RU169745U1

RU169745U1 - Optoacoustic Bioimaging Microscope

Info

Publication number: RU169745U1
Application number: RU2016124856U
Authority: RU
Inventors: Павел Владимирович Субочев; Андрей Викторович Ковальчук; Владимир Иванович Плеханов; Максим Борисович Прудников; Владимир Александрович Воробьев; Роман Владимирович Беляев; Анна Геннадьевна Орлова; Илья Викторович Турчин
Priority date: 2016-06-21
Filing date: 2016-06-21
Publication date: 2017-03-30

Abstract

Оптоакустический микроскоп для биоимиджинга состоит из сферически-фокусируемого акустического датчика с принимающей светопоглощающей поверхностью, систему формирования оптического излучения и систему волоконно-оптической доставки оптического излучения от системы формирования оптического излучения к исследуемой биоткани для возбуждения оптоакустических импульсов в исследуемом участке среды и термоупругой генерации зондирующих ультразвуковых импульсов на принимающей светопоглощающей поверхности сферически-фокусируемого акустического датчика, аналого-цифрового преобразователя, соединенного с выходом фокусируемого акустического датчика и внешним персональным компьютером, приводимой в контакт с принимающей поверхностью фокусируемого акустического датчика и исследуемой биотканью иммерсионной камеры, а также системы сканирования исследуемой биоткани фокусной перетяжкой акустического датчика за счет механического перемещения акустического датчика в сборе с выходами системы доставки оптического излучения внутри неподвижной иммерсионной камеры относительно неподвижной исследуемой биоткани. Устройство позволяет осуществлять тримодальную оптическую, оптоакустическую и ультразвуковую визуализацию биологических тканей одновременно. 2 ил.An optical-acoustic microscope for bioimaging consists of a spherically-focused acoustic sensor with a receiving light-absorbing surface, an optical radiation generation system, and a fiber-optical delivery system for optical radiation from an optical radiation generation system to a biological tissue under investigation for exciting optoacoustic pulses in the studied medium and thermoelastic generation of probe ultrasonic pulses on the receiving light-absorbing surface of a spherically focused focus a sensor, an analog-to-digital converter connected to the output of the focused acoustic sensor and an external personal computer brought into contact with the receiving surface of the focused acoustic sensor and the biological tissue of the immersion chamber being examined, as well as the scanning system of the biological tissue under investigation by the focal constriction of the acoustic sensor due to mechanical movement of the acoustic sensor assembled with the outputs of the optical radiation delivery system inside a fixed immersion chamber includes flax fixed biological tissue under investigation. The device allows for trimodal optical, optoacoustic and ultrasonic visualization of biological tissues simultaneously. 2 ill.

Description

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).The utility model relates to equipment for radiation diagnostics, in particular for imaging biological tissue in vivo. Bioimaging of the studied biological tissue by the proposed device is carried out with the complementary and simultaneous use of three types of visualization - optical, optoacoustic and ultrasonic. Optical imaging consists in probing biological tissue with electromagnetic radiation of the visible and near-IR ranges (VV Tuchin, “Optical Biomedical Diagnostics.” News of Saratov University. New Series. Physics 5.1 (2005) series. Ultrasound imaging - in probing the biological tissue under investigation with acoustic pulses (Powers, Jeff, and Frederick Kremkau. "Medical ultrasound systems." Interface Focus 1.4 (2011): 477-489). Optoacoustic imaging consists in recording ultrasonic waves excited in the test medium upon absorption of pulsed laser radiation by optical inhomogeneities (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.Devices that implement hybrid optical-acoustic methods combine the advantages of optical and ultrasonic devices. In particular, the weak scattering of ultrasound by biological tissues provides devices for optoacoustic bioimaging with a submillimeter resolution at depths from a few millimeters to several centimeters. At the same time, the absorption spectra of endogenous chromophores (hemoglobin, melanin, water, etc.) and exogenous markers (organic dyes, nanoparticles, fluorescent proteins, etc.) allow optical-acoustic imaging with a contrast unattainable by completely acoustic installations.

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.A combination of optical, optoacoustic and ultrasonic (trimodal) imaging in one device opens up interesting possibilities. In this case, complementary information on various heterogeneities in the biological tissue can be obtained.

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.From patent application US20080123083 System and Method for Photoacoustic Guided Diffuse Optical Imaging, a technical solution is known that allows simultaneous optical and optical imaging, in which a laser is used for optical sounding of the medium, an ultrasonic antenna is used to record optical-acoustic signals, and a backscattered optical is recorded radiation an optical detector is used.

