醫學光聲成像

醫用光聲成像是一種基於光聲效應建立的混合模式生物/醫學成像方法。一般來說，在光聲成像中需要用脈衝雷射照射成像部位（熱聲成像則特指用無線電頻率的脈衝雷射進行照射）。一部分被吸收的光能將會被轉化為熱能，使附近的組織發生熱彈性膨脹，從而形成寬頻（兆赫茲級）的超聲波發射。這一超聲波可以用超聲換能器檢測，而後者正是一般超聲造影中所用的主要探測器。但不同於超聲造影的是，光聲成像利用了體內不同組分吸收性質的不同。譬如血紅蛋白濃度的大小，組織血氧飽和度的高低，均會影響組織的光吸收能力，從而改變超聲信號的強度。換言之，檢測器探測到的（二維或三維）超聲強度空間分布，實際上反映了成像對象內（與光吸收相關的）病理學資訊。上述原理如圖1所示。

生物組織的光學吸收既可能產生於內源性分子如黑色素等，也可能產生於外源性引入的各種造影劑。圖2展示了一種典型內源性光吸收分子——血紅蛋白的兩種形態（氧合血紅蛋白與脫氧血紅蛋白）在可見和近紅外波段的吸收光譜。由於血紅蛋白的吸光度一般比周圍其他物質高得多，因此其也就成為了血管光聲成像一類有力的造影劑。近期的研究已發現，光聲成像可用於活體內腫瘤血管新生的檢測、血氧飽和度掃描、大腦功能成像以及皮膚黑色素瘤探測等諸多生命和醫學領域。

## 成像系統

根據成像方式的不同，光聲成像系統可以分為兩種不同類型：光聲/熱聲電腦斷層掃描（PAT/TAT）和光聲顯微鏡（PAM）。前者利用的是非聚焦的超聲波探測器，獲得的超聲波信號通過反向求解光聲方程（見下），重構出信號源的三維空間分布；後者則使用聚焦型的球形超聲波探測器，每次採集一個點的資訊，通過二維掃描來獲得光聲圖像，不涉及重構問題。PAT/TAT的優勢在於高穿透深度和三維成像；PAM的優勢則在於低深度下的高空間解析度。

### 光聲/熱聲電腦斷層掃描（PAT/TAT）

#### 原理

給定一個熱函數$H(\vec{r},t)$（可認為是由於某一時刻 $t$ 的光照刺激而在三維空間中 $\vec{r}$ 位置產生的熱效應），則隨後產生的光聲波壓力在聲學均勻非粘性介質中的傳播可以描述為：

$$\nabla^2p(\vec{r},t)-\frac{1}{v_s^2}\frac{\partial^2}{\partial{t^2}}p(\vec{r},t)=-\frac{\beta}{C_p}\frac{\partial}{\partial t}H(\vec{r},t) \qquad \qquad \quad \quad (1)$$

其中 $v_s$ 代表介質中的聲速， $\beta$ 代表介質的熱膨脹係數， $C_p$ 則是介質的恆壓熱容。需要注意的是，方程（1）中引入了熱隔離的假設，即熱傳導在脈衝雷射照射期間可以忽略不計；當脈衝脈寬比介質的熱弛豫時間要短得多的時候，這一假設確是成立的。

方程（1）的解為

$$\left.p(\vec{r},t)=\frac{\beta}{4 \pi C_p} \int \frac{d \vec{r'}}{|\vec{r}-\vec{r'}|} \frac{\partial H(\vec{r'},t')}{\partial t'} \right|_{t'=t-|\vec{r}-\vec{r'}|/v_s} \qquad \quad \,\,\,\,(2)$$

這裡，可以把 $\vec{r'}$ 看作是光聲信號源（如體內血管）的所在位置，而 $\vec{r}$則是檢測器的所在位置。方程（2）描述了 $\vec{r'}$ 位置產生熱效應後，在$\vec{r}$位置產生壓力信號的過程。

