光聲層析成像研究進展

吳寧，任秋實，李長輝

北京大學 工學院 生物醫學工程系，北京 100871

光聲層析成像研究進展

吳寧，任秋實，李長輝

北京大學 工學院 生物醫學工程系，北京 100871

1 引言

我們都有這樣的經歷，在烏云密布的雷雨天，空中的閃電照亮了一大片云層，隨之而來的是轟鳴的雷聲。19世紀70年代，Few利用雷聲信號到達不同雷聲傳感器的時間差以及雷聲信號和雷電電磁信號的時間差首次定位了雷聲聲源的位置[1]。這個事實告訴我們，如果光源發光的同時產生聲波，即使該光源處于光學散射介質中，例如生物組織，我們也可以通過觀測聲波獲得光源的位置。本文要介紹的光聲層析成像（PAT）就是利用這樣的探測原理。

PAT成像的理論依據是光聲效應（Photoacoustic effect, PA），該效應描述的是：當脈沖或經過調制的電磁波來照射物體時，有的物體會吸收電磁波能量并發熱，伴隨著的熱膨脹產生向外傳播的聲波[2]。該效應最早由亞歷山大·貝爾于1880年發現，到20世紀70年代開始廣泛地應用于物理、化學、生物、醫藥等多個領域中（Rosencwaig 1980, Gusev et al 1993）。PAT正是利用這個效應，并結合聲波在軟組織中的低散射性，通過測量產生的聲波獲得體內光學吸收體的位置和形態等信息。

PAT最重要的優勢就是突破了純光學高分辨成像技術的成像深度壁壘：由于組織對光的強散射作用，光學成像分辨率隨著深度的增加而急劇降低，使得純光學技術的高分辨組織成像被限制在幾個毫米深度，這在很大程度上限制了它的實際應用范圍[3-4]。PAT正是通過光學與超聲技術的結合，充分地利用了低散射的超聲波，實現了幾個厘米深的高分辨成像。以下我們先解釋PAT的基本機制，然后介紹它的主要成像模式，在第三部分討論了PAT在臨床醫學生的研究現狀和潛在應用，最后總結并展望該技術未來可能的發展趨勢。

2 光聲層析成像原理及模式

在生物醫學領域中，具有短脈寬（納秒級）的脈沖激光常被用做PAT的光源[2]。就像云層中的閃電那樣，激光射入組織后，光子被組織散射到很大的區域。如果在光子到達的區域中存在光學吸收體，那么這些部位吸收光能后產生的熱量會引起吸收體升溫膨脹擠壓周圍的組織從而產生超聲波。就像雷聲穿透厚厚的云層那樣，產生的超聲波在軟組織中可以在軟組織內自由傳播很遠。

在位置r處的物體吸收脈沖光能量后發生熱膨脹會產生一個初始壓強p0(r)，其正比于吸收光的能量，數學表達式為：

其中A(r)是指位置r處單位時間和單位體積內吸收的光能量，Г 是格日尼森系數（Gruneisen coefficient），描述吸收的光能量轉化為壓力的關系，μa是吸收體的光吸收系數，F 是到達r處的光子注量（正比于光子密度）。在一定的光照和環境條件下，初始壓力波幅值正比于組織的光吸收系數。通過初始條件（公式 1），根據聲波的波動方程就可以得到超聲波在軟組織中的傳播過程。由于對超聲壓力波的探測靈敏度足夠高，PAT中引起的組織局部升溫原小于1攝氏度，是一種非常安全的成像技術。，而不同組織的光吸收系數不同，就成為了PAT圖像對比度的來源。圖1列舉了生物體內主要組織的消光系數（主要是吸收）隨波長的變化。例如，在可見光和近紅外范圍內血管和黑色素相比于外周脂肪組織和水有更大的消光系數，這一特性使PAT在血管系統以及黑色素瘤等成像方面具有巨大的優勢。

