生物醫(yī)學光聲成像

1、物理學和高新技術生物醫(yī)學光聲成像徐曉輝李暉3(福建師范大學物理與光電信息科技學院醫(yī)學光電科學與技術教育部重點實驗室福州350007)摘要能夠?qū)M織體中的光學吸收體進行量化評估的光聲成像(photoacousticimaging)是一種有發(fā)展前景的醫(yī)學成像模式.文章綜述了處于快速發(fā)展階段的光聲成像技術.文章首先介紹光聲成像的物理基礎光聲效應.在此基礎上,闡述光聲成像技術的優(yōu)勢所在(與光學以及超聲成像相比較).然后討論目前該領域的主要技術路線,包括掃描層析術、計算機層析術以及原位探測成像技術.最后簡要總結了光聲成像技術在生物醫(yī)學領域中的主要應用.關鍵詞生物醫(yī)學光子學,光聲成像,光聲效應,層析術,生

2、物醫(yī)學應用PhotoacousticimagiimXU2IHui(KeyLaboratoryofOandforMedicine,MinistryofEducation,SchoolofPhysicsandOpto2FujianNormalUniversity,Fuzhou,Fujian350007,China)Abstractimagingisapromisingmethodforvisualizingbiologicaltissueswithopticalabsorbers.Thisarticleprovidesanoverviewoftherapidlydevelopingfieldofp

3、hotoacousticimaging.Photoacoustics,thephysicalbasisofphotoacousticimaging,isanalyzedbriefly.Themeritsofphotoacoustictechnology,comparedwithopticalimagingandultrasonicimaging,aredescribed.Variousimagingtechniquesarealsodiscussed,inclu2dingscanningtomography,computedtomographyandoriginaldetectionofpho

4、toacousticimaging.Finally,somebiomedicalapplicationsofphotoacousticimagingaresummarized.Keywordsbiomedicalphotonics,photoacousticimaging,photoacoustics,tomography,biomedicalapplication1引言在生物醫(yī)學領域中,成像技術對疾病的診斷、監(jiān)控和研究具有十分重要的意義.在成像技術中,近年來異軍突起的光聲成像(photoacoustic/optoacousticimaging)技術被認為是一種有發(fā)展前景的成像模式15測的是超

5、聲信號,所以該技術克服了純光學成像技術在成像深度與分辨率上不可兼得的不足.另外,光聲技術的圖像差異來源于組織體光學吸收的不同,這就能夠有效地補充純超聲成像技術在對比度和功能性方面的缺陷.所以,光聲技術有可能實現(xiàn)對組織體較大深度的高分辨率、高對比度的功能成像.也正是源于光聲成像技術以上獨特的優(yōu)勢,使得該技術在近年來贏得了普遍的重視,并且得到快速的發(fā)展.本文將對新興的光聲成像技術作簡要的回顧和討論,并重點地介紹處于快速發(fā)展階段的光聲成像技術的物理學原理技術及其在生物醫(yī)學領域中的主要應用.3國家自然科學基金(批準號:60578056)、教育部新世紀優(yōu)秀人才支持計劃(批準號:NCET20420615)

6、、福建省自然科學基金(批準號:A052001)資助項目2007-08-25收到初稿,2007-10-09收到修改稿.生物醫(yī)學光聲成像技術是指:當寬束短脈沖激光輻照生物組織時,位于組織體內(nèi)的吸收體(如腫瘤)吸收脈沖光能量,從而升溫膨脹,產(chǎn)生超聲波;這時,位于組織體表面的超聲探測器件可以接收到這些外傳的超聲波,并依據(jù)探測到的光聲信號來重建組織內(nèi)光能量吸收分布的圖像.由上可見,光聲成像技術檢測的是超聲信號,反映的是光能量吸收的差異.所以該技術能很好地結合光學和超聲這兩種成像技術各自的優(yōu)點:由于探通訊聯(lián)系人.Email:hli物理37卷(2008年)2期http:111物理學和高新技術的能流率F.也就

