光聲成像技術及其在乳腺腫瘤診斷中的應用

唐天虹，劉思銳，王 銘，張 睿，楊 萌，姜玉新

中國醫學科學院 北京協和醫學院 北京協和醫院超聲醫學科,北京 100730

我國乳腺癌發病率不斷升高,并呈年輕化趨勢[1]。目前，鉬靶和超聲是臨床中應用最廣泛的乳腺疾病篩查及診斷方法[2]。二者均具有顯著的優點，但鉬靶存在電離輻射，且對致密腺體中病變檢測的靈敏度有限[3-4]；超聲對疾病檢出及診斷的準確度與操作者經驗相關，診斷特異度仍有待提高[5-6]。乳腺MRI的診斷能力較好，但成像時需要注射造影劑，成本較高、檢查耗時久，尚無法普及應用[7]。近年來，光聲成像技術日漸發展并開始臨床轉化應用，該技術在一定程度上能夠彌補傳統成像方式的不足，并提供新的診斷信息，具有較好的臨床應用前景。目前國內外關于乳腺腫瘤光聲成像的臨床應用研究報道較

多，本文將對光聲成像技術特點及其在乳腺腫瘤領域的臨床應用現狀和前景作一綜述。

1 光聲成像技術

光聲成像是一種無創、非電離輻射的新型生物醫學成像方法。其以光聲效應為理論基礎[8]，即當生物組織被脈沖激光照射后，組織會吸收入射光，引起局部輕微變熱進而產生彈性熱膨脹，這種瞬態的組織彈性熱膨脹會產生壓力波(超聲波)，即光聲信號。不同組織成分因光吸收力差異而產生不同強度的光聲信號，通過超聲探頭接收并重建組織中的光吸收分布圖像，即光聲成像[9-12]。20世紀90年代，隨著激光光源和聲學探測設備的快速發展，光聲技術在醫學成像中的應用獲得了深入探索與研究[13]。1993年，人體光聲成像系統(photoacoustic mammography，PAM)被首次報道[14]，近十幾年來，光聲成像技術在生物醫學領域的研究取得了長足進步，顯示出了良好的應用潛力[9,13,15-16]。

傳統生物光學成像可以獲得高對比度的圖像[17]，但由于組織對光的散射作用，其成像深度受到了限制，通常僅為毫米級，如光學顯微成像[18]、光學相干層析成像[19]、多光子顯微成像[20]等。與光學散射相比，超聲波在生物組織中的散射比其低2～3個數量級，因此超聲成像可以實現較高的穿透深度[10,15-16]，但由于超聲成像原理是基于各種組織聲特性阻抗和衰減特性的不同，而與組織的生化特性關聯并不顯著，因此超聲成像的對比度較低[17,21]。光聲成像結合了二者的優點，兼備高對比度、高分辨率[9]和高穿透度[22]。另一方面，不同組織成分具有不同的光吸收特性，組織中特定成分(如黑色素、血紅蛋白、脂類等)可成為光聲成像的內源性造影劑，進一步應用光聲光譜成像技術，便可定量地反映上述各種組織成分信息及血氧飽和度等參數，揭示組織內部構成及代謝信息，實現分子水平的結構及功能成像[12,23-24]。

