Акустический журнал, 2022, T. 68, № 1, стр. 96-116

ВВЕДЕНИЕ

Оптоакустический эффект состоит в генерации звука в среде при облучении ее лазерным излучением переменной интенсивности. Стимулом к написанию этого обзора явилось известие о создании Международного консорциума по стандартизации в области оптоакустики (The International Photoacoustic Standardisation Consortium – IPASC) [1]. Консорциум призван объединить усилия представителей промышленности, биомедицинского сообщества, сообщества исследователей-оптоакустиков для унификации, скорейшего внедрения в клиническую практику и вывода на рынок диагностических и терапевтических технологий, основанных на опто(фото)акустическом эффекте. За этим решением стоит общее признание прогресса как в изучении собственно эффекта, так и его потенциальных приложений. Консорциум имеет организационную структуру, декларированные цели, документацию, отраженную на соответствующем сайте. Разработка стандартов визуализации будет проводиться в русле известных решений для уже освоенных биомедицинских технологий – МРТ, КТ и УЗИ – и, в основном, охватывает перспективные системы оптоакустической (ОА) визуализации. В документах Консорциума отмечается, что прогресс методов оптоакустической (ОА) диагностики привел к появлению разнообразных устройств, качество которых трудно сопоставить в отсутствие единого критерия качества и единых методик измерений.

Исследования по проблемам прикладной оптоакустики неоднородных биомедицинских сред – жидких образцов и биологических тканей – развиваются по нескольким направлениям. Это визуализация, детектирование примесей в малых концентрациях, проточная цитометрия, тераностика. Стало очевидно, что как визуализация, так и другие направления ОА-приложений в биологии и медицине завершают этап “feasibility study”. На этом этапе исследования часто имеют целью показать принципиальную возможность решать ту или иную общественно полезную задачу с помощью опто(фото)акустики. В свою очередь, этому этапу предшествовал этап фундаментальных исследований. Сегодня биомедицинская оптоакустика является конкурентной областью, а исследователи активно публикуют свои результаты. Следует отметить обзорные статьи и монографии, важные для понимания современных методов решения задач медицины и биологии. Развитие оптоакустических методов визуализации обобщено в обзорах [2–7]. Практика применения наночастиц в качестве контрастных поглощающих центров для решения различных диагностических задач изложена в [8, 9]. Методы измерений в образцах с использованием ОА-спектроскопии рассмотрены в [10]. Нелинейные механизмы преобразования применительно к биомедицине систематизированы в работе [11]. Развитие совместного использования оптоакустического метода и метода “термолинзы” для выявления сверхмалых концентраций примесей и даже отдельных молекул в малых объемах жидких образцов отражено в монографии [12].

Вклады в информативный звуковой отклик могут вносить несколько механизмов ОА-преобразования. Соотношение вкладов зависит от конкретных условий облучения образца и регистрации отклика. Наиболее известен линейный термоупругий механизм [13]. Применительно к диагностике неоднородных биомедицинских сред его проявления могут не укладываться в простые модели. Так, при ОА-диагностике образцов в малых объемах необходимо учитывать ряд факторов. К ним относятся особенности времяразрешающей регистрации термоупругого отклика в области преобразования, или в непосредственной близости к ней. Помимо линейного механизма, известны нелинейные механизмы термоупругого преобразования, которые проявляются при определенных условиях. Нелинейность отклика часто связана с температурной зависимостью коэффициента объемного теплового расширения образца. Однако изучается влияние и нелинейностей других типов. В неоднородных релаксирующих средах термоупругий механизм преобразования приобретает новые черты, например, связанные с теплообменом частиц и растворителя в суспензии. Активно исследуется еще один механизм генерации звука. Он связан с конкуренцией вклада лазерно-индуцированной кавитации и термоупругих вкладов различной природы. Представляется, что перспективы применения оптоакустических методов связаны и с тем, насколько подробно будут учитываться как конкуренция механизмов, так и их совместное действие в неоднородных средах.

Современные публикации по этой теме уже составили большой массив, нуждающийся в структуризации. В последующих разделах обзора излагаются краткие сведения об особенностях биомедицинских сред, важных с точки зрения ОА-преобразования, обсуждаются особенности выполнения измерений в малых объемах жидких образцов, рассматривается конкуренция “невозмущающих” термоупругих механизмов, обобщаются работы по лазерно-индуцированной кавитации и ее роли в новых диагностических и терапевтических процедурах. И, наконец, в завершающем разделе освещаются новые практики и перспективы ОА-визуализации.

1. НЕОДНОРОДНЫЕ БИОМЕДИЦИНСКИЕ СРЕДЫ

Представляют интерес две группы объектов оптоакустических приложений применительно к неоднородным биомедицинским средам.

