Laser Induced Photo-Acoustic Spectroscopy for Cancer
LASER INDUCED PHOTO-ACOUSTIC SPECTROSCOPY FOR CANCER TISSUE OPTICAL ABSORPTION INVESTIGATION Muhamad Hamdi1, Usman Malik2 ABSTRAK Kemampuan menggunakan setiap penyinaran sumber radiasi membuat teknik ini sebagai suatu cara alternatif untuk mempelajari penyerapan , hamburan , eksitasi molekul , getaran dan cacat pada jaringan sel kanker. Tulisan ini meneliti jaringan sel kanker kulit penyerapan optik dalam berbagai spektroskopi inframerah yang merupakan salah satu fenomena fisik utama untuk mempengaruhi pada phonon - foton radiasi propagasi dari laser diinduksi sumber foto - akustik . Konstituen utama jaringan sel kanker yang berkontribusi terhadap penyerapan dalam inframerah dekat adalah air, lemak dan hemoglobin . Sementara dua penyususnnya tetap cukup konstan selama singkat skala waktu , konsentrasi oksigen dan terdeoksigenasi perubahan hemoglobin sesuai dengan fungsi dan metabolisme jaringan sel kanker . Dengan demikian perubahan yang sesuai dalam jaringan sel kanker penyerapan optik dapat memberikan informasi fisiologis yang berguna secara klinis . Investigasi membahas sifat penyerapan konstituen jaringan sel kanker ini serta perhitungan numerik dari penyerapan dan koefisien hamburan dalam berbagai jaringan sel kanker tertentu . Dalam penyelidikan penyerapan optik tingkat laju radiasi yang dipilih menjadi cukup tinggi sehingga jenis perubahan kerusakan yang terjadi pada jaringan sel kanker . Dengan demikian , baik linear atau non linear dan penyerapan bergantung waktu atau hamburan interaksi radiasi foton yang terlibat . Perubahan ini terjadi pada sifat termal dari jaringan sel kanker yang mana sebagai hasil dari penyerapan optik menggunakan sumber fotoakustik yang diinduksi laser. Kata kunci:spektroskopi, fotoakustik,induksi laser, jaringan sel kanker, penyerapan optik ABSTRACT The ability to use with any incident radiation source makes this technique as an alternative way to study the absorption, scattering, molecular excitations, vibrations and defects in cancer cell tissue. This paper investigates the skin cancer cell tissue optical absorption in a range of infrared spectroscopy which is one of the main physical phenomena to effect on the phonon-photon radiation propagation from laser induced photo-acoustic source. The main constituents of cancer cell tissue which contribute towards absorption in the near infrared are water, fat and hemoglobin. While the former two remain fairly constant over short time-scales, the concentrations of oxygenated and deoxygenated hemoglobin change according to the function and metabolism of the cancer cell tissue. Thus the corresponding changes in cancer cell tissue optical absorption can provide clinically useful physiological information. Investigation discusses the absorption properties of these cancer cell tissue constituents as well as numerical calculations of the absorption and scattering coefficients in a variety of specific cancer cell tissues. In optical absorption investigation the fluency rates are chosen to be sufficiently high so that these types of destructive changes do occur in cancer cell tissue. Thus, either linear or nonlinear and time-invariant absorption or scattering interactions of photon radiation are involved. The change occurs in thermal properties of the cancer cell tissue which is as a result of optical absorption using the laser-induced photoacoustics power source. Keywords :spectroscopy, photo acoustic, laser induced, cancer cell tissue, optical absorption
PENDAHULUAN Pendeteksian teknik fotoakustik diinduksi laser terhadap jaringan biologi adalah suatu teknik tidak merusak untuk prospek diagnostic. Prinsip deteksi ini adalah memonitor perubahan sifat-sifat termal dari sampel sebagai hasil penyerapan optick. Mekanisme reaksi ini dapat menghasilkan panas oleh vibrasi molekul jaringan. Laju produksi 1,2
