Wideband optisk detektor av ultralyd for Medical Imaging Applications

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 deteksjon av ultralyd er upraktisk i mange situasjoner tenkelig, fordi det krever ofte stabile forhold i omgivelsene. Vi viser en optisk teknikk for ultralyd sensing i volatile omgivelser med miniatyrisering og følsomhetsnivåer passer for optoacoustic bildebehandling i restriktive scenarier, f.eks intravaskulære applikasjoner.

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

Optiske sensorer av ultralyd er et lovende alternativ til piezoelektriske teknikker, som er nylig blitt demonstrert innen optoacoustic avbildning. I medisinske anvendelser, er en av de største begrensninger i optisk sensorteknologien er dens følsomhet overfor miljøforhold, f.eks endringer i trykk og temperatur, som kan mette påvisning. I tillegg har det kliniske miljø medfører ofte strenge grenser for størrelsen og robusthet av sensoren. I dette arbeidet, er kombinasjonen av puls interferometri og fiber-basert optisk sensing demonstrert for ultralyd deteksjon. Puls interferometri muliggjør robust utførelse av avlesningssystemet i nærvær av raske variasjoner i de miljømessige forhold, mens bruken av all-fiber teknologi fører til en mekanisk fleksible føleelement er kompatibel med svært krevende medisinske anvendelser slik som intravaskulær avbildning. For å oppnå en kort lengde sensor, etpi-fase-forskjøvet Bragg-fibergitter er brukt, som virker som en resonator fang lys over en effektiv lengde på 350 mikrometer. For å muliggjøre høy båndbredde, blir sensoren som brukes for sideveis påvisning av ultralyd, som er meget gunstig i omkretsavbildnings geometrier slik som intravaskulær avbildning. En optoacoustic avbildning oppsett brukes til å bestemme responsen til sensoren for akustisk punktkilder ved forskjellige posisjoner.

Introduction

Ultralyd detektorer spille en nøkkelrolle i mange bildebehandlingsprogrammer. Konvensjonelt, er ultralyd oppdaget av piezoelektriske transdusere, som omdanner trykkbølger inn i spenningssignaler en. I optoacoustic bildebehandling, er ultralyd generert via en prosess av termisk ekspansjon ved å lyse opp objektet med høy effekt modulert lys 2-6. Selv om piezoelektriske transdusere er den foretrukne metode i optoacoustic anvendelser, anvendelse av dem hindrer ofte miniatyrisering fordi miniatyriserte piezoelektriske transdusere er ofte kjennetegnet ved lav følsomhet. I tillegg, siden piezoelektriske transdusere er optisk opake, at de kan alvorlig forstyrre lette levering til avbildet objekt, noe som begrenser mulighetene for brukbare avbildnings konfigurasjoner. Lys som blir tilbake-spredt fra objektet til transduseren kan også begrense riktig deteksjon av ultralyd og komplisere utformingen av bildedanningssystemet som følge av optisk indusert parasitic signaliserer i svinger syv.

Optiske detektorer av ultralyd har blitt anerkjent som et mulig alternativ til piezoelektriske transdusere som gir mange fordeler i optoacoustic bildebehandlings scenarier 8-12: De er ofte gjennomsiktig og kan vanligvis miniatyrisert uten tap av følsomhet. Den virkemåte av optiske detektorer er interferometrisk detektering av liten deformasjon opprettet i det optiske medium på grunn av tilstedeværelse av ultralyd. Ofte er optisk resonator brukes til å forbedre deteksjonsfølsomheten ved å fange lys i perturbert medium i lengre varighet, og dermed øke effekt av deformasjonen av fasen til det optiske signalet. I slike tilfeller er optiske deteksjonsordninger basert på overvåking av variasjoner i resonansbølgelengden, som direkte er relatert til struktur deformasjoner i resonatoren. Oftest er smal-linewidth kontinuerlig bølge (CW) teknikker som brukes der en CW laser er innstilt til the resonans bølgelengde. Små endringer i resonansbølgelengde endre den relative posisjonen til laserens bølgelengde innenfor resonans, og dermed forårsaker variasjoner i intensiteten av den overførte / reflektert laserlys, som lett kan overvåkes. Imidlertid, hvis resonans skift er for sterk, f. eks på grunn av store variasjoner i trykk, temperatur eller vibrasjoner for resonans kan forskyve helt bort fra laserens bølgelengde, effektivt mette detektoren 13..

