DISCIPLINA DE PROPEDEUTICĂ ȘI MATERIALE DENTARE ……………nume prenume…………….. LUCRARE DE LICENȚĂ METODE DE EVALUARE IMAGISTICE FOTOACUSTICE ÎN MEDICINA… [309444]

UNIVERSITATEA DE MEDICINĂ ȘI FARMACIE

„VICTOR BABEȘ” DIN TIMIȘOARA

FACULTATEA DE MEDICINĂ DENTARĂ

DEPARTAMENTUL I

DISCIPLINA DE PROPEDEUTICĂ ȘI MATERIALE DENTARE

……………nume prenume……………..

LUCRARE DE LICENȚĂ

METODE DE EVALUARE IMAGISTICE FOTOACUSTICE ÎN MEDICINA DENTARĂ

CONDUCĂTOR ȘTIINȚIFIC

PROF.UNIV.DR. COSMIN SINESCU

ASIST.UNIV.DR. ADRIAN TUDOR STAN

T i m i ș o a r a

2 0 1 7

CUPRINS

I. INTRODUCERE………………………………………………………………………………………………….

II.PARTEA GENERALĂ…………………………………………………………………………………………

CAPITOLUL 1. ISTORIE ȘI DESCRIEREA TEHNICILOR FOTOACUSTICE….

CAPITOLUL 2. GENERAREA ȘI PROPAGAREA UNDELOR…………………

III. PARTEA SPECIALĂ………………………………………………………………………………………….

CAPITOLUL 3. APLICAȚII IN MEDICINA DENTARĂ………………………….

CAPITOLUL 4. MICROSCPIA FOTOACUSTICĂ A DINȚILOR…………………

CAPITOLUL 5. IMAGISTICA ȘI DETECȚIA CARIILOR INCIPIENTE PRIN METODA FOTOACUSTICĂ……………………………………………………….

CAPITOLUL 6. SETUP EXPERIMENTAL…………………………………………

IV. CONCLUZII ȘI CONTRIBUȚII PROPRII……………………………………………………………

BIBLIOGRAFIE……………………………………………………………………………………………………….

I. INTRODUCERE

Imagistica fotoacustică este un termen general care se referă la o [anonimizat] a obține imagini ale țesuturilor biologice și ale structurilor lor interne. Ele se bazează pe efectul fotoacustică care convertește energia optică în energie acustică. Acest fenomen apare ori de câte ori un țesut este expus la un impuls scurt al unui fascicul laser timp de câteva nanosecunde. Ca o consecință, o parte din lumină este absorbită și parțial transformată în căldură. Datorită dilatării (expansiunii) termo-elastice, această căldură este atunci transformată în ”stres” mecanic. Creșterea presiunii se deplasează în țesut ca o [anonimizat]. Acest val este numit în general val fotoacustic. [anonimizat] a forma o imagine a sursei fotoacustice. [1]

Imagistica fotoacustică este o ramură recentă dezvoltată în domeniul imagisticilor biologice și medicale. Pe parcursul ultimul deceniu a câștigat din ce în ce mai mult interes din partea cercetătorilor din întreaga lume [2], [anonimizat] o rezoluție spațială ridicată combinată cu o penetranță ridicată și selectivitate ridicată. [anonimizat], [anonimizat]. [anonimizat], [anonimizat], aceasta este în continuare în faza preclinică de experimentare. [3, 4]

Pentru a [anonimizat] a țesuturilor. [anonimizat] calitatea imaginii în acest tip de tehnici. Difracția este un fenomen de val care limitează rezoluția spațială laterală a tehnicilor imagistice. Exemple de astfel de tehnici sunt Microscopia Confocală (CFM), Microscopia cu doi fotoni (2PM) și Tomografia în coerență optică (OCT). Comunitatea științifică depune eforturi mari pentru depășirea acestei limite cu așa-numitele tehnici de rezoluție superioară, cum ar fi tranzițiile fluorescente cu rezonabilitate saturabilă (RESOLFT).

II.PARTEA GENERALĂ

CAPITOLUL 1. ISTORIE SI DESCRIEREA TEHNICILOR FOTOACUSTICE

Efectul fotoacustic a fost observat, pentru prima dată, în 1880 de către Alexander Graham Bell, om de știință care este creditat cu invenția primului telefon. Încerca să creeze fotofonul, un dispozitiv care trebuia să transforme sunetul într-o modulație a intensității luminoase a luminii naturale, apoi să propagheze această lumină în spațiul liber și, în cele din urmă, să o convertească în sunete audibile. El spera să înlocuiască telefonul cu acest dispozitiv fără fir. Figura 1 prezintă o diagramă a fototecii Bell.

Fig. 1 fototeca Bell

În ciuda dorințelor lui Bell, fototeca nu a câștigat niciodată succes în rândul populației din cauza limitărilor și problemelor sale. Lumina soarelui nu este întotdeauna prezentă și lumina este puternic atenuată în timp ce se propagă în atmosferă. O sursă de lumină mai fiabilă a fost necesară, dar la acel moment nu au fost inventate laserele. Nu este o coincidență faptul că imagistica fotoacustică a fost inventată abia după apariția traductoarelor cu ultrasunete, a calculatoarelor și, mai presus de toate, a laserelor. De fapt, ele reprezintă cea mai ușoară cale de a controla necesarul de lumină.

Lumina laser pulsată, într-adevăr, este utilizată în majoritatea tehnicilor imagistice fotoacustice pentru a ilumina țesutul. Succesiunea fenomenelor care apar după expunerea luminii este prezentată în ordinea următoare:

1. Absorbția de lumină: moleculele, care absorb lumina, încep să vibreze.

2. Creșterea temperaturii: Vibrațiile cresc local temperatura.

3. Expansiune termo-elastică: Din cauza căldurii termo-elastice, suprafața încălzită expansionează

4. Emisie acustică: Țesutul înconjurător este comprimat corespunzător, iar variația presiunii se propagă de la sursă spre exteriorul ei.

În măsura în care undele fotoacustice părăsesc sursa, avem de a face cu un obiect ultrasonic 3D. Dacă măsuram semnalul cu transductori ultrasonici, este posibil să reconstruim poziția sursei prin metode diferite. Procesul este conceptual foarte asemănător cu triangularea unei poziții de tunet [5].

Actualul algoritm de reconstrucție depinde de modul de utilizare a imagisticii fotoacustice și de tipul de informații pe care vrem să-l recuperăm în legătură cu sursa. Există trei tehnici fotoacustice principale care sunt în curs de cercetare în prezent: Tomografia fotoacustică (PAT), Microscopia fotoacustică (PAM), și tomografia termo-acustică (TAT).

În secțiunile următoare, vor fi prezentate aceste tehnici și va fi prezentată o descriere a modului în care acestea funcționează și a celor de ultimă generație.

Tomografia fotoacustică

Tomografia fotoacustică este capabilă să reconstruiască distribuția inițială a presiunii și, prin urmare, distribuția obiectelor absorbante interne, prin măsurarea semnalelor fotoacoustice la suprafața țesuturilor cu cât mai mulți traductori cu ultrasunete. Detectoarele ar trebui să fie transductoare punctiforme. Procesul de reconstrucție este realizat de un calculator în faza de postprocesare, printr-un algoritm de back-projection. Suprafața de detecție trebuie să cuprindă sursa fotoacustică studiată. În general, geometrii diferite de măsurare necesită algoritmi de reconstrucție diferite. Geometriile canonice considerate de obicei sunt suprafețe plane, cilindrice și sferice.

Fig. 2 – schița a reconstrucției imagistice tomografice

Când distribuția inițială a presiunii este cunoscută, este ușor să obții o imagine a sursei fotoacoustice, atât în ​​2D, cât și în 3D. Cu cât semnalul este mai puternic reconstruit, cu atât este mai mare concentrația de molecule absorbante. Mai mult decât atât, prin utilizarea lungimilor de undă diferite, este posibil să se vadă distribuția spațială a cromoforilor diferiți.