К первой группе объектов относятся жидкие среды: растворы, эмульсии и суспензии. Например, кровь является суспензией эритроцитов и других клеток в плазме. К суспензиям относятся и некоторые нерастворимые лекарственные формы. ОА-приложения для этой группы – это, в основном, измерения в разбавленных растворах и суспензиях. Коэффициенты оптического поглощения компонентов и теплофизические параметры образца играют большую роль в формировании звукового отклика. Роль оптического рассеяния для приложений в объектах первой группы относительно невелика. Условие, когда можно пренебречь перераспределением оптической интенсивности из-за рассеяния на частицах, приближенно выражается неравенством ${{N}_{0}}{{\sigma }_{{{\text{sc}}}}}L \ll 1$, где ${{N}_{0}}$ – концентрация частиц, ${{\sigma }_{{{\text{sc}}}}}$ – сечение рассеяния частицы, $L$ – характерный масштаб вдоль направления луча.

Оптическое поглощение отдельной частицей радиуса ${{R}_{0}}$ определяется ее сечением поглощения ${{\sigma }_{0}}$. Для суспензий диэлектрических частиц ${{\sigma }_{0}}$ связано с геометрическим сечением $\pi R_{0}^{2}$ соотношением ${{\sigma }_{0}} = {{k}_{{\text{a}}}}\pi R_{0}^{2}$, где ${{k}_{{\text{a}}}}$ – фактор эффективности поглощения на длине волны $\lambda $, зависящий от оптических постоянных вещества частицы и от соотношения длины волны излучения и радиуса частицы. Для диэлектрических частиц с показателем преломления $n = n{\kern 1pt} '\,\, + in{\kern 1pt} ''$ ($n{\kern 1pt} '$ и $n{\kern 1pt} ''$ – вещественная и мнимая части показателя преломления, соответственно) при $n{\kern 1pt} ' \geqslant \,\,1$ и $n{\kern 1pt} '' < \;1$ значение ${{k}_{{\text{a}}}}$ вычисляют по формуле [14]:

Детектирование следовых концентраций нерастворимых частиц – традиционно популярное in vitro приложение ОА-методов. Например, суспензия макромолекул липополисахаридов (ЛПС) – популярный объект в задачах ОА-детектирования. Диагностика содержания ЛПС – важная задача, поскольку в медицинской практике приходится иметь дело с эндотоксином, вызывающим пирогенный эффект у человека и животных¹¹. Измерения на основе ОА-преобразования используют оптический контраст исследуемой примеси и растворителя. Дополнительная селективность измерений достигается при учете частотных компонент звукового отклика, связанных с теплопередачей от частиц к растворителю. При достижении плотности энергии, достаточной для нагрева частиц выше температуры кипения растворителя, проявляется вклад механизмов преобразования, связанных с фазовыми превращениями в образце. Конкуренция механизмов может представлять помеху, но может и использоваться для увеличения показателей качества диагностики.

В последние годы широкое распространение в биомедицинских приложениях получили неорганические, в том числе, металлические частицы, имеющие размеры от десяти до нескольких сотен нанометров. Металлические частицы с размерами, меньшими длины волны оптического излучения, демонстрируют т.н. “локальный плазмонный резонанс”, который выражается в многократном увеличении сечений рассеяния и поглощения по сравнению с их геометрическим сечением. Резонансная длина волны зависит от формы и размеров частицы и ее структуры. Таким образом, их спектральными характеристиками поглощения можно управлять. Расчет сечения поглощения резонансных частиц более сложен, однако методы моделирования свойств наночастиц в качестве центров поглощения, а также методы конструирования наночастиц с заданными свойствами в ОА-приложениях хорошо освоены [9, 15, 16].

Вклады в звуковой отклик, возбуждаемые (а) при поглощении излучения непосредственно в растворителе и (б) под действием передачи тепла от частиц к растворителю, зависят от величины коэффициента Грюнайзена растворителя, $\Gamma = {{\beta с} \mathord{\left/ {\vphantom {{\beta с} {{{С}_{{\text{p}}}}}}} \right. \kern-0em} {{{С}_{{\text{p}}}}}}$, $\beta $ – коэффициент объемного теплового расширения образца, ${{C}_{{\text{p}}}}$ – удельная теплоемкость образца, $с$ – скорость звука в образце. Модель линейного термооптического преобразования в водных растворах предсказывает обращение $\Gamma $ в ноль в точке максимальной плотности воды, ${{T}_{0}} = $ 4°С. Исходя из этой модели, для подавления фонового отклика воды предлагается и реализуется термостатирование образцов в этой температурной точке. Однако конкуренция механизмов преобразования может снизить эффективность данной меры.

Ко второй группе объектов ОА-приложений относятся биологические ткани организма животных и человека. Учет свойств тканей актуален для развития оптоакустических методов визуализации, проточной цитометрии, тераностики. Роль оптического расcеяния в объектах этой группы очень важна. Ткани человеческого организма рассеивают по-разному [17]. Максимальное светорассеяние характерно для эпидермиса, минимальное – для тканей сердца, легких, печени. Светорассеяние в ткани грудных желез изменяется в широком диапазоне, по-видимому, в зависимости от соотношения долей фиброзной и жировой ткани. Вторичное световое поле, формируемое в результате многократного рассеяния лазерного излучения в биологической ткани, является фактором, влияющим на характеристики звукового отклика. Модель ОА-преобразования в сильнорассеивающих средах дана в работе [18].

