Фотоакустический эффект Доплера

редактировать

Фотоакустический эффект Доплера, как следует из его названия, является одним из видов эффекта Доплера., который возникает, когда интенсивно модулированная световая волна индуцирует фотоакустическую волну на движущихся частицах с определенной частотой. Наблюдаемый частотный сдвиг является хорошим индикатором скорости движущихся освещенных частиц. Потенциальное биомедицинское применение - измерение кровотока.

В частности, когда модулированная по интенсивности световая волна воздействует на локализованную среду, возникающее тепло может вызывать чередующееся и локализованное изменение давления. Это периодическое изменение давления генерирует акустическую волну определенной частоты. Среди различных факторов, определяющих эту частоту, скорость нагретой области и, следовательно, движущихся частиц в этой области может вызвать сдвиг частоты, пропорциональный относительному движению. Таким образом, с точки зрения наблюдателя, наблюдаемый частотный сдвиг может быть использован для вычисления скорости освещенных движущихся частиц.

Содержание

1 Теория
2 Эксперимент
3 Применение
- 3.1 Существующие методы
  - 3.1.1 Доплеровский ультразвук
  - 3.1.2 Лазерная доплеровская флоуметрия
  - 3.1.3 Доплеровская оптическая когерентная томография
- 3.2 Фотоакустическая доплеровская флоуметрия
4 См. Также
5 Ссылки

Теория

Чтобы быть простым, сначала рассмотрите чистый носитель. Среда содержит небольшие оптические поглотители, движущиеся с вектором скорости $v → {\ displaystyle {\ vec {v}}}$ ${\ vec {v}}$ . Поглотители облучаются лазером с модуляцией интенсивности с частотой $f 0 {\ displaystyle f_ {0}}$ $f _ {{0}}$ . Таким образом, интенсивность лазера может быть описана следующим образом:

$I = I 0 [1 + cos (2 π f 0 t)] / 2 {\ displaystyle I = {I} _ {0 } \ left [1 + cos \ left (2 \ pi f_ {0} t \ right) \ right] / 2}$ $I = {I} _ {{0}} \ left [1 + cos \ left (2 \ pi f _ {{0}} t \ right) \ right] / 2$

Рис. 1. Обзор эффекта PAD

Когда $v → {\ displaystyle { \ vec {v}}}$ ${\ vec {v}}$ равно нулю, акустическая волна с той же частотой $f 0 {\ displaystyle f_ {0}}$ $f _ {{0}}$ , что и индуцируется волна интенсивности света. В противном случае возникает частотный сдвиг в наведенной акустической волне. Величина сдвига частоты зависит от относительной скорости $v → {\ displaystyle {\ vec {v}}}$ ${\ vec {v}}$ , угла $α {\ displaystyle \ alpha}$ $\ alpha$ между скоростью и направлением распространения волны плотности фотонов, а также угол $θ {\ displaystyle \ theta}$ $\ theta$ между скоростью и направлением распространения ультразвуковой волны. Сдвиг частоты определяется по формуле:

$f PAD = - f 0 vc 0 cos α + f 0 vcacos θ {\ displaystyle f_ {PAD} = - f_ {0} {\ frac {v} {c_ {0}} } cos \ alpha + f_ {0} {\ frac {v} {c_ {a}}} cos \ theta}$ $f _ {{PAD}} = - f _ {{0}} {\ frac {v} { c _ {{0}}}} cos \ alpha + f _ {{0}} {\ frac {v} {c _ {{a}}}} cos \ theta$

Где $c 0 {\ displaystyle c_ {0}}$ $c_{0}}$ - скорость света в среде, а $ca {\ displaystyle c_ {a}}$ $c_{{a}}$ - скорость звука. Первый член в правой части выражения представляет сдвиг частоты в волне плотности фотонов, наблюдаемый поглотителем, действующим как движущийся приемник. Второй член представляет собой сдвиг частоты в фотоакустической волне из-за движения поглотителей, наблюдаемых ультразвуковым преобразователем.

На практике, поскольку $c 0 ca ∼ 10 5 {\ displaystyle {\ frac {c_ {0}} {c_ {a}}} \ sim 10 ^ {5}}$ ${\ frac {c _ {{0}}} {c _ {{a}}}} \ sim 10 ^ {{5}}$ и $v ≪ ca {\ displaystyle v \ ll c_ {a}}$ $v \ ll c _ {{a}}$ , только второй член обнаруживается. Таким образом, приведенное выше уравнение сводится к следующему:

$f PAD = f 0 vcacos θ = v λ cos θ {\ displaystyle f_ {PAD} = f_ {0} {\ frac {v} {c_ {a}}} cos \ theta = {\ frac {v} {\ lambda}} cos \ theta}$ $f _ {{PAD}} = f _ {{0}} {\ frac {v} {c _ {{a}}}} cos \ theta = {\ frac {v} {\ lambda}} cos \ theta$

В этом приближении на сдвиг частоты не влияет направление оптического излучения. На него влияет только величина скорости и угол между скоростью и направлением распространения акустической волны.

