Опто-акустическая термометрия биологических тканей: физические принципы, методы и перспективы применения

В условиях современного развития биомедицинской инженерии и медицинской физики, где точность диагностики и эффективность терапии имеют первостепенное значение, неинвазивные методы измерения температуры биологических тканей приобретают особую актуальность. Традиционные подходы часто сталкиваются с ограничениями, связанными с инвазивностью, недостаточным пространственным разрешением или глубиной проникновения. В этом контексте опто-акустическая термометрия выступает как передовое и весьма перспективное направление, синтезирующее преимущества оптических и акустических технологий для получения детализированной информации о температурном состоянии и внутреннем строении биологических объектов.

Этот метод, основанный на уникальном явлении взаимодействия света и звука, позволяет не только измерять температуру, но и визуализировать распределение биомолекул в глубоких тканях, что открывает широкие возможности для диагностики различных патологий и мониторинга терапевтических процессов. Настоящая работа призвана систематизировать и глубоко проанализировать фундаментальные физические принципы, лежащие в основе опто-акустического эффекта, рассмотреть современные методы и инструментальные подходы, а также оценить преимущества, ограничения и клинические перспективы этого инновационного направления. Мы также затронем существующие проблемы и определим векторы дальнейшего развития опто-акустической термометрии, чтобы дать всестороннее представление о ее потенциале в контексте будущих медицинских решений.

Фундаментальные физические принципы опто-акустического эффекта

Опто-акустический эффект (ОАЭ), или фотоакустический эффект (ФАЭ), представляет собой краеугольный камень в области неинвазивной диагностики, поскольку его суть заключается в генерации акустических колебаний в среде при поглощении ею модулированного или импульсного электромагнитного излучения в оптическом диапазоне длин волн, что позволяет методу глубоко проникать в биологические ткани. Когда импульсное лазерное излучение поглощается биологической тканью, происходит быстрый локальный нагрев. Этот нагрев, в свою очередь, вызывает термоупругое расширение, то есть механическое расширение нагретого участка ткани. Это расширение служит источником возбуждения ультразвуковых акустических волн, которые затем распространяются в окружающей среде. Именно эти волны, несущие информацию о внутреннем строении и термическом состоянии ткани, и регистрируются внешними детекторами. Термоакустический эффект (ТАЭ) является аналогом ФАЭ, но использует в качестве источника электромагнитного поля не лазер, а, например, микроволновую антенну, что расширяет спектр применимого излучения.

История открытия и развития

История опто-акустического эффекта начинается задолго до появления лазеров. В 1880/1881 годах Александр Грэм Белл, более известный как изобретатель телефона, впервые наблюдал этот феномен. Он обнаружил, что, если прерывистый луч света направляется на поглощающий материал, материал излучает звук. Это наблюдение стало отправной точкой для изучения взаимодействия света и звука. Однако, несмотря на раннее открытие, ОАЭ оставался академическим курьезом до середины XX века.

Истинный расцвет опто-акустических методов начался лишь после создания лазеров в 1960-х годах. Лазеры предоставили источники высокоинтенсивного, когерентного и монохроматического излучения, что позволило значительно повысить эффективность генерации акустических волн и открыло двери для их применения в различных областях, включая биомедицину. С тех пор метод прошел путь от фундаментальных исследований до создания сложных систем визуализации, способных к глубокому и точному анализу биологических структур.

Механизмы взаимодействия излучения с биотканями

Взаимодействие лазерного излучения с биологическими тканями представляет собой сложный комплекс физических процессов, включающий отражение, многократное рассеивание и, что наиболее важно для опто-акустики, поглощение. Именно поглощение излучения является ключевым фактором, определяющим выраженность последующих фотохимических и фототермических эффектов.

При проникновении лазерного света в ткань часть его отражается от поверхности, часть рассеивается внутри ткани из-за неоднородностей ее структуры (клетки, органеллы, волокна), а часть поглощается хромофорами — специфическими молекулами, способными абсорбировать световую энергию. К таким хромофорам относятся гемоглобин, меланин, вода и другие.

Особое внимание следует уделить роли воды в тканях, так как ее содержание в организме человека достигает 70-80%. Вода является доминирующей поглощающей субстанцией для многих длин волн, особенно для излучения CO₂-лазера (10,6 мкм) и эрбиевого лазера. Например, энергия эрбиевого лазера поглощается водой в 12-15 раз интенсивнее, чем у CO₂-лазерной системы. Это обусловливает преобладание термических эффектов при воздействии данных типов лазеров, делая их особенно эффективными для абляционных процедур, где требуется быстрое и локальное повышение температуры. Глубина проникновения излучения и характер его взаимодействия зависят от длины волны, типа ткани и ее оптических свойств, что делает выбор лазера критически важным для конкретного применения.

Термоупругий механизм генерации акустических волн

Термоупругое расширение является наиболее предпочтительным и универсальным механизмом генерации звука для неразрушающих исследований твердых тел, включая биологические ткани. При воздействии коротких импульсов света (обычно порядка 10 нс) или электромагнитного поля происходит быстрое повышение температуры в объеме, поглотившем энергию. Это мгновенное нагревание приводит к локальному тепловому удару и последующему термоупругому расширению, которое, в свою очередь, возбуждает акустические волны.

Масштабы температурных изменений и их биологические последствия могут варьироваться:

• До 40-50 °C: Стимулируются естественные физиологические процессы в тканях.
• Около 50 °C: Начинается денатурация коллагена, ключевого белка соединительной ткани.
• 60-70 °C: Происходит коагуляция сосудов, что используется, например, для остановки кровотечений.
• 90-100 °C: Наблюдается испарение тканевой жидкости.
• Свыше 100 °C: Возникает абляция (вапоризация), то есть удаление ткани путем ее испарения.
• Около 300 °C: Происходит карбонизация тканей, их обугливание.