圖1 生物體內主要發色團的消光系數和波長關系圖

基于不同的重建算法，PAT可以分為兩大類：光聲顯微（PA microscopy, PAM）和光聲計算層析（PA computed tomography, PACT）。類似光學顯微成像使用聚焦物鏡那樣，PAM 使用聚焦的超聲探頭來探測在探頭聚焦區域的原始信號，不同的是PAM可以根據超聲信號的時域信息獲得該方向上的一維深度信息。根據決定橫向分辨率的方法不同，PAM又可以分為聲分辨率的PAM（acoustic-resolution PAM，AR-PAM）和光分辨率的PAM（optical-resolution PAM，OR-PAM）。相比PAM的高分辨率，PACT更多的像臨床用的B超那樣多點采集信號，然后通過計算機的重建獲得由深度散射光產生的光聲信號，實現深度組織成像。圖2展示了PAT不同模式的成像深度和分辨率的趨勢。從圖中可以看到，目前PAT的成像深度可以達到10-1～102mm 量級，而分辨率跨越了10-1～103μm4個量級，同時成像深度和分辨率的比值高達200。多尺度高分辨率的成像優勢使PAT在生物醫學光學成像中成為了一顆耀眼的明星[4-8]。

圖2 PAT多尺度在體成像。PAT目前可以實現從亞微米的細胞器到厘米尺度的組織器官不同尺度成像。

2.1 光聲顯微成像

我們已經知道，根據橫向分辨率的決定因素不同，PAM可以分為OR-PAM和AR-PAM。下面將會一一介紹。

OR-PAM基于光學聚焦，在PAT成像的所有模態中提供了最高的成像分辨率。圖3給出了一個OR-PAM模式的系統及成像結果[9-10]。在該式系統中（圖3(a)和(b)），聚焦激光（532 nm）從樣品底部照射，同時聚焦超聲探頭從樣品上部接收。為了達到最優的信噪比，激發光和探測超聲的要求“共聚焦”。由超聲探頭接收到的信號被放大器放大，經高速采集卡轉換成數字信號存儲并用于后續的圖像處理。激發聚焦光路，超聲探頭以及放大器固定在二維平移臺上，進行平面掃描。在PAM系統中，每一個光激發位置得到該深度方向的一維信息，隨著平移臺的二維移動，最終可以得到樣品的三維信息。圖3（c）是用該系統對受精后3～4天斑馬魚進行成像以及對比照片結果。基于斑馬魚的自發對比度，我們可以清晰地看到斑馬魚全身的血管，黑色素，眼睛等精細結構。

圖 3 OR-PAM系統及成像結果。系統結構圖（a）,照片（b）,幼年斑馬魚全身成像（c，上）和對比照片（c,下）。圖片摘自并獲得文獻[9]的使用許可。

由于光在組織中散射很強，依賴光學聚焦的OR-PAM的成像深度受到限制。AR-PAM的橫向和縱向分辨率都是由超聲探頭決定。由于超聲在組織中的散射很小，基于超聲探頭不同的帶寬，可以實現從皮下血管到內臟的不同尺度成像。

圖4 暗場AR-PAM系統結構圖及成像結果。（a）AR-PAM系統結構圖；（b）小鼠下肢(圖c黃框內)的成像結果。圖片摘自并獲得文獻[11]的使用許可。

圖4給出了我們研發出的AR-PAM系統結構圖以及對小鼠下肢血管的成像結果[11]。如圖4(a)，脈沖激發經多模光纖導出，經過錐透鏡，聚焦透鏡以及聚光器后在樣品表面形成中空的多納圈。被激發出的光聲信號被聚焦探頭接收，經過放大器后由計算機進行采集和處理。圖4（b）是對（c）中黃框區域成像結果。在無任何標記的情況下，小鼠后腿部的大小血管都可以以高信噪比進行成像，并且部分血管是在皮下較深部位。

總體來說，光聲顯微成像利用純光學聚焦或者超聲聚焦，同時具備光學成像的高分辨率又利用超聲的強穿透性彌補了光在組織中的強散射，從而提高了成像的深度。光聲顯微成像在細胞，表層以及皮下血管的成像中有不可替代的地位。

2.2 光聲計算機斷層成像

光聲計算機層析成像（PACT）通過探測被成像物體周圍不同位置處的光聲信號p(r,t)，經過重建算法得出組織內光學吸收體位置。最簡單的重建過程與在不同地點記錄雷聲，從而得到閃電位置類似。

和PAM相比，PACT 成像中收集信號的位置有更大的自由度，可以針對真實成像對象進行相應的設計，使其在臨床前期動物研究和臨床應用方面具有廣闊的空間。早期的PAT成像利用單探頭環形掃描的形式，成功獲得了小動物腦皮層血管的高分辨無創成像。隨著技術的發展，越來越多的定制PAT陣列用于不同的研究方向。例如，目前國際上已有多個實驗室研發了PAT小動物全身成像系統，部分已經形成產品[12-15]。