Pulse interferometri 14 tilbyr en løsning på begrensning av signal metning og muliggjør ultralyd registrering under flyktige miljøforhold. I motsetning til å begrense-linewidth CW ordninger, syssels puls interferometri en wideband puls kilde for å belyse resonatoren. I dette tilfellet fungerer den resonator som et båndpassfilter, overføring av bare de bølgelengder som svarer til sin resonansfrekvens mens resonans forskyver enre detekteres ved å måle variasjoner i bølgelengde det optiske signal på resonatoren sin utgang, for eksempel ved hjelp av et Mach-Zehnder interferometer låst til kvadratur 14,15. En automatisk tilbakestillingskrets benyttes til omgående å gjenopprette interferometeret arbeidspunkt i det tilfelle det er tapt på grunn av ekstreme variasjoner i miljøforhold. På grunn av den forholdsvis bred båndbredde av kilden, forblir resonansbølgelengden innenfor det belyste bånd selv under sterke forstyrrelser, slik at stabil detektor drift selv under barske omgivelsesforhold. Bruken av en koherent kilde for avlesningen, dvs. optiske pulser, muliggjør deteksjon med lav støy.

Den tilsvarende puls-interferometri som brukes i våre eksperimenter er vist i figur 1.. Puls laser benyttes for utspørring produserte 90 fsec pulser med en repetisjonsfrekvens på 100 MHz med utgangseffekt på 60 mW, og spektrale bredde på mer enn 100nm. Det optiske filter hadde en FWHM spektrale bredde på omtrent 0,4 nm, og ble innstilt til frekvensen til resonans. Etter filteret, ble en optisk forsterker som brukes for å kompensere for de betydelige tap i filtrering. Ytterligere filtrering ble påført etter forsterkning trinn for å redusere forsterket spontan emisjon fra forsterkeren. Resonatoren ble benyttet i forsøkene er en pi-fase-forskjøvet Bragg-fibergitter (FBG π-) 8, fremstilt av Teraxion Inc. Spesielt for den medisinske anvendelse av ultralyd sensing, π-FBG har fordelen av å være alt-fiberkomponenter, og dermed robust og lite. Figur 2 viser en sammenligning mellom dimensjonene av den optiske fiberen som brukes i dette arbeidet og en 15 MHz miniatyrisert intravaskulær ultralyd (IVUS) piezoelektrisk transduser. Noen alternative resonans-basert gjenkjenning tilnærminger, for eksempel mikro-ring resonatorer fabrikkert i plane bølgeledere, krever koblings fibrene på komponentensinngang og utgang, enten som fører til mer skjøre enheter eller hindrer miniatyrisering. I kontrast, π-FBGene er i fiberkomponenter, og ikke krever ekstra fiber kobling. Resonans i π-FBGene er skapt av pi faseskift i sitt sentrum; lys er fanget rundt pi faseskift i løpet Delen av fiberen som er betydelig kortere enn lengden av gitterverket. I våre forsøk, hadde π-FBG en lengde på 4 mm, og koplingskoeffisienten til κ = 2 mm -1 og dets følsomhet er fordelt ikke-uniformt langs sin lengde, med følsomheten eksponentielt avtagende fra risten sentrum med en hastighet på κ . Den full bredde-halv-maksimum (FWHM) på følsomheten fordeling (SD) var omtrent 350 mikrometer. Resonans bredden av risten bestemmes av både lengden og koplingskoeffisienten i henhold til følgende ligning:

Ligning 1 hvor λ er resonansbølgelengden og n eff er den effektive brytningsindeksen til modusen ledet i fiberen 8..