Относительное оптическое поглощение биологических тканей влияет на контраст изображения, получаемого в ОА-визуализации. В поглощение ткани вносят вклад как естественные (эндогенные) хромофоры (группы атомов в молекулярной структуре вещества, поглощающие электромагнитное излучение), так и искусственно внесенные (экзогенные) агенты [8, 9]. Эндогенные хромофоры обусловливают поглощение таких компонентов биологических тканей, как вода, гемоглобин, меланин, липиды и некоторые другие вещества. Их вклад в общий коэффициент поглощения биологической ткани неодинаков. Это обстоятельство учитывается для визуализации т.н. “целевых объектов” в тканях. Так, в диапазоне длин волн 650–900 нм коэффициент оптического поглощения гемоглобина на порядок превышает показатели воды, липидов и эластинов [16, 19], что, например, позволяет выполнять ОА-визуализацию сосудистой сети с высоким контрастом [20]. На длине волны 1200 нм становится заметным сильный пик поглощения липидов [21]. Этот пик – основа ОА-визуализации локализованных липидных отложений в сосудах [4]. Биологические ткани характеризуются спектральными “окнами”, в которых наблюдается пониженное эндогенное поглощение. Поэтому обсуждавшиеся выше экзогенные агенты (например, наночастицы) конструируются таким образом, чтобы обеспечить резонансное поглощение на длинах волн, соответствующих этим окнам. Это обеспечивает максимально возможный контраст при ОА-визуализации. Соответственно, требованием к наночастицам является возможность их безвредного внутривенного или внутримышечного введения в организм.

Рассеяние и поглощение света в тканях влияют на показатели качества оптоакустической диагностики и терапии. Транспортная длина свободного пробега фотона, на которой фотон в среднем не изменяет свою траекторию, для биологической ткани составляет величину примерно 1 мм. На расстоянии, превышающем эту величину, световое поле становится диффузным, и освещенность экспоненциально убывает с глубиной c постоянной ${{\mu }_{{{\text{eff}}}}}$. Эта величина – эффективный коэффициент ослабления – учитывает вклад как поглощения, так и рассеяния света [22].

Акустические свойства биологических тканей также определяются присутствием в их составе отдельных компонентов. Скорость продольной звуковой волны в мягких тканях слабо зависит от частоты и – при температуре 35°С – лежит в диапазоне 1550–1650 м/с в зависимости от вида ткани [23]. Соответственно, коэффициент $\Gamma $ для тканей превышает это значение для воды при той же температуре. Затухание акустической волны при распространении в биотканях характеризуется экспоненциальной зависимостью с показателем затухания, пропорциональным частоте волны в широком диапазоне частот. Ткани с бо́льшей долей жира и наличием границ раздела между жировой и “нежировой” структурами характеризуются, в среднем, меньшей скоростью звука и бо́льшими значениями коэффициентов затухания и рассеяния в сравнении с другими мягкими тканями. Таковы, например, ткани молочной железы [24]. Распространение звука в костной ткани характеризуется дисперсией, а скорость звука варьирует в зависимости от ряда факторов (например, наличие или отсутствие остеопороза).

Акустическая неоднородность биологических тканей может проявить себя как мешающий фактор в ходе оптоакустических диагностических и терапевтических процедур, так как приводит к появлению рассеянных фоновых сигналов и искажению профиля звукового отклика. Для повышения качества измерений в рассеивающих звук биологических тканях применяют соответствующую конфигурацию системы или объединяют оптоакустические методы диагностики с более традиционными ультразвуковыми исследованиями [10].

2. ОПТОАКУСТИЧЕСКИЕ ИЗМЕРЕНИЯ В ЖИДКИХ ОБРАЗЦАХ МАЛОГО ОБЪЕМА

Исследования измерительного потенциала оптоакустических методов, в частности, применительно к жидким образцам, восходят к работам [25, 26]. Оптоакустическая диагностика сред является разновидностью калориметрических методов спектроскопии. В ее основе лежит поглощение оптического излучения, с последующей безызлучательной релаксацией и нагревом образца.

Упрощенно, процесс измерений основан на том, что амплитуда звукового отклика пропорциональна коэффициенту оптического поглощения жидкого образца $\alpha $. При измерении малых концентраций примесей в образце используют соотношение $\alpha = {{\alpha }_{0}} + \varepsilon (\lambda )\;C$, где ${{\alpha }_{0}}$ – коэффициент поглощения чистого растворителя, $\varepsilon (\lambda )$ – молярная поглощающая способность растворенного вещества, зависящая от длины волны лазерного луча $\lambda $, $C$ – искомая концентрация примеси, пропорциональная амплитуде давления в звуковом отклике. Степень компенсации амплитуды фонового отклика растворителя, пропорционального величине ${{\alpha }_{0}}$, влияет на качество измерений. Помимо амплитудной версии, популярность получила времяразрешающая ОА-диагностика, предъявляющая более строгие требования к приему отклика. В настоящее время методы оптоакустики применяются в двух областях, вытесняя традиционную абсорбционную спектроскопию. В сочетании с другими процедурами, принятыми в аналитической химии, выполняется определение химического состава исследуемого раствора. Проводится также выявление отдельных примесей в сверхмалых концентрациях.