Datorită acestor capacități, este posibilă detectarea tumorilor prin hipoxie și vascularizația crescută (angiogeneză) sau efectuarea imaginilor funcționale pentru a vizualiza activitatea creierului. În prezent, acest lucru sa făcut numai la șobolani, cu o rezoluție de 60 de microni pentru informațiile structurale. Este de asemenea posibil să se realizeze imagistica moleculară, folosind un colorant pentru a eticheta anumite obiective, cum ar fi celulele canceroase. Sa demonstrat că, relaxând rezoluția la 312 μm, sensibilitatea devine foarte ridicată și ar putea fi de 4 fmol/voxel, care corespunde la 40 nM [6].

Rezoluția temporală înaltă în TOMOGRAFIA FOTOACUSTICĂ este necesară dacă se dorește studierea răspunsurilor neuro-vasculare. La stadiul actual al tehnicii este de 1 cadru/s, dar nu este destul de mare pentru scopul menționat încă [7].

Microscopia fotoacustică

Spre deosebire de tomografia fotoacustică, care utilizează matematică pentru a reconstrui imaginea, microscopia fotoacustică are nevoie doar de Fizica pentru a detecta caracteristicile sursei fotoacoustice. De fapt, microscopia fotoactustică folosește o lentilă acustică pentru a proiecta, pe planul imaginii, semnalele deja concentrate, care pot fi utilizate imediat pentru a forma imaginea folosind un traductor normal cu ultrasunete. De obicei, lentila cu ultrasunete este una fizică, realizată printr-un material bine format pentru a focaliza undele ultrasonice.

Detectarea ultrasonică cu o lentilă acustică este similară cu reconstrucția imaginii în tomografia fotoacustică cu o suprafață limitată de detecție. Rezoluția laterală este determinată de diametrul focal al traductorului ultrasonic la frecvența centrală. Rezoluția axială, totuși, este invers proporțională cu lățimea de bandă a traductorului ultrasonic. Ca o consecință, dacă una este interesată să aibă o rezoluție spațială mare, este necesar să se dea traductorului o înaltă frecvență centrală, o mare diafragmă numerică 11 și o lățime de bandă largă [8] . Dacă se utilizează o matrice de traductor liniar, este totuși posibilă reconstrucția imaginii cu o deschidere sintetică. În acest caz nu este necesară o lentilă fizică, ci semnalele sunt întârziate electronic pentru fiecare element de traductor. Acesta este deja menționat procesul de formare a fasciculului, de asemenea , numit algoritm de întârziere-și-sumă. Dacă avem doar un detector cu ultrasunete, undele fotocautice sunt înregistrate în semnalul de radiofrecvență (RF). Cunoscând viteza sunetului, este posibil pentru a calcula la ce adâncime a fost generat valul. Ca rezultat, obținem doar o linie verticală reconstruită unidimensională, numită A-scan.. Dacă traductorul este apoi scanat pe țesut de-a lungul unei linii, se obține o scanare B. Aceasta este o felie reconstruită bidimensională A țesutului studiat. Dacă sunt colectate mai multe imagini B-scanare, este posibilă realizarea 3D Imagini ale țintă. O lungime de undă de 560 nm este folosită de obicei pentru imagistica cu hemoglobină. Forma inelului A fasciculului trebuie să evite semnalele fotoacostice puternice de pe suprafața țesutului. De fapt, traductorul cu ultrasunete este plasat exact deasupra punctului întunecat al modelului de iluminare. Apertura numerică este un parametru adimensional pentru lentile, care caracterizează domeniul unghiular peste care sistemul acceptă (sau emite) unde acustice sau lumină. Cu acest sistem este posibil să se vadă hemodinamica la animalele mici in vivo. Este ca oximetrie pulsată, dar aici avem rezoluție pe fiecare navă. Este, de asemenea, posibilă descoperirea melanoamelor. Microscopia fotoactustică este de asemenea utilă pentru imaginile moleculare. Ea permite, de asemenea, a vedea evoluția cancerului în timpul terapie fotodinamica (PDT). Pentru a accelera măsura, se poate folosi o serie de detectoare. O rată de 50 de cadre / s. S-a demonstrat, utilizând o frecvență laser cu impulsuri Repetitia (PRF) de 1 kHz.

Tomografia termo-acustică

Ultima modalitate de imagistică fotoacustică este termografia termo-acutsică (TAT). Această tehnică permite o mai profundă adâncime de penetrare a țesuturilor. Pentru a atinge acest rezultat, este necesar să se schimbe lungimea de undă a laserului, deoarece în spectrul infraroșu lumina poate penetra nu mai mult de 3-5 cm în medii biologice. Ca rezultat, o frecvență radio (FR) (100-1000 MHz) sau un cuptor cu microunde (1-100 GHz) ca sursă își permite să ajungă la adâncimi de penetrare foarte mari. Absorbția radiofrecvenței în țesuturi este cea mai afectată de două proprietăți: conductivitate și relaxare dipolară de molecule de apă. Sub excitația frecvenței, aceste molecule încep să se rotească. O mică creștere a concentrației de apă ionice în țesutul poate produce o creștere mare în absorbția RF. Există dovezi că conținutul de apă ionic în tumori este crescut datorită unei mai concentrație densă de sânge și proteine. Aceste creșteri sunt rezultatul angiogenezei în termen de tumori în creștere rapidă. Utilizarea surselor RF, cu frecvențe în apropiere de 400-500 MHz, este deosebit de potrivit pentru măsurarea acestor efecte în sân [9] .Ca urmare, TAT ar putea fi utilizate alături, sau chiar sa inlocuiasca, mamografia cu raze X, de obicei utilizate pentru a detecta cancerul de san. S-a demonstrat că TAT se poate ajunge la o adâncime de penetrare în grăsime de aproximativ 9 cm, oferind ca impulsuri de microunde 3 GHz, cu o durată de 500 ns și o energie de 5 mJ, sunt trimise prin țesutul studiat [10] .

Există o mulțime de aplicații care pot aplica tehnologii de microscopie fotoacustică (PAI), chiar dacă unele dintre ele nu au fost studiate în detaliu încă. Acestea pot fi împărțite în pre-clinice și clinice. Aplicații pre-clinice în cadrul acestui grup putem găsi imagistica pigmenților non-fluorescenți, cum ar fi sângele celule, melanina, apă și lipide. Apoi, există studiul angiogenezei, microcirculație. Cu tehnici este de asemenea PAI posibil de a controla răspunsul de droguri în timpul screening-terapii. Aplicații în studiile de funcții ale creierului sunt, de asemenea, posibile, precum și biomarker ce analizează caracterizarea si activitatea genei prin gene reporter. Aplicații clinice modalități ar putea fi utilizate PAI în practica clinică în principal pentru screening-melanom si de san sau de detectare a cancerului de prostata. Ele ar putea fi, de asemenea, utile pentru supravegherea răspunsului precoce în chimioterapie și de a îmbunătăți dozimetria în terapia termică. PAI pot fi aplicate la endoscoape [11] .În plus, ar putea ajuta biopsia ghidata a acului mult mai ușor. În prezent, acul este ghidat de ultrasunetelor. Problema este că acul este de obicei înclinat în raport cu planul orizontal. Deoarece acul este realizat din metal, acesta reflectă undele ultrasonice departe de traductor. Mai mult decât atât, cu tehnici de fluxul sanguin, PAI, oxigenare si imagistica metabolismul tesutului este posibil, precum și cartografierea creierului neonatale și pentru adulți.

CAPITOLUL 2. GENERAREA SI PROPAGAREA UNDELOR

Țesuturile au un caracter de împrastiere optic puternic și absorbție optică slabă, cel puțin în media 400-1350 nm gama spectrală. Multe modele au fost create pentru a descrie migrarea fotonilor în înțesuturi. Cele mai cunoscute și utilizate sunt metoda Monte Carlo și Radiative Transport Ecuation (RTE). Prima este o simulare numerică foarte exactă a propagării fotonilor, dar este nevoie de o lungă perioadă de timp pentru a obține soluția, deoarece calculează calea fiecărui foton unic injectat. RTE, în schimb, este o metodă analitică. Această ecuație este foarte greu de rezolvat, este adesea aproximată la o ecuație de difuzie, care are soluții ce sunt mai eficiente computațional, chiar dacă mai puțin precise decât cele oferite de Monte Carlo simulări și RTE [12]. Ca undele fotoacustice, acestea sunt generate de absorbția luminii, după ce a fost injectat în țesut, este necesar să se ia în considerare una dintre aceste metode de propagare. În acest fel, este posibil de a modela migrarea fotonică din punctul de lumină, care luminează o suprafață de țesut, la amortizoarele încorporate în eșantionul studiat. De fapt, acest lucru ar putea fi de ajutor în evaluarea profilului de intensitate a luminii în funcție de adâncime și pentru a alege modelul de iluminare care se potrivește modalitatății dorită de PAI. După ce propagarea fotonului în mediu biologic a fost descrisă, este important să se modeleze generarea inițială a presiunii fotoacustice, datorată în primul rând absorbției și conversiei energiei radiative în căldură și în al doilea rând pentru extinderea termoelastică. Acest lucru ne permite să se calculeze sensibilitatea tehnicilor PAI, făcând posibilă evaluearea, creșterea magnitudinii semnalului fotoacustic în ceea ce privește o creștere în puterea optică utilizată. În prezentul capitol, după definirea unor cantități optice importante, acestea două descrieri matematice, și anume RTE cu apropierea de difuzie și generarea presiunii inițiale, sunt descrise în detaliu.