panas merupakan informasi yang berguna jika teknik ini digunakan terhadap stadium jaringan kanker.Teknik ini mempunyai tujuan untuk mengerti proses energy, relaksasi dan kerusakankerusakan [1].Disamping itu penyelidikan perlu mengkarakteristik sifat-sifat optic jaringan biologi kanker sebagai fungsi dari temperature dan efek waktu. Banyak alat-alat karakteristik yang tersedia
Fakultas Matematika dan Ilmu Pengatahuan Alam Universitas Riau – Pekanbaru, email:
[email protected]
Page 117
menghasilkan efek yang sangat mengurangi fisik sampel karena degradasi sebagai hasil dari analisisnya. Segaia contoh, analisis mekanik panas menghasilkan sampel yang rusak sebagai hasil dari perlkukan panas. Alat-alat spektroskopi menghasilkan sampel yang tidak terbuktikan dalam sampel untuk analisis.Sebagai hasilnya, sampel yang ditata rusak [2]. Supaya mengatasi kesulitan operasi , alat-alat tak merusak dirujukan pada mikroskopi Raman konfokal ,refleksi antenuasi total dan speltroskopi fotoakustik diindukasi laser. Alat-alat ini ada beberapa yang dapat berkerja dengan persiiapan sampel minim tanpa merusakan susunan biologi sampel. Tes tak merusak dari sampel telah menjadi kerja untuk sementara waktu. Alat-alat karakteristik yang tidak bergantung dari transmisi cahaya sampel sangat terbatas [3]. Sampel-sampel ini dipengaruhi oleh keburaman dan ketebalan yang mana membuat nya sangat sulit diatur untuk mengkaji menggunakan alat-alat spektroskopi konvensional. Oleh karena itu kita menggunakan teknik fotoakustik dalam mendeteksi guna mengkaji hasil perubahan panas dari vibrasi molekul untuk memperoleh pengertian sistemsistem yang dipertmbangkan. Teknik lain kita menggunakan analisis numeric untuk mengkaji perubahan panas dan sifat-sifat optic dari stadium jaringan kanker. KONSEP TEORETIK Produksi panas dari fotoakustik dalam jaringan biologi Parameter-parameter koefisien atenuasi efektif, kecepatan suara longitudinal, difusi panas dan faktor-faktor geometri menentukan efektivitas dari interaksi [1]. Pulsa laser digunakan untuk menyinari suatu gelombang obyek dan tekanan yang dihasilkan melalui efek akustik panas [2].Untuk sumber pulsa sederhana, cahaya diserap oleh sampel diberikan persamaan : ......................................... (2.1) Dimana a adalah koefisien penyerapan optik sampel juga meruapakan kedalaman penyerapan cahaya. Untuk iluminasi laser uniform secara spatial , hubungan diantara signal fotoakustik dan deposisi energi dapat sebagai persamaan gelombang [3]. Untuk a I « 1, energy terserap diberikan oleh persamaan : ....................................................... (2.2) Page 118
Asumsi seluruh energy terserap digunakan dalam produksi energy panas , energy panasa ekivalen terhadap cahaya terserap diberikan oleh persamaan : ............................................ (2.3) Sumber panas menghasilkan kenaikan temperatur ∆T, yang mana dapat dievalusi oleh energy panas yakni ................................................. (2.4) V adalah volume teriluminasi dan p adalah densitas medium. Penyerapan menghasilkan gelombang panas yang dihasilkan dalam volume silinder. Elemen volume diberikan sebagai ....................................................... (2.5) Subsitusikan untuk V dalam persamaan (1.4), dalam suatu volume dengan range energy sangat tinggi yang digunakan signal fotoakustik dari sel terpikmen sangat rendah dan darah yang menunjukkankebergantungan linier pada temperatur [4], kita dapatkan ungkapan untuk ∆T adalah !" #$ %
.................................................. (2.6)
Kenaikan temperatur di atas disampaikan pada sesudah penyederhanaan sumber cahaya (satu pulsa). Dalam interferometers, sumber cahaya kontinu dan intensitas termodulasikan. Dalam rancangan ini, panas yang dihasilkan diperoleh dengan memecahkan persamaan difusi termal yaitu: &" ' &( "
) &' * &
+ ( , -. ...................... (2.7)
Solusi untuk fluk temperatur adalah suatu yang komplek. αperlu didifinisikan untuk menjelaskan kejadian-kejadian yang bervariasi timbul dari penyerapan cahaya dan difusi panas.. Koefisien dari penyerapan µaadaklahpanjang penyerapan optik dan µs adalah panjang difusi panas dan keduanya diberikan sebagai )
/ ............................................................ (2.8)
