Jakie innowacje w technologii OR-PAM umożliwiają szybsze i dokładniejsze obrazowanie mózgu?

Optoakustyczna tomografia (PA) jest nowoczesną technologią obrazowania, która wykorzystuje zarówno światło optyczne, jak i fale ultradźwiękowe do generowania obrazów o wysokiej rozdzielczości w czasie rzeczywistym. Pomimo tego, że tradycyjne systemy PA ograniczają szybkość obrazowania do jednopunktowego skanowania, nowe podejścia z zastosowaniem różnorodnych układów ultradźwiękowych oraz mikrosoczewkowych, znacząco zwiększają tempo i jakość uzyskiwanych obrazów. W tym kontekście, różnorodne systemy OR-PAM (optoakustyczna mikroskopia z zakresu optycznego) pokazują potencjał do uchwycenia szybkich zmian morfologicznych i funkcjonalnych w mózgu, takich jak zwężenie naczyń i hipoksja w trakcie rozprzestrzeniającej się depolaryzacji.

W jednym z przykładów system OR-PAM oparty na heksagonalnym lustrze skanera (HM-OR-PAM) umożliwia szybkie obrazowanie dużych obszarów, dzięki zastosowaniu lustrzanego skanera napędzanego silnikiem DC oraz elementów ultradźwiękowych, które zbierają dane o rozkładzie fali akustycznej. Dzięki takiej konfiguracji, uzyskano możliwość dynamicznego rejestrowania sygnałów z różnych punktów w czasie rzeczywistym, co jest szczególnie przydatne w badaniach nad mózgiem, gdzie szybkie zmiany są kluczowe dla zrozumienia funkcjonowania struktur neuronowych.

W odpowiedzi na ograniczenia w szybkości obrazowania, które są wynikiem tradycyjnego skanowania punktowego, opracowano rozwiązanie polegające na użyciu układu mikrosoczewkowego. Mikrosoczewki pozwalają na jednoczesne optyczne pobudzanie wielu lokalizacji, dzięki czemu obrazowanie może przebiegać równolegle w różnych punktach. Przykładem jest system z mikrosoczewkami umożliwiający obrazowanie o rozdzielczości 10 μm w osi lateralnej. Takie rozwiązanie, zwłaszcza w połączeniu z układami ultradźwiękowymi, pozwala na uzyskanie obrazów objętościowych w krótkim czasie, z minimalizowaniem szumów i poprawą jakości obrazu.

Systemy oparte na macierzach mikrosoczewkowych umożliwiają także uzyskiwanie obrazów histologicznych bez potrzeby stosowania barwników, co pozwala na prowadzenie analiz z większą dokładnością i przy mniejszym ryzyku zakłóceń. W takim przypadku technologia UV-PAM, z wykorzystaniem mikrosoczewki oraz jednowymiarowego układu ultradźwiękowego, umożliwia rejestrację obrazów w wysokiej rozdzielczości, pozwalając na szybkie uzyskanie dużej liczby szczegółów o strukturze tkanek.

Jednym z kluczowych wyzwań, które stoją przed współczesnymi systemami OR-PAM, jest ograniczenie w rozdzielczości przestrzennej. Rozdzielczość jest w dużej mierze determinowana przez układy detekcji akustycznej oraz optycznej. Ograniczenie to zostało częściowo przezwyciężone przez zastosowanie układów relaksacyjnych, takich jak ergodyczne korytarze, które umożliwiają osiągnięcie wyższej rozdzielczości przy jednoczesnym zwiększeniu przepustowości skanowania.

Ergodiczne korytarze, jako medium transmisyjne, umożliwiają równoczesne przetwarzanie sygnałów z różnych punktów przestrzeni, przez co systemy te mogą generować obrazy całych obszarów w krótszym czasie, a przy tym bez potrzeby stosowania drogich i skomplikowanych matryc ultradźwiękowych. Zastosowanie tego rozwiązania w połączeniu z tradycyjnymi układami mikrosoczewkowym pozwala na osiąganie optymalnej jakości obrazu w krótkim czasie, co jest nieocenione w przypadku systemów obrazowania in vivo.

