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Óptica difusa en el dominio del tiempo

La óptica difusa en el dominio del tiempo [ 1 ] o espectroscopia funcional de infrarrojo cercano resuelta en el tiempo es una rama de la espectroscopia funcional de infrarrojo c...

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La óptica difusa en el dominio del tiempo [ 1 ] o espectroscopia funcional de infrarrojo cercano resuelta en el tiempo es una rama de la espectroscopia funcional de infrarrojo cercano que se ocupa de la propagación de la luz en medios difusivos. Hay tres enfoques principales para la óptica difusa, a saber, onda continua (CW), [ 2 ] dominio de la frecuencia (FD), [ 3 ] y dominio del tiempo (TD). [ 4 ] Los tejidos biológicos son transparentes a la luz en el rango de longitudes de onda del rojo al infrarrojo cercano, por lo que estos colores se pueden usar para explorar capas profundas del tejido, lo que permite varias aplicaciones in vivo y ensayos clínicos.

conceptos físicos

En este enfoque, se inyecta un pulso de luz estrecho (< 100 picosegundos) en el medio. Los fotones inyectados experimentan múltiples eventos de dispersión y absorción; los fotones dispersados ​​se recogen a cierta distancia de la fuente y se registran los tiempos de llegada de los fotones. Los tiempos de llegada de los fotones se convierten en el histograma de la distribución del tiempo de vuelo (DTOF) de los fotones o función de dispersión de punto temporal . Esta DTOF se retrasa, atenúa y ensancha con respecto al pulso inyectado. Los dos fenómenos principales que afectan la migración de fotones en medios difusivos son la absorción y la dispersión. La dispersión es causada por cambios microscópicos en el índice de refracción debido a la estructura del medio. La absorción, por otro lado, es causada por una transferencia radiativa o no radiativa de energía luminosa al interactuar con centros de absorción como los cromóforos. La absorción y la dispersión se describen mediante coeficientes.μa{\displaystyle \mu _{a}}yμs{\displaystyle \mu _{s}}, respectivamente.

Los eventos de dispersión múltiple amplían el DTOF y la atenuación resultante de la absorción y la dispersión, ya que desvían los fotones de la dirección del detector. Una mayor dispersión produce un DTOF más amplio y retardado, mientras que una mayor absorción reduce la amplitud y modifica la pendiente de la cola del DTOF. Dado que la absorción y la dispersión tienen efectos diferentes sobre el DTOF, pueden extraerse de forma independiente utilizando una única separación entre la fuente y el detector. Además, la profundidad de penetración en TD depende únicamente de los tiempos de llegada de los fotones y es independiente de la separación entre la fuente y el detector, a diferencia del enfoque CW .

Función de respuesta del instrumento inyectado y DTOF reconstruido

La teoría de la propagación de la luz en medios difusivos se suele abordar utilizando el marco de la teoría de transferencia radiativa bajo el régimen de dispersión múltiple. Se ha demostrado que la ecuación de transferencia radiativa bajo la aproximación de difusión proporciona soluciones suficientemente precisas para aplicaciones prácticas. [ 5 ] Por ejemplo, puede aplicarse a geometrías semiinfinitas o de láminas infinitas, utilizando las condiciones de contorno adecuadas. El sistema se considera como un fondo homogéneo y una inclusión se considera como una perturbación de absorción o dispersión.

La curva de reflectancia resuelta en el tiempo en un puntoρ{\displaystyle \rho }La fuente para una geometría semiinfinita viene dada por

R(ρ,t)=kt−5/2exp⁡(−μaνt)exp⁡(−ρ24Dνt)S(D,s0,t),{\textstyle R(\rho ,t)=kt^{-5/2}\exp \left(-\mu _{a}\nu t\right)\exp \left(-{\frac {\rho ^{2}}{4D\nu t}}\right)S\left(D,s_{0},t\right),}

dóndeD=13μs′{\displaystyle D={\frac {1}{3\mu _{s}^{\prime }}}}es el coeficiente de difusión,μs′=μs(1−gramo){\displaystyle \mu _{s}^{\prime }=\mu _{s}(1-g)}es el coeficiente de dispersión reducido,gramo{\displaystyle g}es factor de asimetría,ν{\displaystyle \nu }es la velocidad del fotón en el medio,S(D,s0,t){\displaystyle S(D,s_{0},t)}tiene en cuenta las condiciones de contorno yk{\displaystyle k}es una constante.