dimana αkoefisien penyerapan / 0
1 .......................................................... (2.9) 2
dan dimana µsjuga didifinisikan sebagai kontribusi kedalaman dari pemanasan dalam sampel padat. Koefisien αdan Ds adalah difusi panas dari sampel dan frekwensi modulasi dari interferometer JURNAL APTEK Vol. 6 No. 2 Juni 2014
Laser Induced Photo-Acoustic Spectroscopy for Cancer
masing-masing. Panas diproduksikan dalam panjang difusi ini menghasilkan transfer panas ke gas. Dalam seluruh peristiwa-peristiwa riil, panas aktif dari sampel yang berhubungan dengan gas adalah hanya suatu fraksi dari radiasi terserap. Penjalaran optik dari radiasi inrared Formulasi dari konduksi jaringan terinduksi secara panas pada permukaan dari kulit dimodelkan sebagai proses laju waktu temperatur dihubungkan dengan denaturasi termal dari protein. Proses mulai dengan penyerapan lokal radiasi oleh kulit dan konversi dari daya radiasi kedalam panas.Sumber radiasi mempunyai sumber panas S (W/cm3) meradiasikan pada suatu target di posisi P(r,z) dan waktu t adalah suatu fungsi dari koefisien bergantung panjang gelombang lokal µa , sebagai berikut [4]: 345 65 7 / 845 65 7 ................................ (2.17) dimana φdalam W/mm2 adalah laju partikel radiasi pada posisi (r,z) dan waktu t. Sebab hamburan radiasi tidak signifikan pada panjang gelombang ini , model mengabaikan hamburan dalam kulit , dan penjlaran radiasi dalam kulit digambarkan oleh hukum Beer 345 65 7 / 445 7 9: ; ............. (2.18) dimana denistas daya E(r,t) dalam W/cm2 adalah sinaran dan r adalah reflektansi spekular pada permiukaan kanker. Reflektansi spekular dalam percobaan kulit tikus pada batasan udara dan epidermis diukur sebesar 4.75% dengan menggunakan spektrofotometer. Sinaran distribusikan Gaussian digunakan dalam model sebagai pendekatan ke profil ultrasound diemisikan dari sistem laser 2000 nm yang digunakan dari eksperimen. Sinaran E(r) diungkapkan sebagai berikut [4]: 4
"
< "="
> ."
........................................... (2.19)
dimanaP adalah daya radiasi dalam mW dan w (mm) adalah radius is the radius dari berkas laser . METODOLOGI Rancangan model dari fotoakustik diinduksi laser Perhitungan teoritik dari dipol radiasi fotoakustik diinduksi laser diorentasikan sepanjang sumbu x yang ditargetkan pada permukaan dari 1,2
jaringan kanker seperti pada Gambar 3.1. Dipol radiasi ini merambat sepanjang sumbu y . Radiasi yang dihasilkan ditransformasikan ke dalam deret Fourier batas m yang mana diberikan dalam bagian sebelumnya secara detail. Model tioritik melibatkan dengan reprisintasikan k sebagai bilangan Helmholtz dari frewensi potong untuk target cel kanker yang diasumsikan sebagai suatu saluran jaringan serat Ini adalah hasil dari bilangan gelombang dan jari-jari serat dalam perkalian factor λ/2. Berkas akustik diradiasikan menghasilkan suatu pola direktifiti yang mana diukur diantara titk pengamatan dan dipol normal dan k bermakna bilangan. Kita merancang sistem pencitraan fotoakustik diinduksi laser seperti diperlihatkan dalam Gambar 3.2. Berkas radiasi dengan lebar w generator target antenna circ L1 L3
amplifier mixer
L2
(a)
(b) Gambar . 3.1 : (a) Rangkaian dari produksi sinyal (ultrasound)(b)dengan target sampel fotoakustik diinduksi laser mengirim suatu pulsa pendek energy radiasi berdurasi ∆t (atau ∆t berasumsikan kecepatan radiaisi pulsa c sebagai contoh c∆t ke dalam lintasan (berkas) sempit jaringan sepanjang sumbu dengan lebar ∆θ. Sistem pencitraan kemudian menunggu waktuτsebelum mengirim keluar pulsa lain. Selama waktu ini T setiap gema atau pantulan-pantulan dari rintangan-rintangan dalam
Fakultas Matematika dan Ilmu Pengatahuan Alam Universitas Riau – Pekanbaru, email:
[email protected]
Page 119
lintasan direfleksikandan diterima oleh transduser transduse .Gambar 3.2 menggambarkan secara diagramtk tarnsmisi dan refleksi pulsa ini. Informasi resolusi ini dapat digunakan untuk merancang suatu
sistempencitraan. Karakteristik transduser terbatas dalam kualitas pencitraan yang mana dapat dihasilkan.