2 光聲成像技術在乳腺腫瘤診斷中的應用

荷蘭特溫特大學研究團隊研發的光聲乳腺鏡(twente photoacoustic mammoscope,TPAM)是最早進行臨床應用的PAM之一。2004年該團隊首次報道了乳腺鏡的實驗室版及仿體成像試驗結果[25]。2005年該團隊構建了可用于乳腺腫瘤患者檢查的PAM[26]，并證實了對乳腺腫瘤進行成像的技術可行性[27]。基于上述試驗，該團隊于2010年正式啟動了一項應用TPAM的臨床試驗，并陸續報道系列具有臨床意義的研究結果[28-35]。目前，該團隊最新的設備配置及成像方法如下：受檢者俯臥位于一張帶有孔洞的檢查床，成像過程中乳房位于孔洞之中，輕柔地壓縮在兩塊平板之間，激光由位于頭側的平板發出(波長1064 nm)，超聲信號由位于尾側的圓形超聲探測器陣列(588個元件，中心頻率1 MHz)進行接收，該系統的分辨率約為3 mm，掃描深度為15～60 mm，掃描面積為90 mm × 85 mm，掃描時間約為10 min[35]。該研究團隊最新研究共納入31例乳腺腫瘤患者，包含33個惡性結節,其中32個結節具有高光聲成像對比度,與傳統成像方式顯示的病灶位置、大小吻合良好[35]。

Oraevsky等[36]和 Kruger等[37]首先提出了將光聲成像應用于乳腺疾病診斷。2001年，Oraevsky團隊報道了首例基于激光的光聲成像系統(laser-based optoacoustic imaging system,LOIS)的人體成像應用[38]。LOIS被進一步優化為光聲層析成像系統LOIS-64[39]，初步臨床研究納入27例乳腺腫瘤患者，共26個惡性病灶及8個良性病灶，LOIS-64能夠正確識別出18個惡性病變和4個良性病變[39]。該團隊進一步構建了手持式超聲/光聲多模態成像系統，被稱為Imagio(美國Seno Medical Instruments公司，在歐洲已經獲得CE認證)。該系統采用雙波長激光(1064 nm和755 nm)和手持式商用線性陣列超聲探頭(128個元件，5 MHz)，分辨率約0.5 mm，最大成像深度約30 mm[40]，已被用于多個臨床試驗。目前最大規模的研究共納入2105例乳腺腫瘤患者，與單獨應用超聲相比，使用Imagio進行成像可增加乳腺腫塊評估的特異度[41]。最新研究共納入209例患者215個乳腺病灶，結果顯示47.9%超聲診斷為乳腺影像報告和數據系統(breast imaging reporting and data system,BI-RADS)4a類和11.1%超聲診斷為 BI-RADS 4b類的良性腫塊被正確降級為光聲/超聲診斷的BI-RADS 3類或 2類，證明該設備的應用在一定程度上避免了患者不必要的穿刺活檢及短期隨訪[42]。另一些研究還發現，結合乳腺癌內部的光聲參數特征(如血紅蛋白、血氧飽和度等)、外周血管及灰階超聲特點可幫助鑒別乳腺癌的分子亞型，比如腫瘤周圍和邊緣血管較多，內部光聲信號特征較少，傾向提示為luminal A或B型；三陰性乳腺癌有顯著的內部低氧表現；HER-2過表達型的外周光聲信號特征較少，內部低氧表現較多見。這些研究結果可能為無創性區分乳腺癌的分子亞型提供了依據[43-44]。

基于動物光聲層析成像系統[45-47]，Kruger等[48]構建了適合人類乳腺檢查的PAM，初步研究證實該設備可顯示乳腺深度為40 mm的健康志愿者亞毫米級(0.1～1 mm)血管。該團隊的設備配置與LOIS-64類似，包括帶有圓孔的檢查臺、半球形的超聲探測器(512個元件，中心頻率2 MHz)、756 nm的激光器，成像半徑范圍為24～96 mm，掃描時間為12 s～3.2 min，空間分辨率為0.42 mm[49]。對4名健康志愿者的研究結果顯示，該設備能夠對整個乳房血管進行成像，空間分辨率達亞毫米級[49]。