La función de tiempo de vuelo digital (DTOF) final es una convolución de la función de respuesta instrumental (IRF) del sistema con la curva de reflectancia teórica.

Cuando se aplica a tejidos biológicos, la estimación deμa{\displaystyle \mu _{a}}yμs′{\displaystyle \mu '_{s}}Esto permite estimar la concentración de los distintos componentes tisulares y proporciona información sobre la oxigenación sanguínea (oxihemoglobina y desoxihemoglobina), la saturación y el volumen sanguíneo total . Estos datos pueden utilizarse como biomarcadores para detectar diversas patologías.

Instrumentación

La instrumentación en óptica difusa en el dominio del tiempo consta de tres componentes fundamentales: una fuente láser pulsada, un detector de fotones individuales y electrónica de temporización.

Fuentes

Las fuentes ópticas difusas en el dominio del tiempo deben tener las siguientes características: longitud de onda de emisión en la ventana óptica (650–1350  nm ); un ancho de banda estrecho a media altura (FWHM), idealmente una función delta ; alta frecuencia de repetición (>20  MHz); y potencia láser suficiente (>1  mW) para lograr una buena relación señal-ruido .

Anteriormente, se utilizaban voluminosos láseres sintonizables de Ti:zafiro [ 6 ]  . Estos ofrecían un amplio rango de longitud de onda de 400 nm, un ancho de banda estrecho (< 1 ps), alta potencia promedio (hasta 1 W) y alta frecuencia de repetición (hasta 100  MHz). Sin embargo, son voluminosos y costosos, y el cambio de longitud de onda requiere mucho tiempo.

En los últimos años, han surgido láseres de fibra pulsados ​​basados ​​en la generación de supercontinuo . [ 7 ] Estos láseres ofrecen un amplio rango espectral (de 400 a 2000 ps), una potencia media típica de 5 a 10 W, un FWHM inferior a 10 ps y una frecuencia de repetición de decenas de MHz. Sin embargo, suelen ser bastante caros y carecen de estabilidad en la generación de supercontinuo, por lo que su uso se ha visto limitado.

Las fuentes más comunes son los láseres de diodo pulsados . [ 8 ] Tienen un ancho a media altura (FWHM) de alrededor de 100 ps, ​​una frecuencia de repetición de hasta 100  MHz y una potencia promedio de unos pocos milivatios. Si bien carecen de capacidad de sintonización, su bajo costo y tamaño compacto permiten el uso de múltiples módulos en un solo sistema.

Detectores

fotomultiplicador de silicio

Los detectores de fotones individuales utilizados en la óptica difusa en el dominio del tiempo requieren no solo una alta eficiencia de detección de fotones en longitudes de onda ópticas, sino también una gran área activa y una gran apertura numérica (AN) para maximizar la eficiencia general de captación de luz. Además, requieren una respuesta temporal estrecha y un bajo nivel de ruido de fondo.

Tradicionalmente, los tubos fotomultiplicadores (PMT) acoplados a fibra óptica han sido el detector preferido para mediciones ópticas difusas, principalmente debido a su gran área activa, bajo conteo oscuro y excelente resolución temporal. Sin embargo, son intrínsecamente voluminosos, propensos a perturbaciones electromagnéticas y tienen una sensibilidad espectral bastante limitada . Además, requieren un alto voltaje de polarización y son bastante caros. Los diodos de avalancha de un solo fotón (SAD) han surgido como una alternativa a los PMT. Son económicos y compactos, y pueden colocarse en contacto, a la vez que requieren un voltaje de polarización mucho menor. También ofrecen una mayor sensibilidad espectral y son más robustos a ráfagas de luz. Sin embargo, tienen un área activa mucho menor y, por lo tanto, una menor eficiencia de recolección de fotones y un mayor conteo oscuro. Los fotomultiplicadores de silicio (SiPM) son matrices de SPAD con un ánodo global y un cátodo global, por lo que tienen un área activa mayor manteniendo todas las ventajas que ofrecen los SPAD. Sin embargo, sufren de un mayor conteo oscuro y una respuesta temporal más amplia. [ 9 ]