Înainte de a privi teoria RTE, este necesar să se definească unele optice comune. Proprietățile de absorbție ale unui mediu biologic sunt descrise de o coabsorbție eficientă . Aceasta este definită ca probabilitatea de absorbție fotonică în mediu per lungimea căii de unitate. În țesuturi, are o valoare reprezentativă de 0,1 cm – 1 cm . Reciproca sa se numește lungime medie de absorbție, deoarece corespunde lungimii de undă medie, care fotonul trebuie să se deplaseze înainte întâlnește un mediu de absorbție. În formule, dacă indică secțiunea transversală de absorbție cu σ , ceea ce indică capacitatea de absorbție au unui singur absorbant și cu N o densitate numărul amortizoarelor în mediu, coeficientul de absorbție poate fi considerat ca aria secțiunii transversale totală de absorbție per unitate de volum: μ o = N o σ . Proprietățile de imprastiere, în schimb, sunt descrise de u , coeficient de împraștiere s , definitîn mod corespunzător ca probabilitatea de împrăștiere foton pe lungimea căii unitate.. Reciproca μ s se numește împrăștiere mediecale liberă. Din nou, dacă ne numim σ e secțiunea transversală de împrăștiere pentru un singur dispersor, care este capacitatea sa de împrăștiere, și N s densitatea numărul dispersori în mediu, coeficientul de împrăștiere poate fi considerat ca aria secțiunii transversale totală de împrăștiere per unitate de volum: μ s = N s σ s . Cu acești doi parametri, este posibil să se definească un coeficient de extincție μ t , de asemenea ,numitul coeficient de interacțiune totală, ca: μ t = μ a + μ s.

III.PARTEA SPECIALĂ

CAPITOLUL 3. APLICAȚII ÎN MEDICINA DENTARĂ

Țesuturile dure dentare (smalț, dentină, cement) afectate de boala carioasă care este una dintre cele mai frecvente boli infecțioase pe care oamenii le au în întreaga lume. Leziunile dentare și maladiile corespondente scad foarte mult calitatea vieții oamenilor pe parcursul întregii lor vieți. Detectarea acestor leziuni dentare în stadiile incipiente poate fi invazivă, iar multe dintre acestea nu pot fi văzute cu ochiul liber direct [13, 14].

Imagistica fotoacustică este o tehnologie combinată care asociază o mare rezoluție spațială a undelor ultrasonice în țesuturi profunde cu contraste optice abundente. O microscopie fotoacustică cu contrast dublu sau o tomografie poate fi aplicată pentru a detecta cariile și leziunile dentare precoce. Un contrast, denumit B scan este legat de aportul optic. Este bine să contribuie la imaginea ascuțită în raport cu trăsăturile și aspectele morfologice ale dinților. Un contrast diferit, S scan, poate fi asociat alături de caracteristicile microstructurale și mecanice ale țesutului dentar dur. Este foarte sensibil la schimbarea proprietăților țesuturilor cauzate de leziunile precoce ale dinților. Cercetările și studiile arată că investigarea exhaustivă a informațiilor cu contrast dublu realizate de cele două moduri menționate poate duce la informații solide și fiabile ale leziunilor dentare timpurii. Mai mult, parametrul imagistic al modului S este independent de dispozitiv și poate evalua proprietățile țesuturilor în funcție de cantitate. Schema sugerată ar putea fi constructivă pentru îmbunătățirea protecției împotriva daunelor, preciziei, specificității și sensibilității diagnosticului pus de dentist în termenii leziunilor dentare [15, 16].

Fig. 3 – Imaginea fotoacustică obținută în două moduri (b și c). Imaginea "a" prezintă o imagine optică a probei dentare pregătite, în timp ce "b" și "c" prezintă o secțiune de tomografie fotoacustică în modul B și S cu o structură concentrică [17]

Mai mult, cu ajutorul undelor fotoacoustice, hemoglobina pulpei rădăcinilor dentare este detectată prin lucrul cu un laser și cu o sondă fină ultrasonică situată pe un transductor compozit pe suprafața dintelui. Undele ultrasonice au o frecventa mare si sunt descrise de la un dinte cu o solutie formata de hemoglobina in cavitatea pulpei datorata coeficientului ridicat de transfer termic si de absorbtie a hemoglobinei [18].

Provocările pot fi în ceea ce privește siguranța laserului, se poate spune că în timpul imagisticilor fotoacostice, pielea poate deveni roșie și poate fi iradiată, cauzată de radiația laser. Din motive de siguranță, se recomandă ca radiația laser să fie menținută sub expunerea maximă admisă (MPE), care este gradul maxim de radiații laser la care poate fi expus un țesut uman fără apariția unor efecte periculoase sau schimbări biologice. Expunerea maximă admisibilă pentru pielea umană la un laser pulsator determinată de Institutul Național American de Standarde este de 20-100 mJ / cm2, iar lungimile de undă variază între 400 și 1300 nm și chiar 1500 nm. Radiația laser mai mare produce zgomot mai mare în imagistica fotoacostică. Cu toate acestea, având o fluență mai mare decât limitele maxime admise de expunere, conduce la creșterea temperaturii țesutului iradiat, alături de potențialul de a crea durere și chiar de a arde pielea pacientului [19, 20, 21].

Imaginile fotoacoustice cu agenți de variație externă reprezintă un domeniu în dezvoltare rapidă datorită îmbunătățirilor descrise. Cu toate acestea, toxicitatea pe termen lung și nanoparticulele acumulate continuă să reprezinte o preocupare. Toxicitatea și riscul de acumulare sunt foarte probabil variabile bazate pe contrastul dintre dimensiuni, geometrii spațiale și morfologia suprafeței nanoparticulelor. Pentru ca nanoparticulele să fie transferate în partea clinică, este imperativ ca studiile de toxicitate să fie revizuite în continuare și să fie efectuate pentru fiecare tip de nanoparticule. Multe dintre studii sunt propuse pentru a revedea amenințările pe termen lung privind siguranța in-vivo, deoarece nanostructurile mai mari decât dimensiunea specifică (aproximativ 5-6 nm) nu pot avea un clearance renal foarte bun și se vor colecta în organele importante precum ficatul și splina. Nodurile biodegradabile de nanoparticule au fost introduse recent ca un mijloc promițător în viitor pentru a aborda problema timpului de eliberare lungă și problemele de reacție pe termen lung ale nanoparticulelor metalice [22].

Rezoluția temporală a metodelor actuale de imagistică fotoacustică este una dintre problemele importante și care ridică probleme. Mecanismele fotoacoustice utilizate cu laserele cu parametru optic parametric oscilator (OPO) lucrează în majoritatea cazurilor la rate scăzute ale cadrelor, datorită ratelor scăzute de repetare a impulsurilor pulsului laser. Mai recent, s-au făcut încercări de a crește rezoluția temporală a imaginilor fotoacustice în scopul dezvoltării mecanismelor imagistice fotoacostice în timp real [23, 24].

Cheltuielile și portabilitatea pot fi însumate în cadrul costului major asociat cu un sistem de imagistică fotoacostică și se datorează necesității achiziției unor lasere cu costuri reduse. Prin utilizarea unor diode laser compacte cu costuri reduse, care au disponibilitate largă a lungimii de undă, mai degrabă decât mecanismele cu impulsuri convenționale, se eliberează perspectiva creării unor aparate portabile și miniaturizate de prelucrare a imaginii pentru utilizări clinice [25, 26].

