Wideband optisk detektor av ultraljud för medicinsk bildåtergivning

Bioengineering

Your institution must subscribe to JoVE's Bioengineering section to access this content.

Fill out the form below to receive a free trial or learn more about access:

 

Summary

Optisk detektering av ultraljud är opraktiskt i många avbildnings scenarier eftersom det kräver ofta stabila miljöförhållanden. Vi visar en optisk teknik för ultraljud avkänning av flyktiga miljöer med miniatyrisering och känslighetsnivåer lämpliga för optoakustisk avbildning i restriktiva scenarier, t.ex. intravaskulära tillämpningar.

Cite this Article

Copy Citation | Download Citations

Rosenthal, A., Kellnberger, S., Omar, M., Razansky, D., Ntziachristos, V. Wideband Optical Detector of Ultrasound for Medical Imaging Applications. J. Vis. Exp. (87), e50847, doi:10.3791/50847 (2014).

Please note that all translations are automatically generated.

Click here for the english version. For other languages click here.

Abstract

Optiska sensorer av ultraljud är ett lovande alternativ till piezoelektriska tekniker, såsom har nyligen demonstrerats i området för optoakustisk avbildning. I medicinska tillämpningar, är en av de viktigaste begränsningarna för optisk avkänning teknik dess känslighet för miljöförhållanden, t.ex. förändringar i tryck och temperatur, vilket kan mätta upptäckt. Dessutom ställer den kliniska miljön ofta stränga gränser för storlek och robusthet av sensorn. I detta arbete är kombinationen av puls interferometri och fiberbaserad optisk avkänning visats för ultraljudsdetektering. Puls interferometri möjliggör robusta prestanda avläsningssystemet i närvaro av snabba variationer i miljöförhållanden, medan användningen av all-fiberteknologi leder till ett mekaniskt flexibel mätelement kompatibel med mycket krävande medicinska tillämpningar såsom intravaskulär avbildning. För att uppnå en kort sensorlängd, enpi-fasförskjutna fiber Bragg-gitter används, som fungerar som en resonator infångning ljus över en effektiv längd av 350 | im. För att möjliggöra hög bandbredd, är sensorn används för sidled upptäckt av ultraljud, vilket är till stor nytta i omkretsavbildningsgeometrier såsom intravaskulär avbildning. En optoakustisk imaging inställning används för att bestämma svaret hos sensorn för akustisk punktkällor vid olika positioner.

Introduction

Ultraljud detektorer har en nyckelroll i många bildprogram. Konventionellt ultraljud detekteras av piezoelektriska givare, vilka omvandlar tryckvågorna till spänningssignaler 1. I optoakustisk avbildning, är ultraljud genereras genom en process av termisk expansion genom att belysa objektet med hög effekt modulerat ljus 2-6. Även piezoelektriska givare är den metod som föredras i optoakustisk applikationer, hindrar användningen ofta miniatyrisering främst eftersom miniatyriserade piezoelektriska givare ofta kännetecknas av låg känslighet. Dessutom, eftersom piezoelektriska givare är optiskt ogenomskinliga, de kan allvarligt störa ljus leverans till avbildade objektet, vilket begränsar möjligheterna för användbara avbildningskonfigurationer. Ljus som back-spridda från objektet till givaren kan också begränsa korrekt upptäckt av ultraljud och komplicera utformningen av avbildningssystemet på grund av optiskt inducerad parasitic signalerar i givaren 7.

