基于聲學掃描振鏡的超聲/光聲雙模態成像技術*

胥守振 謝實夢 吳丹 遲子惠 黃林?

1) (電子科技大學電子科學與工程學院,成都 611731)

2) (重慶郵電大學光電學院,重慶 400065)

超聲/光聲雙模態成像技術因其同時兼具超聲的高分辨率結構成像和光聲的高對比度功能成像優勢,極大地推動了光聲成像技術的臨床應用推廣.傳統超聲/光聲雙模態成像技術多基于超聲成像所用陣列探頭同時收集光聲信號,系統結構緊湊且無需圖像配準,操作便捷.但該類設備使用陣列探頭和多通道數據采集,使得其成本較高;且成像結果易受通道一致性差異影響.本文提出了一種基于聲學掃描振鏡的超聲/光聲雙模態成像技術,該技術采用單個超聲換能器結合一維聲學掃描振鏡進行快速聲束掃描,實現超聲/光聲雙模態成像,是一種小型化、低成本的雙模態快速成像技術.本文開展了系列仿體和活體成像研究,實驗結果表明:系統有效成像范圍為15.6 mm,超聲和光聲成像B 掃描速度分別為1.0 s—1 和0.1 s—1 (光聲成像速度主要受制于脈沖激光器重復頻率).基于本文所提技術研究,有助于進一步推動超聲/光聲雙模態成像技術的臨床轉化和普及;也為基于超聲信號檢測的多模態成像技術提供了一種低成本、小型化和快速聲信號檢測的參考方案.

1 引言

光聲成像的基礎是光聲效應,最早由Bell 于1880 年發現.近幾十年光聲成像技術不斷發展,已經從實驗室研究逐步走向臨床應用[1].光聲成像用脈沖激光作為激勵,當脈沖激光照射組織時,組織吸收光能并將其轉換為熱能,之后產生絕熱膨脹,最終以超聲波的形式向外傳播信號,即光聲信號;超聲換能器用于接收組織發射的光聲信號,該信號經放大后被數據采集卡采集和存儲,利用重建算法可以得到組織內部的光吸收分布圖像.光聲成像的對比度取決于組織的光學特性,主要是光學吸收特性[2].人體內不同的發色團有不同的吸收峰,因此光聲成像具有較高的特異性和對比度.同時,由于光聲信號本質上也是超聲信號,因此光聲成像同時兼具了超聲成像的高分辨率和光學成像的高對比的優勢.

超聲成像技術因其優異的結構性成像優勢,已經在臨床中得到大量的應用.而光聲成像雖然可以提供高對比的功能性信息,但其結構性成像能力不如超聲成像[3].與此同時,超聲和光聲成像均基于接收超聲波信號進行成像,故具有天然的融合潛力.目前超聲/光聲雙模態成像在生物醫學影像領域已經開始大量使用,比如:成像關節[4]、肝臟[5]、癌前期診斷等方面,許多研究小組都報道了相關的研究成果.比如Wang 研究小組[6]提出基于超聲/光聲雙模態技術的乳腺癌成像研究,為乳腺癌分期提供了一種微創方法,之后其他小組也相繼提出利用超聲/光聲雙模態成像檢測肺癌[7]、甲狀腺癌[8]、黑色素瘤[9]、腦腫瘤[10]、神經膠質瘤[11]等.鑒于超聲/光聲雙模態成像所具有的獨特技術優勢,已有一些成熟的商業化產品,比如iTheraMedical 公司的MSOT[12]系統、基于Philips Healthcare 公司的iU22 系 統[6]、Verasonic 公 司 的VevoLAZR[13]和V1[4]系統、基于邁瑞公司的Reaona 7[8]等.