Podobnie, jakość obrazów PA można poprawić dzięki zastosowaniu kontrastów optoakustycznych. W przypadku kontrastów endogennych, wykorzystujących naturalne właściwości absorpcyjne biomolekuł, takie jak hemoglobina czy melanin, technologia OR-PAM pozwala na uzyskiwanie szczegółowych obrazów bez konieczności stosowania dodatkowych substancji chemicznych. Jednak w przypadkach, gdy natura tkanek nie pozwala na uzyskanie wystarczającej różnicy w absorpcji, stosuje się kontrasty egzogenne, takie jak nanocząstki złota, polimery czy nanostruktury węglowe, które pozwalają na precyzyjniejsze obrazowanie, zwłaszcza w kontekście diagnozowania chorób nowotworowych.

Zatem, w kontekście najnowszych osiągnięć w technologii OR-PAM, istotnym zagadnieniem staje się dalszy rozwój zarówno sprzętu, jak i oprogramowania umożliwiającego uzyskanie obrazów w czasie rzeczywistym, z wysoką rozdzielczością i bez konieczności stosowania inwazyjnych technik diagnostycznych. W przyszłości, technologie te mogą stanowić podstawę do szerokiego zastosowania w precyzyjnej diagnostyce, pozwalając na wykrywanie zmian patologicznych na bardzo wczesnym etapie.

Jak wykorzystanie spektroskopii fotoakustycznej (PA) w ocenie mikrostruktury i funkcji metabolicznych tkanki kostnej może zrewolucjonizować diagnostykę osteoporozy?

Nowe podejście umożliwia uzyskanie oryginalnych danych na temat tkanki kostnej w jak najszerszym zakresie, maksymalizując penetrację w obrębie kości, a także umożliwiając obrazowanie strukturalne kości oraz analizę metabolizmu, obejmującą m.in. zawartość minerałów, tłuszczów, poziom tlenu w krwi i inne wskaźniki. Wyniki badań klinicznych potwierdzają, że technologia ta pozwala na równoczesną ocenę chemicznych zmian molekularnych związanych z mikrostrukturą kości oraz funkcjonowaniem metabolicznym, oferując nową drogę diagnozowania chorób degeneracyjnych i metabolicznych układu kostnego.

Jeden z kluczowych aspektów tej technologii polega na rozwiązaniu problemu "nieliniowego zabarwienia widma" w złożonych mediach warstwowych. Zjawisko to, wynikające z różnic w tłumieniu światła na różnych długościach fal w tkankach biologicznych, negatywnie wpływa na dokładność analizy danych spektroskopowych. Tradycyjne metody, oparte na empirycznych wartościach tłumienia światła, nie mogą sprostać wyzwaniom związanym z indywidualnymi różnicami w strukturze i grubości tkanki kostnej, które zmieniają się znacznie w zależności od osoby. W odpowiedzi na to wyzwanie, zaproponowano nową metodę adaptacyjnego odwracania spektroskopii PA, która pozwala na ekstrakcję charakterystycznych informacji o tłumieniu światła, bez potrzeby wcześniejszego określania wartości tłumienia. Zastosowanie tej techniki znacznie zwiększa dokładność analizy oraz poprawia wydajność w identyfikowaniu molekularnych procesów zachodzących w kości.

Omawiana metoda pozwala także na eliminację problemów związanych z tradycyjnymi, uproszczonymi technikami analizy, oferując większą uniwersalność oraz odporność na zmienne warunki kliniczne. Dzięki takiemu podejściu możliwe staje się bardziej precyzyjne obrazowanie absorpcji światła w kościach i uzyskiwanie informacji nie tylko o strukturze, ale i o biochemicznych procesach w obrębie układu kostnego. Wyniki uzyskane dzięki tej metodzie pozwalają na lepsze zrozumienie zaburzeń metabolicznych, które towarzyszą takim chorobom jak osteoporoza.

