透射共軸式光聲消化內窺成像系統

王柏權，陳寧波，張建輝，龔小競*

(1. 中國科學院 深圳先進技術研究院 生物醫學光學與分子影像研究室，廣東 深圳 518055；2. 廣州大學 機械與電氣工程學院，廣東 廣州 510006)

1 引 言

隨著社會發展，人們生活節奏加快、壓力劇增，再加飲食不當、缺乏鍛煉等因素，使得消化道系統的癌癥發病率呈快速增長趨勢，位居我國癌癥發病率前列。研究表明，早期發現癌癥病變有利于提高患者的生存率，對預防癌癥惡化具有重大意義[1-2]。病理學研究表明，惡性腫瘤的發生、發展通常伴隨著滋養血管的新生。滋養血管是為腫瘤提供養分的重要渠道，也是腫瘤擴散轉移的主要路徑，其生成及發展是判斷癌癥病變的重要指標[3-4]。因此，通過對新生滋養血管的敏銳成像有望幫助人們早期發現腫瘤。

消化道內窺鏡能幫助醫生直觀地觀察消化道內部病灶區的形貌變化，進而實現微創手術的引導，是目前臨床進行消化道疾病診療的最主要工具，也是臨床診斷消化道癌癥的重要手段之一?；诓煌某上裨?，消化道內窺鏡可以分為光學內窺鏡和聲學內窺鏡。在光學內窺鏡中，白光內窺鏡只能對消化道內表面進行常規的平面光學成像，特異性不足，對微小病灶的識別需依賴醫生的經驗[5-6]；熒光內窺鏡利用生物體自體熒光或外源熒光標記，可對目標組織進行靶向成像，特異性得到明顯增強[7-8]；窄帶光成像利用窄帶光源代替傳統的寬帶光源，能夠明顯提高消化道黏膜及黏膜下血管成像的對比度與清晰度[9-10]；光學相干層析(Optical Coherence Tomography，OCT)內窺鏡具有三維成像能力，可以對黏膜下1～2 mm左右深度的微小病變進行探測[11-13]，并且具備較高的分辨率(～10 μm)。雖然以上基于光學的內窺成像技術的成像對比度高，但是均面臨組織對光強散射的影響，因此，成像深度淺，無法探測深處病灶，極大地局限了疾病診斷能力。與之不同，組織對聲波具有明顯低的散射效應，超聲內窺鏡相對光學內窺鏡可以獲取更大深度(數毫米到數厘米)的成像信息。但是相對較低的對比度和特異性，使它難以提供腫瘤早期診斷所需要的敏銳度[14-16]。因此，現有臨床內窺鏡還無法獲得大深度、高對比、高特異性的成像結果，很難為腫瘤的早期診斷提供有力的支持。

光聲成像技術是一種基于光聲效應的新型生物醫學成像技術。光聲效應是指脈沖激光照射生物組織，組織吸收光能后，會因瞬時熱彈效應產生超聲波(即光聲信號)的現象。通過超聲換能器探測該信號可以獲取組織的光吸收特性，并進行成像。該技術兼具光學成像高對比度與超聲成像大探測深度的優點，在生物組織結構與功能成像等方面展現出獨到之處[17-18]。在腫瘤成像應用中，光聲成像技術既能對腫瘤周邊血管網絡結構成像，又能實現血氧飽和度的功能性成像，因此有望通過對病灶區新生滋養血管的敏銳成像來精準識別消化道惡性腫瘤[19-21]。