Понимание этих пороговых значений позволяет точно контролировать воздействие лазера и выбирать оптимальные параметры для диагностических или терапевтических целей, минимизируя нежелательные повреждения и максимизируя информативность фотоакустического сигнала. Ведь недостаточно просто воздействовать на ткань, важно получить максимально чистый и полезный диагностический результат.

Нелинейные эффекты и их пороговые значения

Помимо термоупругого механизма, при лазерном возбуждении звука могут проявляться и другие, более сложные и зависящие от интенсивности излучения процессы. Эти нелинейные эффекты обычно возникают при значительно более высоких плотностях мощности или энергии и включают:

1. Поверхностное испарение: При достаточной плотности мощности лазерное излучение может вызывать интенсивное испарение поверхностных слоев ткани. Например, для испарения кожи с помощью CO₂-лазера может быть достаточно мощности источника света 4-5 Вт. Этот процесс также генерирует акустические волны, но их природа отличается от термоупругих.
2. Взрывное вскипание: В водонасыщенных тканях и воде непрерывное лазерное излучение или достаточно мощные импульсы могут приводить к термокавитации – образованию и последующему схлопыванию парогазовых пузырьков. Это явление сопровождается генерацией мощных, широкополосных акустических сигналов. Нелинейные процессы начинают преобладать при взаимодействии с биотканями при плотности мощности излучения свыше 10 кВт/см² при длительности импульса 10 нс.
3. Оптический пробой: Это наиболее высокоэнергетический нелинейный эффект, при котором происходит ионизация среды и образование плазмы. Пороговые плотности мощности для оптического пробоя жидкой воды составляют примерно (1,0 ± 0,8) × 10¹¹ Вт/см² для длины волны 1,06 мкм и (3,8 ± 1,0) × 10¹⁰ Вт/см² для 0,69 мкм. Для поликристаллических пластинок при облучении излучением Ho:YAG лазера (2,096 мкм, 25 нс) среднее значение порога оптического пробоя находится в диапазоне от 0,89 ± 0,09 до 1,13 ± 0,09 Дж/см². Эти эффекты, хотя и могут быть использованы в некоторых терапевтических приложениях (например, лазерной хирургии), обычно нежелательны для опто-акустической термометрии, поскольку они могут повредить ткань и исказить диагностическую информацию, поэтому важно работать в режимах, где преобладает термоупругий механизм.

Роль акустических преобразователей

Ключевым звеном в системе опто-акустической термометрии, отвечающим за «слух» установки, являются акустические преобразователи, или детекторы. После того как лазерное излучение вызывает термоупругое расширение и генерацию ультразвуковых волн в ткани, эти волны распространяются до поверхности, где они должны быть зарегистрированы.

Типичные акустические детекторы изготавливаются из пьезоэлектрических материалов. Принцип их работы основан на пьезоэлектрическом эффекте: когда на пьезоэлектрик действует механическое давление (в данном случае, от акустической волны), в нем возникает электрический заряд, который преобразуется в электрический сигнал. Чем сильнее акустическая волна (то есть выше давление), тем больше генерируемый электрический сигнал.

Эти ультразвуковые преобразователи способны регистрировать широкий спектр акустических частот, что позволяет получать детальную информацию о структуре и свойствах ткани. Амплитуда зарегистрированного фотоакустического сигнала линейно зависит от температуры среды, что является фундаментальным принципом, позволяющим неинвазивно измерять внутреннюю температуру с высоким пространственным разрешением и быстрым откликом. Современные преобразователи обладают высокой чувствительностью и способны улавливать даже слабые акустические сигналы, генерируемые в глубоких слоях ткани, что критически важно для получения информативных изображений. Разве не удивительно, что с помощью звука мы можем «видеть» то, что скрыто от глаз?

Методы и инструментальные подходы опто-акустической термометрии

Для успешной реализации опто-акустической термометрии требуется тщательно спроектированная экспериментальная установка, включающая как источники электромагнитного излучения, так и высокочувствительные акустические детекторы. Различные конфигурации и подходы позволяют адаптировать метод для широкого круга биомедицинских задач.

Общая схема экспериментальной установки

Базовая архитектура системы опто-акустической термометрии включает два основных компонента:

1. Источник электромагнитного излучения: Это может быть лазер, генерирующий короткие импульсы света (в случае фотоакустики), или микроволновая антенна, создающая импульсное электромагнитное поле (для термоакустики). Выбор источника определяется глубиной проникновения, типом поглощающих хромофоров и требуемым разрешением. Для работы в оптическом диапазоне, как правило, используются импульсные лазеры с длительностью импульса от 1 до 100 нс, что обеспечивает достаточно быстрое повышение температуры для эффективной генерации акустических волн.
2. Акустические детекторы: Чаще всего это ультразвуковые преобразователи, изготовленные из пьезоэлектрических материалов. Они располагаются вокруг исследуемого объекта и преобразуют акустические волны, приходящие из ткани, в электрические сигналы. Эти сигналы затем усиливаются, оцифровываются и передаются на компьютер для последующей обработки и реконструкции изображения. Количество детекторов и их расположение определяют пространственное разрешение и область обзора системы.

Мультиспектральная оптоакустическая томография (МСОТ)

Мультиспектральная оптоакустическая томография (МСОТ) является одним из наиболее мощных инструментальных подходов в опто-акустической термометрии. Эта технология позволяет не просто измерять температуру, но и получать детализированные изображения распределения различных биомолекул в тканях.

Принцип работы МСОТ заключается в последовательном возбуждении биологической ткани ультракороткими лазерными импульсами на разных длинах волн. Каждый тип светопоглощающих молекул (хромофоров) имеет свой уникальный спектр поглощения. Например, оксигемоглобин (HbO₂) и дезоксигемоглобин (Hb) — два основных эндогенных хромофора крови — поглощают свет по-разному в видимом и ближнем инфракрасном диапазонах. Меланин, липиды и вода также имеют свои характерные спектры поглощения.