Характеристики дальнего звукового поля в однородном жидком полупространстве при термоупругой генерации хорошо изучены [13, 27]. Построение измерительной модели линейного термоупругого отклика в области преобразования, или в непосредственной близости к ней, потребовало дополнительных исследований.

Амплитудная ОА-диагностика относительно легко реализуется, если образец помещен в большие кюветы (больше 50 мл). Однако в этих случаях успешно применяются и более традиционные процедуры: электрохимическое обнаружение, титрование, ионометрия. Преимущество ОА-диагностики связано с возможностью проведения измерений именно в малых объемах образцов. Показатели качества измерений зависят от того, в какой степени при регистрации информативного звукового отклика учитывается влияние отражений от стенок кювет, влияние помехи, связанной с прямой “засветкой” приемника давления. При проведении ОА-измерений в рассеивающих, релаксирующих средах, в многофазных средах (например, в жидкостях с пузырьками газа) также приходится учитывать, что процесс преобразования имеет особенности по сравнению с простой моделью термооптического механизма.

При измерениях in vitro ядром измерительной системы обычно является т.н. оптоакустическая ячейка, содержащая образец. ОА-ячейка является компактным и простым устройством, обеспечивающим приемлемую точность и чувствительность. В ячейке происходит генерация и прием звукового измерительного отклика, а показатели качества диагностики зависят от конструкции конкретной ячейки. На рис. 1 обобщенно показаны два исторически первых типа оптоакустических ячеек. Латеральная оптоакустическая ячейка (рис. 1а) удобна для измерений в жидких образцах относительно большого объема (10–100 мл). При прохождении луча через ячейку лазерная энергия лишь частично поглощается в образце [28]. Таким образом, исследуемый образец является оптически “тонким”, т.е. $\alpha L \ll 1$, где $L$ в данном случае – расстояние между входным и выходным окнами. Область преобразования имеет цилиндрическую форму, а радиус поперечного сечения пучка $a$ в режиме “короткого” лазерного импульса удовлетворяет условию $a \gg с\tau ,$ где $\tau $ – длительность лазерного импульса. Звуковой отклик поступает на приемник давления, находящийся в поле расходящейся цилиндрической упругой волны. Амплитуда отклика оценивается согласно работе [26] следующим образом:

где ${{E}_{0}}$ – энергия лазерного импульса.

Латеральная ячейка не предназначена для “времяразрешающей” калориметрии, она используется для регистрации амплитуды акустического отклика в относительно низкочастотном диапазоне (до 1 МГц). В случаях, когда требования к чувствительности не являются строгими, в качестве латеральной ячейки может использоваться обычная спектрофотометрическая кювета, установленная непосредственно на приемнике давления. Латеральная ячейка – один из немногих типов устройств, позволяющих проводить измерения в условиях фазовых превращений в образце.

Ячейка второго типа, а именно фронтальная (front-face) ячейка (рис. 1б), была разработана для “времяразрешающих” измерений. Такая ячейка более чувствительна по сравнению с латеральной благодаря более полному использованию спектра сигнала. Луч входит в ячейку через окно, распространяется по жидкому образцу и отражается от зеркала, защищающего приемник звукового отклика. Приемник работает непосредственно в области преобразования. Моделирование работы ячейки такого типа проведено в [29, 30]. Так, обнаружено, что амплитуда отклика обратно пропорциональна толщине слоя образца [29]. Однако при толщине слоя менее 25 мкм чувствительность измерений падает из-за помех различной природы. Так, зеркало, защищающее приемник давления от прямого попадания лазерного луча, само по себе является элементом, поглощающим излучение и генерирующим акустическую помеху. Вторым источником погрешности является помеха из-за прямого воздействия лазерного луча на приемник. Эти факторы ограничивают измерительные возможности фронтальной ячейки. Факторы помех, связанных с лазерной генерацией паразитного сигнала на неоднородностях границ стекол ячейки, активно изучаются [31, 32]. С помощью такой ячейки исследовалась структурная релаксация химических соединений в диапазоне до 20 МГц [29], динамика молекулярной безызлучательной релаксации [33], проводилась диагностика содержания липополисахаридов (ЛПС) в вытяжках одноразовых шприцев [34].

Растет число применений и призматической оптоакустической ячейки, в которой слой образца параллелен пластине приемника, а прямое световое воздействие на приемник звука исключается из-за наклонной траектории лазерного луча (рис. 2а). Схема ячейки очень проста в конструктивном плане [35]. Эта ячейка удовлетворяет условиям анализа образцов малого объема, что и привлекает к ней внимание специалистов в области аналитической химии, экологов, специалистов по санитарии. Лазерный нагрев вызывает рост давления в слое образца, зажатом между верхней и нижней кварцевыми призмами. Толщина слоя образца $L$ определяется толщиной кольца, которую, оценочно, изменяют в пределах от 10 до 45 мкм. При современном уровне развития лазерной техники, освоившей излучение импульсов очень малой длительности, $\tau $ = 10 нс и менее, слой удается поддерживать акустически “широким”. Характерные параметры задачи удовлетворяют условиям ${{d}_{{{\text{th}}}}} \ll c\tau = {{d}_{{{\text{ac}}}}} \ll L \ll {1 \mathord{\left/ {\vphantom {1 \alpha }} \right. \kern-0em} \alpha }$, где ${{d}_{{{\text{th}}}}}$ – длина диффузии тепла, c – скорость звука в образце, ${{d}_{{{\text{ac}}}}}$ – длина пробега звука. Можно предложить простейшую одномерную, но наглядную модель работы призматической ячейки. В приближении задачи с начальными условиями адиабатический подход дает для оценки амплитуды прироста давления следующее выражение (расчетная схема показана на рис. 2б):