目前，國際上具有代表性的光聲內窺成像技術研究團隊主要包括美國加州理工大學Lihong V. Wang課題組[22-23]、普渡大學Ji-xin Cheng課題組[24-26]，中國華南師范大學邢達課題組[27-29]和中國科學院深圳先進技術研究院宋亮課題組[30-31]等。這些課題組已經研發了多種光聲內窺成像系統，成功實現了活體狀態下小動物消化道的光聲內窺成像[22,30]。在已研發的光聲內窺系統中，成像方式皆為反射式，即光激發與聲探測皆在組織的同一側(成像探頭內)。其成像探頭最常采用的是光聲非共軸方式[29-31]。其光學鏡組構成簡單并采用常規微型超聲換能器，通過傾斜光束或者聲束，使光學激發區和超聲探測區在深度方向上重疊，形成光-聲耦合。其優點是結構和拼裝工藝相對簡單，但是該方式使光-聲耦合重疊區域有限，不僅成像深度有限，且在重疊區域內信號強度也會因為重疊的范圍不同發生變化。而共軸設計不僅可以獲得理論上無限大的光聲重疊區域，大幅增加成像區域，同時光聲共軸也能提高光-聲耦合效率，理論上可以增大信號強度。和光聲顯微成像類似，在反射內窺成像系統中也可以實現共軸設計。一種是將激發光通過中空式微型超聲換能器，實現光聲共軸，該設計雖然結構相對簡單，但是中空式設計會損失超聲信號的探測效率，影響最終的系統信號強度[22,27,32-33]。例如，國外Lihong V. Wang課題組利用該方法設計了應用于兔子食道的光聲內窺鏡，非散射情況下最大成像深度達7 mm[32]。國內邢達課題組在此基礎上結合了貝塞爾光的特性設計一種消化道內窺硬鏡，其最大成像深度達13.8 mm[33]。另一種是利用反光透聲或透光反聲的特殊鏡組，使激發光光束與超聲聲束同軸[25-26]，這種方法的問題在于不僅探頭的內部結構相對復雜，對精確拼裝的要求很高，同時由于鏡組的反射面過多，不可避免帶來光、聲能量的衰減，從而降低系統的成像性能。因此，反射共軸式的內窺設計受到了諸多限制，沒有得到充分的發展。

目前，國際上已有課題組提出生物體內光激發、外部聲探測的透射式光聲成像構想。美國杜克大學Junjie Yao課題組利用透射式光聲計算層析成像技術證明了該構想的可行性[34]。國內福建師范大學李暉課題組也將透射式光聲成像技術應用于胃癌疾病的探測[35]。但是上述研究均未完整討論和對比傳統反射非共軸式和透射共軸式的區別。

綜上所述，面向消化道內窺成像的臨床應用，現有的反射式光聲消化內窺成像系統存在系統信號強度低、成像深度不足，或結構復雜、探測效率低等缺點。因此，本文提出了一種透射共軸式(下文簡稱透射式)光聲消化內窺成像系統的實現方案，即采用消化道腔道內光激發、體外聲探測的光-聲耦合方式。本文通過仿體與離體生物組織光聲成像實驗，與常用的反射非共軸式(下文簡稱反射式)光聲消化內窺成像系統進行了對比，實驗結果表明本系統大幅提高了系統的信噪比與成像深度，在消化道內窺成像中具有巨大的應用潛力。

2 系統原理與設計

2.1 反射式、透射式的光-聲耦合原理

反射式光-聲耦合設計如圖1(a)所示，脈沖激光經光纖、漸變折射率透鏡后由棱鏡反射到組織內部，同側的超聲換能器接收組織產生的光聲信號。此時光傳播路徑與聲傳播路徑處于非共軸，系統只能接收到光聲重合區域的光聲信號，而超出光聲重合區的光聲信號則無法被探測，這導致系統存在一個最佳成像區域(光-聲中心重合區)。當偏離光-聲中心重合區時其接收信號區域的減小，導致光聲信號隨之降低；當超出光聲重合區時，光聲信號則無法被探測，導致系統成像深度不足。

圖1 反射式、透射式系統的光-聲耦合模擬

圖1(b)表示透射式光-聲耦合方式。相比反射式設計，該方案將超聲換能器外置，與內窺探頭相互獨立。對光-聲空間位置進行自由調節，從而實現光聲共軸，因此可以實現更大深度范圍上的光聲耦合，理論上系統相比反射式增大了成像深度并且在更大的成像范圍里保持良好的信噪比。