Использование различных длин волн излучения позволяет детектировать ультразвуковые волны, испускаемые специфическими светопоглощающими молекулами. Например, для мониторинга гемоглобина в глубоких тканях часто используется длина волны 850 нм. На этой длине волны гемоглобин имеет доминирующий коэффициент оптического поглощения по сравнению с водой и липидами, что обеспечивает глубокое проникновение света и формирование четкого фотоакустического сигнала. Изображения срезов тканей также могут быть получены при длине волны лазера 800 нм. МСОТ может также использовать экзогенные контрастные агенты, что расширяет ее диагностические возможности.

Собирая фотоакустические данные на нескольких длинах волн, а затем применяя вычислительные методы спектральной расшифровки, можно выделить ультразвуковые сигналы, характерные для каждого типа хромофоров. Это позволяет получать отдельные изображения для каждого источника акустических сигналов, эффективно «раскрашивая» ткань по биохимическому составу. Например, фотоакустические изображения, основанные на контрасте оптических абсорбций, позволяют успешно отличать кровь от других биожидкостей.

Разрешающая способность и глубина проникновения

Ключевыми характеристиками любой системы визуализации являются ее разрешающая способность и глубина проникновения. В опто-акустической термометрии эти параметры зависят от конкретного метода и конфигурации установки.

Опто-акустические методы позволяют строить трехмерные карты распределения биомолекул (например, гемоглобина) с высоким разрешением.

• Фотоакустическая микроскопия (ФАМ): В микроскопических режимах ФАМ может достигать впечатляющего пространственного разрешения 1 ± 0,3 мкм. Этого достаточно для четкого изображения отдельных клеток, включая эритроциты, что делает метод незаменимым для исследований на клеточном уровне.
• Мультиспектральная оптоакустическая томография (МСОТ): Для МСОТ-сканеров, используемых в доклинических исследованиях на мелких животных (например, мышах), пространственное разрешение составляет 100-150 мкм. Это позволяет детально визуализировать органы и структуры на уровне тканей.
• Фотоакустическая томография (ФАТ): В целом для ФАТ пространственное разрешение может достигать 0,19 мм в плоскости X-Y и 0,27 мм по оси Z, обеспечивая хорошую детализацию в трехмерном пространстве.

Что касается глубины проникновения, то МСОТ позволяет детектировать меланин в тканях на глубине до 5 см. Это существенно превосходит возможности чисто оптических методов, которые сильно ограничены рассеянием света в глубоких тканях.

Временное разрешение также играет важную роль. Для фотоакустической томографии среднее временное разрешение составляет 330 мс, что ограничено частотой повторения лазера 10 Гц. Для МСОТ получение данных и реконструкция одного изображения занимает менее 100 мс, что позволяет получать мультиспектральные посекционные данные менее чем за 1 секунду.

Помимо биомедицинских применений, лазерный оптико-акустический метод также используется для измерения упругих модулей композиционных материалов. В этом случае, метод основан на измерении фазовых скоростей продольных и сдвиговых акустических волн в спектральном диапазоне 0,2–50 МГц. Толщина исследуемых образцов может составлять от 0,1 до 70 мм, поперечные размеры — от 10 мм, при этом локальность измерений в поперечном направлении составляет 1 мм.

Вычислительные методы и обработка данных

Сырые акустические сигналы, полученные от пьезоэлектрических преобразователей, сами по себе не являются изображением. Для трансформации этих сигналов в информативные карты распределения температуры или биомолекул требуются сложные вычислительные методы и алгоритмы обработки данных.

Ключевым этапом является спектральная расшифровка. Как уже упоминалось, разные хромофоры поглощают свет по-разному на разных длинах волн. Путем анализа амплитуды фотоакустических сигналов, полученных на нескольких длинах волн, и зная спектры поглощения различных биомолекул, можно решить обратную задачу и определить относительную концентрацию каждого хромофора в каждом пикселе изображения. Это позволяет выделить ультразвуковые сигналы от различных светопоглощающих частиц и получить отдельные изображения для каждого источника акустических сигналов.

Математически это часто сводится к решению системы линейных уравнений, где неизвестными являются концентрации хромофоров, а коэффициентами — их известные коэффициенты поглощения на каждой длине волны.

Например, для двух хромофоров (HbO₂ и Hb) и двух длин волн (λ₁, λ₂) амплитуда фотоакустического сигнала (PA) может быть выражена как:

PA(λ1) = k ⋅ (εHbO2(λ1) ⋅ CHbO2 + εHb(λ1) ⋅ CHb)
PA(λ2) = k ⋅ (εHbO2(λ2) ⋅ CHbO2 + εHb(λ2) ⋅ CHb)

Где:

• PA(λ) — амплитуда фотоакустического сигнала на длине волны λ.
• k — константа, зависящая от параметров системы и термоупругих свойств ткани.
• ε_HbO2(λ) и ε_Hb(λ) — коэффициенты поглощения окси- и дезоксигемоглобина на длине волны λ.
• C_HbO2 и C_Hb — концентрации окси- и дезоксигемоглобина, которые нужно определить.

Такие вычислительные методы позволяют не только создавать карты концентраций, но и выполнять реконструкцию 3D-изображений из 2D-срезов, улучшать качество изображения путем фильтрации шумов, корректировать искажения, вызванные рассеянием звука, и проводить количественный анализ распределения биомаркеров. Развитие мощных вычислительных алгоритмов и рост производительности компьютеров играют ключевую роль в прогрессе опто-акустической томографии.