7、是說,光聲圖像上的差異與Fa、2光聲效應光聲效應是指物質(zhì)受到周期性強度的光照射而產(chǎn)生聲信號的現(xiàn)象.當光源不同或者光與物質(zhì)作用方式不同時,光致超聲的過程存在著多種可能的物理機制.當前新興的生物醫(yī)學光聲成像技術所利用的物理基礎是其中的熱彈性機制(thermoelastics)輻照的光mechanism),即受短脈沖光(脈寬<1吸收介質(zhì)在吸收光能量后快速升溫膨脹從而產(chǎn)生超聲的現(xiàn)象(如圖1所示).為了便于討論,可將該過程分為以下3個步驟:(1)脈沖光輻照生物組織,組織內(nèi)吸收體吸收光能量;(2)基于熱彈性機制的光致超聲過程;(3)本地光聲信號的外傳與探測.為了加深對光聲成像的理解,下面我們對該過程

8、進行進一步的分析.6,7兩個因素有關.近年來,Cox,Laufer等人提出了基于吸收系數(shù)為對比度的量化光聲成像(quantita2tivephotoacoustictomography)的概念:通過利用一個基于漫射近似的有限元光傳輸模型消除能流率F項的影響,從而得到組織體中吸收體吸收系數(shù)的分11布.另外,Yuan也把漫射近似方程結合到光聲層析術中,并用模擬樣品從實驗上展示了該方法可以得到吸收體的吸收系數(shù).由于組織的生化信息直接與組織的光學吸收性質(zhì)有關的,所以從理論上來說,量化光聲成像技術更具有發(fā)展意義.但是,鑒于生物性,還需要研究12.910有多種物理機制可引起光激發(fā)超聲的效應.目前,在光聲成

9、像領域中,所應用的是熱彈性膨脹(thermoelasticexpansion).基于熱彈性機制的光聲過程是指:一束短脈沖(ns量級)激光輻照生物組織,組織中具有強光學吸收特性的吸收體(如血紅蛋白)吸收光能量之后,引起其升溫和膨脹;吸收體體積的膨脹會擠壓周圍的組織從而產(chǎn)生本地的壓力波.為了保證光致超聲是線性過程,脈沖光源的脈寬13必須滿足兩個條件:熱限制(thermalconfine2ment)和壓力限制(stressconfinement).為此,光聲成像中絕大多數(shù)的光源選擇脈寬為ns量級的調(diào)QNd:YAG的光源.短脈沖光源意味著光脈沖的持續(xù)時間比組織中吸收體的熱擴散和壓力擴散的時間要小得多,

10、如此,在激光脈沖輻照生物組織過程中,壓力擴散和熱擴散的影響便可忽略.在滿足熱限制和壓力限制這兩個條件的情況14下,本地壓力波幅值可近似表達為P0=(cs/Cp)aF=E,其中是等體積膨脹系數(shù),cs是聲速,Cp是生物組織的比熱容,a是吸收體的吸收系數(shù),F是指本地的光能流率,E是沉積的光能量(E=aF);是格2日尼森系數(shù)(Gruneisencoefficient),表為=cs/Cp,形容光能量沉積轉化為超聲的效率;在室溫下,大多數(shù)組織的在0.12左右.圖1光聲效應示意圖2.1脈沖光輻射組織當擴束短脈沖(ns量級)激光輻照生物組織時,首先是光在組織內(nèi)傳播并形成光能量沉積的過程.所以,光聲成像技術中一

11、個需要慎重考慮的問題是,寬束短脈沖激光輻照特定組織體時光能量吸收分布情況以及該分布對最后光聲信號的影響.目前,對于該問題各研究小組還未給予足夠的重視.除了劉英杰等人8研究了周圍組織的光學性質(zhì)對光聲信號強度的影響外,很少有該方面的工作的報道.總的來說,該方面的工作尚待加強.如,研究不同光源參數(shù)(波長、脈寬等)情況下,不同組織(乳腺,皮膚等)中不同吸收體的光能量沉積差異,從中找到針對不同疾病成像時的優(yōu)化光源.相信這些基礎研究工作對于光聲技術的進一步發(fā)展大有裨益.另一個與光分布有關的問題是光聲圖像的對比度來源.在目前光聲成像中,絕大多數(shù)的工作是以吸收體的光能量沉積為對比度.而吸收體的能量沉積與兩個因