同時超聲/光聲雙模態成像系統也有許多研究組都有深入的研究.其中,Wang 研究組[14]、宋亮研究組[15]分別實現了超聲/光聲的內窺鏡技術、Garcia-Uribe 研究組[6]開發了用于無創前哨淋巴結的超聲/光聲的雙模態平臺、Oeri 研究組[16]報道了一種用于手指成像的混合超聲/光聲斷層掃描系統、Steenbergen 研究組[17]開發出了一款超聲/光聲雙模態便攜式成像系統.常見的超聲/光聲的雙模態成像多采用陣列探頭的方案,可以獲得大視場、實時的成像,但該類設備使用陣列探頭和多通道數據采集,使其成本較高(常見的熱聲/光聲雙模態也是如此[18]),且成像結果易受通道一致性差異影響.為實現小型化、高分辨率、低成本的雙模態技術,基于單個超聲換能器的快速成像成為一個重要的研究方向.與基于陣列的超聲成像相比,基于單個超聲換能器的成像技術具有成本低、復雜度低、多尺度成像(可根據分辨率自由更換超聲換能器)的特點.為了實現B 掃描(沿著直線進行掃描,得到的一個橫截面的二維圖像),傳統方法多采用機械掃描或者扇形掃描超聲探頭的方法.然而,機械掃描速度較慢,扇形掃描需要特殊的小重量傳感器[19].除此之外,音圈電機通過電磁鐵產生吸力或者斥力驅動電機運動,具有高速度、快速響應等優良性能,且體積小重量輕;但音圈電機載重能力較弱、行程短、并伴有機械振動[20].因此許多研究小組開始探索其他的掃描機制,其中MEMS (microelectro-mechanical system)光學掃描振鏡在快速OR-PAM(optical resolution-photoacoustic microscopy)中得到了廣泛應用,通過快速掃描聚焦光斑可以實現快速的OR-PAM 成像.在基于MEMS光學掃描振鏡的成像系統中,掃描振鏡的轉動代替機械掃描,這種掃描方式相對于傳統的機械掃描可減少掃描時間和減小由于機械振動帶來的噪聲,并且由于MEMS 掃描振鏡體積較小,可以進一步縮小成像系統的體積,有利于小型化.與此同時,超聲波也可以通過聲學掃描振鏡進行快速掃描,實現快速超聲和光聲成像.表1 給出了在光聲顯微成像中掃描機制的優劣對比[19,20].

表1 光聲顯微成像中掃描機制對比Table 1.Comparison of scanning methods in photoacoustic microscopy imaging.

早在2010 年,Xi 等[21]首次將 MEMS 掃描振鏡應用于光聲成像,但由于傳統的硅基MEMS 掃描振鏡具有脆性和不穩定的鏡面支撐結構,因此并不適合在聲耦合介質(如水)中工作[22],大大限制了其應用范圍.為解決這一問題,Yao 等[23]開發了一種OR-PAM 的專用單軸水浸MEMS 掃描振鏡,并且采用電磁式驅動,提高了掃描速度.更進一步,Kim 研究組[24]開發了基于PDMS (polydimethylsiloxane)的2 軸水浸MEMS 掃描振鏡,并以此為基礎,搭建了多種超聲和光聲成像系統,成功應用于超聲成像[19]、光聲層析成像[25]和光聲顯微成像[26-28],其中以光聲顯微成像效果最為突出,實現了小型、快速和實時成像,在聲學分辨率光聲顯微成像和光學分辨率光聲顯微成像方面都取得了很大進展.但目前還未有基于MEMS 掃描振鏡的超聲/光聲雙模態成像的研究,且MEMS 要求更小的體積和更高的重復精度,對工藝要求更高,價格偏貴,對于非光聲顯微成像并不需要這么高精度的掃描振鏡.本文提出了一種基于聲學掃描振鏡的超聲/光聲雙模態成像技術,聲學掃描振鏡尺寸較一般的MEMS 掃描振鏡更大,精度略低,可以在水中正常工作,對超聲/光聲成像分辨率和成像速度是一種很好的權衡,同時體積也比較小.為基于超聲信號檢測的多模態成像技術提供了一種低成本、小型化和快速聲信號檢測的參考方案.