Сравнительный анализ: преимущества и ограничения опто-акустической термометрии

Опто-акустическая термометрия, как и любая другая диагностическая методика, обладает набором уникальных преимуществ и специфических ограничений, которые определяют ее место в арсенале биомедицинской инженерии. Сравнительный анализ с другими неинвазивными методами измерения температуры позволяет глубже понять ее истинную ценность.

Преимущества метода

1. Неинвазивность и безопасность: Опто-акустические методы являются полностью неинвазивными, что минимизирует риски для пациента и повышает комфорт процедуры. Используются неионизирующее излучение (свет или микроволны) и безопасные уровни энергии.
2. Высокое пространственное разрешение: В отличие от других оптических методов, опто-акустическая томография не подвержена сильному воздействию рассеяния фотонов. Это позволяет получать оптические изображения высокого разрешения глубоко залегающих биологических тканей. Пространственное разрешение может достигать 100-150 мкм для МСОТ in vivo на мелких животных, а в микроскопических режимах — 1 ± 0,3 мкм, что достаточно для визуализации клеток.
3. Быстрый отклик и временное разрешение: Амплитуда фотоакустического сигнала линейно зависит от температуры среды, что позволяет измерять внутреннюю температуру с быстрым откликом. Для МСОТ получение данных и реконструкция одного изображения занимает менее 100 мс, а мультиспектральные посекционные данные могут быть получены менее чем за 1 секунду. Это критически важно для мониторинга динамических процессов.
4. Глубокое проникновение: Сочетание оптического возбуждения и акустического детектирования позволяет преодолеть фундаментальное ограничение чисто оптических методов — малую глубину проникновения света в сильно рассеивающие биологические ткани. Опто-акустика обеспечивает значительно большую глубину визуализации (до 5 см для меланина) по сравнению с чисто оптическими методами, сохраняя при этом высокое оптическое разрешение.
5. Дистанционное и бесконтактное возбуждение звука: Метод позволяет дистанционно генерировать широкополосные источники звука с частотным диапазоном от сотен герц до сотен мегагерц, что открывает возможности для различных применений.
6. Функциональная информация: Опто-акустика позволяет визуализировать концентрацию гемоглобина в крови, уровень насыщенности кислородом (sO₂) или степень гипоксии, предоставляя ценную функциональную информацию о физиологическом состоянии тканей.

Сравнение с альтернативными методами

Для более полного понимания места опто-акустической термометрии в медицинской диагностике, целесообразно сравнить ее с другими неинвазивными методами измерения температуры:

Критерий	Опто-акустическая термометрия	Радиотермометрия	МР-термометрия
Принцип работы	Поглощение света/СВЧ, термоупругое расширение, генерация УЗ.	Регистрация собственного теплового радиоизлучения тканей.	Измерение температурной зависимости ЯМР-параметров (например, сдвиг частоты протонов воды).
Глубина проникновения	До 5 см (МСОТ), зависит от длины волны и типа ткани.	Несколько сантиметров, до нескольких десятков сантиметров (зависит от частоты).	Десятки сантиметров, весь объем тела.
Пространственное разрешение	Высокое: от 1 мкм (микроскопия) до 100-150 мкм (томография in vivo).	Низкое: несколько миллиметров или сантиметров.	Среднее: от 1-2 мм до нескольких миллиметров.
Временное разрешение	Высокое: менее 100 мс (МСОТ).	Среднее: от секунд до минут.	Среднее: от секунд до минут.
Точность измерения температуры	Высокая, благодаря линейной зависимости сигнала от температуры.	Умеренная.	Высокая (до 0,1 °C).
Тип информации	Температура, концентрация биомолекул (Hb, HbO2, меланин).	Температура (интегральная или объемная).	Температура, а также структурная и функциональная информация.
Используемое излучение	Неионизирующее (оптическое/СВЧ), ультразвук.	Неионизирующее (радиоволны).	Неионизирующее (магнитное поле, радиоволны).
Применимость	Поверхностные и средние глубины, функциональная визуализация.	Диагностика опухолей, воспалений, мониторинг гипертермии.	Широкий спектр применений, включая онкологию, неврологию, кардиологию.
Стоимость/Сложность	Средняя, быстро развивающаяся.	Относительно низкая.	Высокая, требует дорогостоящего оборудования.

Как видно из таблицы, опто-акустическая термометрия занимает уникальное положение, предлагая лучшее сочетание высокого пространственного разрешения и глубины проникновения по сравнению с чисто оптическими методами, а также предоставляя функциональную информацию, недоступную для радиотермометрии. Она дополняет, а не заменяет такие методы, как МР-термометрия, которая превосходит по глубине, но имеет более низкое пространственное разрешение и значительно выше стоимость.

Ограничения и вызовы

Несмотря на свои очевидные преимущества, опто-акустическая термометрия также сталкивается с определенными ограничениями и вызовами:

1. Ограниченная глубина проникновения терагерцового излучения: Хотя фотоакустические методы преодолевают ограничения оптического рассеяния, при использовании терагерцового (ТГц) излучения (в термоакустических системах) возникает другая проблема. Высокое поглощение ТГц-излучения водой сильно ограничивает его глубину проникновения в ткани. Терагерцовое излучение проникает в содержащие воду ткани человеческого организма всего на десятые доли миллиметра, что объясняется его крайне интенсивным поглощением тканевой водой. Это сужает область применения ТГц-термометрии до поверхностных тканей.
2. Недостаточность стандартной теории термоупругости: В сложных биологических средах, обладающих анизотропией, неоднородностью и внутренними напряжениями, стандартная линейная теория термоупругости может быть недостаточной для корректного описания зависимости фотоакустического сигнала от напряжений. Это указывает на необходимость дальнейших теоретических исследований и разработки более совершенных моделей, учитывающих сложную механику биологических тканей.
3. Артефакты и помехи: Внешние шумы, движения пациента, а также гетерогенность тканей могут приводить к артефактам в изображениях и снижать точность измерений. Разработка алгоритмов подавления шумов и коррекции артефактов остается актуальной задачей.
4. Выбор оптимальных длин волн: Для глубоких тканей требуется использование ближнего инфракрасного диапазона, где поглощение света меньше. Однако это также означает снижение контраста для некоторых биомолекул, что требует компромисса между глубиной и специфичностью.
5. Безопасность лазерного воздействия: Хотя опто-акустика считается неинвазивной, необходимо строго контролировать параметры лазерного излучения, чтобы избежать нежелательных термических повреждений тканей, особенно при использовании высоких плотностей мощности для возбуждения нелинейных эффектов.