De la țesuturi mici până la corpuri întregi, de la microvasculatură la organele interne, de la morfologie la funcții, microscopie fotoacustică și tomografie este capabilă să aibă un rol din ce în ce mai relevant în cercetarea fiziologică de bază în medicina dentară, în special în studiile preclinice. Este un domeniu foarte rapid în creștere și a apărut recent în domeniul medicinii dentare.

Asimilarea celor mai avansate mecanisme de implementare a sistemului va conduce în cele din urmă la microscopia fotoacustică și tomografia la comercializarea pentru practica clinică. Pentru microscopie, este nevoie de un sistem de scanare rapidă și de un laser cu frecvență mare de repetare cu o gamă largă și diferită de lungimi de undă pentru imagistica funcțională în timp real, fără a modifica rezoluția spațială. În plus, este necesară o metodă îmbunătățită optică și un punct focal acustic pentru a menține cea mai bună rezoluție în dimensiunea adâncimii. Pentru tehnica tomografiei, noi mecanisme de asamblare a modelelor de ultrasunete contribuie la creșterea sensibilității imaginii, a specificității și îmbunătățirea rezoluției spațiale. Dezvoltarea mai omogenă a fasciculului pe suprafața țesutului este esențială pentru iluminarea întregului câmp. În paralel, achiziția de date se face în timp real și este, de asemenea, relevantă pentru îmbunătățirea în continuare a vitezei de imagini [27, 28].

Tomografia fotocostică poate fi utilizată în condiții de siguranță pentru aplicații clinice, deoarece oferă în general o fluență optică care se încadrează în standardele de siguranță ale Institutului Național de Standarde. Totuși, este necesară îmbunătățirea mecanică pentru a facilita o traducere clinică adecvată. [29]

Imaginile care furnizează informații complementare pentru o diagnoză mai precisă sunt întotdeauna favorabile. Tomografia fotocostică poate fi combinată cu microscopia confocală, tomografia de coerență optică, imagistica cu ultrasunete sau imagistica prin rezonanță magnetică va furniza informații anatomice, funcționale și, de asemenea, moleculare benefice. În rezumatul discuțiilor, microscopia fotoacostică și tomografia însoțesc excelent alte tehnici de imagistică biomedicală, oferind variații optime de absorbție optică și contrast cu rezoluție spațială foarte mare, adâncime de penetrare și rapiditate a metodei [30, 31].

CAPITOLUL 4. MICROSCPIA FOTOACUSTICA A DINTILOR

Microscopia fotoacustică (PAM) utilizează impulsuri scurte de laser pentru a depozita energia în lumină; absorbe și detectează sensibil undele ultrasonice care sunt genereate ca răspuns. PAM redă în mod direct o distribuție spațială tridimensională a absorbanților optici în suprafață.

Spre deosebire de alte tehnologii de imagistică optică, PAM prezintă contrast de absorbție optică fără etichete Și adâncimi super-imagistice. Instrumentele standard pentru imagistica dentară sunt limitate la raze X și aparate de fotografiat digitale. Imagistica dentară optică de sub suprafață este dificilă datorită împrăștierii țesuturilor de smalț și dentină. Astfel, foarte putine metode imagistice pot detecta leziunea dentară sau să diagnosticheze afecțiunile pulpei dentară, care este partea cea mai interioară a dintelui, care conține nervii, sângele, vasele și a alte celule. S-au utilizat trei sisteme de imagistică PAM pentru a imagina țesuturile dentare in vitro. Primul sistem de imagistică a fost reprezentat de sistemul de imagistică PAM de rezoluție optică [3]. A fost folosit pentru experimente. Rezoluția laterală calibrată a fost de 3,5 μm. O acustică de 75 MHz. Traductorul cu NA acustic de 0,45 a fost utilizat pentru a detecta semnalele PA. Rezoluția axială a fost de 20 Μm și viteza de scanare A a sistemului a fost de aproximativ 600 de linii A pe secundă. Cel de-al doilea sistem de imagistică a fost sistemul de imagistică fotoacustică cu rezoluție acustică.

Fig. 4 – Configurația unui sistem fotoacustic

Fig. 5 – Idee de configurație a unui sistem fotoacustic

Fig. 6 – Idee de configurație a unui sistem fotoacustic

Fig. 7 – Microscopie optică normală în stânga, iar în dreapta în imagistică fotoacustică se observă un contrast ce identifică leziunea dentară incipientă

Fig. 8 – Dinte sănătos în stânga, iar în dreapta un dinte ce prezintă o leziune carioasă

Fig. 9 – Microscopie fotoacustică (dark-field) ce evidențiază diferențele semnificative de contrast

Fig. 10 – Imagistcă fotoacustică cu semnalul de suprafață estompat

CAPITOLUL 5. IMAGISTICA ȘI DETECȚIA CARIILOR INCIPIENTE PRIN METODA FOTOACUSTICĂ

Caria dentară rămâne una dintre cele mai comune boli orale din lume. Este demineralizarea mediată de bacterii a țesuturilor dure ale dinților: smalț și dentină. În condiții normale de igienă orală, țesuturile dure ale dinților (smalțul și dentina) suferă un ciclu constant de demineralizare și remineralizare. Cu toate acestea, dacă pH-ul mediului scade sub 5,5, demineralizarea are loc mai repede decât remineralizarea, întreruperea echilibrului acestui ciclu. Bacteriile care se găsesc natural în gură se hrănesc cu resturile de zahăr din produsele alimentare și producerea de deșeuri acide care cresc aciditatea și, implicit, scad pH-ul . În stadiile incipiente ale bolii, cariile se manifestă sub formă de leziuni de mici (<100μm), conținând un material organic exogen, care apare ca pete albe pe suprafața dinților. Dacă este nediagnosticată, leziunea crește în mărime, răspândindu-se prin stratul de dentină. Cavitatea apare atunci când suprafața leziunii este întreruptă. După aceasta, procesul se accelerează în cele din urmă producând o infecție care se extinde până la camera pulpei (care conține nervi și vase de sânge) provocând inflamație și durere. [32]

Dacă leziunea cariilor este detectată într-o fază suficient de timpurie, regimurile de tratament cum ar fi creșterea numărului de leziuni, periajul și tratamentul cu fluor, pot fi prescrise, ceea ce poate restabili normalitatea ciclului de mineralizare și astfel opresc și, eventual, inversează progresia bolii. Metode actuale de detectare și diagnosticare a cariilor dentare care utilizează exploratorul dentar și radiografia cu raze X sunt subiective și nu cantitative și, prin urmare, nu sunt fiabile la stadiile timpurii (reversibile) ale bolii. În plus, tehnica dentară-exploratorie nu poate fi garantată a fi neinvazivă, iar radiografia prezintă riscuri de siguranță în ceea ce privește utilizarea radiației ionizante. Motivația din spatele acestei activități este de a dezvolta o relație fără contact, neinvazivă și non-distructivă. [33]

Fig. 11 – Un dinte ce prezintă o leziune pe suprafața vestibulară și imagini ale leziunilor smalțului

Mai multe metode de imagistică dentară cu ultrasunete au fost investigate în ultimii ani. Aceste variază de la imagistica puls-echo convențională la frecvențele de la mijlocul nivelului codificat CHIRP Imagistica, la imagistica codată CHIRP cu laser. O revizuire completă a utilizărilor dentare ale ultrasunetele se află în afara domeniului de aplicare și, prin urmare, cititorul este îndreptat spre multe recenzii cuprinzătoare ale subiectului . Ecografia de înaltă frecvență a fost demonstrată pentru detectarea cariilor dentare . Cu toate acestea, imaginile suferă de săracia contrastul dintre smalțul bolnav și cel sănătos În plus, ultrasunetele convenționale necesită, de asemenea un mediu de cuplare între sursa acustică și dinte, care nu este practic într-o clinică dentară. Imagistica fotoacustică (PA) apare ca o modalitate nouă pentru imagistica medicală non-invazivă și diagnostic. Efectul PA este generarea undelor ultrasonice după absorbție a unui puls de lumină într-un material. În mod tipic, studiile utilizează o sursă de lumină UV la o lungime de undă puternic absorbită prin smalț, deoarece aceste lasere tind să fie disponibile clinicianului dentar pentru mai mult timp. [34]