For å vurdere om π-FBG detektor er hensiktsmessig for bildebehandlingsprogrammer, trenger sin romlig avhengig respons, måles over et bredt frekvensbånd. Imidlertid er denne oppgave meget utfordrende når konvensjonelle akustiske teknikker brukes. Vi benytter derfor en optoacoustic fremgangsmåte for ultralyddetektor karakterisering 16 i hvilken en mørk mikroskopisk sfære innleiret i gjennomsiktig agar tjener som et optoacoustic punktkilde. I våre forsøk, har de mikroskopiske kulen en diameter på omtrent 100 mikrometer, og er opplyst med høy effekt nanosekund optiske pulser med en repetisjonsfrekvens på 10 Hz, pulsvarighet på ca 8 nanosekunder, og gjennomsnittlig effekt på 200 mW. Den optiske energien avsatt i det mikroskopiske SPHeres genererer bredbåndsultralydsignaler på grunn av den optoacoustic effekt. Den π-FBG detektoren er oversatt relativt til den mikroskopiske sfære for å oppnå den romlig avhengige akustiske respons. Figur 3 viser en illustrasjon av optoacoustic eksperimentet. Vanligvis kan denne teknikken bli anvendt for å karakterisere forskjellige typer av ultralyddetektorer.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Protocol

En. Optoacoustic Karakterisering av π-FBG Detector

  1. Utarbeidelse av en mikroskopisk sfære suspendert i agar:
    1. Bland agar pulver (1,3 vekt%) med destillert vann i et begerglass. Bruk av en varm plate magnetisk røreenhet for å varme opp oppløsningen i nærheten av koketemperaturen, og oppløse agar pulveret inntil oppløsningen blir klar og fri for luftbobler. Alternativt kan den agaroppløsningen varmes ved hjelp av en konvensjonell mikrobølgeovn med omrøring utføres manuelt ved hjelp av en glass-stang. Hell den varme oppløsning i en plastikk form, f.eks sprøyte med sin spiss kuttet ut.
    2. Strø en liten mengde mikroskopiske kuler på agar-løsning og vente inntil oppløsningen fullstendig størkner. Ta det faste stoffet agar fantom ut av formen ved å skyve stempelet.
    3. Vis fantomet under et stereoskopisk mikroskop skjære et lite stykke agar som inneholder en enkelt mikroskopisk sfære.
    4. Gjenta trinn 1.1.1 og legge to agaroppløsningen til fast agar-stykke inneholdende én mikroskopisk sfære.
    5. Etter størkning, kutt agar fantom under mikroskop slik at den mikroskopiske kulen er plassert i nærheten av fantomoverflaten.
  2. Optoacoustic måling
    1. Bruk to V-spor fiberholdere for å holde fiberen tett på begge sider av π-FBG, og koblet til holderen på en tre-dimensjonal (XYZ) oversettelsesdatamaskinstyrt stadium. Sørge for at fiberen er neddykket for å muliggjøre forplantning av ultralyd.
    2. Finn den omtrentlige plasseringen av sensing π-FBG element ved å belyse ulike deler av fiber med høy effekt nanosekund-puls laserstråle. Den optiske absorpsjonen av belegget, men svake, vil skape et signal når belysningen er utført på π-FBG.
    3. Plasser agar-embedded mikroskopisk sfære rett under π-FBG. Den mikroskopiske sfære skal være synlig for det blotte øye.
    4. Ved hjelp av oversettelsestrinn, utføre en 2D-scan av π-FBG i planet parallelt med bakken for å finne stedet hvor signalet fra den mikroskopiske sfæren er sterkest og den tilsvarende tidsforsinkelse er kortest.
    5. Utfør siste justeringer av belysningen til å levere maksimal strøm til mikroskopiske sfære.
    6. Bruke oversettelse scenen utføre en 3D-skanning av π-FBG og ta opp signalet for hver posisjon.
    7. For å oppnå den romlig avhengige frekvensrespons av ultralyd-detektor, utfører Fourier-transformasjon på den registrerte tidsdomeneultralydsignal.