Преодоление этих ограничений является ключевым направлением в дальнейшем развитии опто-акустической термометрии, что позволит ей занять еще более прочное место в клинической практике.

Применение и клинические перспективы опто-акустической термометрии

Уникальное сочетание глубины проникновения и высокого разрешения делает опто-акустическую термометрию мощным инструментом для решения широкого спектра задач в медицине и биологии. Ее потенциал распространяется от фундаментальных исследований до создания инновационных диагностических и мониторинговых систем.

Мониторинг биомолекул в глубоких тканях

Одним из наиболее значимых применений опто-акустической термометрии является возможность неинвазивного мониторинга биомолекул в глубоких тканях. Это открывает двери для детальной оценки физиологических и патологических процессов, которые ранее были доступны только инвазивными методами.

• Мониторинг гемоглобина: Опто-акустические методы позволяют отслеживать уровень гемоглобина, как оксигенированного (HbO₂), так и дезоксигенированного (Hb). Это критически важно для оценки перфузии (кровоснабжения) тканей, выявления областей с недостаточным кровотоком (ишемия) или, наоборот, зон накопления крови (гематомы, кровоизлияния). Например, метод позволяет строить трехмерные карты распределения гемоглобина, предоставляя ценную информацию о состоянии сосудистой сети.
• Детекция меланина: МСОТ продемонстрировала способность детектировать меланин в тканях на глубине до 5 см. Меланин является основным пигментом кожи, но также активно синтезируется в меланомах — агрессивных злокачественных опухолях. Возможность неинвазивного детектирования меланина на такой глубине открывает перспективу для ранней диагностики метастазов лимфатических узлов при меланоме, потенциально позволяя избежать инвазивной биопсии.

«Умные пластыри» и носимые устройства

Развитие опто-акустических технологий идет по пути миниатюризации и создания портативных, удобных для пациента решений. Одним из наиболее ярких примеров являются «умные пластыри», интегрирующие фотоакустические датчики.

Эти инновационные пластыри способны считывать уровень гемоглобина и температуру в глубоких тканях человека. Например, уже разработаны прототипы «умных пластырей», которые успешно измеряли температуру и уровень гемоглобина в фантоме, состоящем из бычьей крови, расположенной под слоем свиной ткани толщиной 2 см. Это демонстрирует реальную возможность непрерывного мониторинга жизненно важных параметров на значительной глубине.

«Умные пластыри» могут найти применение в:

• Домашнем мониторинге: Для пациентов с хроническими заболеваниями, требующими регулярного контроля уровня гемоглобина или температуры (например, при анемии, диабетической стопе, онкологических заболеваниях).
• Послеоперационном наблюдении: Для раннего выявления осложнений, таких как внутренние кровотечения или воспаления.
• Спортивной медицине: Для оценки состояния мышц и тканей после нагрузок или травм.

Разработка таких носимых устройств, обеспечивающих высокую глубину проникновения и одинаковую чувствительность, является одним из ключевых направлений дальнейшего развития метода.

Диагностика и терапия

Помимо мониторинга биомолекул, опто-акустическая термометрия имеет значительный потенциал в диагностике различных патологий и контроле эффективности терапевтических процедур.

• Ранняя диагностика заболеваний: Благодаря способности визуализировать сосудистую сеть и метаболические изменения (например, уровень кислорода), метод может использоваться для ранней диагностики онкологических заболеваний, где опухоли часто характеризуются аномальной васкуляризацией и гипоксией. Также он перспективен для выявления воспалительных процессов, атеросклеротических бляшек и других патологий.
• Контроль терапевтических процедур: Опто-акустическая термометрия может использоваться для мониторинга эффективности различных термических терапий. Например:
  • Криотерапия: Контроль глубины и объема замораживания тканей.
  • Лазерная абляция/коагуляция: Точный контроль температурного поля в реальном времени, что позволяет избежать нежелательного повреждения здоровых тканей и обеспечивает полную деструкцию патологического очага.
  • Фотодинамическая терапия: Оценка распределения фотосенсибилизаторов и мониторинг температурных изменений.
• Исследование нервной активности: В перспективе опто-акустические методы могут быть использованы для неинвазивной визуализации нервной активности путем детектирования небольших температурных изменений или изменений в кровотоке, связанных с метаболической активностью нейронов.

Таким образом, опто-акустическая термометрия представляет собой универсальный инструмент, способный революционизировать подходы к диагностике, мониторингу и терапии в различных областях медицины.

Проблемы и направления дальнейшего развития

Несмотря на впечатляющие успехи, опто-акустическая термометрия по-прежнему сталкивается с рядом научных и технологических вызовов, и их преодоление является залогом дальнейшего прогресса и расширения клинического применения метода.

Уточнение теоретических моделей

Как уже отмечалось, стандартная теория термоупругости не всегда адекватно описывает поведение фотоакустического сигнала в сложных биологических средах, особенно при наличии внутренних напряжений, анизотропии или нелинейных эффектов.