如果再考慮到壓力隔離（當脈寬比壓力弛豫時間短得多時），方程（2）就可進一步改寫為

$$p(\vec{r},t)=\frac{1}{4 \pi v_s^2} \frac{\partial}{\partial t} \left [\frac{1}{v_s t} \int d \vec{r'} p_0(\vec{r'}) \delta \left (t-\frac{|\vec{r}-\vec{r'}|}{v_s} \right) \right] \qquad \,(3)$$

其中 $p_0$ 指初始（未經弛豫）的光聲壓力。

#### 重構演算法

從方程（3）可以看出，通過在 $\vec{r}$ 位置的超聲換能器接受到的壓力信號，可以反推出在距離探測器$\vec{r}-\vec{r'}$處，存在一個初始壓強為 $p_0$ 的光聲信號源；為得到 $\vec{r'}$ 和 $p_0$ 的值，就需要讓超聲換能器延包圍信號源的特定表面進行掃描，再對得到的信號進行三維重構。對PAT而言，一種具有代表性的三位重構方法是反投影演算法。這種方法可以適用於球形，圓柱型或平面掃描模式。

反投影方程可以寫作：

$\left.p_0(\vec{r})=\int_{\Omega_0} \frac{d \Omega_0}{\Omega_0} \left [2 p(\vec{r_0},v_s t) - 2 v_s t \frac{\partial p(\vec{r_0},v_s t)}{\partial (v_s t)} \right]\right|_{t=|\vec{r} - \vec{r_0}|/v_s}\qquad \quad(4)$

其中 $\Omega_0$ 指的是信號源對向整個掃描面積 $S_0$ 的立體角，而$d \Omega_0$則可表達為

$d \Omega_0 = \frac{d S_0}{|\vec{r} - \vec{r_0}|^2} \frac{\hat n_0^s . (\vec{r} - \vec{r_0})}{|\vec{r} - \vec{r_0}|}.$

#### 典型光聲/熱聲電腦斷層掃描成像系統

典型的光聲斷層掃描成像系統如圖3左側所示。雷射通過擴束，彌散地照射在整個成像區域。目標部位光聲信號強度，與該部位的光吸收強度成正比，並由超聲換能器加以檢測。至於熱聲斷層掃描系統與之類似，只是將激發源從雷射換成了微波。典型的熱聲成像系統如圖3右側所示。對於這兩種系統，使用單元超聲換能器或超聲換能器陣列都是可行的。

#### 光聲/熱聲斷層掃描的生物醫學應用

高的空間解析度和對光吸收敏感的特徵，尤其是許多內源性物質本身可以作為造影劑這一點，賦予了光聲/熱聲成像極大的應用前景，譬如：

##### 腦損傷探測

大腦中具有不同光吸收性質的軟組織可以用光聲成像技術加以鑑別。比如在圖4a的例子中，受損腦組織與正常軟組織背景的吸光性質就有著顯著區別，從而導致了兩類區域在圖像對比度上的差異。圖4b是成像實驗之後拍攝的相應開顱照片，可以看到二者吻合得相當好。

##### 血流動力學監測

在可見光區，氧合血紅蛋白($HbO_2 \,$)和脫氧血紅蛋白($Hb \,$)是生物組織中占主導地位的光吸收物質。如圖1所示，二者的吸收光譜雖趨勢相近，但並不完全相同。利用這一特點，通過測定一份血樣在兩個不同波長下的吸收係數，就可以根據下式計算出血樣中氧合血樣蛋白$HbO_2 \,$和脫氧血紅蛋白$Hb \,$的濃度：

圖5：大腦皮層血流動力學的刺激響應光聲圖像。

$$\mu_a(\lambda_1) = \ln(10)\varepsilon_{HbO2}(\lambda_1)C_{HbO2}+\ln(10)\varepsilon_{Hb}(\lambda_1)C_{Hb} \,$$

$$\mu_a(\lambda_2) = \ln(10)\varepsilon_{HbO2}(\lambda_2)C_{HbO2}+\ln(10)\varepsilon_{Hb}(\lambda_2)C_{Hb} \,$$