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.The disadvantages of the analogue is that, firstly, it does not make it possible to carry out ultrasonic imaging simultaneously with optoacoustic and optical and, secondly, different receiving sensors are used to implement each type of visualization, which complicates the design of the analog device.

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.From the patent application US 20130190595 Laser Optoacoustic Ultrasonic Imaging System (LOUIS) and Methods of Use, a technical solution is known that allows simultaneous optical and ultrasonic imaging, in which a laser is used for optical and acoustic sounding of the medium, the conversion of the probing optical radiation into sounding acoustic radiation is carried out using a light-absorbing element. An ultrasonic antenna is used to record optoacoustic and backscattered acoustic pulses.

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.The disadvantages of the analogue is that, firstly, it does not allow optical imaging at the same time as optoacoustic and ultrasonic and, secondly, the conversion of the probe optical radiation into probe acoustic radiation is carried out using a separately located light-absorbing element, which complicates the design of the device analogue.

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.The closest in design to the proposed utility model is the technical solution taken as a prototype, known from patent RU137459 for the utility model Optoacoustic Microscope for Functional Bioimaging (IPC: А61В 6/00; application: 2013139983/14, priority date 08.29.2013; published 02.20.2014, Bull. No. 5). In this technical solution, an optoacoustic microcop contains a focused acoustic sensor, a system for generating optical radiation, a system for fiber-optic delivery of optical radiation from a system for generating optical radiation to a test biological tissue, a scanning system for a test biological tissue, an analog-to-digital converter connected to the output of the focused acoustic sensor and an external a personal computer brought into contact with the receiving surface of the focused acoustic sensor and investigated biological tissue immersion chamber.

Недостатком является то, что данное устройство адаптировано исключительно для оптоакустической визуализации биологической ткани.The disadvantage is that this device is adapted exclusively for optoacoustic imaging of biological tissue.

Задачей, которую решает предлагаемая полезная модель, является создание тримодального устройства, осуществляющего биоимиджинг посредством одновременной оптической, оптоакустической и ультразвуковой визуализации биологической ткани in vivo.The problem that the proposed utility model solves is the creation of a trimodal device that implements bioimaging through simultaneous optical, optoacoustic and ultrasonic imaging of biological tissue 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.The technical effect of increasing the amount of useful information obtained by visualizing biotissue in vivo is ensured by the fact that the optoacoustic microcope contains a focusable acoustic sensor, an optical radiation generating system, a fiber optic optical radiation delivery system from the optical radiation generating system to the biological tissue under study, a system scanning the biological tissue under study, an analog-to-digital converter connected to the output of the focused acoustic sensor and external a personal computer, brought into contact with the receiving surface of the focused acoustic sensor and the biological tissue under study, an immersion chamber.

Новым является то, что принимающая поверхность сферически фокусируемого акустического датчика выполнена светопоглощающей.New is that the receiving surface of a spherically focused acoustic sensor is made light-absorbing.

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).In the proposed utility model, all signals recorded by the receiving light-absorbing surface of a spherically focused acoustic sensor are acoustic, but they are formally divided into optical, optoacoustic and ultrasonic depending on the mechanism of their occurrence (optical signals characterize the amount of diffuse optical scattering of the probe laser radiation by biological tissue, optical-acoustic characterize the value of the local optical absorption of probing laser radiation biotk Anyuh, ultrasonic signals characterize the magnitude of local acoustic scattering of probing ultrasonic radiation by biological tissue).

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).The probe ultrasonic pulses are excited in the proposed utility model by receiving a light-absorbing surface of a spherically focused acoustic sensor upon absorption of pulsed optical radiation backscattered by the studied biological tissue (a pulsed laser with a tunable wavelength is used as a system for generating optical radiation in the proposed utility model). In this case, back-scattered optical radiation absorbed by a spherically focused acoustic sensor simultaneously performs two functions: it generates a measured optical signal and a probe ultrasonic pulse. The absence in the design of the proposed utility model of a separately performed optical detector significantly facilitates the weight and dimensions of the device (compared to the first analog). Instead, the levels of acoustic signals recorded by the receiving light-absorbing surface of a spherically focused acoustic sensor at the times of laser illumination are used for optical visualization, which allows the utility model to characterize the magnitude of diffuse optical scattering at given points of the studied biological tissue. The use of the same receiving light-absorbing surface of a spherically focused acoustic sensor to generate probing ultrasonic pulses and register optical-acoustic and ultrasonic signals leads to an efficient multiplication of the radiation pattern of the sensor, improving the spatial resolution of the ultrasonic modality of the device (an important difference from the second analogue).