• Разработка новых моделей: Необходимы дальнейшие теоретические исследования для создания более совершенных моделей, которые учитывали бы гетерогенность и нелинейные свойства биотканей. Это включает моделирование взаимодействия излучения с многослойными средами, учет термической диффузии и акустического распространения в неоднородных средах.
• Изучение нелинейных процессов: Требуется более глубокое понимание механизмов действия лазерного излучения на биоткань при высоких интенсивностях, особенно в контексте режимов кипения (термокавитации) вблизи оптического волокна. Это позволит точно контролировать терапевтические воздействия и избегать нежелательных побочных эффектов.

Совершенствование аппаратных решений

Аппаратная база опто-акустической термометрии постоянно развивается, но есть ряд ключевых направлений для совершенствования:

• Улучшение лазерных технологий: Разработка более компактных, мощных, энергоэффективных и перестраиваемых по длине волны лазеров является приоритетом. Это позволит расширить спектр поглощающих хромофоров и оптимизировать глубину проникновения.
• Оптимизация параметров излучателей: Актуальной задачей является разработка методик и критериев для оптимизации параметров лазерных излучателей (длительность импульса, частота повторения, плотность энергии) для новых областей применения лазера для обработки биологических тканей. Это обеспечит максимальную эффективность при минимальном риске повреждения.
• Разработка более чувствительных детекторов: Создание ультразвуковых преобразователей с повышенной чувствительностью, более широким частотным диапазоном и улучшенным соотношением сигнал/шум позволит получать более слабые сигналы из глубоких тканей.
• Миниатюризация и портативность: Продолжение исследований сосредоточено на создании более компактных и эффективных устройств, таких как «умные пластыри» и другие носимые устройства, для непрерывного мониторинга биоданных в условиях повседневной жизни. Разрабатываются новые типы «умных пластырей» с пьезоэлектрическими преобразователями, способными обеспечивать высокую глубину проникновения и одинаковую чувствительность для непрерывного считывания уровня гемоглобина и температуры глубоких тканей.

Повышение пространственного разрешения и глубины визуализации

Хотя текущие показатели разрешения и глубины проникновения уже впечатляют, дальнейшее развитие ��аправлено на их улучшение:

• Достижение микрометрового разрешения на больших глубинах: Целью является достижение еще более высокого пространственного разрешения (вплоть до микрометров) на значительных глубинах, что позволит проводить детальную визуализацию на клеточном уровне без инвазивных вмешательств.
• Увеличение глубины проникновения: Увеличение глубины визуализации для более широкого спектра клинических применений требует инноваций в источниках света (например, использование более длинных волн в ближнем инфракрасном диапазоне) и алгоритмах реконструкции, способных компенсировать рассеяние.

Разработка новых методик и областей применения

По мере совершенствования технологии будут открываться новые горизонты применения:

• Мультимодальные подходы: Интеграция опто-акустической термометрии с другими методами визуализации (например, УЗИ, МРТ) может обеспечить синергетический эффект, предоставляя более полную и точную информацию о тканях.
• Тераностика: Развитие тераностики, где диагностика и терапия объединяются в одном подходе, является естественным продолжением. Опто-акустика может использоваться не только для диагностики, но и для контроля доставки и активации наночастиц или лекарственных средств в целевых областях.
• Нейробиология: Потенциал для неинвазивной визуализации нервной активности и метаболических процессов в мозге открывает новые возможности для исследований в нейробиологии и диагностике неврологических заболеваний.

Таким образом, опто-акустическая термометрия находится на пороге значительных прорывов, которые позволят ей стать одним из ведущих инструментов в биомедицинской диагностике и терапии будущего.

Заключение

Опто-акустическая термометрия биологических тканей представляет собой динамично развивающееся и крайне перспективное направление в области биомедицинской инженерии и медицинской физики. Объединяя преимущества оптического контраста и акустической глубины проникновения, этот метод преодолевает фундаментальные ограничения чисто оптических и ультразвуковых подходов, предлагая уникальные возможности для неинвазивного измерения температуры и визуализации биомолекул в глубоких слоях организма.

Настоящая курсовая работа позволила систематизировать и глубоко проанализировать ключевые аспекты опто-акустической термометрии. Мы подробно рассмотрели ее фундаментальные физические принципы, начиная с исторического открытия опто-акустического эффекта Александром Грэмом Беллом и заканчивая детальным описанием термоупругого механизма генерации акустических волн и нелинейных эффектов взаимодействия излучения с биотканями. Были изучены современные методы и инструментальные подходы, в частности, мультиспектральная оптоакустическая томография (МСОТ), продемонстрировавшая впечатляющие показатели пространственного и временного разрешения, а также глубины проникновения.

Сравнительный анализ с такими методами, как радиотермометрия и МР-термометрия, четко выделил уникальные преимущества опто-акустики, включая ее неинвазивность, высокую разрешающую способность, быстрый отклик и способность предоставлять функциональную информацию о концентрации гемоглобина или уровне оксигенации. Вместе с тем, мы обозначили и существующие ограничения, такие как высокое поглощение терагерцового излучения водой и недостаточность стандартных теоретических моделей для сложных биологических сред.

Практическое применение опто-акустической термометрии уже сегодня демонстрирует значительный потенциал в мониторинге биомолекул в глубоких тканях, ранней диагностике метастазов, а также в развитии инновационных «умных пластырей» для непрерывного контроля жизненно важных параметров. Клинические перспективы метода обширны и охватывают диагностику широкого круга заболеваний, контроль эффективности терапевтических процедур и фундаментальные исследования в нейробиологии.

Будущее опто-акустической термометрии связано с дальнейшим уточнением теоретических моделей, совершенствованием аппаратных решений, таких как более компактные и эффективные лазеры и чувствительные детекторы, а также с увеличением пространственного разрешения и глубины визуализации. Разработка новых методик и мультимодальных подходов обещает расширить диагностические и терапевтические возможности, утверждая опто-акустику как неотъемлемый инструмент в арсенале современной медицины.