Gambar 3.2: Parameter model makroskopis jaringan sel diperlukan dalam rancangan sistem fotoakustik diinduksi laser Parameter penyerapan optik dan indek Tabel 1 :Parameter refraksi untuk jaringan kanker dan normal
0.5 THz 1THz 0.5 TH1THz 1THz Kulit normal BCC Kanker otot Lemak Air
11 13.1 r1 10.5 16.3
16.8 19.3 2.51 16.4 23.3
2.2 2.26 7.42.3 2.01 2.28
2.06 2.09 2.1 1.90 2.09
Dalam tabel 1 diberikan parameter untuk perhitungan tioritik sebagai hasil pengukuran koefisien penyerapan dan indek refraksi dari jaringan biologi. Hasil dan Pembahasan Hasil spektrum penyerapan model dan eksperimen dari jaringan sel menunjukkan bahwa beberapa bentuk kualitatif umum dari penyerapan regime medan radiasi THz .kita kita menggunakan suatu range dari frekwensi dari 0.1-11 THz untuk eksperimen dan model.Makromolekul sel kanker telah memberikan
a.u
n
normal cell normal cell cancer cell cancer cell
12 10
in ten sity
µ(mm-1) µ(mm-1) n
14
8
exp model exp model
6 4 2 0 0.0
0.2
0.4
frequency
0.6
0.8
1.0
THz
Figure 4.1:The he absorption spectrum of cancer and normal cell tissue Suatu uatu kumpulan energy terkuantisai dan radiasi THz akan diserap ketika frekwensinya f berkaitan dengan satu dari perbedaan tingkatan energi. Ini berhubungan dengan kondisi Bohr yang mengasumsikan transisi vibrasi molekul yang diizinkan oleh aturan seleksi yang diperbolehkan.Hasil-hasil hasil dari 4 spektrum penyerapan an untuk sampel jaringan sel kanker dan normal dapat dilihat pada Gambar 4.1.. 4.1. Kandungan air dari jaringan sel normal mengindikasikan lebih rendah dari kanker stadium 4 . Puncak tajam dari penyerapan jaringan sel normal (biru putusputus).Ini menggambarkan bahwa frekwensi THz rendah tidak menyerap molekul air sangat kuat jika dibandingkan dengan interval frekwensi di atas 0.4 THz. Ini berarti bahwa untuk prospek medis range
Laser Induced Photo-Acoustic Spectroscopy for Cancer
ini baik untuk merusak sek kanker. Frekwensi resonansi air dekat ke frekwensi THz untuk tiaptiap transisi.