2.2 光聲消化內窺成像系統的設計與搭建

透射式光聲消化內窺成像系統由內窺成像探頭、光源、信號采集和運動控制等部分組成，如圖2所示。為了保證光激發的一致性，同時也為了方便實驗對比，透射式的光激發直接利用了本實驗室前期研發的反射式內窺探頭(其設計詳見文獻[30])，即通過反射式內窺探頭將激發光照射到樣品，然后外部的超聲換能器1和內窺探頭中的超聲換能器2同時采集信號。系統的主要器件如下：光源為高重頻可調諧脈沖激光器(NT242，EKSPLA)，激光器的重復頻率為1 kHz，通過透鏡組和光纖耦合器將激光耦合進入光纖并傳輸到探頭；超聲換能器1(V376，OLYMPUS)，用于透射式系統中光聲信號探測，中心頻率為30 MHz；超聲換能器2(0.6×0.5×0.2 mm，定制，BLATEK)用于反射式探頭中光聲信號探測，中心頻率為40 MHz；信號采集時，信號被超聲收發儀(5073PR，OLYMPUS)接收并放大39 dB，最后由數據采集卡(9325，ALAZAR)實現采集及存儲，數據采集卡的采樣率為250 MS/s；運動控制部分包括：直流穩壓電源(PS-305D，DAZHENG)為電機驅動器(DM442，LEADSHINE)提供電源，進而驅動電機運動，最后由旋轉電機(J-3518HB2401，上海正吉)帶動離體樣品旋轉運動。

圖2 透射共軸式光聲消化內窺成像系統

實驗中，光聲探頭、樣品、超聲換能器均浸沒水中，保證光聲信號良好耦合。仿體樣品分別為無散射子的透明瓊脂(1%濃度的瓊脂粉，Agar)和加有散射子(1%脂肪乳注射液，Intralipid)的渾濁瓊脂，其衰減散射系數為14 cm-1[36]，并在仿體樣品中不同深度放置黑膠帶作為吸收體。離體生物組織為內徑約20 mm的離體豬小腸。

3 成像實驗與結果分析

3.1 在激發光不受散射的情況下，透射式與反射式成像對比實驗

本研究首先比較透射式、反射式兩類內窺成像系統在不受散射介質影響情況下的成像能力，對透明瓊脂中的黑膠帶進行光聲成像。掃描過程中，光聲探頭與超聲換能器保持靜止，移動樣品，在能量為15 μJ的532 nm光激發下，對每條黑膠帶單點位置同時進行反射式與透射式光聲成像，每條黑膠帶上采集80次光聲信號，并每8次數據平均一次，沿水平方向掃描35 mm，獲得560條A-Lines，并組成一個B-Scan，成像時間約為0.56 s。最后每條黑膠帶的光聲信號由10條A-Lines組成。其仿體實物圖、成像結果與系統信噪比如圖3所示。

圖3(a)為仿體實物圖。圖3(b)和3(c)分別表示在激發光不受散射的情況下，仿體的反射式與透射式光聲成像結果，其縱坐標代表著黑膠帶距離激發光處的距離。虛線上方為黑膠帶的光聲信號，下方為仿體-換能器界面、換能器內部延時塊界面對原信號的反射信號。

圖3 在激發光不受散射的情況下系統信噪比對比

對圖3(b)和3(c)中的結果進行信噪比的定量分析，結果如圖3(d)所示(彩圖見期刊電子版)，其橫坐標代表黑膠帶與激發光的距離。首先取圖中各條黑膠帶的信號均值作為信號值，然后取背景信號標準差的均值作為噪聲值，代入公式(1)中，求得各條黑膠帶對應的圖像信噪比。

(1)

由圖3(d)可知，反射式系統的最佳成像位置在3.1 mm附近，此時系統的信噪比達到最大值33.9 dB；而同樣在3.1 mm處，透射式系統信噪比高達55.0 dB，相對反射式系統提高21.1 dB。同時對比圖3(d)中透射式與反射式系統的信噪比趨勢可知，在相同成像深度上透射式系統的信噪比均比反射式的高，最大差距可達43.3 dB。

雖然理論上SNR大于1時，都可以認為是有效信號。但實際成像時，除了系統固有噪聲，往往會有其他不可預見的干擾，同時考慮人眼的敏感度，通常將SNR為5即14 dB認為是成像極限，低于此則認為是無效成像。由此分析圖3(d)可知，反射式系統成像信噪比為14 dB時(對應紅點位置)，對應深度約為10.2 mm，可將此深度定義為該系統的成像深度；而透射式系統成像在本實驗的最深處，即12.6 mm處，系統信噪比仍有46.3 dB，其成像深度遠大于反射式系統。