Electrónica de sincronización

Se requiere electrónica de temporización para reconstruir sin pérdidas el histograma de la distribución del tiempo de vuelo de los fotones. Esto se logra mediante la técnica de conteo de fotones individuales correlacionados en el tiempo (TCSPC) [ 10 ] , donde los tiempos de llegada de cada fotón se marcan con respecto a una señal de inicio/parada proporcionada por el ciclo láser periódico. Estas marcas de tiempo se pueden usar para construir histogramas de los tiempos de llegada de los fotones.

Los dos tipos principales de electrónica de temporización se basan en una combinación de convertidor tiempo-analógico (TAC) y convertidor analógico-digital (ADC), y convertidor tiempo-digital (TDC), [ 11 ] respectivamente. En el primer caso, la diferencia entre las señales de inicio y parada se convierte en una señal de voltaje analógica, que luego es procesada por el ADC. En el segundo método, el retardo se convierte directamente en una señal digital. Los sistemas basados ​​en ADC generalmente tienen una mejor resolución de temporización, linealidad y capacidad de integración, pero son costosos. Los TDC, por otro lado, pueden integrarse en un solo chip y, por lo tanto, son más adecuados para sistemas multicanal. [ 9 ] Sin embargo, tienen un peor rendimiento de temporización y pueden manejar tasas de conteo sostenidas mucho más bajas.

Aplicaciones

La utilidad de la óptica difusa en el dominio del tiempo radica en su capacidad para monitorizar de forma continua y no invasiva las propiedades ópticas del tejido, lo que la convierte en una potente herramienta de diagnóstico para la monitorización a largo plazo en pacientes, tanto lactantes como adultos. Ya se ha demostrado que la óptica difusa en el dominio del tiempo puede aplicarse con éxito a diversas aplicaciones biomédicas, como la monitorización cerebral, [ 12 ] la mamografía óptica , [ 13 ] la monitorización muscular, [ 14 ] etc.