Gambar 4.2: Amplitudatak berdimensidarimedan listrik berkas radiasidiplot terhadap kedalaman jringan dalam panjang gelombang (µm)untuk fotoakustik diinduksi laser. Kualiti spektrum peneyerapan terbatas oleh resolusi frekwensi resonansinya yang mana mengizinkan nya bervariasi. Pada resolusi rendah , puncak spectrum diperlebar dan tingkatan energy dapat ditentukan dengan kurang akurat. Ada perbedaan dari puncak ketajaman diantara sel kanker dan normal . Ini dapat dilihat diantara hasil penyerapan model dan eksperimen kita. Pada sumbu tegak dalam Gambr 4.2 , amplitude tak berdimensi dari medan berkas radiasi diplot terhadap posisi pada sumbu horizontal yang mana diukur dalam panjang gelombang (µm). Lebih besar osilasi pada kiri, lebih besar reflektansi medium distrtifikasi. amplitude ini diperoleh dari solusi numerik persamaan diferensial amplitude nonlinier. Tak ada pendekatan dibuat berkaitan dengan kulit atau kekasaran batasan kanker, sebaliknya dengan menggunakan hasil Fresnell. Model teoritik ini menunjukkan infrared jauh dan radiasi fotoakustik diinduksi laser direfleksikan jika perambatan
1,2
melalui batasan jaringan lunak dimana indek refraksi bervariasi secara kontinu.Perhitungan tioritik dapat bervariasi dengan ketebalan jaringan ∆z. Luasan warna pink tua merepresentasikan indek bias medium kanker, dari warna pink muda pada kulit atau jaringan lemak dengan n = 2.2 ke pin tua 2.3 . Penjalaran radiasi selalu normal terhadap batasan; radiasi awal datang dari kiri dan menyebar ke arah kanan. Pada Gambar 4.3 dan 4.4, mengembangkan perhitungan tioritik penyerapan optic radiasi fotoakustik diinduksi laser terdiri dari 2 tahap : perhitungan koefisien penyerapan sumber daya fotoakustik diinduksi laser; perbandingan diantara eksperimenfotoakustik diinduksi laser dan estimasi numeric untuk penyerapan radiasi; dan deduksi produksi panas diinduksi laser dalam sel tumor dan normal. Kita tahu sangat baik bagaimana radiasi foton dipantulkan pada medium permukaan kasar , sebagai contoh , bagaimana foton atau fonon amanafor example, how radiasi photon or phonondirefleksikan pada permukaan jaringan dilektrik dengan pengurangan energi sedemikian seperti medium biologi. Tetapi ketika indek bias bervariasi secara kontinu , masalah utama adalah sulit. Persamaan Maxwell disolusikan dengan konduksi panas secara simultan dengan tidak ada pendekatan berhubungan dengan kekasaran batasan. Dalam Gambar 4.3 dan 4.4, produksi entropi dari daya densitas sel tumor (ungu) lebih tinggi dari normal (merah dan hitam), dan sehingga aliran entropi diarahkan dari sel tumor ke sel sehat. Hasil ini memberikan informasi mengenai kanker menjalar ke jaringan normal sekitarnya.Akan tetapi, teknik ini menghasilkan keluaran frekwensi dalam range ultrasound atau microwave (MHzGHz).
Fakultas Matematika dan Ilmu Pengatahuan Alam Universitas Riau – Pekanbaru, email:
[email protected]
Page 121
5 W LIPA
2
optical absorptionpower density, S mW mm s
40
15 W LIPA 35 W FTIR 50 W FTIR
30
20
10
0
0
20
40
60
depth of cancer tissue optic penetration, m
80
1
80
5 W LIPA
2
optical absorptionpower density, S mW mm s
Gambar 4.3: Penembusan optik terhadap penyerapan densiti daya jaringan kaker dari hasil tioritik untuk teknik fotoakustik diinduksi laser dan infrared (FTIR) 15 W LIPA 35 W FTIR 50 W FTIR
60
40
20
0
0
5
10
15
depth of cancer tissue penetration, d
20
m
Figure 4.4: Penembusan kedalaman terhadap densiti daya peneyerapan optic dalam jaringan kanker dari hasil tioritik untuk perbandingan diantara teknik fotoakustik diinduksi laser dan infrared (FTIR)
5 W mm 3 15 W
LIPA
35 W mm3
FTIR
50 W mm3
FTIR
o
C
LIPA
mm3
change of temperature, T
25
20
15
10
5
0 5
10 depth of cancer tissue , d
15
20
m
Gambar 4.5: Perubahantemperatur terhadap kedalaman jaringan kanker dari hasil tioritik untuk untuk perbandingan diantara teknik fotoakustik diinduksi laser dan infrared (FTIR) Page 122
JURNAL APTEK Vol. 6 No. 2 Juni 2014
Laser Induced Photo-Acoustic Spectroscopy for Cancer