京都大學/佳能聯合研究中心團隊成功研發出了乳腺PAM[50]。目前，該系統已經發展至第三代。與第一代機器(PAM-01)相比，第二代(PAM-02)配備了線性傳感器陣列，可進行超聲成像[51-52]。第三代(PAM-03)由京都大學團隊與美國Optosonics公司共同合作研發而成，以PAM-02為基礎，對其操作系統進行了簡化處理，擴大了成像視野，提高了對血管三維結構的顯示能力。PAM-03的探測器陣列(512個元件，中心頻率2 MHz)為半球形，激光器為Q-switched可調激光，波長為755 nm和795 nm，分辨率0.57 mm，最大穿透深度30 mm，數據采集時間約2～4 min。研究者應用PAM-03對22例乳腺惡性腫瘤成像[53]，成功揭示了乳腺癌瘤周血管形態異常的光聲特征，包括向心性光聲信號和血管信號的破裂或變窄。Yamaga等[54]對22例單側乳腺癌患者的乳腺皮下淺層血管網進行了成像，比較血管分支點在健側與患側的差異，結果顯示患側乳腺(皮下7 mm處)的平均血管分支點計數明顯高于對側健康乳腺，這可能與惡性腫瘤的持續性血管生成相關，提示乳腺皮下血管分支點數量的增加可能是原發性乳腺癌的一種生物學標志物。

來自德國的iThera Medical研究團隊構建了一種新型多光譜光聲層析成像系統(multispectral optoacoustic tomography,MSOT)，可實現多種波長快速掃描,包括MSOT inVision、MSOT Acuity、MSOT Acuity Echo 3種機型[55-59]。前者多應用于動物及體外組織研究，后兩者多應用于人體臨床試驗，該成像系統已經獲得歐洲的CE認證。目前，最新的系統采用OPO可調脈沖激光器(波長范圍為680～980 nm)，光聲信號接受裝置為半圓弧形的探測器陣列(256個元件，中心頻率3 MHz)，分辨率為250 μm，最大成像深度約為30 mm。Diot等[57]應用MSOT對10例乳腺癌患者和3名健康志愿者進行檢查，分別計算了組織氧合血紅蛋白、脫氧血紅蛋白、總血容量、脂質和水分的含量，結果顯示前三者在癌組織和對照組織之間存在顯著差異，同時，與對照組織相比,癌組織中的水和脂質層出現了破壞。Becker等[58]對6名健康志愿者、5例浸潤性乳腺癌及2例導管內原位癌患者進行成像，分別計算組織的血紅蛋白和血氧飽和度，結果顯示浸潤性癌中血紅蛋白的光聲信號增強，提示腫瘤和腫瘤微環境的血流灌注增加。Goh等[59]應用MSOT 首次對保乳手術中的乳腺腫瘤邊緣進行體外評估，通過顯示周圍增多的血管及受損的脂質層以確定腫瘤邊緣，與組織病理學的結果吻合良好。

佛羅里達大學研究團隊研發了功能性光聲層析成像系統(functional photoacoustic tomography,FPAT)。該系統使用可調脈沖激光(733 nm、775 nm和 808 nm)，光聲信號由64個傳感器組成的環形陣列(每個傳感器的尺寸為2.3 mm × 30 mm，中心頻率2 MHz)收集，分辨率約0.5 mm，最大穿透深度約56 mm[60-62]。應用該成像設備可獲得定量的乳腺血紅蛋白濃度和血氧飽和度圖像，進一步基于二者在腫瘤組織與正常乳腺組織中含量的差異來顯示腫瘤病變。目前，最新研究納入了6例乳腺癌患者及4名健康志愿者，其中6例經病理證實的腫瘤病灶均可明確顯示，位置與MRI結果一致，且可獲得病灶的血紅蛋白濃度及血氧飽和度的定量值[62]。