При разгрузке начального избыточного давления ${{p}_{0}}$ в слое жидкого образца возникают импульсы механического напряжения $\sigma (t)$ в материале призмы (кварц):

где $V$ и $W$ – соответственно коэффициенты отражения и прохождения упругой волны на границе “образец–кварц”, ${{\rho }_{1}}$ – плотность кварца, ${{с}_{1}}$ – скорость звука в кварце. Результаты расчета на графике рис. 3 показывают, что динамика разгрузки избыточного давления зависит от толщины слоя образца. На границах “образец–кварц” происходит многократное отражение импульса. Соответственно, профиль импульса, прошедшего в нижнюю призму, имеет ступенчатую форму. Строгое описание профиля импульса в призматической ячейке должно учитывать как произвольные условия возбуждения, так и дифракционную эволюцию импульса, распространяющегося в направлении приемника давления (пунктирные линии на рис. 2а). Решение можно получить методом передаточных функций, аналогично работе [36]. Спектр упругого импульса $\sigma (\omega ,x)$ на произвольном расстоянии $x$ от границы “жидкость–кварц” пропорционален произведению спектра огибающей лазерного импульса $F(\omega )$ и двух “специальных” передаточных функций, $G(\omega )$ – передаточной функции, которая описывает релаксацию избыточного давления в жидком образце, и $D(\omega ,x)$ – передаточной функции, которая описывает дифракционную эволюцию импульса при его распространении в нижней призме вдоль оси $x$,

Имеем для $G(\omega )$ [30, 37]:

где $k$ – волновое число, $k = {\omega \mathord{\left/ {\vphantom {\omega c}} \right. \kern-0em} c}$. Дифракционную эволюцию при распространении импульса в нижней призме можно рассчитать в рамках квазиоптического приближения для продольной волны, имеющей плоский фазовый фронт и гауссово поперечное распределение амплитуды [38]:

На вход приемника поступает импульс, имеющий спектр $\sigma (\omega ,{{L}_{1}}),$ где ${{L}_{1}}$ – толщина призмы. Влияние $D{\kern 1pt} {\kern 1pt} (\omega ,{{L}_{1}})$ аналогично действию фильтра высоких частот с постоянной времени ${{{{a}^{2}}} \mathord{\left/ {\vphantom {{{{a}^{2}}} {(2{{L}_{1}}{{c}_{1}})}}} \right. \kern-0em} {(2{{L}_{1}}{{c}_{1}})}}$. Регистрация широкополосного импульсного отклика представляет непростую задачу. Подходы к расчету неискажающих широкополосных приемников коротких импульсов давления разработаны в ряде работ, в частности, в [39]. Для определения характеристик приемника в составе призматической ячейки выполним соответствующее моделирование, полагая, что интерфейс “кварц–керамика” акустически согласован. С выхода приемника результирующий электрический сигнал со спектром $U(\omega )$ подается на нагрузку, имеющую импеданс ${{Z}_{{\text{E}}}}(\omega )$. Передаточная функция приемника (спектральная чувствительность) имеет вид $S\left( \omega \right) = {{U(\omega )} \mathord{\left/ {\vphantom {{U(\omega )} {\sigma (\omega ,{{L}_{1}})}}} \right. \kern-0em} {\sigma (\omega ,{{L}_{1}})}}$. Оптимальный режим соответствует активной нагрузке ${{Z}_{{\text{E}}}}(\omega ) = R$, при этом неискажающая регистрация возможна в пределах полосы частот, ограниченной соотношениями $\omega {{\tau }_{{\text{p}}}} \ll 1$ и $\omega {{\tau }_{{{\text{RC}}}}} \gg 1$. Здесь ${{\tau }_{{{\text{RC}}}}} = R{{C}_{{\text{s}}}}$ – постоянная времени, определяемая емкостью ${{C}_{{\text{s}}}}$ преобразователя и сопротивлением нагрузки $R$, ${{\tau }_{{\text{p}}}}$ – время прохождения упругого импульса по толщине пьезокерамической пластины. Спектральную чувствительность с учетом результата работы [39] для активной нагрузки можно представить следующим образом:

Здесь ${{Z}_{{\text{2}}}} = {{\rho }_{{\text{2}}}}{{c}_{2}}$ – акустическое сопротивление пластины пьезокерамического преобразователя, ${{W}_{f}}$ – коэффициент прохождения на границе раздела “кварц–керамика”, ${{\rho }_{{\text{2}}}}$ – плотность, ${{c}_{2}}$ – скорость звука, ${{h}_{{33}}}$ – пьезоэлектрический модуль материала преобразователя. Таким образом, неискажающая регистрация широкополосного импульсного отклика возможна, если использовать “акустически тонкий” пьезокерамический приемник, а постоянную времени ${{\tau }_{{{\text{RC}}}}}$ приемной системы поддерживать относительно большой. В указанном диапазоне чувствительность не зависит от частоты, т.е. $S(\omega ) = S$. Кроме того, значение чувствительности пропорционально толщине приемной пластины. Например, при толщине пластины 0.4 мм и плотности материала ${{\rho }_{{\text{2}}}}$ = 7.5 × 10³ кг/м³, ${{c}_{2}}$ = = 4200 м/с и ${{h}_{{33}}}$ = 0.2 × 10¹⁰ Кл/Н получаем оценку для S = 6 мкВ/Па. При адекватном приеме отклика можно определить и показатели качества призматической ячейки. Так, при безреагентном детектировании следовых концентраций ЛПС предел обнаружения в призматической ячейке в объемных долях составляет 10^–7, что соответствует предельно допустимому содержанию этого вещества. Известны результаты моделирования призматических ячеек применительно к решению задач диагностики фотоактивных сред и детектированию малых концентраций опасных веществ [40, 41].

3. “НЕВОЗМУЩАЮЩЕЕ” ОПТОАКУСТИЧЕСКОЕ ПРЕОБРАЗОВАНИЕ. КОНКУРЕНЦИЯ МЕХАНИЗМОВ

4. КАВИТАЦИОННЫЕ ПРОЦЕССЫ ПРИ ОА-ПРЕОБРАЗОВАНИИ

Звуковой отклик “кавитационной” природы при лазерном облучении образцов используется in vitro для детектирования следовых концентраций частиц или in vivo для терапевтических и хирургических приложений [72]. Зародышами кавитации являются частицы взвеси природного или искусственного происхождения или другие неоднородности. Если при облучении суспензии локальная плотность энергии достигает некоего порогового значения, температура частицы может превысить температуру кипения растворителя. На поверхности перегретых частиц развивается фазовый переход. Расширяющийся и схлопывающийся пузырек является эффективным излучателем звука. Амплитуду первого звукового отклика отдельной “кавитационной” частицы можно принять пропорциональной превышению плотности энергии над пороговым значением, $p(\varepsilon )\; \sim \;(\varepsilon - {{\varepsilon }_{{{\text{th}}}}})$. В определенном интервале плотностей энергии, при $\varepsilon > {{\varepsilon }_{{{\text{th}}}}}\;$ кавитационный механизм сосуществует с линейным и нелинейным термоупругим механизмами ОА-преобразования.

При наличии в образце только фоновых, как правило, диалектрических частиц нижний предел этого интервала плотности энергии ${{\varepsilon }_{{{\text{th}}}}}$ дается выражением [73]:

где $\Delta T$ – разность температуры кипения растворителя и исходной температуры. Для случая частиц, существенно уступающих по размерам длине волны излучения, коэффициент ${{k}_{{\text{a}}}}$ пропорционален радиусу частицы ${{R}_{0}}$, при этом величина ${{\varepsilon }_{{{\text{th}}}}}$ не зависит от размера частицы. Для случая частиц, размеры которых превышают длину волны, а также для случая сильно поглощающих частиц ${{k}_{{\text{a}}}} \approx 1$, и величина ${{\varepsilon }_{{{\text{th}}}}}$ растет пропорционально радиусу частицы. Так, для угольных частиц (${{(\rho {{C}_{p}})}_{{\text{P}}}}$ = 2 Дж/см³ °С) при $\Delta T = 80^\circ {\text{C}}$ оценки дают ${{\varepsilon }_{{{\text{th}}}}}$ = 2 мДж/см² (при $R_{0}^{{}}$ = 0.1 мкм), ${{\varepsilon }_{{{\text{th}}}}}$ = 20 мДж/см² (при $R_{0}^{{}}$ = 1 мкм), ${{\varepsilon }_{{{\text{th}}}}}$ = 200 мДж/см² (при $R_{0}^{{}}$ = 10 мкм).

Различают “начальный” по энергии и/или по концентрации частиц режим кавитации и режим развитой кавитации. Начальный режим охватывает отдельные частицы и отличается слабой повторяемостью амплитуды звукового отклика суспензии в серии от одного импульса облучения к другому. Для начального режима кавитации в неоднородных жидкостях при малом поглощении растворителя характерно ОА-преобразование по типу т.н. комбинированного механизма преобразования. А именно, серия звуковых откликов представляет, в основном, термоупругие отклики постоянной амплитуды от нагретых растворителя и частиц. Эти отклики чередуются с редкими импульсами большой амплитуды “кавитационного” происхождения [74, 75]. Статистические эффекты, проявляющиеся при обработке записей серий флуктуирующего звукового отклика, могут быть использованы при детектировании следовых концентраций примесей. В частности, можно дискриминировать вклады в отклик от фоновых частиц и регистрировать вклады только от искусственно введенных контрастных частиц [72].