Optiska detektorer av ultraljud har erkänts som ett möjligt alternativ till piezoelektriska givare som erbjuder många fördelar i optoakustisk avbildningsscenarier 8-12: De är ofta öppna och kan oftast miniatyriserade utan förlust av känslighet. Funktionsprincipen för optiska detektorer är interferometrisk detektering av minut deformation skapas i det optiska mediet till följd av närvaron av ultraljud. Ofta är optiska resonatorer användas för att förbättra detekteringskänsligheten genom att fånga ljus i det störda mediet under längre löptider, vilket ökar effekten av deformationen på fasen för den optiska signalen. I dessa fall är att optiska detekteringsscheman baserat på övervakningsvariationer i resonansvåglängd, som direkt relaterar till strukturera deformationer i resonatorn. Vanligast är smal linjebredd kontinuerlig mod (CW) metoder som används i vilken en CW-laser är avstämd till the resonansvåglängden. Små förändringar i resonansvåglängden ändras det relativa läget för laserns våglängd inom resonans och därmed orsaka variationer i intensiteten av den transmitterade / reflekterat laserljus, som lätt kan övervakas. Men om resonansskift är för starka, t.ex. på grund av stora variationer i tryck, temperatur eller vibrationer, resonansen kan ändras helt borta från laserns våglängd, effektivt mätta detektorn 13.

Puls interferometri 14 erbjuder en lösning på begränsning av signal mättnad och gör ultraljud upptäckt i flyktiga miljöförhållanden. I motsats till smallinjebredden CW system, använder puls interferometri en bredbandig puls källa för att belysa resonator. I detta fall fungerar resonatorn såsom ett bandpassfilter, överföra endast de våglängder som motsvarar dess resonansfrekvens, medan den resonans skiftar enåter detekteras genom att mäta våglängds variationer i den optiska signalen vid resonatorns utgång, t.ex. genom användning av en Mach-Zehnder-interferometer låst till kvadratur 14,15. En automatisk återställningskrets används för att omedelbart återställa interferometern arbetspunkten i fallet det förloras på grund av extrema variationer i miljöförhållanden. På grund av den relativt breda bandbredden hos källan, stannar resonansvåglängd inom det belysta bandet även under starka störningar, vilket möjliggör stabil detektor drift även under svåra omgivningsförhållanden. Användningen av en enhetlig källa för förhör, dvs optiska pulser, underlättar låg brusdetektering.

Motsvarande puls interferometri som används i våra experiment visas i figur 1. Puls laser som används för förhör producerade 90 fsec pulser med en repetitionsfrekvens på 100 MHz med en uteffekt på 60 mW och spektral bredd på över 100nm. Det optiska filtret hade en FWHM spektral bredd på ungefär 0,4 nm och var avstämd till frekvensen hos den resonans. Efter filtrering gjordes en optisk förstärkare som används för att kompensera för den betydande minskningen av den filtrering. Ytterligare filtrering applicerades efter förstärkningssteget för att minska förstärkt spontan emission från förstärkaren. Den resonator som används i våra experiment är en pi-fasförskjuten fiber Bragg-gitter (π-FBG) 8, som tillverkas av Teraxion Inc. Särskilt för den medicinska tillämpningen av ultraljud avkänning, π-FBGs har fördelen av att vara all-fiberkomponenter, och därmed robust och små. Figur 2 visar en jämförelse mellan de dimensioner optiska fiber som används i detta arbete och en 15 MHz miniatyriserad intravaskulärt ultraljud (IVUS) piezoelektriska givare. Några alternativa resonans-baserade upptäckt metoder, till exempel mikro ringresonatorer tillverkade i plana vågledare, kräver kopplings fibrer på komponentensingång och utgång, antingen leda till mer ömtåliga enheter eller hindrar miniatyrisering. Däremot π-FBGs är i-fiberkomponenter, och inte kräver ytterligare fiberkoppling. Resonansen i π-FBGs skapas av pi fasförskjutning i sitt centrum; ljus fångas runt pi fasförskjutning över del av fibern som är väsentligt kortare än längden hos gittret självt. I våra experiment, att π-FBG hade en längd av 4 mm och kopplingskoefficienten κ = 2 mm -1 och dess känslighet var ojämnt fördelade längs dess längd, med känsligheten exponentiellt minskar från gallret centrum med en hastighet av κ . Den full bredd halv-maximum (FWHM) av känslighetsfördelning (SD) var cirka 350 nm. Resonans bredd av gittret bestäms genom både dess längd och dess kopplingskoefficienten i enlighet med följande ekvation:

Ekvation 1 där λ är resonansvåglängden och neff är det effektiva brytningsindexet för moden styrs i fibern 8.