12、素有關:吸收體吸收系數(shù)a和到達吸收體2112.3光聲信號的外傳過程基于熱彈性膨脹產(chǎn)生的本地壓力將作為聲源向外傳播,其頻譜范圍大致在100kHz到100MHz.在http:物理37卷(2008年)2期物理學和高新技術該過程中,以下一些因素可能對光聲信號的飛行時間、脈寬等產(chǎn)生影響,從而影響成像質(zhì)量,這些因素包括:(1)聲學性質(zhì)的各處異性;(2)聲衰減;(3)聲衍射.2.3.1聲學性質(zhì)的各處異性在重建圖像中,組織的聲速被應用于確定吸收體的具體位置.目前,絕大多數(shù)的工作都假設組織的s,且各處同性的.但是,實際上不聲速為1.5mm/同組織或組織中不同位置的聲速具有一定的變動15性,大約是10%.所以這種

13、假定可能導致重建所得圖像不能確切地反應出組織體真實的結構分布.因此,在聲速差異性明顯時,確定所探測對象的聲速16是必要的.Yuan等人把超聲傳播過程的一個經(jīng)驗公式代入光聲波動方程,通過迭代的方法得到了組17織中聲速的分布情況.2007年,Kolkman等人用一雙環(huán)的換能器探測光聲信號,吸收體以及組織的聲速的分布.,Zeng19Niederhauser,從而.2.3.2聲衰減由于組織的吸收和散射,寬譜特性的光聲信號15在外傳的過程中將會衰減.超聲在組織中傳播衰減的情況與超聲的頻率相關,具體關系可以近似地b用下式表示:sa=af,其中sa是組織的衰減系數(shù),a,b是常數(shù),其值取決于組織成分和結構;f

14、是指超聲的頻率.從該式可以看出,在組織中,光聲信號中的高頻率部分衰減的速度比低頻率的超聲要快得多.而光聲信號中高頻部分的損耗,不但會擴大光聲脈沖的邊緣特征,從而減低圖像分辨率,而且還會減小光聲脈沖的幅值,從而降低的成像的深度和圖像m)成像的對比度(特別是對于微小物體(1010020時).最近,譚毅等人發(fā)展了針對光聲信號中不同頻率成分進行衰減矯正的信號處理方法,此方法增強了光聲信號的高頻成分,突出了吸收體的邊界情況和細微的結構特征,提高了成像系統(tǒng)的分辨率.2.3.3聲衍射電材料的換能器中所用的材料主要是壓電陶瓷(PZT)和高分子壓電材料聚偏氟乙烯(PVDF).252000年,Oraevsky等人

15、對這兩種材料的換能器的性能進行了比較,認為PZT具有很高的靈敏度,在大塊組織(如女性的乳腺組織)的深度成像方面有優(yōu)勢.而PVDF雖然在靈敏度方面與壓電陶瓷比較稍有不足,但由于其具有寬的響應帶寬,易制作,低聲阻抗等的優(yōu)點,被認為是普遍適用的光聲成像探測材料.15圖2基于棱鏡的光聲光學檢測另一個探測寬譜特征的光聲信號方法是光學檢測.光學檢測是基于光聲-壓力-表面位移或27,28(如圖2折射率改變的原理.其中,Paltauf等人所示)將一棱鏡放置于被測物體表面,通過檢測被2633光聲信號調(diào)制的反射光束的強度來達到檢測光聲信29,30號的目的.Beard等人提出用一個基于高分子薄膜的法布里-珀羅干涉儀