Badania nad wykorzystaniem PA w diagnostyce kostnej, szczególnie w kontekście osteoporozy, nie tylko oferują nową jakość w diagnozowaniu chorób kości, ale również stwarzają ogromne możliwości w zakresie monitorowania postępu leczenia, co może wpłynąć na poprawę jakości życia pacjentów. Kluczowe znaczenie ma tu nie tylko rozwój technologii wykorzystywanych do obrazowania kości, ale również integracja tych metod z szerszymi systemami diagnostycznymi, co pozwoli na bardziej kompleksową ocenę stanu zdrowia pacjenta.

Należy jednak pamiętać, że rozwój tej technologii wciąż wymaga dalszych badań, szczególnie w zakresie doskonalenia metod wykrywania i analizy sygnałów w złożonych tkankach kości. Powszechne zastosowanie PA w medycynie klinicznej wciąż napotyka na trudności związane z potrzebą poprawy dokładności, minimalizowania wpływu różnych zjawisk fizycznych (takich jak rozpraszanie i tłumienie światła) oraz integracji tych metod z tradycyjnymi technologiami diagnostycznymi. W dłuższej perspektywie jednak, postęp w tym obszarze ma potencjał, by znacząco wpłynąć na efektywność diagnostyki i leczenia chorób układu kostnego.

Jak działa generacja sygnałów fotoakustycznych w warunkach stresu i termicznych ograniczeń?

Efektywna generacja sygnałów fotoakustycznych zależy od szeregu kluczowych parametrów, w tym od warunków ekscytacji w ograniczeniu stresowym. W przypadku takich układów jak naczynia krwionośne lub nanocząstki złota, które pochłaniają światło, obszar, w którym światło jest pochłaniane, odgrywa zasadniczą rolę w generowaniu sygnałów. Ważne jest, aby rozróżnić strefę, gdzie światło jest pochłaniane, od tej, którą oświetlamy. Jeśli struktura pochłaniająca światło jest rozpoznawalna, na przykład naczynia krwionośne, wtedy jej rozmiar może być traktowany jako wymiar absorbera. W sytuacji, w której absorber jest jednorodny lub jego struktura jest nierozpoznawalna, na przykład w przypadku rozwiązania atramentu, możemy przyjąć jako wymiar absorbera stałą dezintegracji energii optycznej.

W przypadku, gdy mamy do czynienia z sytuacją, w której obie te opcje są stosowane, wartość dc (dekadencyjna) przyjmuje wartość mniejszego z tych dwóch wymiarów – mniejszego między wymiarem struktury a stałą dezintegracji. Gdy światło jest absorbowane przez tkankę, region pod wpływem ciepła zaczyna ulegać rozszerzeniu objętościowemu. Zmiana objętości w ogrzewanym obszarze, jak opisano w równaniu (2.3), jest funkcją kilku parametrów, w tym kompresyjności izotermicznej oraz współczynnika rozszerzalności objętościowej.

Jeśli czas trwania impulsu lasera jest krótszy niż zarówno czas relaksacji termicznej, jak i czas relaksacji stresu, wtedy mówimy, że ekscytacja jest w stanie termicznego i stresowego ograniczenia (tp ≪ τth oraz tp ≪ τs). W takim przypadku można zaniedbać zmiany objętości. Początkowy wzrost ciśnienia (p0) w wyniku tego procesu można uzyskać z równania (2.4). Wzrost temperatury lokalnej jest opisywany równaniem (2.5), gdzie ηth oznacza procent światła przekształcanego w ciepło, Ae oznacza specyficzną absorpcję energii optycznej, a CV to pojemność cieplna przy stałej objętości.

Po zastąpieniu równań (2.6) do (2.5), otrzymujemy równanie (2.6). Przez zdefiniowanie bezwymiarowego parametru Gruneisena (2.7), możemy uzyskać wyrażenie (2.8). Wartość Ae jest proporcjonalna do lokalnej fluencji optycznej F. W związku z tym równanie (2.8) przyjmuje postać (2.9), gdzie μa to współczynnik absorpcji optycznej. Parametry Γ oraz ηth są zależne od typu tkanki, ale zwykle przyjmuje się je jako stałe. W wyniku tego początkowy wzrost ciśnienia p0 jest proporcjonalny do μa oraz F.