這樣，不僅可以得到二者的總濃度（血紅蛋白總濃度，HbT)，還能計算出血氧飽和度，即

$$SO_2=\frac {C_{HbO2}} {C_{HbO2}+C_{Hb}}$$

利用這些資訊，就可以實現腦部血流動力學的有效監測。圖5展示了腦部血流對微小刺激響應的光聲功能成像。其中a圖顯示的是，在保持大鼠顱骨及皮膚完整情況下，獲取的大腦皮層表面血管分布PAT圖像；b和c則是對其左側和右側分別進行微小刺激後獲得的PAT圖像。d為開顱後的照片，其中大寫字母A指示出受到刺激後被激活的區域。

圖6展示的則是不同病理學條件下，大鼠大腦皮層血氧飽和度和血紅蛋白總濃度的PAT圖像。在高氧條件下，大鼠大腦皮層平均血氧飽和度水平要比常氧條件下高約10%，血紅蛋白總濃度提高約4%；而在缺氧條件下，平均血氧飽和度水平則比常氧條件下低約13%，血紅蛋白總濃度卻提高約12%。

##### 乳腺癌診斷

熱聲成像（TAT）由於利用了散射較低的微波作為激發源，因此可以穿透深達數厘米的組織進行成像，而其空間解析度仍能達到亞毫米量級。由於腫瘤組織與一般組織對於無線電頻率的響應相差甚大，因此熱聲成像在早期乳腺癌診斷方面具有很大的優勢。圖7顯示了一個乳房切除術樣本的熱聲成像照片，可以看到，腫瘤組織的微波吸收遠比良性組織要高，因此可以輕鬆地對二者進行區分。

### 光聲顯微鏡（PAM）

圖8展示了一個代表性的光聲顯微鏡裝置。其中所用的激發源是一個由脈衝Nd:YAG雷射器（釹摻雜釔鋁石榴石雷射器）所泵浦的可調諧染料雷射器。利用該雷射器可產生532-770納米範圍內特定波長的短脈衝，通過光纖引到樣品上方，環形聚焦在成像位置（中心為一暗斑），焦點功率密度約為6毫焦耳/平方厘米，重複頻率為10赫茲。焦點上方成像目標物表面放置超聲換能器，接收超聲波信號。光纖和超聲換能器等可以隨載物台自由移動，從而實現二維平面上的掃描。

圖9：多波長激發得到的大鼠皮膚血氧飽和度光聲顯微分析圖像。

光聲顯微鏡的成像深度受限於超聲波在傳播中的衰減，而其空間解析度則受限於所用超聲換能器的頻率和聚焦能力。中心頻率較高的超聲換能器有助於實現較高的軸向解析度，而高的側向解析度則需要換能器的焦點直徑較小。譬如，在50兆赫茲頻率下工作的超聲換能器可以達到15微米的軸向解析度和45微米的側向解析度，同時穿透深度可以達到約3毫米。

光聲顯微鏡在功能成像領域有著眾多應用。比如，光聲顯微鏡可以探測小血管中血紅蛋白在氧合/脫氧兩種形態之間的變化，圖9就展示了利用前述原理區分小動脈（紅色）和小靜脈（藍色）的高分辨圖像。圖11則展示了利用PAM觀察皮膚黑色素瘤，並通過採用兩種不同波長進行激發，將黑色素瘤與周圍血管組織成功區分的例子。

## 與其他成像手段的比較

頻率範圍｜對比度來源｜穿透深度｜軸向解析度｜側向解析度｜成像速度

Hz｜mm｜µm｜µm｜Mvx/s

光聲顯微鏡｜50 M｜光吸收｜3｜15｜45｜0.5

光聲斷層掃描成像｜5 M｜光吸收｜50｜700｜700｜0.5

共聚焦顯微鏡｜螢光、光散射｜0.2｜3-20｜0.3-3｜10-100

雙光子顯微鏡｜螢光｜0.5-1.0｜1-10｜0.3-3｜10-100

光學相干斷層掃描｜50 T｜光散射｜1-2｜0.5-10｜1-10｜20-4.000

掃描雷射聲學顯微鏡｜300 M｜超聲波散射｜1-2｜20｜20｜10

聲學顯微鏡｜50 M｜超聲波散射｜20｜20-100｜80-160｜0.1

超聲造影｜5 M｜超聲波散射｜60｜300｜300｜1

表1 不同成像手段間成像原理與技術指標的比較