太赫茲光譜成像齲齒檢測

才家華 周江平 王倩倩 光夢凱 金潔琪 楊玉平* 吳曉君*

（1. 北京航空航天大學電子信息工程學院,北京 100191；2. 中央民族大學理學院,北京 100081；3. 中日友好醫院,北京 100029；4. 首都醫科大學附屬北京友誼醫院,北京 100050）

引 言

齲病是威脅全人類健康的常見疾病之一.齲齒大多數是從牙釉質開始產生的，釉質的基本結構是釉柱，由上百萬個羥基磷灰石晶體組成的細長柱狀結構晶體物質構成.牙本質中無機物的存在形式也為磷灰石晶體，但比釉質中的晶體小得多.齲病是指在細菌等多種因素作用下，導致牙體硬組織脫礦、有機物分解，進而形成慢性進行性破壞為主要改變的慢性感染性疾病[1].釉質齲指發生在釉質中的齲病變.未經治療的釉質齲會發展為牙本質齲，最終導致牙齒缺失，從而造成咬合問題，甚至導致營養和代謝紊亂等全身疾病[2].因此，早期診斷釉質齲齒從而早診斷、早治療是非常經濟且必要的[3].目前，臨床上常用X 射線透射成像來排查早期齲壞.X 射線會產生對人體有害的電離，盡管輻射劑量很低，但仍然會引發部分患者的憂慮，特別是兒童和孕婦人群.此外有學者提出了幾種新型的光學齲病檢測方法[4]，如定量光導熒光技術、多光子成像、紅外熱成像、光學相干層析成像，以及偏振拉曼光譜[5]等.

太赫茲波在電磁波譜中對應頻率為0.1～10 THz的部分，波長為3 mm～30 μm.弱場太赫茲波段的光子能量低，不會產生電離輻射，并且太赫茲波對水敏感，也具有較強的穿透性，可安全地適用于生物醫學檢測.目前，太赫茲波在生物醫學檢測上的應用主要采用兩種方法：光譜和成像.采用光譜學方法，可對氨基酸、肽鍵[6]、DNA[7]、蛋白質[8]的太赫茲吸收特性進行研究，并可篩查癌癥[9]和腫瘤[10]，對血液(血糖)[11]等進行檢測.太赫茲成像有助于診斷乳腺癌[12]、皮膚癌[13]、腦膠質瘤[14]等多種癌癥或腫瘤組織，可用于檢測皮膚燒傷[15]和監測皮膚傷疤愈合[16]，以及檢測因暴露于氫氟酸而受損的骨組織[17].此外有研究表明，強太赫茲脈沖會導致短dsDNA 迅速解離，為設計一系列新的功能性DNA 納米材料奠定了研究基礎[18].

牙科領域是太赫茲生物醫學的另一個重要組成部分.Crawley 等人[19]的研究表明，齲齒釉質通常比健康釉質有著更大的透射衰減率，牙釉質的平均折射率高于牙本質.利用上述差異，可分別利用透射或反射成像區分齲齒釉質和健康釉質，利用飛行時間成像區分牙釉質和牙本質.包含太赫茲波在內的電磁波會被具有與其波長相近尺度的電介質結構強烈散射，因此他們認為齲齒區域可能是對入射的太赫茲波產生了更強的散射而非吸收.利用太赫茲時域光譜儀，可對牙齒的三維結構進行成像，并可精確可靠地測量牙釉質的厚度[20].太赫茲脈沖成像也已被證明可以確定一定深度范圍內的人工酸性凝膠脫礦深度，因此太赫茲脈沖可有希望用于檢測病變深度[21].除了利用太赫茲脈沖的時域信息外，還可將頻域信息作為第三個維度進行三維成像.太赫茲脈沖成像的檢測結果與傳統的X 射線成像檢測結果相似，表明太赫茲脈沖成像用于齲齒檢測的有效性[22].國內的此類研究相對較少，有相關研究使用太赫茲時域光譜技術探索了透射下各牙體硬組織的太赫茲物理特性，并得出太赫茲技術適用于分辨牙釉質和牙本質，且利用折射率更適合于牙體硬組織成像的結論[23].

