распространении импульсов в соседних волокнах (порядка 25 пс). При засветке световодов объект зондируется последовательностью импульсов с заданной задержкой, и в детектируемой каждым детектором последовательности импульсов рассеянного излучения положение каждого импульса соответствует определенной паре источник–детектор. В качестве источников использованы лазеры на красителях с длинами волн 750 и 820 нм, накачиваемые азотным лазером. Длительность зондирующих импульсов составляла 500 пс при частоте следования 40 МГц. Отметим, что при зондировании сильно рассеивающих объектов время реконструкции изображения увеличивается за счет необходимости накопления достаточного количества реализаций детектируемых сигналов.

В1995–1996 годах фирмами IDS (США) и Philips (Голландия) были выпущены промышленные образцы импульсных систем для диагностики рака молочной железы [510]. В томографе фирмы IDS используется титан-сапфировый лазер в режиме модуляции добротности, а детектирование прошедшего через объект света осуществляется с помощью матрицы лавинных фотодиодов. В процессе клинических испытаний данной системы были выявлены технические проблемы, связанные

с нестабильностью лазерного излучения и потерями в волоконных световодах. Фирма Philips также закрыла свой проект по выпуску импульсного оптического томографа.

Тем не менее, есть данные об успешном клиническом применении импульсных систем для диагностики рака молочной железы, томографии мозга новорожденных и исследования патофизиологии мышечной ткани при физических упражнениях [510, 590, 592–600, 631–636] (см. табл. 2.2–2.4). На рис. 2.10 и 2.11 показан типичный внешний вид клинической многоканальной импульсной томографической системы и проиллюстрирован характер получаемых оптических изображений в сравнении с магнитнорезонансным и рентгеновским изображениями.

Рис. 2.10. Типичная многоканальная оптическая импульсная томографическая система: а — волоконно-оптическая система, обеспечивающая передачу оптических сигналов источник–де- тектор, организованная в виде трех взаимосвязанных кольцевых рамок с посадочными местами для волокон; кольцевые рамки обеспечивают оптический контакт торцов световодов с поверхностью молочный железы пациента; б — аппаратура и положение пациентки в момент

исследования [592]

Перспективы развития импульсной ДОТ связаны с совершенствованием элементной базы (появление надежных и недорогих быстродействующих источников и приемников, увеличение скорости обработки данных вычислительными системами), а также созданием мультифункциональных систем для многофакторного биохимического анализа биотканей в реальном времени.

2.4.2.4. Модуляционная томография. Другой метод ДОТ с разрешением во времени основан на использовании СВЧ-модулированного зондирующего излучения и анализе амплитудно-частотных или амплитудно-фазовых характеристик рассеянного излучения для различных положений источника и приемника относительно объекта и называется частотным или фазовым методом. В случае диффузионного распространения модулированного зондирующего излучения в рассеивающей среде, описываемого уравнением (2.24), в частотной области данное уравнение принимает вид, эквивалентный уравнению Гельмгольца [504, 562]:

где K2 = (iω − cµa)/D, Q(r, ω) = D−1 · Sd(r, ω), а коэффициент диффузии фотонов D определяется соотношением (2.9).

Рассматривая случай распространения излучения в изотропной бесконечной среде от точечного источника, расположенного в точке r = 0 и характеризуемого спектром P (ω), нетрудно получить, что при гармонической модуляции источника P (ω) = PDCδ(ω) + PACδ(ω − ω0) (PDC > PAC) решение уравнения (2.41) имеет вид