2 成像系統原理

本文搭建的基于超聲/光聲的雙模態成像系統框圖如圖1(a)示.系統的工作流程如下:首先在開發的Labview (National Instruments,USA)采集程序中設置好采集的步長和采樣深度、采樣區域等參數.其次,信號源1(SPF 120 型數字合成函數發生器,南京盛普儀器科技有限公司)產生一定頻率和幅值的正弦波/三角波,一路用于控制掃描振鏡,一路用于觸發采集.信號源2 (Agilent 33220A,Aligent Technologies,USA)設置成外觸發模式接收來自信號源1 的觸發,當上升沿來臨時產生N個脈沖用來觸發脈沖發射器接收器 (5073 PR,Olympus NDT Inc.,USA)或者OPO 脈沖激光器(脈寬為4 ns,重復頻率為20 Hz;Surlite I-20,Continuum,USA)分別進行超聲和光聲成像;脈沖激光通過光纖束輸出(光纖輸出端外觀尺寸為50 mm × 60 mm × 12 mm,出光口為4 0 mm ×1 mm,成都尚光科技有限公司),經過整形后輸出光為一矩形光斑,實驗所用脈沖激光能量密度低于ANSI (American national standards institute safety limit) 規定[29]的 20 mJ/cm2.超聲回波和光聲信號經過聲學掃描振鏡 (鏡面尺寸為22.6 mm × 15.4 mm,SCAN-10-Y,天津小族光電科技有限公司) 反射后被超聲換能器接收(25 MHz,V324-SU,Olympus,USA),超聲信號經過放大器(5073 PR,Olympus NDT Inc.,USA;增益為35 dB) 放大后,通過Labview程序和NI 5122 數據采集卡(100 MS/s,14 Bit,National Instruments,USA)將數據按照預定參數保存到計算機中.當完成一個B 掃描后Labview通過移動臺控制器(MC600,北京卓立漢光儀器有限公司)控制步進電機(TSA100,北京卓立漢光儀器有限公司)運動,開始下一個B 掃描,最終得到一組三維的圖像數據.超聲/光聲圖像通過基于 Matlab(MathWorks,USA)編寫的最大值投影重建算法重建得到二維最大值投影圖像.

該系統所用的聲學掃描振鏡為一維掃描振鏡,如圖1(b)所示,掃描角度與電壓成線性相關,機械偏轉角最大為20°,光學偏轉角為40°.固定聲學掃描振鏡和超聲換能器的模具采用3D 打印(尺寸為80 mm × 46 mm × 50 mm),如圖1(c) 所示.在實驗時需要用模具將超聲換能器和掃描振鏡封裝固定,并在內部注入水為耦合劑,采用TPU薄膜封住模具底部,用橡膠O 型圈(NPF10 and NPF16,MiSUMi,USA)進行固定.

圖1 (a) 超聲/光聲雙模態成像系統框圖;(b) 一維聲學掃描振鏡實物圖;(c) 模具實物圖Fig.1.(a) Schematic of the ultrasound/photoacoustic dual-modality imaging system;(b) photograph of the acoustic scanning galvanometer;(c) picture of the mould.

3 實驗結果與討論

在第一組實驗中,實驗對象為直徑350 μm的銀針,共7 根平行放置,相鄰銀針之間直線距離為4 mm,實驗時將銀針整體傾斜25°放置,計算得出兩相鄰銀針在水平方向間隔3.62 mm,在豎直方向間隔1.69 mm.實驗中將銀針兩端固定,在正下方留空3 mm,避免底部反射的超聲信號對實驗結果造成影響.

實驗中,將脈沖發射接收器設置為外觸發,信號源2 重頻設置為200 Hz,每秒產生的脈沖數設置成150,即每個B 掃描要采集的A-line (脈沖激光在一個位置激發的一維光聲信號)數是150,由于前100 個A-line 數據是對稱的,所以成像時選擇第51—150 的A-line 信號作為一個完整的B 掃描進行成像.選擇每秒成像一幅B 掃描是因為需要給一維步進電機步進運動預留時間.經過測算,步進電機從加速起步到減速停止到固定位置所需要的時間大約200 ms,故本文所選參數能同時兼顧掃描速度和圖像質量.本文實驗中沿Y軸方向的步長均為0.1 mm/步.

系統成像區域理論計算如下:假設超聲換能器到成像物體距離是l,掃描振鏡最大光學偏轉角為θ,掃描區域為d,計算公式為

考慮到系統所用超聲換能器焦區為37—55 mm,焦距范圍內超聲換能器到成像物體可調節距離為18—29 mm,代入參數,理論計算掃描區域為13.1—21.1 mm,成像區域根據位置有所不同.

圖2(b)是雙模態成像系統掃描的超聲成像結果,圖中清晰顯示了其中5 根銀針,經過測量得到B掃描的成像區域為15.6 mm.成像區域與理論計算值匹配.圖中所示的成像區域為15.6 mm × 10 mm,所用時間為100 s,即每秒1 B 掃描.圖像X軸即為系統成像區域,約為15.6 mm.同時,圖像中銀針間隔并不是均勻的,這是由于目前最大值投影算法在該系統中存在一定的畸變,將在后續研究中對該算法進行修正.