本文使用太赫茲時域光譜儀對健康牙釉質、健康牙本質和齲病牙釉質的太赫茲脈沖透射信號進行了測量，且結合電控二維平移臺對包含了齲病的牙齒切片進行了掃描成像實驗.采用時域信號強度和頻域信號綜合分析，實現了對齲病區域以及釉質/本質區域的檢測和分辨.相關實驗結果表明，太赫茲成像技術有望成為X 射線成像檢測的互補技術之一，用于實現齲齒的非電離成像以進一步進行齲齒早期篩查和復診.

1 實驗裝置和樣品

1.1 太赫茲時域光譜儀

圖1 為實驗裝置和樣品，其中圖1(a)是本實驗采用的自主搭建的太赫茲時域光譜儀的光路圖，主要由飛秒激光器、太赫茲發射源、太赫茲探測模塊和時間延遲線組成.鈦藍寶石飛秒激光振蕩器(波長800 nm，脈寬100 fs)產生的飛秒脈沖激光經分束器分為一束較強的泵浦光和一束較弱的探測光(分束比10∶1)，泵浦光經延遲線和斬波器調制后聚焦在InAs(100)晶體上反射產生太赫茲脈沖.太赫茲脈沖經兩個離軸拋物面鏡并聚焦在樣品上，透射的太赫茲脈沖再經兩個離軸拋物面鏡聚焦在ZnTe(110)探測晶體上.探測光與太赫茲脈沖匯合后共線地傳遞到該ZnTe 晶體.太赫茲脈沖電場經線性光電效應調制ZnTe 晶體的折射率橢球，其偏振態隨之改變，經沃拉斯頓棱鏡、四分之一玻片和一對平衡極管做差分進行探測.

1.2 牙齒切片的制備與太赫茲脈沖二維掃描

齲齒樣本浸泡在3%的過氧化氫溶液中進行殺菌消毒.隨后，齲齒樣本由甲基丙酸甲酯包埋，經紫外光固化后，切至200 μm～2 mm 厚度不等的縱切片.實驗所用的齲齒切片如圖1(a)中右上角的插圖所示，厚度為330 μm，甲基丙酸甲酯包埋材料已從齲齒切片的周圍移除，齲壞區域由紅色虛線標示出，包含牙釉質齲和牙本質齲.進行二維掃描成像實驗時，將切片從3%的過氧化氫溶液中取出，用吸水紙吸干切片表面的水分，并靜置一段時間使得切片表面干燥.處理完成后，將切片固定在二維電控平移臺的樣本架上，移動樣品架逐行進行太赫茲脈沖掃描，如圖1(c)所示.

圖1 實驗裝置和樣品Fig.1 The photo of the experimental setup and the sample

2 不同牙齒組織的太赫茲透射光譜

圖2(a)給出了不同樣品位置的太赫茲透射時域波形，包含健康牙釉質、健康牙本質、牙釉質齲和牙本質齲，以及對應的沒有樣品位置的參考信號.相較于參考信號，牙釉質和牙本質均表現出對太赫茲脈沖的強吸收，峰值時間出現延時.在厚度相同的情況下，牙釉質的吸收更強，峰值時間延時為3.80 ps，而牙本質處為2.86 ps，意味著牙釉質有更高的折射率.牙釉質的等效折射率～3.18，透射信號峰值為參考信號強度的9.81%.計算得到牙本質的折射率～2.33，透射信號峰值約為參考信號峰值的29.92%.牙釉質齲相較于健康牙釉質表現出更強的太赫茲透射信號衰減，可以進行區分，但牙本質齲對太赫茲波的衰減只比健康牙本質稍強，因此對牙本質齲的區分相對困難.