För att bedöma om π-FBG detektor är lämplig för bildprogram, behöver sin rumsligt beroende reaktion som ska mätas över ett brett frekvensband. Dock är denna uppgift mycket utmanande när konventionella akustiska tekniker används. Vi använder därför en optoakustisk metod för ultraljudsdetektor karakterisering 16, där en mörk mikroskopisk sfär inbäddad i transparent agar fungerar som en optoakustisk punktkälla. I vårt experiment, har den mikroskopiska sfären en diameter av ca 100 ^ m och är belyst med hög effekt nanosekund optiska pulser med en repetitionsfrekvens av 10 Hz, pulsvaraktighet på cirka 8 nsek, och medeleffekt på 200 mW. Den optiska energin som deponeras i den mikroskopiska sferes genererar bredbandsultraljudssignaler på grund av det optoakustisk effekt. Den π-FBG detektor sätts i förhållande till den mikroskopiska sfären för att få sin rumsligt beroende akustisk respons. Figur 3 visar en illustration av den optoakustisk experimentet. I allmänhet kan denna teknik användas för att karakterisera olika typer av ultraljudsdetektorer.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Protocol

1. Optoakustisk Karakterisering av π-FBG Detector

  1. Beredning av en mikroskopisk sfär upphängd i agar:
    1. Blanda agar-pulver (1,3 vikt-%) med destillerat vatten i en glasbägare. Använd en värmeplatta magnetisk-omrörare anordning för uppvärmning av lösningen nära kokpunkten och lös agarpulver tills lösningen blir klar och fri från luftbubblor. Alternativt kan agarlösning värmas med hjälp av en konventionell mikrovågsugn med omrörning utförs manuellt med hjälp av en glasstav. Häll den varma lösningen i en plastform, t.ex. spruta med spetsen skär ut.
    2. Strö en liten mängd av mikroskopiska sfärer på agar-lösning och vänta tills lösningen stelnar fullständigt. Ta fast agar fantom ut ur formen genom att trycka kolven.
    3. Visa fantomen under ett stereomikroskop skära en liten bit av agar, som innehåller en enda mikroskopisk sfär.
    4. Upprepa steg 1.1.1 och lägga till to agar lösningen fast agar bit innehåller enda mikroskopisk sfären.
    5. Efter stelning, skär den agar fantom i mikroskop så att den mikroskopiska sfären ligger nära fantom yta.
  2. Optoakustisk mätning
    1. Använd två v-spårfiberhållare för att hålla fibrerna tätt på båda sidor av π-FBG, och anslutna igar till en tredimensionell (XYZ) omräkningsdatordrivna scenen. Se till att fibern är nedsänkt för att möjliggöra spridning av ultraljud.
    2. Hitta den ungefärliga platsen för avkänning π-FBG elementet genom att belysa olika delar av fiber med hög effekt nanosekund-puls laserstråle. Den optiska absorptionen av beläggningen, dock svaga, kommer att skapa en signal, när belysningen utförs på π-FBG.
    3. Placera agar-inbäddade mikroskopisk sfär direkt under π-FBG. Den mikroskopiska sfären ska vara synlig för blotta ögat.
    4. Med hjälp av översättningsstadiet, utföra en 2D skanning av π-FBG i planet parallellt med marken för att hitta den plats där signalen från den mikroskopiska sfären är starkast och dess motsvarande tidsfördröjning är kortast.
    5. Utför sista justeringar av belysningen för att leverera maximal effekt till den mikroskopiska sfären.
    6. Använda översättning skede göra en 3D-skanning av π-FBG och registrera signalen för varje position.
    7. För att få den rumsligt beroende frekvensgången i ultraljudsdetektorn, utför Fouriertransformen på den inspelade tidsdomän ultraljudssignalen.