16、來檢測光聲信號.如圖3所示,由于激發(fā)的光聲信號可調(diào)制高分子薄膜的光學厚度,從而改變了相應的反射光束的信號強度.如此,通過解調(diào)光電二極管探測到的信號便可得到樣品中的光學吸收體分布情況.另外,其他光學檢測3033的方法也被應用于光聲信號的測量.另外,超聲在傳播過程中的衍射會也改變光聲21信號的特征(如幅值,波形).這個問題在利用時2224間分辨光聲信號實現(xiàn)層狀介質(zhì)的深度分辨中特別需要注意.2.4光聲信號的檢測圖3基于法布里-珀羅干涉儀的光聲光學檢測與壓電材料的換能器比較,光學檢測光聲信號34方法在靈敏度和信噪比方面有較大差距,但是由于光學方法有潛力應用于無接觸、大面積,高分辨率的快速檢測,所以其可

17、能在人體表層細微血管成像311在目前絕大多數(shù)實驗工作中,光聲檢測用的壓物理37卷(2008年)2期http:物理學和高新技術等方面有大的發(fā)展?jié)摿?3.3光聲成像的優(yōu)勢3光聲成像的優(yōu)勢從光聲效應的過程可以看出,光聲成像技術是通過探測外傳的超聲信號來反映組織體光學吸收的差異,因此,它就能很好地結合光學成像和超聲成像各自的優(yōu)勢.3.1光學成像比較光學成像和超聲成像這兩種技術可發(fā)現(xiàn)兩者具有很強的互補性.如果能將兩者有機的結合在一塊,那對醫(yī)學診斷將具有積極意義.光聲成像技術恰好能夠滿足以上的要求:首先光聲成像是以脈沖光為光源激發(fā),圖像反映的是光學吸收的差異,故繼承了光學成像在功能性和靈敏性方面的優(yōu)勢;同

18、時,光聲成像探測的是外傳的超聲信號,故兼得了超聲在成像深度和分辨率可兼顧的長處.所以,結合了光學和超聲方法的光聲成像技術能實現(xiàn)對病灶組織的功能狀況的高分辨率和高對比度的深度分辨.另外,:(1)該技術采,);(3)有潛力與,可獲得更多的;(4)成像深度和成像分辨率可根據(jù)實際中醫(yī)學應用的需要進行調(diào)整.光學方法的優(yōu)勢在于它的功能性和靈敏性.當前,光與組織相互作用的過程可以唯象地看成吸收和散射兩方面:其中,組織的光學吸收性質(zhì)與組織所含成分有關,而組織的成分變化能反映組織體生化狀態(tài)的變化,故從光學吸收性質(zhì)可判斷組織體的生化狀態(tài);米尺度的隨機變化,間的變化,.綜上可見,組(散射和吸收)具有評估病灶組織生化

19、和形態(tài)狀態(tài)的能力.另外,光學性質(zhì)對組織發(fā)生的以上變化都很敏感.這使得光學成像有可能具備高的圖像對比度.因此,利用光學技術功能性和靈敏性的特點可對組織體功能進行量化評估.但是,光輻照生物組織時表現(xiàn)出強散射的特性:散射系數(shù)典型值約為100cm.這種強的光散射性質(zhì)使得光學成像時,分辨率和成像深度不可兼得.比35如,基于彈道光和準彈道光的光學相干成像技術36m)上有優(yōu)和激光共聚焦顯微技術在分辨率(勢,但成像深度(mm)卻有限.而成像深度(dm)37好的漫射光成像技術在分辨率(cm)上卻很難達到醫(yī)學診斷的要求.這方面的不足制約了光學成像技術在某些醫(yī)學領域中的應用.3.2超聲成像的優(yōu)勢和不足15-14技術