此外，美國國家工程院院士汪立宏團隊研發了單次屏氣光聲計算層析成像系統(single-breath-hold photoacoustic computed tomography，SBH-PACT)[63]。SBH-PACT應用單波長激光(波長1064 nm)，光聲信號由環形超聲換能器陣列(512個元件，中心頻率2.25 MHz)收集。SBH-PACT具有以下優點：(1)成像平面分辨率為255 μm，最大深度40 mm；(2)單個激光脈沖即可獲得完整的二維乳腺圖像，或一次屏氣(15 s)內進行快速掃描，即可獲得整個乳腺三維圖像，同時可避免呼吸誘發的運動偽影；(3)全環形512個元件超聲換能器陣列使SBH-PACT能夠提供高質量的圖像；(4)利用優化的激光照射方法和信號放大技術，SBH-PACT在不使用外源性造影劑的情況下，能夠顯示乳腺腫瘤詳細的血管結構。SBH-PACT的臨床研究納入了1名志愿者和7例乳腺癌患者，結果表明SBH-PACT不僅可通過顯示腫瘤血管特征清晰地識別腫瘤，其高速成像能力亦使動態光聲成像研究成為可能，比如彈性成像，基于腫瘤區域較周圍正常乳腺組織硬度大、順應性差，以此來識別腫瘤病灶[63]。

筆者所在的北京協和醫院光聲成像技術研究團隊與北京大學、邁瑞公司合作研發了國內首個基于高端商用超聲成像設備的臨床用光聲/超聲雙模態成像系統(圖1)，超聲探頭(192個元件，中心頻率為5.8 MHz)兩側分別固定兩條光纖束，激光類型為OPO 可調激光，波長分別為750 nm和830 nm(圖2)，該設備的分辨率達亞毫米級，最大穿透深度約30 mm，可進行超聲、光聲及超聲/光聲雙模態二維或三維成像，并可獲得生物組織形態結構及血氧飽和度等功能信息。目前已完成了近百例不同年齡段正常乳腺及多囊卵巢綜合征患者乳腺光聲數據的收集，逾百例乳腺腫瘤及數十例炎性關節病變、子宮內膜異位灶、瘢痕組織等多種淺表病變的光聲成像評估。圖3為不同年齡段正常女性乳腺血管的三維重建圖。圖4為1例應用常規灰階超聲及彩色多普勒超聲診斷分級較為困難的乳腺惡性腫瘤患者，與常規彩色多普勒超聲相比，光聲/超聲雙模態成像顯示了更豐富的血管結構，并可提供腫瘤內部低血氧飽和度的功能信息,從而為該類病例的術前分級提供了更多補充信息，有助于提高診斷準確度。

圖1 光聲/超聲雙模態成像設備

圖2 光聲/超聲雙模態成像探頭

圖3 不同年齡段女性正常乳腺光聲/超聲雙模態三維血管重建圖A.55歲；B.44歲；C.28歲

圖4 一例乳腺癌患者彩色多普勒超聲及光聲/超聲雙模態成像A.彩色多普勒超聲；B.光聲/超聲雙模態：血氧飽和度；C.光聲/超聲雙模態：波長750 nm；D.光聲/超聲雙模態：波長830 nm

3 局限性

近年來，雖然乳腺腫瘤光聲成像技術的發展已經取得令人矚目的成績(表1)，但該技術仍存在如下局限性：(1)現有PAM的各種臨床應用仍處于研發階段，成像參數配置不盡相同，尚未規范及標準化，難以比較不同系統之間的成像結果；(2)光聲成像技術的分辨率及成像深度較過去雖顯著提高，但目前臨床應用仍局限在淺表器官，對于位置較深、體積較大的病灶，成像依然受限，如何在兼顧安全性的前提下，進一步提高成像的分辨率及成像深度，以實現更廣泛的臨床應用，是目前光聲成像技術面臨的巨大挑戰[64]。

表1 乳腺腫瘤光聲成像設備及其參數簡介

4 展望

綜上所述，乳腺光聲成像技術兼有光學高對比度和聲學高穿透度雙重優點,又可根據不同組織成分的光吸收特性差異進行多波長光譜分析，實現功能成像，為傳統的醫學成像方法提供了新的診斷信息。隨著科學的發展、技術的進步，光聲成像技術有望克服現有局限性，為乳腺腫瘤的診斷、治療和療效評估提供更有價值的信息。

利益沖突：無