綜上所述，在激發光不受散射的情況下，透射式光聲消化內窺成像系統相比反射式系統展現出更高的系統信噪比與更大的成像深度。

3.2 在激發光受到散射的情況下，透射式與反射式成像對比實驗

在實際生物組織成像中，光束會受到組織的散射影響。為了評估兩類內窺成像系統在受散射情況下的成像能力，將5條黑膠帶以不同深度放置于有散射子的渾濁瓊脂中，對它進行光聲成像實驗，圖4(a)為仿體實物圖。

該實驗條件、數據處理環節與實驗一保持一致，其仿體實物圖、成像結果與系統信噪比如圖4所示。圖4(b)和4(c)分別表示在激發光受散射情況下，仿體的光聲成像結果。圖4(d)表示在激發光受到散射的情況下，兩類成像系統的信噪比?？梢钥闯?，當反射式系統成像位置約為3.3 mm處，此時系統的信噪比達到最大值30.0 dB。相同位置處，透射式系統的最大信噪比可達52.0 dB，相對反射式系統提高22.0 dB。同時對比圖3(d)與圖4(d)中的信噪比可得，在激發光受到散射影響的情況下，兩類系統的信噪比相比激發光不受散射的情況時皆有下降，但是在相同成像深度上透射式系統的信噪比均比反射式的高。

圖4 在激發光受到散射的情況下系統信噪比對比

在激發光受到散射的情況下，反射式系統的成像深度約為8.1 mm(14 dB處)，而透射式系統的成像深度約為10.4 mm，其成像深度比反射式系統增加約28.4%，因此它具備更大的成像深度。

綜上所述，在激發光受到散射影響的情況下，透射式光聲消化內窺成像系統仍能達到比反射式更高的系統信噪比和更大的成像深度，為臨床光聲內窺技術實現大深度成像提供了借鑒。

3.3 離體生物組織成像對比實驗

為了評估兩類光聲內窺成像系統對生物體消化道的實際成像性能，本文對離體生物消化道進行了光聲內窺成像實驗。實驗樣品為離體的豬小腸，其腸道直徑約為20 mm，從其外表皮注入濃度為30 mg/mL的洋紅染料模擬腸道血管。圖5(a)為腸道外部實物圖，圖5(b)為實驗后的腸道內部展開圖。

如圖2(b)所示，實驗中光聲探頭靜止置于豬小腸內部，控制樣品旋轉，系統沿圖5中的虛線位置掃描腸壁，掃描一圈(360°，2000A-lines)需2 s，其內窺圖像如圖6所示。激光出射能量約為30 μJ。

圖5 豬小腸實物(虛線處為成像截面)

圖6 豬小腸光聲內窺成像

圖6(a)和6(b)中箭頭所指處分別表示反射式、透射式內窺成像系統的光聲成像結果。對圖中箭頭所指處的信噪比進行定量分析可知，在10.7 mm的成像深度處，反射式系統的成像信噪比為12.4 dB，透射式系統的成像信噪比為22.1 dB，比反射式系統提高9.7 dB。從實際成像效果也可以看出，透射式系統的成像結果能更清楚地表征成像對象的形態特征，而反射式系統幾乎無法看清成像對象的形態。離體成像結果表明，透射式系統相比反射式在大深度上能獲得對比度更高的圖像信息，進一步凸顯了透射共軸式光聲消化內窺成像系統面向臨床消化道大深度內窺成像的應用潛力。

3.4 空間分辨率理論計算與光、聲分布模擬

系統光學部分設計與本實驗室的前期研發一致，未受散射時，在2.7 mm處可獲得的最小光斑約為255.1 μm[30]。透射式超聲換能器的聲斑計算約為132.5 μm。所以，系統的空間分辨率主要取決于聲學分辨率，透射式超聲換能器的橫、縱向分辨率的理論計算如下[17]：

(2)

其中：RL為橫向分辨率，波長λ=51.3×10-3mm，超聲換能器焦距F=31.75 mm，超聲換能器的表面直徑D=31.75 mm。

(3)

其中：Ra為縱向分辨率，聲速c=1 540 m·s-1，超聲換能器帶寬Δf=40 MHz。

因為，透射式超聲換能器始終保持聚焦于組織光激發的表面，所以此處的聲斑大小約為0.13 mm。另外，已知反射式超聲換能器的近場距離為1.62 mm，遠場半擴散角約為8.7°。仿體成像時，超聲換能器距離樣品約3 mm，處于遠場，其聲斑在仿體表面處的大小約為0.34 mm；而豬小腸內窺成像時探頭距離組織內部表面約10.7 mm，此時組織表面聲斑約為3.09 mm。同時，反射式系統光-聲非共軸，呈20°夾角，所以在仿體近距離成像與豬小腸遠距離內窺成像時，聲束入射散射介質中的起始點發生偏移。