20、路線4.1掃描層析術如圖4(a)所示,掃描層析術是指利用聚焦換能器探測外傳的光聲信號.由于聚焦換能器只能接收到處于超聲聚焦區(qū)軸向上的信號,所以從換能器上得到的一維時間分辨信號可以反推出組織體在該方向上的一維光學吸收分布.組合橫向掃描得到的多個縱向一維信號,便可成為一張斷面的二維圖像.使用聚焦換能器時,圖像的橫向分辨率取決于換能器的焦斑大小;縱向分辨率則由光聲信號的頻率范圍和超聲換能器的沖擊波(t)響應時間特性決定.最先采用聚焦換能器探測光聲39信號.另外,Kolkman等利用一個PVDF材料的雙環(huán)換能器實現(xiàn)聚焦探測光聲信號,其橫向分辨率可達到1mm,能夠較好地實現(xiàn)對皮下血管的成像(如圖4(b)

21、所示).1994年,Kruger等38與光在組織內(nèi)傳播表現(xiàn)出強散射不同,超聲在組織內(nèi)的散射比光弱23個數(shù)量級.這意味著超聲成像技術在分辨率和成像深度方面某種程度上是可兼得的.但是超聲成像技術的圖像對比度的來源是組織體在機械屬性上的差異.這導致了超聲成像技術在早期癌癥診斷方面的局限性.另外,超聲技術不具備有評估組織體的功能的能力.在掃描層析術的技術基礎上,研究人員提出了40,41(Photoacousticmicroscopy)的概光聲顯微成像念:短脈沖激光和高頻率的聚焦超聲探測的應用使m甚至更小)可達到得掃描層析術的分辨能力(30顯微成像的水平.這意味著該技術可對人體表層器官中處于一定深度的病

22、灶組織的大小、位置以及血42氧狀態(tài)進行精確的成像.Zhang等人搭建的光聲顯微系統(tǒng)已經(jīng)實現(xiàn)對手掌的血管分布和血氧狀態(tài)的411http:物理37卷(2008年)2期物理學和高新技術圖5計算機層析術原理示意圖法是逆求解光聲波動方程的過程,所以對數(shù)據(jù)采集的完備性有要求.,.4.2-,來反演吸收體.該圖像重建算法的特點是簡單,靈活,對掃描方式要求不是那么嚴格.所以,該算法經(jīng)48,49由Hoelen等人提出并將其應用于光聲圖像的重建工作中后,相繼被其他研究小組采用.雖然以上兩種算法應用廣泛,但是其依然存在一些不足之處需要改進,例如:(1)圖像重建中均假設組織中聲學性質(zhì)各處同性.如前所述,不同組織或組織中

23、不同成分的聲學性質(zhì)是有變動性的(特別是對于高頻的超聲).這種變動性會導致圖像重建中產(chǎn)生偽跡;(2)在反演吸收體的過程中,均假定了吸收體形狀(球形或柱形).這與實際中的吸收體的形狀可能具有隨機性的事實不相符;(3)均對數(shù)據(jù)采集的角度要求較高.為了克服以上的困難,近年來研究人員發(fā)展了53幾種新的圖像重建算法,如:(1)Yang等提出的代數(shù)重建算法:該算法可以在有限的數(shù)據(jù)采集角度下,較好地提高圖像的對比度和分辨率.該算法可以有效克服濾波反投影算法對數(shù)據(jù)采集角度的高要求,但是其缺點是運算的速度比較慢.(2)基于有限元或有限差分算法:該算法利用有限元或有限差55分的方法迭代求解光聲波動方程.該方法的優(yōu)勢

24、是:準確,對吸收體的形狀沒有要求,能夠求解波動方程中聲速的各處異性等問題.但是由于有限差分或有線元的方法對空間網(wǎng)格和時間分辨的要求,從而造成其計算速度方面的不足.(3)基于k空間的56算法:Cox等人首先提出了利用k空間模型求解光聲波動方程,并由此發(fā)展了基于k空間的光聲圖57像重建算法.與有限元或有限差分方法比較,該511545052圖4(a)活體成像,該技術可能在皮膚.由于光聲顯微技術形成一幅圖像需要一個逐點掃描各象素點的過程,所以該技術在成像速度方面還稍有不足.這也限制了其在實時成像方面的應用.4.2計算機層析術與掃描光聲成像技術不同,計算機層析術是利用非聚焦的超聲換能器接收來自全空間的所