圖2 牙齒切片不同位置處的太赫茲透射信號Fig.2 THz transmitted signals at different positions of the caries section

對時域信號進行快速傅里葉變換得到的頻域信號如圖2(b)所示.由于沒有充氮氣以消除水蒸氣的影響，在頻域參考信號中可以看到明顯的水蒸氣吸收峰.從頻域圖可知：在0.5～1.1 THz 范圍內，健康牙釉質、牙本質和牙釉質齲的幅值差異較大，可用于做這三種組織的區分；當頻率小于0.5 THz 或大于1.1 THz時，三種組織的透射信號幅值均較弱且比較接近，不再適用于組織區分.牙本質齲處的頻譜與健康牙本質的頻譜相差很小，因此在頻域也較難實現對牙本質齲的有效檢測.

如前文所述，牙釉質和牙本質處的透射信號峰值時間不同，在保證厚度基本相同的情況下，表明太赫茲折射率存在明顯差異.為了明確不同組織間的太赫茲折射率的差別，我們計算了健康釉質、牙釉質齲、健康本質和牙本質齲四種牙齒組織在0.3～1.5 THz的折射率，如圖2(c)所示.折射率計算公式為

式中：φ(ω)為樣品信號和參考信號之間的相位差；c為真空中的光速；ω為角頻率；d為樣品厚度.由圖2(c)可知：0.3～1.5 THz 的范圍內，健康本質和本質齲的折射率十分接近，約為2.3；健康釉質和釉質齲的折射率也比較接近，前者的折射率約為3.5，后者約為3.4.太赫茲折射率可以用于區分牙釉質和牙本質，但難以區分健康釉質和釉質齲，也無法區分健康本質和本質齲.

3 太赫茲掃描成像

3.1 時域特征成像

由于健康牙釉質、健康牙本質和齲病牙釉質三種組織的透射信號在時域上和頻域上存在差異，可以利用這些差異通過成像的方法更加直觀地對其進行區分和檢測.利用時域掃描信號，采用四種成像模式對齲齒切片進行成像，包括太赫茲峰值成像、峰峰值成像、峰峰值時間間隔積分成像和飛行時間成像，結果如圖3 所示，圖3 中紅色虛線矩形標示的部分為圖1(a)中紅色虛線矩形標示的齲病區域.

峰值成像模式利用不同牙齒組織透射信號峰值進行成像，結果如圖3(a)所示.峰峰值成像模式利用透射信號最大值和最小值之間的差值進行成像，結果如圖3(b)所示.圖3(a)和圖3(b)均可很好地對牙齒切片的外形進行成像，且可以區分牙釉質和牙本質，牙釉質處的顏色較深，表明透射信號較弱，對太赫茲的衰減更強.在圖3(a)和圖3(b)紅色虛線矩形中，可以看到牙釉質中顏色較暗的齲病區域，可對釉質齲進行檢測.峰峰值時間間隔積分成像模式首先找到透射信號的最大值和最小值對應的時間，利用這兩個時刻間的時域信號的絕對值的積分進行成像，結果如圖3(c)所示.在該圖的紅色虛線矩形中也可以檢測出釉質齲，但是檢測結果較差，牙釉質和牙本質的區分不如圖3(a)和圖3(b)明顯，且整體會出現一些偽影.飛行時間成像利用透射信號的峰值時刻成像，結果如圖3(d)所示.圖3(d)中牙釉質和牙本質的區分最明顯，同時牙釉質處的飛行時間呈不均勻分布，兩側處顏色較深，表明峰值時刻較早，約為3.2 ps，等效折射率較??；而中間靠近牙冠處的顏色較亮，表明峰值時刻較晚，約為4.7 ps，等效折射率較大.這種折射率隨牙釉質位置變化的現象可能是牙釉質在太赫茲頻段存在雙折射導致的.牙本質處的飛行時間比較均勻，峰值時刻分布于2.7～2.9 ps.飛行時間成像牙齒的外形失真最嚴重，且難以檢測出齲齒.受太赫茲脈沖聚焦光斑大小和掃描間隔的限制，當掃描至牙齒邊緣時，光斑部分覆蓋牙釉質，此時由于牙釉質對太赫茲波的吸收，透射信號峰值降低，但仍有大部分的太赫茲脈沖未透過牙齒樣品，透射信號的峰值出現時刻與不放置任何樣品時相同，因此在圖3(d)中牙齒邊緣出現較為嚴重的失真.