Pregătirea unor dinții extrași în timpul procedurilor ortodontice într-o clinică dentară au fost depozitați în soluție salină tamponată care conține timol pentru a preveni creșterea bacteriană. Probele au fost vizual inspectate în condiții de microscopie cu câmp luminos și regiuni care prezintă leziuni ale spoturilor albe în bucală au fost identificate pentru scanare sub microscopul fotoacustic. Nu a fost efectuată nici o operație de lustruire sau lustruire a eșantioanelor pentru a se demonstra fezabilitatea microscopului PA într-un cadru clinic. Zona de scanare pentru imagistica PA a dintelui a fost delimitată folosind un marker. O scanare liniară a fost efectuată de sus în jos între cele marcate regiunile dintelui. Aceste locații au fost alese astfel încât scanarea să înceapă într-o zonă de smalț sănătos, călătorește prin leziune și se termină într-o zonă de smalț sănătoasă. Probele de control care nu au prezentat semne de boală au fost înregistrate în mod similar folosind PA. O frecvență dublată Nd: YAG Laserul cu impulsuri care funcționează la 532 nm a servit ca sursă de pompă pentru a excita efectele PA în dinți. Laserul A produs impulsuri de 5 ns la 10 Hz cu o energie de vârf de 25 mJ / puls. Pompele de lumină ale pompei au fost livrate la dinți folosind un ghidaj de lumină umplut cu lichid într-o configurație înapoi în modul. Eșantionul a fost montat pe un stadiu de precizie cu trei axe, care a permis scanarea 2D a eșantionului. La Fiecare punct de scanare, dintele a fost mutat în planul focal al obiectivului pentru a oferi un maxim Sensibilitatea la detectarelățimii totale.

Semnalul de domeniu temporal măsurat este suprapunerea semnalelor PA care provin de la toate locațiile din regiunea luminată a dintelui care conțin cromofori absorbiți de lumină. Materiale cu o absorbție optică mai mare, cum ar fi o leziune, excitat la o anumită optică Lungimea de undă (532 nm) va genera un semnal PA mai puternic. Distribuții spațiale și relativă concentrațiile de cromofori diferiți pot fi deduse prin utilizarea procesării în timp invers din semnalele de timp măsurate [35]. Semnalele de domeniu temporal reconstruite oferă timpul de Sosirea undelor acustice generate pe suprafața dintelui. Știind viteza sunet în dinte (o valoare de 6500ms -1 [30] este utilizat), semnalele acustice pot fi rezolvate spațial Și proiectate înapoi pentru a forma o hartă 2D sau 3D a proprietăților de absorbție optică. Multe sofisticate Algoritmi, cum ar fi transformarea inversă sferică-Radon sau reconstrucția Fourier , sunt disponibile Pentru a reconstrui distribuția absorbanților optici . În acest studiu, metoda de reconstrucție k-spațiu implementată cu uneltele pentru valuri K În Matlab, a fost utilizat pentru a obține proprietățile de absorbție. Această metodă rezolvă inversul problemei de imagistică PA prin utilizarea algoritmilor de propagare înapoi pentru a reconstrui opticul absorbit și distribuția energiei de la semnalele PA dependente de timp. În majoritatea cazurilor, această distribuție descrie coeficientul de absorbție local la o anumită lungime de undă optică concomitent cu incidentul distribuția luminii și, prin urmare, oferă o reprezentare indirectă a proprietăților optice ale dinte. Pentru a charta morfologia adevărată și orice patologie potențială, absorbția cantitativă sunt necesare informații independente de fluența și lungimea de undă a sursei de lumină. K-ul algoritmului de reconstrucție a spațiului recuperează aceste informații utilizând o aplicație iterativă aplicată înainte model de transport ușor [36]. Acest algoritm produce o distribuție spațială a absorbției care este direct legat de distribuția spațială a cromoforilor de țesut absorbant și produce hărți cantitative de absorbție care sunt direct legate de cromofori specifici. Semnalul PA generat la punctul focal laser se propagă în toate direcțiile prin intermediul dintelui, cu undă reflectată cu ultrasunete ajungând la suprafață mai târziu în timp până la lumina inițială puls. Astfel, deplasările măsurate prin interferometru pot, de asemenea, să rezulte din ultrasunete reflectate de un număr necunoscut de reflectori din dinți.

Fig. 12 – Semnale colectate prin imagistică gfotoacustică cu reconsttruția consecutivă a smalțului sănătos și a celui ce prezintă leziuni

Reprezentarea datelor semnalului RF ultrasonic colectate din zonele de smalț sănătoase și leziuni sunt prezentate în figura 12. Acestea sunt normalizate la semnalul leziunii la fața locului alb pentru a evidenția semnalul de revenire crescut și pentru a permite o comparație ușoară cu rezultatele modelate.

Unde se constată o creștere similară a semnalului. Aceste date singure ar putea fi folosite pentru a detecta o leziune pe suprafața dintelui. Cu toate acestea, nu sunt furnizate date cantitative cu privire la adâncimea la care Leziunea a crescut și, prin urmare, este utilă reconstruirea semnalului PA.

Amplitudinea semnalului PA a fost maximă la suprafața dintelui unde era laserul concentrat. Pentru a reconstrui o imagine a caracteristicilor sub-suprafeței, ultrasunetele generate valul trebuie să se propage prin dinte și să se reflecte din granițele dintre materiale diferite, de exemplu smalț, smalț și dentină.

Leziunile în stadiile inițiale au o impedanță acustică ușor mai mică decât smalțul, cu valoarea corespunzătoare gradului de boală. Prin urmare, reflecțiile valurilor PA au o amplitudine mult mai mică decât undele PA generate și, prin urmare, undele reflectate sunt detectate numai dacă au o amplitudine suficientă pentru a provoca o diferență optică a lungimii căii în interferometru. Pentru imagistică, un set de date RF ideal pentru algoritmul de inversare a timpului ar fi obținut folosind o configurație tomografică care utilizează detectoare plasate în jurul dintelui pentru a asigura un nivel complet vizionarea diafragmei. Cu toate acestea, în sistemul prezentat, detectarea apare numai la dinte în suprafață și, prin urmare, numai undele care călătoresc într-o anumită direcție sunt detectate. Concluzii microscopul PA all-optic pare a fi un instrument promițător pentru detectarea cariilor în stadiu incipient pe suprafața dinților. Leziunile pot fi detectate din cauza amplitudinilor lor mai mari de semnal PA comparativ cu amplitudinile semnalului PA generate de smalțul sănătos. Mai mult, adâncimea lui în leziune poate fi măsurată de la o reconstrucție în timp a inversării datelor RF. Metoda are a numărul de avantaje față de metodele tradiționale de ultrasunete, cum ar fi contrastul îmbunătățit între țesuturile sănătoase și nu necesită un mediu de cuplare între sursă și dintele. Aceste studii continuă acum cu accent pe miniaturizarea sistemului și îmbunătățind înțelegerea algoritmilor k-val pentru datele aplicației. [37]

CAPITOLUL 6. SETUP EXPERIMENTAL

Fezabilitatea unui sistem de microscopie fotoacoustic, folosind o ecografie comercială comună , scaner pentru a colecta datele acustice. În primul rând, a fost necesar să se definească de configurare și de a alege cele mai potrivite componente pentru ambele părți optice și acustice. În al doilea rând, problema declanșării acestor două părți a fost considerată. Ca o chestiune de fapt, aceasta a fost o problemă non-trivială, datorită utilizării unui scaner cu ultrasunete comun pentru aplicații fotoacoustic. Acordul principal a fost să se ia în considerare faptul că undele fotoacoustice pot călători numai o singură dată, de la sursa in tesutul traductorului ultrasonic, în timp ce s-a obișnuit ca semnalele ecografice de călătorie înainte și înapoi de la traductor la țintă. După aceste etape, phantoame corespunzătoare au fost alese pentru caracterizarea sistemului, proprietăți optice și acustice țesutului.