2. Estimering av Robusthet og følsomhet av π-FBG Detector ytelse

  1. Bruk to V-spor fiberholdere for å holde fiberen tett på begge sider av π-FBG og senk π-FBG.
  2. Plasser en mørk plate eller en grafitt stang robust til å møte π-FBG og belyse det viddh høyeffekts nanosekund-puls laserstråle for å skape en sterk akustisk felt.
  3. Plasser en vannpumpe inne i vanntanken og slå den på for å skape raske variasjoner i miljøforholdene.
  4. For å beregne robustheten i systemet, måle utgang med låsekretsen slått både på og av. Når ingen låsing er utført, er det ikke mulig å nøyaktig detektere ultralydsignalet.
  5. Snu vannpumpen av.
  6. For å estimere den fordel i følsomheten som følge av den høye koherens av kilden, erstatte bredbåndspulsen laser med lav koherens kilde og gjenta den akustiske målingen. En reduksjon på mer enn en størrelsesorden i følsomheten er forventet når lav-koherens kilde benyttes.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Representative Results

Figurene 4a og 4b viser henholdsvis de signaler og deres tilsvarende spektra fra den mikroskopiske sfære i en avstand på 1 mm fra fiberen i tre forskyvninger fra sentrum av den π-FBG. Forskyvningene er gitt i z-retningen, som vist i figur 3.. Åpenbart er den optiske detektorens følsomhet for høyfrekvent ultralyd (f> 6 MHz) anisotrop og er høyest ved sentrum av den π-FBG er direkte over den mikroskopiske sfære . Til tross for det høye akustiske impedans mismatch mellom silika fiber og vann, er det ikke noen forskjellige resonanser observert ved frekvenser over 6 MHz, som fører til en veldefinert skarp optoacoustic signal, som kreves for avbildningsapplikasjoner. Generelt sett, selv om resonansfrekvensene ved f <6 MHz kan benyttes for avføling, ville deres anvendelse for avbildning krever deres innlemmelse i et modellbasert rekonstruksjon modellen, vesentlig komplisebilde formasjon algoritme 17.

Figur 5 viser en sammenligning mellom ultralydsignaler måles ved hjelp av en pulskilde, og en lav-koherens kilde. På grunn av den lave følsomhet oppnås ved lav koherens kilde, ble det optoacoustic kilde med en høyere størrelsesorden som brukes i forhold til den som ble brukt i forsøket i figurene 3-4. Nemlig optoacoustic kilden var en grafittstav med en diameter på 0,7 mm, anordnet i en avstand på tilnærmet 1,5 mm fra fiberen og belyst med den samme laser benyttet i forsøket ifølge fig 3-4. En betydelig reduksjon i følsomheten til en faktor på 18 observeres for de signaler som detekteres med lav koherens kilde. Den lavere følsomhet som oppnås i tilfellet med den inkoherente bredbånds kilden er iboende som bredbåndsspekteret for kilden er generert av en tilfeldig prosess. I kontrast, i det sammenhengende pulskilde, bredbånds response er et resultat av en deterministisk prosess.

Figur 1
Figur 1. Den optiske oppsettet brukes for ultralyd deteksjon. Følerelementet er en pi-fase-forskjøvet fiber Bragg gitter, og lese-out system er basert på puls interferometri. Klikk her for å se større bilde .

Fig. 2
Figur 2. A størrelse sammenligning mellom en kommersiell intravaskulær ultralyd-probe med en sentral frekvens på 15 MHz og optical-fiber basert sensing element som brukes i dette arbeidet. Klikk her for å se større bilde .

Figur 3
Fig. 3. En illustrasjon av optoacoustic oppsettet som brukes for måling av den akustiske responsen fra den optiske detektoren. En mørk mikroskopisk sfære belyst med høy effekt nanosekund pulser som utgjør en akustisk punktkilde, som er oversatt i tre dimensjoner for å oppnå en romlig avhengig akustisk respons av detektoren. Klikk her for å se større bilde .