2. Uppskattning av Robusthet och känslighet för π-FBG Detector prestanda

  1. Använd två V-spårfiberhållare för att hålla fibern tätt på båda sidor av π-FBG och dränka π-FBG.
  2. Placera en mörk platta eller en grafitstav robust för att möta π-FBG och tända den kvickheth den hög effekt nanosekund-puls laserstråle för att skapa ett starkt akustiskt fält.
  3. Placera en vattenpump inne i vattenbehållaren och slå på den för att skapa snabba variationer i miljöförhållanden.
  4. För att uppskatta robustheten i systemet, mäta utsignalen med spärrkretsen slås både på och utanför. När ingen låsning sker, är det inte möjligt att exakt detektera ultraljudssignalen.
  5. Stäng av vattenpumpen av.
  6. För att uppskatta nyttan i känslighet på grund av den höga samstämmigheten i källan, byta bredbandspulslaser med en låg samstämmighet källa och upprepa akustiska mätningar. En minskning med över en storleksordning i känslighet förväntas när den låg samstämmighet källa används.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Representative Results

Figurerna 4a och 4b visar respektive signalerna och deras motsvarande spektra från det mikroskopiska området på ett avstånd av 1 mm från den fiber för tre förskjutningar från centrum av π-FBG. De förskjutningar ges i z-riktningen, såsom visas i fig 3. Det är uppenbart att den optiska detektorns känslighet för högfrekvent ultraljud (f> 6 MHz) anisotropa och är högst när centrum av π-FBG är direkt ovanför den mikroskopiska sfär . Trots den höga akustiska impedansen obalans mellan kiseldioxid fiber och vatten, inga distinkta resonanser observerats vid frekvenser över 6 MHz, vilket leder till ett väldefinierat skarp optoakustisk signal, som krävs för avbildningstillämpningar. I allmänhet, även om resonansfrekvenser vid f <6 MHz kan användas för avkänning, skulle deras användning för avbildning kräver deras införlivande i en modellbaserad rekonstruktion modellen avsevärt komplicera bilden formation algoritmen 17.

Figur 5 visar en jämförelse mellan ultraljudssignaler mäts med användning av en pulskälla och en låg koherens källa. På grund av den låga känsligheten erhålles genom låg koherens källa ades en optoakustisk källa med en högre magnitud som används i jämförelse med den som användes i experimentet i fig. 3-4. Nämligen optoakustisk källan var en grafitstav med en diameter av 0,7 mm, placerad vid ett ungefärligt avstånd av 1,5 mm från fibern och belyses med samma laser som används i experimentet i fig. 3-4. En betydande minskning av känsligheten hos en faktor av 18 observeras för de signaler som detekteras med låg koherens källa. Den lägre känsligheten som erhålls i fallet med den inkoherenta bredbandkällan är inneboende såsom den bredbandiga spektrumet av källan genereras genom en slumpmässig process. Däremot i den sammanhängande pulskälla, bredbands response är ett resultat av en deterministisk process.

Figur 1
Figur 1. Den optiska inställning används för ultraljudsdetektering. Givarelementet är en pi-fasförskjuten fiber Bragg-gitter, och läste ut systemet är baserat på puls-interferometri. Klicka här för att visa en större bild .

Figur 2
Figur 2. Jämförelse en storlek mellan en kommersiell intravaskulär ultraljudssond med en central frekvens på 15 MHz och den optical-fiberbaserad sensorelement som används i detta arbete. Klicka här för att visa en större bild .

Figur 3
Figur 3. En illustration av optoakustisk inställningar som används för att mäta det akustiska svaret av den optiska detektorn. En mörk mikroskopisk sfär upplyst med hög effekt nanosekund pulser utgör en akustisk punktkälla, som översätts i tre dimensioner för att få ett rumsligt beroende akustisk respons av detektorn. Klicka här för att visa en större bild .

Figur 4 Figur 4. Signalerna (A) och deras motsvarande spektra (b) detekteras från det mikroskopiska området (såsom visas i fig 3) på ett avstånd av 1 mm från den fiber för tre förskjutningar från centrum av π-FBG. Den spektra jämfört med spektrum för en ideal sfärisk källa med en diameter på 100 nm. Klicka här för att visa en större bild .