На рис. 4 показана запись амплитуд откликов в серии импульсного облучения воды в режиме начальной кавитации [75]. Объект облучения – дистиллированная вода, прошедшая двойную фильтрацию (диаметр природных частиц, оставшихся в образце после фильтрации, менее 300 нм). Плотность оптической энергии незначительно превышает порог кавитации. Сосуществование механизмов состоит в том, что наиболее часто в серии встречаются звуковые отклики термоупругого происхождения, а средняя амплитуда в серии определяется редкими, но интенсивными импульсами кавитационного характера.

При обработке записей отклики группируют или ранжируют по амплитуде. Второй вариант предпочтительнее – он позволяет работать с относительно небольшими выборками, например, использовать серии всего в несколько сотен записей. На рис. 5 обобщенно показаны результаты обработки 200 записей в виде диаграммы “ранг $r$–амплитуда ${{p}_{{\text{m}}}}$” в двойных логарифмических координатах для четырех образцов – исходного образца воды и образцов водных суспензий золотых наночастиц трех различных концентраций. Плотность лазерной энергии поддерживалась постоянной от импульса к импульсу. Графики на рисунке получены следующим образом. Звуковому отклику, имеющему максимальную амплитуду, присваивается ранг 1. И, наоборот, самое маленькое значение амплитуды – у отклика, получившего ранг 200. Для суспензий малой концентрации и умеренных значений оптической плотности ранговое распределение амплитуд откликов соответствует эмпирическому степенному закону Ципфа–Мандельброта

где $A$ и $B$ – константы, $\mu $ – параметр, определяющий наклон графиков 1–3 на рис. 5. Записи для серии облучения исходного образца воды, содержащего лишь фоновые частицы, соответствует прямая 1 ($\mu $ = 1). Последовательное добавление к исходной суспензии золотых наночастиц одинакового размера приводит к росту повторяемости амплитуд, что показывает все бо́льший угол наклона графиков 2 ($\mu $ = 3) и 3 ($\mu $ = 7). И, наконец, при значительных концентрациях частиц одинакового размера ОА-преобразование характеризуется режимом “развитой кавитации”, а распределение амплитуд уже отвечает гауссовой кривой (кривая 4). Эта кривая демонстрирует хорошую повторяемость процесса: из 200 откликов 110 имеют одинаковую амплитуду (длинный горизонтальный отрезок на кривой). Сценарии детектирования искусственных частиц в возрастающей концентрации на фоне вклада частиц природного характера “укладываются” в трансформацию графиков от наклонной прямой 1 до кривой 4.

Режим начальной кавитации исследуется в целях развития методов детектирования примесей in vitro или для уточнения величины опасных пороговых плотностей энергии при облучении биологических тканей in vivo. Действительно, при достижении порога кавитации расширяющиеся парогазовые пузырьки и импульсы давления большой амплитуды повреждают ткани. Например, этого эффекта избегают при микрокоагуляции сетчатки глаз. Переход к режиму развитой кавитации достигается не только увеличением концентрации частиц одинакового размера в суспензии, но и повышением плотности оптической энергии. Режим развитой кавитации составляет основу процедур точечного механического разрушения клеток и лежит в основе перспективных методов противоопухолевой терапии. Признано, что лазерное облучение суспензии наночастиц с “кавитационным” продолжением эффективно для селективного разрушения аномальных клеток и тканей [76].

Разработаны модели лазерно-индуцированной кавитации в коллоидных растворах, использующие теорию Ми, уравнение состояния газа, уравнение Рэлея–Плессета. Модели подробно описывают коллективный звуковой отклик суспензии. Численное моделирование динамики пузырька дает основу для оптимизации параметров облучения в медицинских приложениях. Например, пытаются найти оптимальный диаметр пузырька на максимуме расширения для наиболее эффективного разрушения аномальных клеток [77]. Предполагается, что максимальный радиус пузырька пропорционален корню квадратному “надпорогового” значения плотности энергии [80].

В целом, модели хорошо согласуются с экспериментальными результатами. В биомедицинской практике экспериментально хорошо отработаны различные по энерговкладу режимы облучения суспензии сферических золотых наночастиц с диаметрами 10–100 нм [79, 80]. Эксперименты также показывают, что при облучении на длине волны 532 нм наиболее эффективное ОА-преобразование соответствует диаметру частиц 70 нм [81]. Экспериментально измеренное максимальное давление в коллективном звуковом отклике суспензии линейно возрастает с увеличением плотности оптической энергии, что качественно совпадает и с более простыми моделями для режима развитой кавитации [75].

Плотность энергии, необходимая для достижения режима развитой кавитации, как правило, превышает максимально допустимую лазерную экспозицию, допустимую для биомедицинского применения. Например, для длины волны 800 нм пороговая экспозиция задается величиной 30 мДж/см² [82], а воздействие, приводящее к устойчивому образованию пузырьков на золотых частицах диаметром 90 нм в водной среде при облучении на “резонансной” длине волны 532 нм, близко к 60 мДж/см². Применение специально подобранного покрытия наночастиц, оптимизирующего теплопередачу растворителю, либо наложение внешнего ультразвукового поля, может способствовать возникновению развитой кавитации при меньших значениях плотности оптической энергии [68].