圖2(c)是沿圖2(b)紅色虛線的一維信號輪廓圖像.在圖2(c)中間兩根銀針信號比兩邊的信號稍強一點,這是因為聲學掃描振鏡是扇形掃描的方式,所以只有當掃描到中間位置時,超聲信號反射回來最強,當掃描到邊緣位置時由于換能器孔徑角影響使得反射信號強度稍微減弱.計算得出銀針半高寬為500 μm.進一步計算[18]得到系統的超聲成像分辨率為150 μm(聲學掃描振鏡系統的分辨率主要取決于超聲換能器的中心頻率和帶寬[20]),這表明該成像系統能提供大范圍高分辨率的超聲圖像,且成像速度較快,成像系統較小.在醫學應用中,可利用該系統實現局部B 掃描快速成像.根據Wang 研究組[30]的觀點,光聲成像中分辨率與成像深度成1∶200 的關系,計算得出該系統的成像深度約為3 cm (分辨率為150 μm 時).

圖2 分辨率和成像區域實驗 (a)銀針實物圖;(b)超聲實驗結果;(c)沿圖(b)紅色虛線的一維信號輪廓圖像Fig.2.Resolution and imaging region experiments:(a) Photograph of the silver needles;(b) ultrasound (US) results;(c) one dimensional signal profile along the red dashed line shown in (b).

為驗證系統的光聲成像能力,本文開展了超聲和光聲的雙模態實驗.實物圖如圖3(a)所示,在水槽中分別放置一根直徑約為1 mm 聚乙烯管和一根黑色的頭發絲,頭發絲的直徑約為400 μm,兩者平行放置,間隔為4 mm (1 號標簽是聚乙烯管,2 號標簽是黑色頭發絲),圖中用紅色虛線標出成像區域,在設置好參數后對仿體進行超聲和光聲成像.

超聲成像結果如圖3(b)所示.超聲信號的大小取決于回波信號的強弱,由于成像仿體的材質不同,成像結果也有差異.聚乙烯管的對超聲有良好的反射作用,因此左邊聚乙烯管的信號強度大于發絲的信號.

在同樣的位置進行光聲成像,脈沖激光的波長設置為720 nm,以便在兔耳成像中觀察血管.由于光聲信號的強度取決于物體對光的吸收,黑色頭發絲對光有很強的吸收,而聚乙烯管是乳白色的,在該波長下幾乎不吸收光,所以產生光聲信號較小.圖3(c)所示的光聲信號中,與超聲圖像中頭發絲所在的對應位置處有很強的光聲信號,聚乙烯管并沒有產生光聲信號,證實了系統能正常進行光聲成像和超聲成像.

最后將超聲成像和光聲成像結果進行疊加融合,得到圖3(d).對比圖3(d)和圖3(b),發現相比于超聲成像,超聲/光聲雙模態成像對頭發絲有較好的成像;相比圖3(c),超聲/光聲雙模態成像對聚乙烯管有較好的成像.該結果驗證了超聲/光聲雙模態成像比單獨超聲或光聲成像更具優勢.同時,實驗結果也證明了成像系統能同時成像超聲和光聲,且有良好的成像效果.

圖3 超聲/光聲雙模態實驗結果展示 (a)實驗對象實物圖;(b)超聲圖像;(c)光聲圖像;(d)超聲和光聲的雙模態圖像Fig.3.Results of ultrasound/photoacoustic dual-modality experiment:(a) Photograph of experimental subject;(b) image of ultrasound (US);(c) image of photoacoustic (PA);(d) the fused US/PA image.

簡單結構仿體的成像并不能說明該系統能在復雜的環境下進行良好成像.本文模擬了復雜場景下雙模態系統的成像能力.仿體如圖4(a)所示,實驗對象為6 根黑色縫紉線,3 根沿X軸水平放置,另外3 根沿Y軸豎直放置,夾角成90°.豎直放置的縫紉線間隔為3 mm,水平放置的縫紉線間隔為4 mm (實際上間隔可能有略微差異).縫紉線兩端分別用熱熔膠固定,X軸和Y軸方向上空間位置并不完全重疊.紅色實線框標注了成像區域,成像范圍為15.6 mm × 20 mm.

圖4(b)的超聲成像結果清晰地顯示了6 根縫紉線,但信號大小有差異,這是縫紉線本身粗細不均造成的;沿X軸方向信號有一些畸變,這是后期圖像處理時最大值投影算法未經過修正的原因.