Oleh karena itu, penyerapan teknik ini menghasilkan produksi entropi tambahan dalam jaringan. Mekanisme entropi mungkin penyediakan dasar untuk pendekatan baru torahdap terapi anti kanker melalui penyinaran teknik ini. Dalam Gambar 4.5melalui perhitungan panas teknik ini dan perbandingannya dengan hasil tioritik dan hasil eksperimen menggunakan data infrared jauh (FTIR), kita telah menghasilkan bahwa penyerapan teknik ini akan meningkatkan entropi dalam jaringan normal lebih efisien dari dalam jaringan tumor karena medium pH lebih. Konsekwensinya , arah entropi mengalir diantara dua sel ini boleh dibalik arah pada arah teknik ini. Akumulasi entropi lebih tinggi dari sel normal selama penyinaran teknik fotoakustik diinduksi laser boleh menyebabkan perubahan dalam arah awal aliran entropi dan menghindari penjalaran pada jaringan sel kanker masuk ke dalam sel normal . Kita menyarankan bahwa intensiti rendah, penyinaran fotoakustik diinduksi laser frekwensi rendah boleh menjadi alat efisien untuk terapi pada jaringan tumor. Komputasi model distribusi transfer panas dari infrared dan radiasi fotoakustik diinduksi laser menghasilkan penyerapan kedalaman optik jaringan yang mana dapat menunjukkan jejakpenyebaran radiasi dalam jaringan sel. Disamping itu dengan teknik seperti spektroskopi dan pencitraan fokus pada pengenalan pola komputasi dapat menghasilkan informasi cepat mendeteksi dan mendiaknosis penyakit pada dekat permmukaan dari setiap jaringan biologi. Hasil ini akan membuktikan bahwa suatu teknik tak berbahaya baru cepat .Memungkinkan membuat diaknosis dan skrining komfrehensif untuk penyakit umum rutin. Karena itdak mengionisasi dan dapat memantulkan balik melalui beberapa millimeter dari jaringan biologi , teknik ini boleh berguna menyelidiki penyakit dekat permukaan kulit , sedemikian seperti kanker kulit.
air dalam jaringan kanker tak berbahaya bagi sistem hidup. Selanjutnya, pengembangan berikut dalam daerah teknik ini dan infrared jauh lebih dekat ke range terahertz yang telah memperbaiki kebergantungan harga dan mudah menggunakan untuk aplikasi medis.Kita telah melakukan riset dengan tioritik menggunakan target jaringan biologi dalam range pita infrared dari 100 GHz sampai 5 THz dengan panjang gelombangnya dari 100 µm sampai 1 mm. Penggunaan infrared dan teknik ini mempunyai prospek aman dan menguntungkan beroperasi dalam regime daya sub microwave. Teknik ini dapat menggambarkan hasil yang bagus menjaga penampilan sinyal terhadap noise , yang mana membuat efeknya pada sampel hidup tak berbahaya.
SIMPULAN Atenuasi yang kuat dari radiasi infrared oleh air dibandingkan dengan radiasi fotoakustik diinduksi laseryang mana membuat pita frekwensi ini suatu peraba hydrogen kontak tidak sensitif. Oleh karena itu alas an ini mengindikasikan suatu sangat potensial menunjukkan deteksi kandungan
Mustafa Sarimollaoglu , Dmitry A. Nedosekin Fahem Yehya, (2013). Nonlinear photoacoustic signal amplification from single targets in absorption background.Photoacoustics Published by Elsevier GmbH. All rights reserved
1,2
UCAPAN TERIMA KASIH Periset berterima kasih pada Perencanaan Laboratorium Biofisik Fisika FMIPA Universitas Riau dan The Department of Physics, Faculty of Science and Advanced Physics Science Institute, Universiti Teknologi Malaysia, Johor Bahru , Malaysia for facilitating This project. REFERENCES YasserHElSharkawy. (2012) Photoacoustic diagnosis of human teeth using interferometric detection scheme. Optics & Laser Technology 44 (2012) 1501–1506 Kenji Mitsuhashia.(2013). Investigation of the far field approximation for modeling a transducer's spatial impulse response in photo acoustic computed tomography. Photoacoustics,http://dx.doi.org/10.1016/j.pa cs.2013.11.001 Yan Zhang, Yuanyuan Wang, Chen Zhang (2012). Total variation based gradient descent algorithm for sparse-view photoacoustic image reconstruction. Ultrasonics 52 1046-1055
Fakultas Matematika dan Ilmu Pengatahuan Alam Universitas Riau – Pekanbaru, email:
[email protected]
Page 123
Page 124
JURNAL APTEK Vol. 6 No. 2 Juni 2014