根據計算結果，結合不同角度的聲束(虛線標記)，對光在仿體、離體生物組織內部的分布情況進行模擬。模擬參數設置如下：532 nm下，2%濃度Intralipid吸收系數μa=0.057 mm-1，散射系數μs=5.37 mm-1，散射各向異性指數g=0.631[37]；500 nm下，消化道組織吸收系數μa=2.07 mm-1，散射系數μs=44.1 mm-1，散射各向異性指數g=0.439[38]。圖7表示兩類系統的光束與聲束在仿體、生物組織中的分布情況，縱坐標表示散射介質的厚度。

模擬結果表明，在散射介質中(尤其是大尺寸的消化道內)，從深度方向看，透射式比反射式的光聲重合區域更大，在聲束橫截面上(即換能器探測范圍內)非共軸光-聲重合范圍迅速減小，這也造成了相同光照條件下，光聲信號快速下降。此外，透射共軸時，在聲束橫截面上的光強分布是均勻的，而非共軸時其光強分布不均勻。因此，透射共軸的設計對確定不同深度的激發光強，進而準確反演組織吸收更有意義。

圖7 光與聲在散射介質中的分布模擬

4 結 論

本文為了提高光聲消化內窺成像系統的信噪比與成像深度，設計了一種內部光激發、外部聲探測的透射共軸式光聲消化內窺成像系統，并在仿體與離體樣品上，與反射非共軸式系統同時進行了成像實驗，并對二者的信噪比、成像深度以及光-聲在散射介質中的分布情況進行了研究。在仿體樣本實驗中可以看出，不論激發光是否受到散射影響，透射共軸的系統在相同深度下的信噪比或最大成像深度都遠大于反射非共軸的系統。信噪比最大差距可達43.3 dB，成像深度增加約28.4%。在離體豬小腸腔道內進行的內窺成像實驗表明，在10.7 mm成像深度處，透射式系統的信噪比為22.1 dB，比反射式系統提高9.7 dB，能更有效地獲取病灶區的信息。最后，結合樣品特性、不同角度的聲束，模擬了光在散射仿體與生物組織的光分布情況，明確了光-聲共軸使得透射式比反射式的光聲重合區域在深度方向上范圍更大；同時，從深度方向看，在聲束橫截面上(即換能器探測范圍內)，非共軸設計使得光-聲重合范圍迅速減小，這也導致相同光照條件下，其光聲信號快速下降；此外，同一深度處，光-聲共軸使得聲束橫截面上的光強分布相對更均勻，有利于確定不同深度的激發光強，進而準確反演組織吸收特性。綜上，仿體和離體樣品的實驗結果證明，透射式光聲消化內窺成像系統相比反射式系統，可有效實現光聲共軸，不僅避免了反射共軸探頭中，通光率或超聲探測效率下降的問題，并且改善了非共軸探頭導致光聲耦合區域不足的缺點，明顯提高成像系統的信噪比與成像深度。

然而，該系統目前仍存在挑戰。首先，活體成像時，需要精準定位內窺探頭的位置，才能使光聲實現共軸，因此需要開發相應的探測和對準方式，比如利用臨床常用的X光或者超聲引導。其次，為了減少病人診斷時的不適，需要提升系統成像速度，縮短成像時間。因此，未來的光聲內窺系統可以通過提高光源的脈沖重復頻率，或采用陣列式的超聲換能器接收光聲信號，來加速圖像獲取速度。另一方面，為了提升光聲成像的敏銳度，需要針對實際的臨床應用調節，進一步對激發光和聲探測的各種參數，如激發光的能量、脈寬和波長、超聲探測的頻率、換能器尺寸等進行優化，使它滿足大深度的人體消化道光聲成像需求。

綜上所述，本文設計的組織內部光激發、外部聲探測的透射共軸式光聲消化內窺成像系統具備優良的系統信噪比，可為面向臨床消化道大深度成像需求提供新的解決思路。