圖4 縫紉線實驗結果展示 (a)實物圖;(b)超聲圖像;(c)光聲圖像Fig.4.Experimental results of sewing thread:(a) Photograph of sewing thread;(b) image of ultrasound;(c) image of photoacoustic.

圖4(c) 是光聲成像的結果,同樣清晰地顯示了6 根縫紉線,縫紉線的粗細不均也造成了圖像上每根縫紉線信號寬度略有不同,并且由于光能量分布不均勻使得部分區域信號比較弱.同圖3(c)中的光聲結果相比,可以看出光聲成像能較好地分辨這些差異性.同時注意到,圖4(c) 沿Y軸方向的0—2 mm 處沒有明顯的光聲信號,這是因為光纖輸出的脈沖激光被水槽底部遮擋,而不是直接通過薄膜照射,導致能量減弱,圖4(a)標簽3 已標出此位置.總體而言,超聲和光聲成像都可以對仿體進行較好的成像,表明本文所提技術同時進行超聲/光聲雙模態成像的可行性和可靠性.

上述實驗通過仿體對本文所提雙模態成像技術進行了初步驗證,證明了該系統對簡單和相對復雜的結構均具有雙模態成像能力,為進一步驗證本文所提系統的醫學應用潛力,本文進行了兔耳血管活體成像.

實驗選取成年雄兔(新西蘭大耳白兔,3.0 kg,成都達碩實驗動物有限公司)右耳進行活體成像.首先對實驗兔靜脈注射進行麻醉(劑量為7.5 mg/kg;舒泰,法國維克寵物保健公司),固定好待成像兔耳.在進行活體的實驗時,由于水槽較小,不適合放置兔耳朵,所以選擇將兔耳放置在中間鏤空的圓環上,用膠帶封住底邊,在兔耳的上下兩側涂上醫用超聲耦合劑,用醫用膠帶對兔耳進行加固.脈沖激光器的波長設置為720 nm,并選擇圖5(a)紅色框區域進行成像.在圖5(a)中可看到一條明顯的血管和旁邊細微血管.

圖5 兔子耳朵活體實驗成像結果展示 (a)兔子耳朵實物圖;(b)光聲圖像;(c)超聲圖像Fig.5.Results of rabbit ear in vivo:(a) Photograph of rabbit ear;(b) image of photoacoustic;(c) image of ultrasound.

在圖5(b)所展示的光聲成像結果中可看到一根血管,且有很高的對比度,不過細微血管的信號卻很微弱,這是由于在成像時兔耳太大,無法完全放平,且有部分軟組織隆起,造成成像效果不佳.相比之下,超聲成像結果不甚理想,并不能清晰地分辨出血管的存在.總體來說,光聲對于血管的成像優于超聲.經計算,該系統的平均信噪比約為29.4 dB,雖然比基于光學掃描振鏡的OR-PAM 的信噪比低～7 dB[23],但相比于正常的光聲層析成像信噪比卻有明顯提升.

4 結論

本文提出了一種基于聲學掃描振鏡的超聲/光聲雙模態成像系統.通過仿體實驗和活體實驗證明了該雙模態成像系統的成像能力,對于小范圍的成像有一定的價值,特別是該成像系統采用了單個超聲換能器,且掃描控制只需要一個掃描振鏡和移動電機,是成本比較低的成像系統.同時,只用模具實現小型化、快速化B 掃描,也是一種代替陣列探頭實現B 掃描成像的方法.考慮到熱聲和光聲只是激勵有所不同,實現基于聲學掃描振鏡的熱聲成像也將成為可能,同時有研究表明:基于加法電路可以降低熱聲信號的噪聲和減少平均次數,提高成像速度[31],進一步證實了基于聲學掃描振鏡開展超聲、光聲和熱聲多模態成像的可行性.

目前本文所述雙模態成像系統仍有許多不足,首先光聲成像速度遠低于超聲,原因是脈沖激光器的重頻限制,實驗所用的脈沖激光器最大重頻為20 Hz,遠低于超聲的200 Hz.其次,在圖像的后期處理部分,由于掃描機制和探頭孔徑角導致的圖像的畸變還需進行算法修正.最后,本文光聲成像實驗采用透射式結構,只能對一些比較薄的仿體或淺表組織進行成像,在接下來的工作中將考慮光纖、聲學掃描振鏡和超聲換能器的集成,同時反射光束和聲束,以實現反射式的雙模態成像,使系統更具實用性.