25、有光聲信號(如圖5所示).所以光聲計算機層析術實際上是一個求解逆問題的過程:通過在組織表面多個位置探測到的光聲信號反演組織中的光吸收分布情況.故該技術的一個核心內(nèi)容是圖像重建算法.目前,該領域最為常用的兩種算法是濾波反投影算法4347(filteredback2projectionalgorithm)和延遲-求和算法(delayand4852rithm).4.2.1濾波反投影算法1994年,Kruger等人Kostli等4643sumbeamformingalgo2首先將濾波反投影算法44用于光聲圖像的重建工作,隨后Xu,Yang45,分別對其進行了改進.該算法實為逆求解光聲波動方程的過程,其

26、操作的基本過程如下:首先利用探測到的光聲時間分辨信號求解光聲速度勢,然后反投影之,最后疊加整個掃描平面上各個位置得到的所有信號,以確定吸收體的位置.由于該算物理37卷(2008年)2期http:物理學和高新技術算法可以降低求解過程中對空間網(wǎng)格和時間步長的要求,從而可以提高計算的效率,被認為是一種有發(fā)展?jié)摿Φ墓饴晥D像重建算法.4.3原位探測技術用.該單頻探測超聲束由于受到光聲場的調(diào)制而加載了光聲場分布的信息.然后,通過解調(diào)探測超聲便可重建原位光吸收分布.5生物醫(yī)學的應用近年來光聲成像技術發(fā)展非常迅速,應用的范圍也日趨廣泛,要將其一一列出實屬困難.所以,本文只對該技術最

27、主要的應用范圍進行總結,包括乳腺癌的早期診斷、體表吸收體成像以及小動物成像等.5.1原位探測技術是指直接檢測光聲源的信號而無需涉及后續(xù)光聲傳播的過程.所以,該方法不受聲傳播過程的影響,而且無需復雜的重建算法便可獲得組織中的吸收體分布情況.目前,在這方面有兩種有代表性的方法:(1)聲透鏡技術;(2)超聲束調(diào)制.4.3.1聲透鏡技術利用聲透鏡成像的基本原理如圖6所示:使用一個共焦的聲透鏡把光學混濁介質(zhì)的光聲壓力分布映射到光學透明介質(zhì)(成像空間).這樣,通過探測鏡像的壓力分布情況便可重建出光聲源的分布情5860況.2003年,徐險峰等人光聲成像系統(tǒng),61圖6所示).,通過檢,可直接實時的.在治療乳.

28、因.由于腫瘤的侵略性的快速增長,使其血管分布要比周圍正常組織密集,故表現(xiàn)出更強的光學吸收特性.因此,以光學吸收為對比度的光聲成像技術是一種原理上可行的乳腺診斷方法.而且,正常乳腺組織的光學性質(zhì)相對透明,聲衰減、聲畸變小,所以光聲技術被認為是有發(fā)展?jié)摿Φ娜?3腺癌早期診斷工具.Esenaliev等人在乳腺組織模型中,測試了利用光聲技術檢測乳腺癌的靈敏性.結果表明,該技術可以在安全計量之下實現(xiàn)對深度達6cm的吸收體(直徑為0.62.0mm)的檢測.為了進一步擴展光聲成像的靈敏度和對比度,Ku等64人把具有強光學吸收特性的分子探針I(yè)CG引入到光聲乳腺成像技術中,在雞肉組織中成功實現(xiàn)了5cm以上的成像

29、.另外,通過利用金納米粒子來增加光能量沉積從而實現(xiàn)光聲深度成像也是一個進展中的研究方向.這些結果都說明,光聲乳腺成像技術是有發(fā)展前景的.目前,比較有代表性、比較成熟的乳腺成像系統(tǒng)66主要有如下兩套:一個是Manohar等人發(fā)展的具有590探測元素的超聲換能器陣列的光聲乳腺成像系統(tǒng).該系統(tǒng)用1064nm的Nd:YAG激光輻照被兩塊玻璃輕輕夾著的女性乳腺,當激發(fā)的光聲信號被換能器陣列探測到后,利用延遲-求和算法重建三維圖像.測試的結果表明,該成像系統(tǒng)能夠?qū)崿F(xiàn)對深度處于32mm的2mm直徑的吸收體成像.從所成的圖像看,該系統(tǒng)稍顯不足之處是分辨率(3mm左右)和圖像偽跡.另一個有代表性的工作是Orae