Véase también

Referencias

  1. ^ Pifferi, Antonio; Contini, Davide; Mora, Alberto Dalla; Fariña, Andrea; Spinelli, Lorenzo; Torricelli, Alessandro (17 de junio de 2016). "Nuevas fronteras en la óptica difusa en el dominio del tiempo, una revisión" . Revista de Óptica Biomédica . 21 (9) 091310. Código Bib : 2016JBO....21i1310P . doi : 10.1117/1.jbo.21.9.091310 . hdl : 11311/1000388 . ISSN 1083-3668 . PMID 27311627 .  
  2. ↑ Matcher, Stephen J. (2016), "Cuantificación y localización de señales en espectroscopia infrarroja cercana de tejidos", Manual de diagnóstico biomédico óptico, Segunda edición, Volumen 1: Interacción luz-tejido , SPIE PRESS, doi : 10.1117/3.2219603.ch9 , ISBN 978-1-62841-909-2
  3. ↑ Durduran, T; Choe, R; Culver, JP; Zubkov, L; Holboke, MJ; Giammarco, J; Chance, B; Yodh, AG (2002-07-23). ​​"Propiedades ópticas macroscópicas del tejido mamario femenino sano". Física en Medicina y Biología . 47 (16): 2847– 2861. Bibcode : 2002PMB....47.2847D . doi : 10.1088/0031-9155/ 47 /16/302 . ISSN 0031-9155 . PMID 12222850. S2CID 250873061 .   
  4. ↑ Taroni, Paola; Pifferi, Antonio; Torricelli, Alessandro; Comelli, Daniela; Cubeddu, Rinaldo (2003). "Espectroscopia de absorción y dispersión in vivo de tejidos biológicos" . Ciencias fotoquímicas y fotobiológicas . 2 (2): 124– 9. Código Bib : 2003PhPhS...2..124T . doi : 10.1039/b209651j . ISSN 1474-905X . PMID 12664972 . S2CID 45269760 .   
  5. ^ Martelli, Fabricio; Del Bianco, Samuele; Ismaelli, Andrea; Zaccanti, Giovanni (2009). Propagación de la luz a través de tejidos biológicos y otros medios de difusión: teoría, soluciones y software . doi : 10.1117/3.824746 . ISBN 978-0-8194-8183-2.
  6. ↑ Andersson-Engels, S. ; Berg, R.; Persson, A.; Svanberg, S. (1993-10-15). "Caracterización de tejidos multiespectrales con detección resuelta en el tiempo de luz blanca dispersa difusamente" (PDF) . Optics Letters . 18 (20): 1697– 9. Bibcode : 1993OptL...18.1697A . doi : 10.1364/ol.18.001697 . ISSN 0146-9592 . PMID 19823488 . S2CID 29614936 .   
  7. ↑ Selb, Juliette; Zimmermann, Bernhard B.; Martino, Mark; Ogden, Tyler; Boas, David A. (2013-03-25). Tromberg, Bruce J; Yodh, Arjun G; Sevick-Muraca, Eva M (eds.). "Imágenes funcionales del cerebro con un sistema NIRS de dominio temporal de supercontinuo". Tomografía óptica y espectroscopia de tejido X. 8578. SPIE : 857807. Bibcode : 2013SPIE.8578E..07S . doi : 10.1117/12.2005348 . S2CID 122062730 . 
  8. ↑ Diop, Mamadou; Tichauer, Kenneth M.; Elliott, Jonathan T.; Migueis, Mark; Lee, Ting-Yim; St. Lawrence, Keith (2010-02-11). "Técnica de infrarrojo cercano con resolución temporal para la monitorización a pie de cama del flujo sanguíneo cerebral absoluto". En Vo-Dinh, Tuan; Grundfest, Warren S; Mahadevan-Jansen, Anita (eds.). Advanced Biomedical and Clinical Diagnostic Systems VIII . Vol. 7555. SPIE. pp. 75550Z. Bibcode : 2010SPIE.7555E..0ZD . doi : 10.1117/12.842521 . S2CID 95205559 .   
  9. 1 2 Ferocino, Edoardo; Martinenghi, Edoardo; Dalla Mora, Alberto; Pifferi, Antonio; Cubeddu, Rinaldo; Taroni, Paola (23 de enero de 2018). "Cadena de detección de alto rendimiento para mamografía óptica en el dominio del tiempo" . Óptica Biomédica Express . 9 (2): 755– 770. doi : 10.1364/BOE.9.000755 . PMC 5854076 . PMID 29552410 .  
  10. ↑ BECKER, WOLFGANG. (2016). Aplicaciones avanzadas de conteo de fotones individuales correlacionados en el tiempo . SPRINGER INTERNATIONAL PU. ISBN 978-3-319-35842-0OCLC 959950907​​ 
  11. ↑ Kalisz, Józef (2004). "Revisión de métodos para mediciones de intervalos de tiempo con resolución de picosegundos". Metrologia . 41 (1): 17– 32. Bibcode : 2004Metro..41...17K . doi : 10.1088/0026-1394/41/1/004 . S2CID 250775541 . 
  12. ↑ Torricelli, Alessandro (2014). "Imágenes NIRS funcionales en el dominio del tiempo para el mapeo del cerebro humano" . NeuroImage . 85 : 28–50 . doi : 10.1016/j.neuroimage.2013.05.106 . hdl : 11311/759006 . PMID 23747285 . 
  13. ↑ Grosenick, D. (2016). "Imágenes ópticas de mama y espectroscopia" . Journal of Biomedical Optics . 21 (9) 091311. doi : 10.1117/1.JBO.21.9.091311 . hdl : 11311/1013563 . PMID 27403837. S2CID 42000848 .  
  14. ^ Contini, Davide; Zucchelli, Lucía; Spinelli, Lorenzo; Caffini, Mateo; Re, Rebeca; Pifferi, Antonio; Cubeddu, Rinaldo; Torricelli, Alessandro (2012). "Técnicas de imágenes/espectroscopia del infrarrojo cercano al cerebro y los músculos" (PDF) . Revista de espectroscopia del infrarrojo cercano . 20 (1): 15– 27. doi : 10.1255/jnirs.977 . ISSN 0967-0335 . S2CID 98108662 . Archivado desde el original (PDF) el 6 de mayo de 2020.