圖5 PACT系統及成像結果。（a）系統結構圖；（b）—（g）是（h）中相應斷層PAT圖；（i）解剖圖。E眼睛；VF腹部鰭；V血管；G鰓。圖片摘自并獲得文獻[16]的使用許可。

圖5是我們研發的一個PACT系統[16]。激發光經過棱鏡、錐面鏡以及反聲透光膜水平照射于樣品，由樣品斷層面發出的光聲信號經過反聲透光膜被聚焦超聲探頭接收，在由放大器放大后被計算機采集和處理。超聲探頭被固定在與入射光同軸心的圓形旋轉控制臺上進行環形掃描。利用該系統我們研究了成年斑馬魚。圖5（b）-（g）是（h）中相應黑色標記線的斷層圖像。眼睛、血管、鰓、鰭等器官結構在PACT上高對比度地成像。

除了介紹的這兩種基本類型，根據不同的成像需要和條件，PAT已經發展了大量的成像系統，有的是這兩類的綜合。

2.3 光聲功能與分子影像

作為光學成像的一種，PAT也可以通過多波長的進行光譜功能性成像。此外，和其他成像模態類似，當與靶向光聲造影劑相結合，PAT可以針對性地對腫瘤、炎癥等進行分子影像。

光聲功能影像的代表是對血氧飽和度的成像。紅細胞內的氧和血紅蛋白（HbO2）和脫氧血紅蛋白（Hb）對光的吸收有很大不同，所以血液的光學吸收系數為

其中[HbO2]表示氧合血紅蛋白的摩爾濃度（molL-1），[Hb]表示脫氧血紅蛋白的摩爾濃度。若用εHb(λ)表示脫氧血紅蛋白在波長λ下的吸收系數，εHbO2(λ)表示氧合血紅蛋白在波長λ下的吸收系數。通過在多波長下進行PAT成像，就可以將[Hb](r)和[HbO2](r)計算出來，進而得到該位置的血氧飽和度

生物體局部血氧飽和度的變化是反映新陳代謝水平的重要標志，不少課題組在功能性光聲成像中已取得了重要突破。Hu等（2011）利用高分辨率OR-PAM實現高精度小鼠耳部毛細血管血氧飽和度成像(如圖6b)[7]，Jiang等（2014）利用PAT實現乳腺血氧飽和度的定量檢測，并監測新型輔助化療后乳腺癌血氧飽和度的變化[17]。

圖6（a）含氧血紅蛋白（紅色）和脫氧血紅蛋白（藍虛線）在不同波長下的消光系數；（b）小鼠耳朵血氧飽和度圖像。圖片摘自并獲得文獻[7]的使用許可。

光聲分子影像把分子影像和PAT 結合，通過對帶有分子探針的光聲對比劑成像，從影像學上研究在分子和細胞層次上的生理病理過程。為了使分子探針具有很好的光學吸收特性，利用生物化學的方法把分子探針（例如抗體蛋白）和光學吸收體結合（例如染料分子或者納米粒子），成為了光聲造影劑的主要合成方法。分子探針通過與靶分子的結合，將光學吸收體富集在靶分子的位置。通過對光聲造影劑的高對比度成像，就可以得到靶分子的在體分布，實現分子影像的目的。目前，已有多種光學吸收體，包括碳納米材料、金屬納米顆粒和染料等，被成功地用于合成光聲造影劑, 并用于研究包括腫瘤和炎癥等生理病理過程[18-24]。以下以金納米粒子做具體說明。

圖7是對黑色素靶向的納米金籠，隨著觀察時間的增加，在黑色素瘤處的PA信號逐漸增強，經過6 h后，達到最大并穩定[25]。通過在0 h和6 h的對比，我們可以看出對黑色素瘤具有靶向性的納米金籠為PAT成像提供了極高的對比度，這也為腫瘤生理病理過程的研究提供了極大幫助。

圖7 PAT對納米金籠造影劑靶向富集監測。紅色為血管，金色為被靶向的腫瘤。Tumor: 腫瘤。圖片摘自并獲得文獻[25]的使用許可。

3 光聲層析成像在醫學上的應用

PAT不僅突破了傳統高分辨光學成像的深度壁壘，也可以通過光譜PAT實現功能成像。PAT成像在臨床上有極其廣泛的應用前景，是目前國內外重點研究的新型臨床影像設備。根據PAT的成像特點，現有的重點研究方向包括：皮膚成像、乳腺成像等。