30、vsky小6769組開發(fā)的乳腺成像系統(tǒng).在他們小組最新的光65圖6(a)基于聲透鏡成像的原理示意圖;(b)利用聲透鏡成像技術對模擬樣品進行光聲成像4.3.2超聲束調(diào)制發(fā)展了一種基于超聲束調(diào)制的原位光聲信號檢測方法.該方法是利用一束單頻探測超聲穿過光聲激發(fā)區(qū)域,使之與光聲源產(chǎn)生非線性作Yao等61162http:物理37卷(2008年)2期物理學和高新技術以及周圍血管增生情況進行細致的成像(如圖8所74示).另外,光聲成像在鮮紅斑痣皮膚、移植皮7576膚和熱燒傷等方面也有若干應用.、分布以及周圖764(a)以及其活體乳腺檢測的光聲圖像(b)5.3小動物成像小動物模型(老鼠)被廣泛地應用于生命科學

31、聲乳腺成像系統(tǒng)中,以1064nm的Nd:YAG激光為激發(fā)光源,利用64探測元素構成的弧形換能器陣列活體監(jiān)測乳腺組織的光聲信號(如圖7所示).測試表明,該系統(tǒng)成像深度可達6cm,分辨率為0.51mm,成像速率為1Hz,其工作性能已基本達到臨床的需要.5.2體表吸收體成像69研究中,但是目前許多的研究工作都受限于無法無創(chuàng)地獲得動物的結構和生理信息.因此,一種能對小動物功能、形態(tài)和分子信息進行量化評估的成像技術對生命科學研究將具有重大意義.對于小動物成像而言,光聲成像是一種很有吸7783引力的技術:首先,光聲成像的對比度來自于光學吸收性質(zhì)的差異,故對組織的生化信息敏感(與磁共振成像以及超聲成像比起來

32、有優(yōu)勢);第二,與做組織切片比較,光聲技術具有無損、快速、深度分辨等方面優(yōu)點;另外,光聲技術在成像深度或分辨率方面比起純的光學技術也有優(yōu)勢.Wang等77,78人應用一套柱形掃描光聲成像系統(tǒng)成功地實現(xiàn)了對老鼠頭部的結構、血紅蛋白含量以及血氧飽含度進行非侵入的、高分辨率的成像(如圖9所79,80示).Kruger等發(fā)展了一套基于線形或弧形超聲陣列的光聲成像系統(tǒng),并實現(xiàn)了對老鼠皮膚表層8182血管的成像.另外,Siphanto和Ku等則利用光聲成像監(jiān)控老鼠身上腫瘤的血管增生情況.光聲技術的其他生物醫(yī)學應用還包括口腔癌診8485斷、血糖檢測等方面.相信隨著該技術的不斷成熟,光聲成像技術在生物醫(yī)學領域

33、的應用還將不斷地擴展.人體表層分布物質(zhì),如血紅蛋白、黑色素等,具有強的光學吸收特性,所以同樣可以利用光聲效應來評估體表這些吸收體的信息.而且由于其分布于人體表面,吸收體的光能量沉積充分,且受聲衰減和聲衍射影響比較小,所以在利用光聲技術對人體表層吸收體成像時,具有高對比度、高分辨率的特征.對人體皮膚的血管或血管增生(angiogenesis)的結構與功能進行成像是近年來應用的一個熱19,39,42,50,70,7142門.其中Zhang等人利用光聲顯微技術實現(xiàn)對手掌中血管結構和功能的成像是該方面的代表作.光聲成像對體表吸收體的另一個重要應72,7372用是黑色素的評估.Viator等提出利用光聲