Сегодня быстро развивается т.н. тераностика – медицинская технология, предполагающая одновременное применение диагностики и терапии. Так, при выявлении раковых клеток их сразу уничтожают. Оптоакустический вариант тераностики, использующий кавитацию, представляется перспективным. В экспериментах in vitro потенциал ОА-тераностики был проверен: на первом этапе проводился десятиминутный мониторинг свободно циркулирующих клеток меланомы при малой плотности оптической энергии с регистрацией звукового отклика. На втором этапе клетки в течение часа циркулировали при повышенной плотности энергии в режиме лазерно-индуцированной кавитации. Происходило их разрушение. На третьем этапе мониторинг клеток повторялся. В различных опытах содержание клеток после процедуры снижалось в 3–11 раз [83].

5. ОПТОАКУСТИЧЕСКАЯ ВИЗУАЛИЗАЦИЯ В БИОМЕДИЦИНЕ

Визуализация, основанная на генерации звука в биологических тканях короткими лазерными импульсами, – быстро развивающееся приложение оптоакустики [3]. Растет число разрабатываемых инструментов и алгоритмов реконструкции изображений. Предпринимаются усилия для стандартизации процедур и для скорейшего перехода к клинической практике.

Методы ОА-визуализации основаны на приеме звукового отклика, возникающего при передаче тепла в окружающую среду от поглощающих эндогенных тканевых хромофоров или экзогенных контрастных агентов, либо при их собственном расширении. Генерация звукового отклика соответствует, как правило, линейному термоупругому механизму. Регистрация отклика широкополосными приемниками давления обеспечивает спектральную селективность и контраст изображения, а также высокое пространственное разрешение, характерное для более традиционной ультразвуковой визуализации [5]. Исследователи, используя времяразрешающую регистрацию звукового отклика при поглощении в биологической ткани рентгеновского или СВЧ-излучения или потоков проникающих заряженных частиц, получили информацию о внутренней структуре тканей. В начале 2000-х гг. были получены ОА-изображения достаточно высокого качества in vivo [84]. История развития методов ОА-визуализации изложена в [85]. В обзоре [3] было отмечено незначительное на момент его публикации число исследований оптоакустической визуализации in vivo. Указано и на недостаток опыта получения и интерпретации ОА-изображений в целях медицинской диагностики. За прошедшие со времени публикации этого обзора годы достигнут значительный прогресс в развитии методов, выполнены многочисленные исследования приложений in vivo, появились прототипы систем визуализации для клинической практики. Опубликованы обзоры общего характера [5–7] и обзоры профильные, обобщающие опыт ОА-визуализации в онкологии, неврологии, офтальмологии [86, 87].

Системы ОА-визуализации не свободны от недостатков. Многоэлементные акустические приемники и многоканальные системы регистрации откликов – сложные и дорогие устройства. Лазерные источники также дороги и сложны в обслуживании. Переход к простым и недорогим источникам типа диодных лазеров еще предстоит.

В числе методов ОА-визуализации выделяются три группы [88, 89]. Это ОА-томография, ОА-микроскопия и минимально инвазивная ОА-визуализация.

ЗАКЛЮЧЕНИЕ

В настоящем обзоре удалось охватить относительно небольшую часть публикаций, касающихся особенностей оптоакустического преобразования в неоднородных биомедицинских средах. Было показано, что учет этих особенностей позволяет купировать помехи и повысить показатели качества диагностики сред. С учетом конкуренции механизмов преобразования открываются новые возможности решения диагностических и терапевтических задач.

Среди других направлений в последнее десятилетие наиболее быстрое развитие получила оптоакустическая визуализация. Достигнут значительный прогресс в решении различных диагностических задач in vivo. Повысилось качество изображений (разрешение и контрастность), сократилось время получения изображений, и увеличилась доступная глубина. На пороге клинического применения находятся ручные малогабаритные сканеры, реализованные по схемам ОА-микроскопии и допускающие комплексирование с системами ультразвуковой визуализации. Оптоакустика показала хорошие результаты в доклинических исследованиях динамики заболеваний, новых препаратов и методик лечения, для которых раньше требовалось большое число мелких лабораторных животных. Сегодня расход лабораторных животных во многих случаях уменьшился.

Быстрое развитие оптоакустических методов имеет не только положительные стороны. Так, применительно к биомедицинской визуализации, разнообразие предложенных решений чревато угрозой потери общего консенсуса. Вновь созданный Международный консорциум по стандартизации в области оптоакустики призван этот консенсус обеспечить. Определены четыре ближайшие цели Консорциума. Это: (а) установление единообразия фантомов для тестирования систем ОА-визуализации на доклиническом и клиническом уровнях; (б) согласование условий применения фантомов для количественного сравнения различных систем визуализации; (в) создание опорного массива данных для тестирования алгоритмов спектральной обработки и реконструкции данных; (г) обеспечение возможности верификации уже опубликованных результатов тестами, разработанными для новых систем визуализации.

Исследование выполнено при финансовой поддержке РФФИ в рамках проекта № 20-12-50131.