圖3 四種成像模式的時域特征成像Fig.3 Four-mode time-domain imaging

3.2 頻域成像

頻域成像是利用時域信號經傅里葉變換后得到的不同頻率下的頻域幅值信息進行的成像，結果如圖4 所示.當頻率為f=0.67 THz(圖4(a))、f=0.79 THz(圖4(b))和f=0.88 THz(圖4(c))時，可以區分牙釉質和牙本質，且可檢測出紅色虛線矩形中的釉質齲.由于齲壞組織對太赫茲的強衰減，在成像中表現為更暗的區域.當頻率為f=1.04 THz(圖4(d))時，可以檢測出本質齲，這是時域成像模式和其他頻率下成像難以檢測到的.當頻率進一步提高時，如f=1.27 THz(圖4(e))和f=1.52 THz(圖4(f))，牙釉質和牙本質開始難以區分，紅色虛線矩形內的齲病部位也難以在成像中得到有效檢測.此時參考信號的頻域幅值仍然較大，但各牙齒組織處的透射信號頻域幅值開始出現較強的衰減，且較為接近，因此在成像中難以檢測到這些差異.

圖4 不同頻率的太赫茲頻域成像Fig.4 Frequency-domain imaging at different frequencies

當頻率較低時，在成像中牙齒的邊緣不完整，出現了一定的失真.當頻率逐漸升高時，牙齒的邊緣輪廓變得清晰完整，與實際的輪廓一致.這種現象可能是由于不同頻率下聚焦光斑的大小差異導致的.低頻時，波長較長，聚焦的光斑較大，致使掃描點位于牙齒邊緣時，光斑的大部分未能覆蓋牙齒，太赫茲脈沖的大部分能量未透射通過樣品，使得低頻時牙齒邊緣輪廓的透射信號較強，成像中的邊緣不夠清晰.頻率升高后，聚焦光斑減小，高頻光斑可以更加完整地覆蓋牙齒邊緣，對邊緣輪廓成像更加準確.

為了進一步地表明上述各方法檢測齲齒的能力，我們按式(2)和(3)定量地計算了圖像中釉質齲和健康釉質之間以及本質齲和健康本質之間數值的差異，如表1 所示.

表1 表明了圖像中齲壞位置和健康位置之間的對比度，采用峰值成像和0.67 THz、0.79 THz、0.88 THz下的頻域成像時釉質齲的對比度較大，而1.04 THz下的頻域成像時本質齲的對比度較大，與圖像中的結論相一致.

表1 齲壞位置和健康位置之間的數值差異Tab.1 Numerical difference between caries part and healthy part

4 結 論

本文使用太赫茲掃描成像系統，采用多種成像模式，對包含齲壞的牙齒切片進行了太赫茲脈沖掃描譜學成像，表明太赫茲成像可用于齲齒檢測.利用時域信息的峰值成像模式和峰峰值成像模式，可以檢測出釉質齲；飛行時間成像模式最適用于區分牙釉質和牙本質，但在邊緣容易出現失真.在頻域中，當頻率為0.5～1.1 THz 時，可以在成像中檢測到齲壞位置；當頻率進一步升高時，由于牙齒各位置對太赫茲波的強衰減，不能再用于齲齒檢測.本文為齲齒的無接觸、無電離輻射的早期篩查提供了新的解決方案，并有望進一步推動太赫茲齲齒檢測技術的發展.