Полезная модель поясняется следующими чертежами:The utility model is illustrated by the following drawings:

на фиг. 1 представлена схема оптоакустического микроскопа для биоимиджинга;in FIG. 1 shows a diagram of an optoacoustic microscope for bioimaging;

на фиг. 2 приведены результаты биоимиджинга опухоли лабораторной крысы с комплементарным использованием трех режимов визуализации и прижизненный фотографический снимок опухоли.in FIG. Figure 2 shows the results of bioimaging of a laboratory rat tumor with the complementary use of three imaging modes and intravital photographic image of the tumor.

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.The proposed optoacoustic microscope for bioimaging includes (see Fig. 1) a system for generating optical radiation 1, which is used as a pulsed laser with a tunable wavelength; a system for fiber optic delivery of optical radiation 2 to the studied biological tissue 9 in the form of a fiber optic bundle; surrounded by the outputs of the fiber optic bundle fixed around it, a spherically focused acoustic sensor 3 with a receiving light-absorbing surface 4; a scanning system 5 of the investigated biological tissue 9 with a spherically focused acoustic sensor 3 with a receiving light-absorbing surface 4; immersion chamber 6 with matching fluid in direct contact with the receiving light-absorbing surface 4 and the investigated biological tissue 9; an analog-to-digital converter 7 connected to the output of a spherically focused acoustic sensor 3 and an external personal computer 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.The proposed trimodal device operates as follows. The one-time laser pulse generated by the optical radiation generation system 1 passes through an immersion chamber 6 with a matching liquid through a fiber-optic optical delivery system 2 and enters the test biological tissue 9, illuminating a certain volume of the test biological tissue 9. Part of the optical radiation is scattered by the test biological tissue 9, passes through the immersion chamber 6 and gets on the receiving light-absorbing surface 4 of the focused acoustic sensor 3. As a result, the locale When heated by pulsed optical radiation of the studied biological tissue 9 and the receiving light-absorbing surface 4, thermoelastic generation of ultrasonic pulses is carried out both by the light-absorbing sections of the studied biological tissue 9 and the receiving light-absorbing surface 4 of a spherically focused acoustic sensor 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.The amplitude of the optical signal generated by back-scattered optical radiation on the receiving light-absorbing surface 4 of the spherically focused acoustic sensor 3 characterizes the optical diffuse reflection of the studied biological tissue 9. The spatial resolution of the optical modality of the microscope is characterized by the ability of the receiving light-absorbing surface 4 to pick up optical radiation from the selected directions.

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.The optoacoustic signal (generated inside the studied biological tissue 9 as a result of absorption of pulsed optical radiation) propagates through the studied biological tissue 9 through the immersion chamber 6 and is recorded by the receiving light-absorbing surface 4 of the spherically focused acoustic sensor 3, which is capable of detecting only signals from points inside the studied biological tissue 9, corresponding to the region focus sensor. The size of the focal waist determines the transverse spatial resolution of the optoacoustic modality of the microscope.

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.The probe ultrasonic pulse generated by the receiving light-absorbing surface 4 of the spherically focused acoustic sensor 3 simultaneously with the optoacoustic signal inside the studied biological tissue 9 propagates through the immersion chamber 6 and penetrates into the studied biological tissue 9, reflecting from acoustic inhomogeneities inside the studied biological tissue 9. Reflected by the internal structure 9 of the studied biological tissue 9. the acoustic signal passes through the immersion chamber 6 and is recorded by the receiving light-absorbing surface 4. The size of the focal waist also defines a transverse spatial resolution ultrasound modality microscope. Due to the weak scattering of ultrasound by biological tissues, the ultrasonic modality of the microscope allows one to obtain a higher transverse spatial resolution in comparison with the optoacoustic modality.