Это уравнение также справедливо для рассеивающей среды. В этом случае волна плотности фотонов становится диффузной из-за рассеяния света. Хотя диффузная волна плотности фотонов имеет меньшую фазовую скорость, чем скорость света, ее длина все же намного больше, чем у акустической волны.

Эксперимент

Рис. 2: Зависимость среднего фотоакустического доплеровского сдвига от скорости для Рассеивающая среда

В первой демонстрации фотоакустического эффекта Доплера в установке фотоакустической микроскопии с ультразвуковым преобразователем в качестве диодного лазера непрерывного действия использовался непрерывный диодный лазер. детектор. Образец представлял собой раствор поглощающих частиц, движущихся по трубке. Трубка находилась в водяной бане, содержащей рассеивающие частицы

. На фиг.2 показана взаимосвязь между средней скоростью потока и экспериментальным фотоакустическим доплеровским сдвигом частоты. В рассеивающей среде, такой как экспериментальный фантом, меньше фотонов достигает поглотителей, чем в оптически чистой среде. Это влияет на интенсивность сигнала, но не на величину сдвига частоты. Другой продемонстрированной особенностью этого метода является то, что он способен измерять направление потока относительно детектора на основе знака сдвига частоты. Сообщаемая минимальная обнаруженная скорость потока в рассеивающей среде составляет 0,027 мм / с.

Применение

Одним из многообещающих приложений является неинвазивное измерение потока. Это связано с важной проблемой медицины: измерением кровотока через артерии, капилляры и вены. Измерение скорости кровотока в капиллярах является важным компонентом для клинического определения количества кислорода, доставляемого тканям, и потенциально важно для диагностики множества заболеваний, включая диабет и рак. Однако особая трудность измерения скорости потока в капиллярах вызвана низкой скоростью кровотока и диаметром в микрометрах. Визуализация на основе фотоакустического эффекта Доплера - перспективный метод измерения кровотока в капиллярах.

Существующие методы

На основе ультразвука или света в настоящее время используется несколько методов для измерения скорости крови в клинических условиях или других типов. скоростей потока.

Ультразвук Допплера

Метод Ультразвук Доплера использует доплеровские сдвиги частоты в ультразвуковой волне. Этот метод в настоящее время используется в биомедицине для измерения кровотока в артериях и венах. Он ограничен высокой скоростью потока ( $>1 {\ displaystyle>1}$ $>1$ cm / s) обычно обнаруживается в крупных сосудах из-за сильного фонового ультразвукового сигнала от биологической ткани.

Лазерная доплеровская флоуметрия

Лазер Допплеровская флоуметрия использует свет вместо ультразвука для определения скорости потока.Гораздо более короткая длина оптической волны означает, что эта технология способна обнаруживать низкие скорости потока за пределами диапазона доплеровского ультразвука. Но этот метод ограничен высоким фоновым шумом и низким уровнем сигнала из-за многократного рассеяния. Лазерная доплеровская флоуметрия может измерять только усредненную скорость крови в пределах 1 мм без информации о направлении потока.

Доплеровская оптическая когерентность томография

Доплеровская Оптическая когерентная томография - это метод измерения оптического потока, улучшающий пространственное разрешение включение лазерной доплеровской флоуметрии путем отражения многократного рассеяния света с когерентным стробированием. Этот метод позволяет определять скорость потока до $100 μ {\ displaystyle 100 \ mu}$ $100 \ mu$ м / с с пространственным разрешением $5 × 5 × 15 μ {\ displaystyle 5 \ times 5 \ times 15 \ mu}$ $5 \ times 5 \ times 15 \ mu$ m $3 {\ displaystyle ^ {3}}$ $^ {{3}}$ . Глубина обнаружения обычно ограничена высоким коэффициентом оптического рассеяния биологической ткани до $< 1 {\displaystyle <1}$ $<1$ мм.

Фотоакустическая доплеровская флоуметрия

Фотоакустический эффект Доплера можно использовать для измерения скорости кровотока с помощью Преимущества Фотоакустической визуализации. Фотоакустическая визуализация сочетает пространственное разрешение ультразвукового изображения с контрастом оптического поглощения в глубоких биологических тканях. Ультразвук имеет хорошее пространственное разрешение в глубокие биологические ткани, поскольку ультразвуковое рассеяние намного слабее, чем оптическое рассеяние, но нечувствительно к биохимическим свойствам. И наоборот, с помощью оптического изображения можно достичь высокого контраста в биологической ткани за счет высокой чувствительности к мелкомолекулярным оптическим поглотителям, таким как гемоглобин, обнаруженный в красных кровяных тельцах, но его пространственное разрешение скомпрометировано сильным рассеянием света в биологической ткани. Комбинируя оптическую визуализацию с ультразвуком, можно достичь как высокого контраста, так и пространственного разрешения.

Фотоакустическая доплеровская флоуметрия может использовать мощность фотоакустики для измерения скоростей потока, которые обычно недоступны для чистого света или ультразвуковые методы. Высокое пространственное разрешение позволило бы точно определить лишь несколько поглощающих частиц, локализованных в одном капилляре. Высокий контраст от сильных оптических поглотителей позволяет четко разделить сигнал поглотителей на фоне.

См. Также

Ссылки