34、效應進行人體皮膚的黑色素含量的評估.之后,Oh73等人則將光聲顯微技術應用于黑瘤病中,結果顯示該技術能夠?qū)崿F(xiàn)對黑瘤病中黑色素的尺度、分布物理37卷(2008年)2期http:711物理學和高新技術參考1文獻XuM.H,WangLH.Rev.Sci.Instrum.,2006,77:0411012006,33:431GuHM,YangSH,XiangLZ.Prog.Bio2chem.Biophys.,2006,33:431(inChinese)2谷懷民,楊思華,向良中.生物化學與生物物理進展,345678910ProceedingsofSPIE,5320,SanJos

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36、tt.,2006,88:23110121(Physics),1998,27(10):599(inChinese)12,1998,27(10):599XieSS,LiH.1314OraevskyAA,JacquesSL,TittelFK.App.Opt.,1997,36:402NiederhauserJJ.Real-timeBiomedcialoptoacousticima2ging.Dissertation,2004:515馮若.超聲手冊.南京:南京大學出版社,1999FengL.HandbookofUltrasound.Nanjing:PublishingHouseofNan2jingUni

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38、05,34:1019(inChinese)2122232425EgerevSV,PashinAA.Acoust.Phys.,199339:54KarabutovAA,PodymovaNB,LetokhovVS.Appl.Phys.B,1996,63:545OraevskyAA,JacquesSL,TittelFK.Appl.Opt.,1997,36:402PaltaufG,Schmidt-KloiberHJ.Appl.Phys.,2000,88:1624OraevskyAA,KarabutovAA.Porc.SPIE,2000,3916:228IEEETrans.Ultraso.Ferroel

39、ec.Freq.Con2tr.,1986,33:48527282930PaltaufG,Schmidt2KloiberH,GussH.Appl.Phys.Lett,1996,69:1526PaltaufG,Schmidt2KloiberH,KostliKPetal.Appl.Phys.Lett.,2000,75:1048BeardPC,MillsTN.Appl.Opt.,1996,35:663BeardPC,MillsTN.Porc.SPIE,2001,4256:3426MonchalinJP.IEEETranc.圖9(a)柱形掃描光聲成像系統(tǒng);(b)老鼠頭部結構的光聲成像(MCA是腦中部動脈

40、,RH是右腦,L是創(chuàng)傷,LH是左腦)6總結和討論生物組織中的吸收體吸收短脈沖激光能量而升溫膨脹產(chǎn)生超聲的過程被應用于生物醫(yī)學成像光聲成像中.這種結合了光學成像和超聲成像各自的優(yōu)勢的成像模式目前已展現(xiàn)出其他成像技術所未具有的一些功能:具有對處于一定深度的病灶的生化信息進行高分辨率、高光學吸收對比度成像的能力.在該領域快速發(fā)展的過程中,計算機層析術和掃描層析術這兩種技術路線表現(xiàn)出了它們發(fā)展?jié)摿?同時,光聲成像的應用范圍也不斷地再擴大:從乳腺癌的早期診斷擴展到人體表層吸收體成像、小動物成像等領域.可以說,過去的十年光聲成像技術已經(jīng)取得了長足的進步.雖然目前絕大多數(shù)工作還處于實驗室階段,距臨床還有相當

41、的一段距離,但是前期的成果已經(jīng)讓人們看到該技術的光明前景.相信,隨著硬件(光源和聲探測器)性能的提高和技術路線的改進,光聲成像技術將在生物醫(yī)學成像領域中取得更大的成就.811http:物理37卷(2008年)2期物理學和高新技術3132333435HamiltonJD,ODonnellM.IEEETrans.Ultraso.Ferroelec.Freq.Contr.,2000,47:160NiederhauserJJ,FrauchigerD,WeberHPetal.Appl.Phys.Lett.,2002,81:571PaltaufG,NusterR,HaltmeierM.Appl.Opt.,

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