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).The possibility of joint registration of optical, optoacoustic and ultrasonic signals is provided by the presence of a matching liquid layer filling the immersion chamber 6, which acts as a delay line for the signals recorded by the receiving light-absorbing surface 4 of the spherically focused acoustic sensor 3, the occurrence of which is due to various mechanisms (the ultrasonic signal is received with a time delay with respect to optoacoustic, and the optoacoustic signal is delayed relatively optical). As a result, the optical signal is measured at the time of laser generation, and the ultrasonic signal from a fixed area of the studied biological tissue 9 is twice delayed in time relative to the moment of recording the optoacoustic signal from the same region of the studied biological tissue 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.The optical, optoacoustic and ultrasonic A-scans registered by the receiving light-absorbing surface 4 of the spherically focused acoustic sensor 3 are transmitted through an analog-to-digital converter 7 to an external personal computer 8 and processed. A-scans are called time scans of signals arriving at a spherically focused acoustic sensor 3 after a single laser pulse, allowing resolving the distribution of light-scattering, light-absorbing, and sound-reflecting inhomogeneities at the depth of sounding. To obtain a series of the following three A-scans (optical, optoacoustic and ultrasonic), the scanning system 5 moves the spherically focused acoustic sensor 3 to a new point in the XY plane. A set of A-scans obtained by sequentially placing a spherically focused acoustic sensor 3 at points located along one of the axes (X or Y) allows you to create a two-dimensional image of the studied biological tissue 9, called a B-scan. When scanning the studied biological tissue 9 along the X and Y axes, it is possible to form a three-dimensional data array. An example of visualization of such a three-dimensional data array obtained by projecting the maximum values of the three-dimensional data array onto the observation plane XY is shown in FIG. 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.In FIG. 2, the intravital photograph of the tumor is shown on the upper left (case a), on which the contours of the node, hemorrhages, and large vessels are marked. In Fig. 2, an optical image with a hemorrhage of a tumor highlighted by a dotted line is shown in the upper right (case b). In FIG. 2, the lower left (case c) presents an optoacoustic image with the blood vessels of the tumor, the largest are indicated by arrows. In FIG. 2, the bottom right (case d) shows an ultrasound image with the contours of the tumor node indicated by a dotted line.

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.To obtain a 3B image, a spherically focused acoustic sensor 3 was placed at 300 × 300 = 90,000 independent spatial positions within a 7.5 × 7.5 mm square region in the XY plane (Fig. 1). In each of the 90,000 points provided by the PI Micos M-664 positioning system, optical, optoacoustic and ultrasonic A-scans were obtained. The analog signals from the focus of the spherically focused acoustic sensor 3 were amplified by a low-noise amplifier AD8099, digitized with a 16-bit GaGe CSE1622 200-MS / s, filtered by a high-pass digital filter with a cut-off frequency of 1 MHz and subjected to a Hilbert transform. The total time for obtaining a three-dimensional array of data, consisting of 9000 A-scans, was about 10 minutes. A Wedge HB laser wavelength of 532 nm was used, at which the absorption coefficients of oxidized and reduced hemoglobin coincide.

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.As a result of the application of the utility model, it is possible to carry out simultaneous functional optical and optoacoustic and structural ultrasonic bioimaging of the studied areas of biological tissues. As a result of optical and optoacoustic sensing, it is possible to visualize the spatial distributions of endogenous (organic dye, hemoglobin, lipids, water) and exogenous (organic dyes, nanoparticles, fluorescent proteins) fluorophores with a spatial resolution of up to 50 μm at a depth of at least 2 mm. Structural ultrasonic bioimaging is carried out simultaneously with optical and optoacoustic as a result of probing tissue with high-frequency (up to 50 MHz) ultrasound. Images of the internal structure of biological tissue have a spatial resolution of up to 35 μm at a depth of at least 2 mm.

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.FIG. 2 shows the capabilities of the developed trimodal device that allows for intravital imaging of the internal biological structure of the experimental tumor. While structural ultrasonic bioimaging methods have long been widely used in clinical practice, the complementary use of functional optical and optoacoustic bioimaging methods implemented in the utility model allows us to provide unique information about the state and functioning of the studied organelles, organs and organ systems. Methods of optical and optoacoustic diagnostics include, but are not limited to, the possibility of measuring local oxygenation of biological tissues, visualizing the bloodstream, diagnosing atherosclerotic changes in the walls of blood vessels, and high-contrast visualization of malignant tumors and signal lymph nodes. The utility model can be used for simultaneous functional and structural diagnostics in biomedical research related to the use of laboratory animals. It is promising to use the proposed utility model for trimodal intravital diagnosis of human soft tissues.

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.Thus, the proposed utility model successfully implements trimodal optical, optoacoustic and ultrasonic bioimaging and significantly increases the amount of information obtained on the visualized biological tissue compared to analogues and prototype.

Claims

An optical-acoustic microscope for bioimaging, comprising a system for generating optical radiation, a system for fiber-optic delivery of optical radiation to a test biological tissue, a scanning system for a test biological tissue, and a focusable acoustic sensor configured to transmit a signal to an external PC and placed with the possibility of contact of its receiving surface with a matching layer fluid immersion chamber, characterized in that the receiving surface of a spherically focused acoustic sensor in polyene light absorbing.