Figur 4 Fig. 4. Signalene (A) og deres tilsvarende spektra (b) detektert fra det mikroskopiske sfære (som vist i figur 3) ved en avstand på 1 mm fra fiberen i tre forskyvninger fra sentrum av den π-FBG. Spektrene sammenlignes med spektret for en ideell kulekilde med en diameter på 100 mikrometer. for å vise større bilde .

Figur 5
Figur 5. En sammenligning mellom ultralydsignaler oppnådd ved hjelp av en pulskilde, og alow-sammenheng kilde. En betydelig reduksjon i følsomheten er observert for de skredtatte med lav-sammenheng kilde. Klikk her for å se større bilde .

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Discussion

Som konklusjon vil en ny optisk fremgangsmåte for ultralyddeteksjon innført, som er basert på en kombinasjon av et π-FBG og puls interferometri. Teknikken er spesielt egnet for optoacoustic bildebehandlingsprogrammer på grunn av gjennomsiktigheten til sensing element, som gjør nesten vilkårlig objekt belysningsmønstre. I kontrast til standard piezoelektriske ultralydbaserte detektorer er ugjennomsiktig og dermed blokkere noen av de optiske banene til det fotografert gjenstand, noe som fører til store avbildnings oppsett. Den utviklet optisk detektor kan dermed legge til rette for miniatyrisering av optoacoustic teknologi og sin kliniske oversettelse.

De fysikalske og mekaniske egenskaper av følerelementet er avhengig av fiber anvendes. Kommersielt tilgjengelige enkelmodusfibre er relativt robust og lite. For eksempel, i silikafibre, slik som det som ble brukt i dette dokumentet, en diameter på 250 mikrometer eller mindre, og brekkasje bøyeradius som er mindre enn 1 cm er standard. Plast fibre kan også anvendes, og kan ha bedre mekaniske egenskaper; Imidlertid er fremstillingen av høykvalitets FBG for tiden kommersielt tilgjengelige kun i silikafibrer.

Utformingen av pi-fase-forskjøvet FBG bestemmer følsomheten og romlig avhengige akustiske responsen fra den optiske detektoren. Generelt er det ønskelig at resonansen være så smale som mulig for å oppnå maksimal følsomhet. Men bredden på resonans målt i Hertz, må være høyere enn den ønskede akustiske båndbredde for detektoren for å tillate dens riktig drift. I tillegg er en høy kvalitet π-FBG for tiden et skreddersydd produkt som fabrikasjon krever høy presisjon produksjon evner som tilbys av kun noen få selskaper.

Puls interferometri anvendes for avlesning av signalet fra den optiske følerelementet og gjør det mulig robust ytelse under flyktige miljøforhold. Båndbredden av kilden fastslåer kompromisset mellom robusthet og ytelse: Dersom båndbredden er valgt til å være for liten, vil den dekke resonans bare for svake forstyrrelser. Hvis båndbredden er for stor, vil kun en brøkdel av energien ved inngangen av FBG skal overføres. Båndbredden er kontrollert av optiske båndpass-filtre, som også gir en ytterligere fordel med å redusere støyen i systemet på grunn av forsterket spontan emisjon.

Følsomheten feltet ultralyddetektor spiller en viktig rolle i optoacoustic bildebehandlingsapplikasjoner. Det anbefales derfor at responsen til detektoren karakteriseres før innlemmelse i en optoacoustic oppsett. I våre forsøk, gir π-FBG god følsomhet ved høye frekvenser (f> 6 MHz) bare når punktkilden er plassert i nærheten av risten sentrum (figur 4). Dette tyder på at detektoren har et relativt ikke-avvikende følsomhet felt. Derfor When anvendes i optoacoustic bildebehandling eksperimenter, er det svært fordelaktig for belysning skal leveres til regioner i hvilke høy ultralyddeteksjonsfølsomhet oppnås.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Disclosures

Forfatterne hevder at de ikke har noen konkurrerende finansielle interesser.

Acknowledgements

DR erkjenner støtte fra den tyske Research Foundation (DFG) Research Grant (RA 1848/1) og European Research Council Starting Grant. VN erkjenner økonomisk støtte fra European Research Council Advanced Investigator Award, og BMBF Innovasjons 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