皮膚雖然平均厚度只有1 mm，但皮膚對光的強散射使得傳統光學顯微鏡在皮膚病的診斷上作用非常有限，而純超聲對疾病組織的對比度又不夠。因此皮膚科醫生更多的是依靠經驗而不是影像結果進行診斷。PAT可以對皮膚內和皮下的很多病變組織（如黑色素瘤、血管增生相關）進行高分辨率無創成像。目前，針對皮膚癌、燒傷、葡萄酒色斑等疾病的診斷和影像導引治療已經開展前期研究[26-28]。除了皮膚成像外，由于血管增生是乳腺癌的重要特征，本身也是光學強吸收體，針對血管的光聲乳腺成像一直是PAT研究的熱點。國內外在這方面都做了大量研究，研發了不僅和超聲檢查結合的手持式光聲/超聲探測設備，還有定制的光聲乳腺成像系統。目前，已經實現在無標記乳房4 cm深度的PAT成像[29]。多個實驗室已經開展臨床前期實驗，并獲得了重要進展[30-32]。

隨著PAT的發展，越來越多的PAT系統面向臨床問題需求進行研發，包括眼睛成像[10, 33]、光聲內窺鏡[34]、腦成像[35]等。

4 展望與總結

本文系統性地介紹了PAT成像技術的原理，系統模式以及在基礎研究和臨床醫學中的應用。PAT的重要優勢是其利用軟組織中超聲弱散射的特點，將高分辨光學成像深度大大推進到幾個厘米的范圍，可以實現從細胞器到組織乃至器官的多尺度成像。另一方面它也保留了光學光譜成像的優勢，可以通過多光譜實現重要的功能影像，如定量測量血氧飽和度。同時，光聲造影劑的使用進一步提高了PAT的成像深度和對比度，并通過靶向造影劑實現了光聲分子影像。作為一種新興的成像手段，PAT成像技術在生命科學和臨床醫學上快速發展，并受到廣泛關注。然而，PAT在臨床的應用依然面臨挑戰，主要是存在對深層組織的圖像的對比度不夠的缺點。這一方面要求在激光（尤其是紅外激光）技術和高靈敏超聲探測技術的進一步發展，另一方面需要和臨床研究更緊密結合，并結合圖像分析和處理技術，對PAT的臨床成像結果進行更加精確和全面的解讀。

光聲層析成像通過在體內制造“閃電”，并透過厚厚的組織探測產生的“雷聲”，為生命醫學成像開辟了一個新的道路。如何只讓特定的組織（如癌癥組織）產生“雷聲”？如何更有效地探測“雷聲”都是今后的研究重點。我們期望在今后的五到十年內，PAT可以實現在臨床上的真正應用，成為像超聲系統那樣普遍采用的臨床診斷影像設備。

致謝

該項目由國家重大科學儀器專項(2011YQ030114), 國家基礎研究計劃973項目(2011CB707500), 國家自然科學基金(11104058), 和河北省自然科學基金 (A2011201155)支持。

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Advances in Studies on Photoacoustic Tomography

WU Ning, REN Qiu-shi, LI Chang-hui
Department of Biomedical Engineering, College of Engineering, Peking University, Beijing 100871, China

光聲層析成像（Photoacoustic tomography, PAT）是一種新興的生物醫學成像技術，它結合了組織的光學吸收特性以及超聲探測優勢，具有對比性強、靈敏度高、成像深度深的優點。本文綜述了PAT技術的原理和主要成像手段。并重點結合PAT的技術優勢，討論了它在臨床醫學中的巨大應用前景。

光聲層析成像，分子成像，功能成像

As an emerging bio-medical imaging technique, photoacoustic tomography (PAT) combines the optical absorption and ultrasonic detection, which can provide high-contrast, high-sensitivity and indepth imaging in living tissues. In this paper, the principle of PAT mechanism and its primary imaging methodology are reviewed. In addition, its great potential to be applied in clinical medicine is discussed based on its unique advantages.

photoacoustic tomography; molecular imaging; functional imaging

R197.39

A

10.3969/j.issn.1674-1633.2015.02.004

1674-1633(2015)02-0016-05

2014-10-05

國家重大科學儀器專項（2011YQ030114），國家基礎研究計劃973項目（2011CB707500），國家自然科學基金（11104058），河北省自然科學基金（A2011201155）支持。

李長輝，特聘研究員。

通訊作者郵箱：chli@pku．edu．cn