Componente optice sunt sursa laser, folosit pentru producerea valului fotoacustic, ce este un Quanta-Ray Nd: YAG laser, modelul DCR-2A. Acesta emite lumină la λ = 1064 nm, chiar dacă poate fi schimbat, deoarece laserul este echipat cu un al doilea, al treilea și al patrulea generator de armonici (modelul HG-2). În particular, a doua armonică verde (532 nm) este util pentru a dezvălui structura capilară a țesuturilor, deoarece această lungime de undă este puternic absorbită de sange. Acest laser funcționează în modul Q-comutare și oferă 10 ns de impulsuri luminoase lungi, cu o frecvență de repetiție de 10 Hz. Profilul fasciculului este în formă de gogoașă, din cauza dispunerea lămpii interne care excită materialul activ. Deși, acest lucru nu este afacere mare pentru generarea fotoacustice, pentru că uniformele de împrăștiere demontati foton buției în măsura în care lumina ajunge țesuturi. Pe de altă parte, această omogenă iluminarea ar putea fi o problemă în timpul analizei datelor, deoarece duce la un back de mare zgomot de la sol. În acest caz, ca o chestiune de fapt, de asemenea, structuri, care nu sunt exact sub traductor, pot emite valuri fotoacoustice. Ele pot fi văzute de către receptor ca un semnal difuză, deoarece acestea nu sunt concentrate. În consecință, înainte de aplicarea sistem fotoacustice la nivelul tesuturilor reale, este important de a evalua distribuția foton în scopul de a reduce semnalul de fond [38] .Cu acest laser, o gamă largă de valori pentru puterea de ieșire este disponibil , datorităun amplificator optic. În cadrul proiectului, se utilizează doar o putere de aproximativ 10 mJ / impuls 2 deoarece tehnicile trebuie să respecte PAI standardul standardelor naționale americane Institute (ANSI), în scopul de a fi non-invazive. Acest standard stabilește maxim admisibil fluență la 20 mJ / cm 2 pentru lasere cu impulsuri [ 39] .

Detector optic de declanșare este folosit pentru a sincroniza achiziția de date cu impulsuri cu laser, este necesar să se utilizeze un detector optic de declanșare. Acesta este capabil să genereze un semnal de ieșire de 3,5 V la 50 Ω. Aceasta este exact ceea ce scaner cu ultrasunete trebuie să fie declanșată. O cantitate mică din întreaga lumina laser este livrată printr-un fotodetector fibre de plastic (diametru = 600 um), care este de aproximativ 2 m lungime. Nominal laserul poate ajunge la 1,2 J / puls. 2 Dimensiunea spot laser este de aproximativ 1 cm 2 , deci fluența cu laser este de aproximativ 10 mJ / cm 2 .

Configurare experimentală foloseste un power meter pentru a măsura puterea de ieșire optică a laserului, uno Coherent Power Meter, modelul 120. Acesta măsoară puterea medie de ieșire. Cunoașterea puls laser repetiția de frecvență (PRF), este ușor de a găsi energia medie asociată cu o puls. Dacă PRF este de 10 Hz, așa cum sa menționat deja, este posibil să se calculeze media energie pe puls, împărțind puterea medie cu 10 puls / sec. Pentru a construi configurarea experimentală, sunt utilizate alte componente optice. În particular, o pereche de oglinzi metalice deviază fasciculul spre eșantion. Când verde lumina este necesară, aceste oglinzi sunt substituite cu două oglinzi dicroice care reflectă verde, dar lasa lumina infrarosie trece prin ele. Pentru a scapa de infraroșu rămasă lumină, un pahar Schott BG 39 filtru este de asemenea folosit și plasate imediat după cele două oglinzi. O este de asemenea utilizat de fascicule pentru a trimite o parte din lumina laser la fotodetector. Este doar o bucată subțire de sticlă, astfel încât doar 4% din lumina totală este reflectată. În plus, un set de filtre cu densitate neutră este disponibilă pentru a reduce puterea optică atunci când Necesar.

Scanerul cu ultrasunete comercial, care este utilizat pentru a analiza acous- tic de date, este sistemul RP Sonix de Ultrasonix Medical Corporation, Canada. Este un software-ul condus, dispozitiv medical ergonomic, de diagnostic, care utilizează starea de artă tehno- nologies de a dobândi, prelucra și afișare a datelor cu ultrasunete. Sistemul ar putea fi împărțit în patru părți diferite: ecran LCD, consola, ultrasunetemodul și traductoare. Acest scaner are un potențial foarte mare pentru adaptabilitate și programabilitate. Într-adevăr, poate fi rulat în două modalități diferite. Prima dintre ele este modul clinica, în care standardul imagini B-mode cu ultrasunete sunt afișate pe ecran. În acest caz, este posibil să se aleagă valoarea parametrilor comuni, cum ar fi de compensare câștig, și pentru a efectua măsurători pe imagini numai prin consola, fără capacități de cercetare. Al doilea unul, în schimb, este modul de cercetare, în care parametrii speciale si imagistica personalizate Modurile pot fi accesate din sistemul operativ Windows XP, care este instalat pe mașina.

Prezentare generală a sistemului Sonix RP. În următoarele secțiuni, vor fi descrise diferitele părți ale sistemului Sonix RP.

Fig. 13 – Consola sistemului Sonix RP

Monitorul este un ecran cu cristale lichide EIZO. Este necesar să se arate ultrasunete imagini când modul clinic este activat, în caz contrar se arată operativ Windows XP. Sistemul, atunci când mașina este rula în modul de cercetare. Pentru a trece de la un modul la altul, de „cercetarea“ butonul trebuie să fie apăsat pe consolă.

Consola include controalele necesare pentru a interacționa cu scanerul. ei constau dintr-o tastatură, un trackball, o serie de butoane, cursoare, comutatoare, și puțin touchscreen pentru alegerea traductorului și pentru afișarea informațiilor.

Modulul cu ultrasunete este inima întregului sistem. Toate plăcile și componente electronice sunt încastrate în ea. Aceste produse electronice constau în principal din 256 de canale de transmisie, 32 primesc Chan- Nels, un tampon cine de 128 MB pentru stocarea datelor, și unitatea centrală de prelucrare (CPU) [40]

Configurare experimentală a calculatorului.

Traductoare Scanerului Sonix RP este capabil de a sprijini o mare varietate de traductoare. În cadrul proiect, se utilizează liniar L14-5 / 38 (Ultrasonix) traductor. Acesta are o lungime de 38 mm, cu o lățime de bandă de frecvență nominală 3 de 5-14 MHz și o frecvență centrală reală de 5 MHz.Se compune din 128 de elemente piezoelectrice, cu un pas 4 de 0,3048 mm.Acest traductor este de obicei folosit pentru vasculare, tiroida, san, musculo-scheletice, testicular, si ecografie abdominala superficiale. Pentru dezvoltarea sistemului PAM, este necesar să-l țineți perpendicular deasupra proba, fără să se miște în timp ce ea un cadru este capturat. De fapt, scanerul Sonix RP nu se poate face cu semnale cu conținut de frecvență mai mare de 10 MHz. Pentru a ști lățimea de bandă reală a L14-5 / 38, în cazul în care acesta este utilizat în modul de ascultare pentru aplicații Photoacoustic. Terenul este distanța centru-la-centru între două elemente piezoelectrice adiacente. Cel mai mic teren, cea mai mare frecvența centrală a traductorului, cu atât mai bine rezoluția sistemului [41] .

Acum este posibil să se ia în considerare configurarea generală, pentru a înțelege modul în care optice și componente acustice sunt legate între ele.

Fig. 14 – Schiță simplă a sistemului microscopiei fotoacustice

Configurarea generală a sistemului de microscopie fotoacustic. În primul rând, lumina infraroșie (λ = 1064 nm) este emisă de laser și trece prin un atenuator de densitate neutră, care se caracterizează printr-o densitate optică 5 (DO), care corespunde unui factor de transmisie de 1%. Acest filtru este utilizat numai în primul experimente, în care obiectivul absorbant în eșantion este înconjurată de apă. În acest caz, ca o chestiune de fapt, energia fasciculului de 10 mJ / impuls lovește direct țintă, fără atenuarea cauzată de împrăștierea și absorbția țesuturilor reale. Pentru a pentru a simula această atenuare, se pare rezonabil să utilizeaze un factor de reducere de 100 în intensitatea luminii infraroșii, pentru o adâncime în centimetru scală și u , tipic valori pentru țesuturi. Este nevoie de filtru, deoarece 10 mJ / puls este energia minimă pe care laserul poate emite, astfel încât nu este posibil să-l reducă în alte moduri. Densitatea optică sau absorbanță, este definită ca OD = – log 10 (I / I 0 ), unde I este intensitatea transmisă și eu 0 este incidentul unul.