Таким образом, опто-акустическая термометрия не только является передовым научным направлением, но и обладает огромным потенциалом для трансформации подходов к диагностике и лечению, предлагая надежные, безопасные и высокоточные решения для измерения температуры и визуализации биологических тканей.

Список использованной литературы

1. Бурдина, Л. М. Радиотермометрия в алгоритме комплексного обследования молочных желез / Л. М. Бурдина // Современная онкология. – 2005. – Том 6, № 1. – С. 23-25.
2. Буров, В. А. Акустическая томография в медицине / В. А. Буров, С. Н. Сергеев, О. Д. Румянцева // Биомедицинская радиоэлектроника. – 2000. – № 3. – С. 61-66.
3. Взаимодействие излучения СО2-лазера с биотканями // Профессиональный журнал «Лазерная медицина». – 2012. URL: http://www.laser-med.ru/article_01_2012_vzaimodejstvie_izlucheniya_co2_lazera_s_biotkanyami
4. Взаимодействие лазерного излучения с биологическими тканями // КиберЛенинка. URL: https://cyberleninka.ru/article/n/vzaimodeystvie-lazernogo-izlucheniya-s-biologicheskimi-tkanyami
5. Генерация акустических волн непрерывным лазерным излучением на торце оптического волокна в воде // Elibrary. URL: https://www.elibrary.ru/item.asp?id=26639534
6. Генерация звука лазерным излучением // НИУ МГСУ (кафедра «Прикладная механика и математика»). URL: http://www.mgsu.ru/science/publikacii/monografii/327/
7. Гусев, В. Е. Лазерная оптоакустика / В. Е. Гусев, А. А. Карабутов. – М., 1991. – 342 с.
8. Демин, И. Ю. Современные акустические методы исследований в биологии и медицине / И. Ю. Демин, Н. В. Прончатов-Рубцов. – Н. Новгород, 2007. – 118 с.
9. Иваницкий, P. P. Современное матричное тепловидение в биомедицине / Р. Р. Иваницкий // УФН. – 2006. – Т. 176, вып. 12. – С. 1293-1320.
10. Кожушко, В. В. Фотоакустическое преобразование в одномерных периодических средах / В. В. Кожушко // Тезисы VIII республиканской конференции студентов и аспирантов по физике. – Гродно, 2000. – С. 28.
11. Кротов, E. B. Характеристики и возможности многоканального акустотермографа / E. B. Кротов, А. Д. Мансфельд, M. B. Жадобов // Труды 4-й научной конференции по радиофизике. – Н. Новгород, 2000. – С. 163.
12. Лазерный оптико-акустический метод локального измерения упругих модулей композиционных материалов, упрочненных частицами // КиберЛенинка. – 2013. URL: https://cyberleninka.ru/article/n/lazernyy-optiko-akusticheskiy-metod-lokalnogo-izmereniya-uprugih-moduley-kompozitsionnyh-materialov-uprochnennyh-chastitsami
13. Многоканальная акустическая термотомография плоскослоистых сред / Е. В. Кротов, А. Д. Мансфельд, A. M. Рейман и др. // Учебный эксперимент в высшей школе. – 2000. – Т. 2. – С. 13-17.
14. Муратиков, К. Л. Теоретическое и экспериментальное исследование фотоакустического и электронно-акустического эффектов в твердых телах с внутренними напряжениями / К. Л. Муратиков, А. Л. Глазов. Физико-технический институт им. А.Ф. Иоффе РАН. – 1999. URL: http://journals.ioffe.ru/articles/7174
15. Муратиков, К. Л. Фотоакустический термоупругий эффект вблизи области индентации по Виккерсу в наноникеле / К. Л. Муратиков, А. Л. Глазов, В. И. Николаев. Физико-технический институт им. А.Ф. Иоффе РАН. – 2005. URL: https://www.elibrary.ru/item.asp?id=12558778
16. ОПТО-АКУСТИЧЕСКИЙ ЭФФЕКТ В ТВЕРДЫХ ТЕЛАХ / В. М. Сарнацкий, Ю. В. Судьенков. Санкт-Петербург. – 2020. URL: https://dspace.spbu.ru/bitstream/123456789/73918/1/УМП%20Акусто-оптический%20эффект%20в%20тв%20телах.pdf
17. ОСОБЕННОСТИ КИПЕНИЯ ВБЛИЗИ ТОРЦА ЛАЗЕРНОГО ВОЛОКНА В БИОТКАНИ // КиберЛенинка. URL: https://cyberleninka.ru/article/n/osobennosti-kipeniya-vblizi-tortsa-lazernogo-volokna-v-biotkani
18. Применение фокусируемых антенн для задач акустояркоетной термометрии / В. А. Вилков, Е. В. Кротов, А. Д. Мансфелъд и др. // Акуст. журн. – 2005. – Т. 51, № 1. – С. 81-89.
19. Применение методов фотоакустической и термоакустической визуализации в медицинской диагностике | Молодой ученый. URL: https://moluch.ru/archive/367/82434/
20. Сарнацкий, В. М., Судьенков, Ю. В. ОПТО-АКУСТИЧЕСКИЙ ЭФФЕКТ В ТВЕРДЫХ ТЕЛАХ. Санкт-Петербург, 2020.
21. Теоретическое и экспериментальное исследование лазерного фотоакустического эффекта вблизи отверстия в металлических пластинах с внутренними напряжениями // Физическая мезомеханика. – 2019. – Том 22, Номер выпуска 2. С. 49-58. URL: https://pure.spbu.ru/ru/publications/теоретическое-и-экспериментальное-исследование-лазерного-ф
22. Температурное воздействие лазерного излучения на многослойную биологическую ткань : автореферат диссертации. URL: https://www.dissercat.com/content/temperaturnoe-vozdeistvie-lazernogo-izlucheniya-na-mnogosloinuyu-biologicheskuyu-tkan