Problemy pojawiają się, gdy nie znamy dokładnej fluencji wewnątrz tkanki, co utrudnia wyznaczenie dokładnej wartości μa. Pomimo, że przyjęto Γ jako stałe, w rzeczywistości zależy ono od kompresyjności izotermicznej, współczynnika rozszerzalności objętościowej, gęstości masy oraz pojemności cieplnej przy stałej objętości tkanki, co prowadzi do zmienności Γ wraz z temperaturą. Wartość Γ można wyrazić za pomocą wzoru (2.10), gdzie υs oznacza prędkość dźwięku, CP to pojemność cieplna przy stałym ciśnieniu, a T to temperatura tkanki.

Po inicjacji przez impuls laserowy następuje generowanie początkowego wzrostu ciśnienia p0, które następnie rozchodzi się w tkance z prędkością dźwięku (vs) jako fala akustyczna. Rozchodzenie się tej fali akustycznej w środowisku beztłuszczowym opisuje ogólne równanie fotoakustyczne w dziedzinie czasu (równanie (2.12)).

W tym przypadku lewa strona równania opisuje propagację fali, a prawa strona przedstawia źródło. Zgodnie z warunkami ograniczenia termicznego możemy zaniedbać przewodnictwo ciepła, co sprawia, że równanie dyfuzji ciepła staje się prostsze, jak pokazano w równaniu (2.14). Współczynnik H, który zależy od specyficznej mocy optycznej, może być opisany w zależności od rodzaju używanego światła i jego fluencji. Równanie (2.15) pozwala obliczyć ciśnienie akustyczne w medium.

Aby efektywnie generować sygnały PA (fotoakustyczne), najczęściej stosuje się impulsy lasera o czasie trwania nanosekundowym, które można przyjąć jako impulsy delta [δ(t)]. Dzięki temu, równanie (2.15) przyjmuje postać, która pozwala obliczyć rozchodzenie się fali ciśnienia w czasie (równanie (2.16)). Rozwiązaniem tego równania w przypadku impulsu delta jest wyrażenie (2.17), które pozwala wyznaczyć ciśnienie w dowolnym punkcie w przestrzeni.

W przypadku ekscytacji delta, ciśnienie początkowe p0 rozchodzi się w postaci fali kulistej, zarówno w kierunku wewnętrznym, jak i zewnętrznym. Sygnał ciśnienia jest rejestrowany przez transduktor ultradźwiękowy na granicy tkanki. Systemy fotoakustyczne różnią się w zależności od źródła i wzorca iluminacji światła, rozmieszczenia detektorów ultradźwiękowych oraz konstrukcji transduktora. Wybór długości fali świetlnej zależy od spektrum absorpcyjnego chromoforu, który jest obrazowany. Dla różnych typów tkanek długość fali jest dostosowywana, aby uzyskać maksymalną efektywność pochłaniania światła.

Systemy obrazowania fotoakustycznego dzielą się na trzy główne kategorie: mikroskopia fotoakustyczna (PAM), endoskopia fotoakustyczna (PAE) oraz tomografia fotoakustyczna (PAT) / tomografia komputerowa fotoakustyczna (PACT). Mikroskopia fotoakustyczna dzieli się na mikroskopię optyczną i akustyczną, w zależności od sposobu pozyskiwania danych. Rozdzielczość w mikroskopii optycznej PAM wynosi od 2 do 5 μm na głębokości 1 mm, podczas gdy w akustycznej rozdzielczość wynosi około 30–50 μm na głębokości 2–10 mm.

Wszystkie te systemy, mimo wysokiej rozdzielczości, mają swoje ograniczenia głębokości obrazowania, które zazwyczaj nie przekracza kilku milimetrów w przypadku mikroskopii, a w przypadku tomografii może wynosić kilka centymetrów.