După filtru, reflexia fasciulelor din intensitatea laserului pe o fibră conectat la fotodetector. Ca rezultat, semnalul optic este convertit într-unul electric, care este trimis la Sonix RP pentru declanșarea achiziției de date printr-un cablu coaxial și baionetă Neill-Concelman (BNC) conectori. Principala parte a fasciculului trece prin divizorul și, datorită două oglinzi, este reflectată spre eșantion.

Valurile fotoacoustice generate sunt măsurate cu traductor ultrasonic, care are loc deasupra țintei emițătoare, chiar sub suprafața apei. În cele din urmă, lumina ajunge la un terminator fascicul, situată dincolo de proba. În acest moment, Sonix RP adună datele brute la fiecare impuls de declanșare, pentru fiecare singur element piezoelectric, salvarea lor într-un anumit fișier cu „.rf“ extensie. Aceste Fișierele pot fi deschise printr-o rutina Matlab personalizat, pentru a face imaginile.

Declanșarea Sonix RP Scanner Pentru a permite întregii lucrări de sistem în mod corespunzător, mai dificilă parte este pe cale de declanșare RP Sonix cu impulsurile laser. Ele călătoresc în țesutul până când ajung la o porțiune cu impedanță diferită acustică. La suprafața de separare acestea sunt backscattered către traductor. Măsurarea intervalului de timp t între semnalul transmis și semnale ce vin înapoi din țesut, scanerul cu ultrasunete este capabil să calculeze distanța d prin următoarea formulă simplă: d = 1 2 · V s · t în cazul în care v s este viteza sunetului.

Din cauza călătoriei dus – întors, este necesar să se punăun factor de 1/2. Dacă semnalul se deplasează doar o singură cale de la sursa (situată în țesutul) la traductor, ca în PAI, factorul de 1/2 trebuie eliminat. În consecință, în cazul în care o comună scaner cu ultrasunete este utilizat, imaginea finală este scalată, iar ținta este afișată mult mai aproape de suprafață decât poziția actuală. Chiar dacă această problemă pare simplu pentru a fi rezolvată, de exemplu, doar prin scalarea axa de adâncime dimensiunea imaginii, trebuie să se țină cont de faptul că semnalele trebuie să se concentreze.

Deci, în loc să ia în considerare factorul de scalare în toate etapele succesive de date elab- rugă, este convenabil să se schimbe RP mod Sonix calcula distanțele de ecou semnale. Pentru a face acest lucru, avem nevoie pentru a scrie un executabil personalizat pentru mașină. Ca o chestiune de fapt, scanerul Sonix RP are un kit de dezvoltare software special (SDK), numita TEXO, care oferă control nivel scăzut de utilizator pe amintire de date. Pentru a scrie aplicații Win32 folosind TEXO SDK, sunt necesare alte două programe. Acestea sunt Microsoft Visual C ++ 2008 Express și Windows SDK pentru Windows Server 2008 și .NET Cadrul 3.5 [ 35] .C ++ cod pentru utilizarea Sonix RP ca un scaner în PAM. Acesta a fost dezvoltat pornind de la „TEXO DemonstrațieProgramul“ de Ultrasonix Medical Corporation, editat de Antony de Souza-Daw, care arată cum se utilizează clasa TEXO și parametrii.

În primul rând, este necesar pentru a pune traductor într-un mod de ascultare. Pentru a face acest lucru, transmisia val de ultrasunete trebuie să fie oprită prin setarea unei valori de zero pentru trans- putere de misiune (linia 90 în codul) și prin alegerea „puls forma zero“ (linia 255). La fel de un rezultat, atunci când sosește un semnal de declanșare, scanerul emite un val nul și interpretează semnale ca reflexii ale undei nule. Apoi, se măsoară distanțele în standardul cale. Trebuie remarcat faptul că întârzierea dintre sosirea semnalului de declanșare, iar activarea efectivă a canalelor electrice, care efectuează măsurătoarea, este de aproximativ 10 ps. Aceasta este o limită a scanerului Sonix RP, pentru că în imagine există o bandă neagră insensibilitate pentru primii 1,5 cm chiar sub traductor 8 . Acest lucru trebuie luat în cont când realizarea de imagini. Pentru a permite scanerului să fie declanșată extern, instrucțiunea corespunzătoare trebuie să fie scris la începutul script – ul.

Ca rezultat, la recollect un cadru realizat din 128 linii verticale, ar trebui să aștepte 12,8 s, ca PRF laserului este de 10 Hz. Deci, rezoluția temporală a sistemului, în acest caz, nu este foarte inalt. Este 0,08 cadre / sec. 8 Viteza sunetului utilizat în cod, într – adevăr, este 1540 m.

După toți acești pași, este posibil să aibă grijă de problema factorului de scalare 1/2. A rezolva aceasta, trebuie să se schimbe formula, care executabil folosește pentru a face imagini. Din păcate, această parte a codului nu este accesibil, deoarece este încorporat într-o bibliotecă ( „Texo.dll“ fișier) care TEXO apelurile în codul. Pe de altă parte, este posibil să se stabilească un parametru care intră direct în această formulă. Este viteza sunetului. Ca rezultat, în loc de a scăpa de 1/2 factor în formula, este posibil să se multiplica viteza sunetului cu un factor de 2 (linia 256). Acest lucru duce exact la același rezultat, așa cum este prezentat mai jos. c = 2 · c d = 1 2 · C · t = 1 2 · 2 · c · t = c · t. Cu aceste câteva considerații, este posibil să se obțină date RF brute, care sunt stocate într-un anumit format, cu „.rf“ extensie. Fișierul creat conține o secvență de informații generale despre imagine, numit antet, urmată de valorile eșantion de toate elementele piezoelectrice, grupate în cadre [41].

IV. CONCLUZII ȘI CONTRIBUȚII PROPRII

Microscopul fotoacoustic (all-optical) este o unealtă viitoare și promițătoare pentru detectarea cariilor și leziunilor în stadiul incipient la suprafața dinților, unde se produce microleakageul

Leziunile pot fi dezvăluite și arătate din cauza amplitudinilor lor de semnal fotoacustic mai mari în comparație cu amplitudinile semnalului fotoacustic dezvoltate de smalțul sănătoase.

Mai mult, profunzimea unei leziuni poate fi determinată de imagistica de reconstrucție în timp.

Această metodă are multe avantaje comparativ cu metodele tradiționale de ultrasunete, cum ar fi un contrast mai bun și îmbunătățit între caria / leziune și structura dintelui sănătoasă și nu este nevoie de un mediu de cuplare inserat între sursă și dinte.

Studiile viitoare de microscopie fotoacustică analizează acum și pun accentul pe reducerea, miniaturizarea mecanismului și îmbunătățirea înțelegerii algoritmilor de undă pentru datele aplicației noastre.

BIBLIOGRAFIE

[1] P.C. Beard, E.Z. Zhang, and J.G. Laufer, \3D photoacoustic scanner based on

an optical ultrasound-mapping system for imaging supercial vascular anatomy in

vivo", in Photoacoustic imaging and spectroscopy, L.V. Wang, 2009, pp. 209-222,

(CRC press, New York, NY).

[2] M. Xu, and L.V. Wang, \Photoacoustic imaging in biomedicine", Rev. Sci. Instum.,

Vol. 77, No. 4, 041101, (2006).

[3] C. Li, and L.V. Wang, \Photoacoustic tomography and sensing in biomedicine",

Phys. Med. Biol., Vol. 54, No. 19, R59-R97, (2009).

[4] Y. Sun, E. Sobel, and H. Jiang, \Three-Dimensional quantitative photoacoustic

tomography of osteoarthritis: initial clinical results in thenger joints", in Digital

Holography and Three-Dimensional Imaging, OSA Technical Digest (CD) (Optical

Society of America, April 11, 2010), paper JMA50.

[5] L.V. Wang, \Photoacoustic tomography and microscopy", OPN, Vol. 19, No. 7,

36-41, (2008).