23. Тучин, В. В. Оптическая биомедицинская диагностика / В. В. Тучин. – М., 2007. – 423 с.
24. Умный пластырь: фотоакустика для мониторинга биомолекул в глубоких тканях | Habr. URL: https://habr.com/ru/articles/706240/
25. Физические механизмы воздействия терапевтического ультразвука на биологическую ткань / M. P. Бэйли, В. А. Хохлова, О. А. Сапожников и др. // Акуст. журн. – 2003. – Т 49(4). – С. 437-464.
26. Физические основы оптоинформатики // САНКТ-ПЕТЕРБУРГСКИЙ НАЦИОНАЛЬНЫЙ ИССЛЕДОВАТЕЛЬСКИЙ УНИВЕРСИТЕТ ИНФОРМАЦИОННЫХ ТЕХНОЛОГИЙ, МЕХАНИКИ И ОПТИКИ. – 2013. URL: http://window.edu.ru/catalog/pdf2txt/464/73464/50534
27. Duck, F. A. Physical properties of tissue. A comprehensive reference book / F. A. Duck. – London, San Diego, N.-Y., Boston, 1990. – 235 p.
28. Glorieux, C. Photoacoustic investigation of the thermal properties of layered materials: calculation of the forward signal and numerical inversion procedure / C. Glorieux, J. Fivez, J. Thoen // J. Appl. Phys. – 1993. – V.73(2). – P. 684-690.
29. Karabutov, A. A. Direct problem of photoacoustic diagnostics in one-dimensional spatially inhomogeneous media / A. A. Karabutov, V. V. Kozhushko, G. S. Mityurich et al. // Mol. Quant. Acoust. – 2002. – V. 23. – P. 213-223.
30. Kozhushko, V. V. The opposite interaction of longitudinal acoustic waves in isotropic dissipative media / V. V. Kozhushko, G. S. Mityurich // Abstract of International scientific conference of «Optics of Crystals». – 2000. – P. 39-40.
31. Kremkau, F. W. Diagnoastic Ultrasound – Principles and Instruments (sixth edition) / F. W. Kremkau W. B. – N.-Y., 2002. – 224 pp.
32. Krotov, E. V. The tomography of biological objects at centimeter depths by optoacoustic and thermoacoustic methods / E. V. Krotov, I. V. Yakovlev, A. M. Reyman et al. // Technical Digest of Conference LO-YS’2000 (First International Conference for Young Scientists on Laser Optics). – Saint-Petersburg, 2000. – C. 149.
33. Laser-induced tissue hyperthermia mediated by gold nanopaiticles: toward cancer phototherapy / G. S. Terentyuk, G. N. Maslyaknva, L. V. Suleyirumova et al. // Journal of Biomedical Optics – 2009. – V. 14, № 2. – P. 1 -9.
34. Libbini, E. S. Noninvasive two-dimensional temperature imaging for guidance of thermal therapy / E. S. Libbini // Proc. IEEE: Biomedical Imaging – 2006. – Volume 6, Issue 9 – P 884 – 887.
35. McDannold, N. Quantitative MRI-based temperature mapping based on the proton’ resonant frequency shift: Review of validation studies / N. McDannold // Int. J. Hypertermia. – 2005. – V.21(6). – pp. 533-546.
36. Monitoring of deep brain temperature in infants using multi-frequency microwave radiometry and thermal modelling / J. W. Hand, G. M. J. Van Leeuwen, S. Mizushina et al. // Phys Med. Biol. – 2001. – № 2. – pp. 1885-1903.
37. Optical Properties of Circulating Human Blood in the Wavelength Range 400-2500 nm / A. Roggan, M. Friebel, R. Dorschel et al. // J. Biomed. Opt. – 19994. – №1. – pp. 36-46.
38. Reznik, A. N. Quasistationary field of thermal emission and near-field radiometry / A. N. Reznik, V. L. Vaks, N. V. Yurasova // II Phys. Rev. E. – 2004. – V.70, №056601. – P.l-11.
39. Rice, A. J. Angiogenesis and ductal carcinoma in situ of the breast / A. J. Rice, C. M. Quinn // J Clin Pathol. – 2002. – №55. – pp. 569-574.
40. Rieke, V. MR thermometry (review) / V. Rieke, K. B. Pauly // Journal of Magnetic Resonance Imaging. – 2008. – Volume 27, Issue 2. – Pages: 376-390.
41. Song, K. H. In vivo three-dimensional’ photoacoustic tomography of a whole mouse head / K. H. Song, G. Stoica, L. V. Wang // Opt. Lett. – 2006. – V.31. – pp. 2453-2455.
42. Temporal backward projection of optoacoustic pressure transients using Fourier transform methods / K. P. Kostli, M. Frenz, H. Bebie, et al. // Phys. Med. Biol. – 2001. – V.46. – pp. 1863-1872.
43. The solution of direct optoacoustic problem for one-dimensional thermally non-conductive media A. A. Karabutov, V. V. Kozhushko, G. S. Mityurich et al. // Abstracts of «Problem of Interaction of Radiation with Matter. – 2005. – pp. 34-35.
44. Three-dimensional imaging of skin melanoma in vivo by dual-wavelength photoacoustic microscopy / J. T. Oh, M. L. Li, H. F. Zhang et al. // J. Biomed. Opt. – 2006. – V.11. – pp. 32-42.
45. Xu, Y. Exact Frequency-Domain Reconstruction for Thermoacoustic Tomography—II: Cylindrical Geometry / Y. Xu, D. Feng, L. V. Wang // IEEE Trans on Biomed. – 2002. – 21(7). – pp. 829-833.