Figur 5
Figur 5. En jämförelse mellan ultraljudssignaler som erhållits med användning av en pulskälla och alow-samstämmighet källa. En betydande minskning av känsligheten observeras för de signaler som detekteras med låg samstämmighet källa. Klicka här för att visa en större bild .

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Discussion

Sammanfattningsvis är en ny optisk metod för ultraljudsdetektering infördes, som bygger på en kombination av en π-FBG och puls interferometri. Tekniken är speciellt lämpad för optoakustisk bildprogram grund av öppenheten i sensorelementet, som gör nästan godtyckliga objekt belysningsmönster. Däremot vanliga piezoelektriska baserad ultraljudsdetektorer är ogenomskinliga och därmed blockera några av de optiska banor till den avbildade objektet, vilket leder till skrymmande avbildning inställningar. Den utvecklade optiska detektorn kan därmed underlätta miniatyrisering av optoakustisk teknik och dess kliniska översättning.

De fysikaliska och mekaniska egenskaperna hos det avkännande elementet är beroende av den använda fibern. Kommersiellt tillgängliga enkelmodsfibrer är relativt hållbart och små. Till exempel i kisel fibrer, såsom den som används i denna uppsats, diametrar på 250 pm eller mindre och brott böj radier på mindre än 1 cm är standard. Plastfibrer kan också användas och kan ha bättre mekaniska egenskaper; dock är tillverkningen av högkvalitativa FBGs närvarande kommersiellt tillgängligt endast i kiseldioxidfibrer.

Utformningen av pi-fasförskjuten FBG bestämmer känsligheten och spatialt beroende akustiska svaret hos den optiska detektorn. I allmänhet är det önskvärt att resonans vara så smal som möjligt för att uppnå maximal känslighet. Emellertid bredden hos resonans mäts i Hertz, måste vara högre än den önskade akustiska bandbredden för detektorn att medge att det fungerar väl. Dessutom är en högkvalitativ π-FBG idag en specialanpassad produkt vars tillverkning kräver hög precision tillverkningskapacitet som erbjuds av endast ett fåtal företag.

Puls interferometri används för att läsa signalen från den optiska avkänningselementet och möjliggör robust prestanda vid flyktiga miljöförhållanden. Bandbredden hos källan bestämmaär den avvägning mellan robusthet och prestanda: Om bandbredden väljs att vara för liten, kommer det att täcka resonans endast för svaga störningar. Om bandbredden är för stor, kommer endast en bråkdel av den energi som vid ingången hos den FBG överföras. Bandbredden styrs av optiska bandpassfilter, som också innehåller en ytterligare fördel med att reducera brus i systemet på grund av förstärkt spontan emission.

Känsligheten området ultraljudsdetektorn spelar en viktig roll i optoakustisk bildbehandlingsprogram. Det rekommenderas därför att svaret på detektorn karakteriseras innan de införlivades i en optoakustisk setup. I våra experiment tillhandahåller π-FBG god känslighet vid höga frekvenser (f> 6 MHz) endast när punktkällan är placerad nära gittrets centrum (Figur 4). Detta tyder på att detektorn har en relativt icke-divergerande känslighetsfält. Därför when används i optoakustisk imaging experiment, är det till stor nytta för belysning som ska levereras till regioner där höga ultraljudsdetektering känslighet erhålls.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Disclosures

Författarna förklarar att de inte har några konkurrerande ekonomiska intressen.

Acknowledgements

DR erkänner stöd från den tyska Research Foundation (DFG) Research Grant (RA 1848/1) och Europeiska forskningsrådet Starting Grant. VN erkänner ekonomiskt stöd från Europeiska forskningsrådet Advanced Investigator Award, och BMBF Innovation i Medicine Award.