[6] L.V. Wang, and H. Wu, \Photoacoustic tomography", in Biomedical optics: principles

and imaging, L.V. Wang, 2007, cap. 12, pp. 283-321, (Wiley & Sons, Hoboken,

NJ).

[7] Z. Guo, L. Li, and L.V. Wang, \On the speckle-free nature of photoacoustic tomography",

Med. Phys., Vol. 36, No. 9, 4084, (2009).

[8] L.V. Wang, \Tutorial on photoacoustic microscopy and computed tomography",

IEEE Journal of selected topics in quantum electronics, Vol. 14, No. 1, January/

February, (2008).

[9] J.C. Ranasinghesagara, H. Lu, K.W. Mathewson, T. Harrison, and R.J. Zemp,

\Dual-mode Fast Scanning Ultrasound-Photoacoustic System for Preclinical Molecular

Imaging", in Advances in Ultrasonic Imaging and Drug Delivery, (Montreal,

CND), paper 0106, (2009). URL http://www.wmicmeeting.org/abstracts/data/

papers/0106.html

[10] A.G. Bell, \On the production and reproduction of sound by light", Am. J. Sci.,

Vol. 20, No. 118, 305-324, (1880).

[11] M. Xu, and L.V. Wang, \Universal back-projection algorithm for photoacoustic

tomography", in Photoacoustic imaging and spectroscopy, L.V. Wang, 2009, pp.

37-46, (CRC press, New York, NY).

[12] M. Li, J.T. Oh, X. Xie, G. Ku, W. Wang, C. Li, G. Lungu, G. Stoica, and L.V.

Wang, \Simultaneous molecular and hypoxia imaging of brain tumors in vivo using

spectroscopic photoacoustic tomography", in Proc. of IEEE, Vol. 96, No. 3, 481-489,

(2008).

[13] C. Li, A. Aguirre, J. Gamelin, A. Maurudis, Q. Zhu, and L.V. Wang, \Real-time

photoacoustic tomography of cortical hemodynamics in small animals", J. Biomed.

Opt., Vol. 15, 010509, (2010).

[14] H.Z. Zhang, K. Maslov, and L.V. Wang, \Dark-field confocal photoacoustic microscopy",

in Photoacoustic imaging and spectroscopy, L.V.Wang, 2009, pp. 267-280,

(CRC press, New York, NY).

[15] H.F. Zhang, K. Maslov, and L.V. Wang, \In vivo imaging of subcutaneous structures

using functional photoacoustic microscopy", Nature Protocols, Vol. 2, 797-804,

(2007).

[16] L. Song, K. Maslov, and L.V. Wang, \Section-illumination photoacoustic microscopy

for dynamic 3D imaging of microcirculation in vivo", Optics Letters, Vol. 35,

No. 9, 1482-1484, (2010).

[17] K.H. Song, and L.V. Wang, \Deep re
ection-mode photoacoustic imaging of biological

tissue", J. Biomed. Opt., Vol. 12, 060503, (2007).

[18] OptoSonics Inc., \Human applications", (2010), URL http://optosonics.com/

human-applications.html.

[19] L.V. Wang, \Microwave-induced acoustic (thermoacoustic) tomography", in Photoacoustic

imaging and spectroscopy, L.V. Wang, 2009, pp. 339-347, (CRC press, New York, NY).

[20] L.V. Wang, slides from conference \Photoacoustic Tomography: Breaking through

the Optical Difusion Limit", presented in Inverse Transport Theory and Tomography at Ban
International Research Station (BIRS), Ban AB, Canada, on 5/17/2010.

URL http://labs.seas.wustl.edu/bme/Wang/presentations.html.

[21] J.M. Yang, K. Maslov, H.C. Yang, Q. Zhou, K.K. Shung, and L.V. Wang, \Photoacoustic

endoscopy", Optics Letters, Vol. 34, No. 10, 1591-1593, (2009).

[22] L.V. Wang, and H. Wu, \Introduction", in Biomedical optics: principles and

imaging, L.V. Wang, 2007, cap. 1, pp. 1-15, (Wiley & Sons, Hoboken, NJ).

[23] L.V. Wang, and H. Wu, \Radiative transfer equation and di
usion theory", in

Biomedical optics: principles and imaging, L.V. Wang, 2007, cap. 5, pp. 83-118,

(Wiley & Sons, Hoboken, NJ).

[24] L.V. Wang, and H. Wu, \Rayleigh theory and Mie theory for a single scatterer",

in Biomedical optics: principles and imaging, L.V. Wang, 2007, cap. 2, pp. 17-35,

(Wiley & Sons, Hoboken, NJ).

[25] R. Cubeddu, Politecnico di Milano, Italy, (2008), (private handouts).

[26] T. Spott, and L.O. Svaasand, \Collimated light sources in the di
usion approximation",

Appl. Opt., Vol. 39, No. 34, 6453-6465, (2000).

[27] T. Jansson, Electrical Measurements Department, Lund University, (2010), (private

discussion).

[28] B. Cox, and P.C. Beard, \Modeling photoacoustic propagation in tissue using

k-space techniques", in Photoacoustic imaging and spectroscopy, L.V. Wang, 2009,

pp. 289-297, (CRC press, New York, NY).

[29] G.J. Diebold, \Photoacoustic monopole radiation: waves from objects with symmetry

in one, two, and three dimensions", in Photoacoustic imaging and spectroscopy,

L.V. Wang, 2009, pp. 3-17, (CRC press, New York, NY).

[30] S. Park, S.R. Aglyamov, and S.Y. Emelianov, \Beamforming for photoacoustic

imaging using linear array transducer", in IEEE Ultrasonics Symposium, 2007,

856-859, (New York, NY).

[31] M. Jaeger, and M. Frenz, \Combined ultrasound and photoacoustic system for

real-time high-contrast imaging using a linear array transducer", in Photoacoustic

imaging and spectroscopy, L.V. Wang, 2009, pp. 289-297, (CRC press, New York,

NY).

[32] S. Mallidi, P.P. Joshi, K. Sokolov, and S. Emelianov, \On sensitivity of molecular

specic photoacoustic imaging using plasmonic gold nanoparticles", in Engineering

in Medicine and Biology Society, 2009. EMBC 2009. Annual International Conference

of the IEEE, 3-6 September 2009, 6338-6340, (Minneapolis, MN).

[33] Ultrasonix Medical Corporation, \SONIX service manual", 2006, (Burnaby, DC

Canada). URL http://www.ultrasonix.com.

[34] R.J. Zemp, L. Song, R. Bitton, K.K. Shung, and L.V. Wang, \Realtime photoacoustic

microscopy in vivo with a 30-MHz ultrasound array transducer", Opt. Expr.,

Vol. 16, No. 11, 7915-7928, (2008).

[35] Ultrasonix Medical Corporation, \Texo SDK Guide". URL http://ultrasonix.

com/wikisonix/index.php?title=Texo.

[36] Ultrasonix Medical Corporation, \Sonix RP Guide". URL http://ultrasonix.

com/wikisonix/index.php?title=Working_with_Data#Coding_Information.

[37] I. Driver, J.W. Feather, P.R. King, and J.B. Dawson, \The optical properties of

aqueous suspensions of Intralipid, a fat emulsion", Phys. Med. Biol., Vol. 34, No. 12,

1927-1930, (1989).

[38] J.O. Smith, \Mathematics of the Discrete Fourier Transform (DFT) with Audio

Applications", second edition, online book, (2007). URL https://ccrma.stanford.

edu/~jos/r320/Analytic_Signals_Hilbert_Transform.html.

[39] Y. Xu, L.V. Wang, G. Ambartsoumian, and P. Kuchment, \Limited view thermoacoustic

tomography", in Photoacoustic imaging and spectroscopy, L.V. Wang,

2009, pp. 61-73, (CRC press, New York, NY).

[40] M. Xu, and L.V. Wang, \Analysis of spatial resolution in photoacoustic tomography",

in Photoacoustic imaging and spectroscopy, L.V. Wang, 2009, pp. 47-60, (CRC

press, New York, NY).

[41] A. Agarwal, S.W. Huang, M. O'Donnell, K.C. Day, M. Day, N. Kotov, and S.

Ashkenazi, \Targeted gold nanorod contrast agent for prostate cancer detection by

photoacoustic imaging", J. Appl. Phys., Vol. 102, 064701(1-4), (2007).