Materials

Name Company Catalog Number Comments
π-FBG Teraxion Inc. Custom made device
Microscopic spheres Cospheric LLC BKPMS 90-106um- 10g 100 µm polyethylene microspheres
Femto-second pulse laser used for interrogation  Menlo Systems GmbH T-Light Femtosecond Laser
Optical filter Optoplex Corporation 2-Port Optical Tunable Filter (50 GHz)
Optical amplifier Amonics AEDFA-PM-PA-35-B-FC Benchtop 35dB Gain Pre Amp Polarization Maintaining EDFA 
50/50 coupler OZ-Optics FUSED-22-1550-8/125-50/
50-3S3S3S3S-3-0.5-PM
Fused 2 x 2 fiber splitter with 0.5 meter long, 3 mm OD PVC jacketed 1,550 nm 8/125μ PM fiber
pigtails, 50/50 split ratio in the slow axes of PM fibers and with super FC/PC connectors on all
ports.
Fiber holder Thorlabs T711/M-250 Metric, Post-Mountable Fiber Clamp, 250 µm 
Agar for microbiology Sigma Aldrich 05039-500G
Nano-second pulse laser used for generating the optoacoustic signals Opotek VIBRANT Arrow 532 type I
Graphite rod Faber-Castell 120700 Faber-Castell Pencil Leads - 0.7 mm

DOWNLOAD MATERIALS LIST

References

  1. Hunt, J. W. Ultrasound transducers for pulse-echo medical imaging. IEEE Transactions on Biomedical Engineering. 30, 453-481 (1983).
  2. Razansky, D. Multispectral opto-acoustic tomography of deep-seated fluorescent proteins in vivo. Nature Photon. 3, 412-417 (2009).
  3. Ntziachristos, V. Going deeper than microscopy: the optical imaging frontier in biology. Nature Methods. 7, 603-614 (2010).
  4. Wang, L. H., Hu, S. Photoacoustic tomography: In vivo imaging from organelles to organs. Science. 23, 1458-1462 (2012).
  5. Sethuraman, S. Photoacoustic imaging using an IVUS imaging catheter. IEEE Transactions on Ultrasonics, Ferroelectrics and Frequency Control. 54, 978-986 (2007).
  6. Rosenthal, A. Optoacoustic methods for frequency calibration of ultrasonic sensors. IEEE Transactions on Ultrasonics, Ferroelectrics and Frequency Control. 58, 316-326 (2011).
  7. Rosenthal, A. High-sensitivity compact ultrasonic detector based on a pi-phase-shifted fiber Bragg grating. Optics Letters. 36, 1833-1835 (2011).
  8. Beard, P. C., Mills, T. N. Extrinsic optical fibre ultrasound sensor using a thin polymer film as a low finesse Fabry-Perot interferometer. Applied Optics. 35, 663-675 (1996).
  9. Xiong Pernice, W. H. P., Tang, C., X, H. High Q micro-ring resonators fabricated from polycrystalline aluminum nitride films for near infrared and visible photonics. Optics Express. 20, 12261-12269 (2012).
  10. Zhang, E. Backward-mode multiwavelength photoacoustic scanner using a planar Fabry-Perot polymer film ultrasound sensor for high-resolution three-dimensional imaging of biological tissues. Applied Optics. 47, 561-577 (2008).
  11. Grün, H. Three-dimensional photoacoustic imaging using fiber-based line detectors. Journal of Biomedical Optics. 15, 021306-02 (2010).
  12. Avino, S. Musical instrument pickup based on a laser locked to an optical fiber resonator. Optics. Express. 19, 25057-25065 (2011).
  13. Rosenthal, A. Wideband optical sensing using pulse interferometry. Optics Express. 20, 19016-19029 (2012).
  14. Rosenthal, A. Wideband fiber-interferometer stabilization with variable phase. IEEE Photonics Technology Letters. 24, 1499-1501 (2012).
  15. Rosenthal, A. Spatial characterization of the response of a silica optical fiber to wideband ultrasound. Optics Letters. 37, 15-3174 (2012).
  16. Rosenthal, A., Razansky, D., Ntziachristos, V. Model-based optoacoustic inversion with arbitrary-shape detectors. Medical Physics. 38, 4285-4295 (2011).

Comments

0 Comments


    Post a Question / Comment / Request

    You must be signed in to post a comment. Please or create an account.

    Usage Statistics