高頻高靈敏光聲探頭的光聲內窺成像?

楊董永 李章劍 楊 晨 謝 靖 George Seriadis,3簡小華 崔崤峣

(1 中國科學技術大學生物醫學工程學院(蘇州) 蘇州 215000)

(2 中國科學院蘇州生物醫學工程技術研究所醫用聲學技術研究室 蘇州 215163)

(3 亥姆霍茲慕尼黑研究中心生物與醫學影像研究所 慕尼黑 85764)

0 引言

光聲成像作為一種新興的成像技術，近年來得到了快速的發展。其能夠提供目標組織的結構、功能和分子成像信息[1]。已經證明光聲成像在乳腺癌等在腫瘤成像、內窺成像、微血管可視化成像和關節炎診斷等方面具有廣泛應用[2-4]。

根據應用場景和醫學需求的不同，光聲成像可以分類為用于光聲顯微成像、光聲計算斷層成像和光聲內窺成像等不同類型[5-6]。與光聲顯微成像和光聲斷層成像不同，光聲內窺成像技術是一種體內成像技術，其特點是使用微小型成像探頭深入病灶內部，實現近距離光聲成像，為臨床提供高精準的影像診斷信息。因此，深入組織內的內窺光聲成像技術能近距離觀測組織病變，成為光聲成像研究的重要分支之一[7]。由于光聲成像依靠超聲換能器作為信號接收傳感器，因此，光聲信號的特性保留了超聲的大成像深度。然而在更深的成像深度下，激光由于漫反射和組織吸收效率特性，光聲信號能量在傳播過程中有較大衰減，信噪比(Signal-to-noise ratio,SNR)快速下降。因此，結合光聲內窺成像特點，如何實現光聲探頭小型化、高SNR 成為光聲內窺成像的核心矛盾之一。

早在2007 年，Sethuraman 等[8]驗證了使用高頻光聲內窺成像導管在體外模擬獲取血管內光聲圖像的可行性，然而受限于電機步進值，一幅完整的內窺圖像只有500 條掃描線，使得圖像橫向分辨率僅為5.5?。2019 年，Li 等[9]對內窺鏡成像系統進行了一些改進，得到了50 幀/s 高速內窺圖像，為了實現這一目標，他們提出利用微型線圈旋轉電機，在近端進行掃描。為保證信號SNR，Li 等定制了光學旋轉接頭，同時，滑環、電機驅動器和電機用屏蔽箔覆蓋，以增強電磁屏蔽，除此之外還提出了一種去除系統末端的電噪聲的算法，以期改善分辨率和系統靈敏度，系統激光器能量密度為15 mJ/cm2。2010年，Yuan 等[10]利用陣列環形換能器，在20 mJ/cm2的激光器能量密度下，成功得到人體腸道組織的差異化圖像。由于使用的是環陣探頭，因此成像速度大幅提高，但同時整個成像導管前端直徑達95 mm，不適用于臨床使用。

為了解決小型化和低能量閾值下的高SNR 的矛盾，國內外不少團隊開始從光聲采集探頭入手，將前置放大器與光聲換能器結合。如Wxygant等[11]和Kothapalli 等[12]將16×16 陣元電容式超聲換能器陣列(Capacitive micromechanical ultrasonic transducer,CMUT)與前置放大電路定制至集成電路上，并使用線靶仿體的三位合成孔徑圖驗證了前置集成放大器能有效降低寄生電容，提高圖像SNR和橫向分辨率。這是目前已知的首個從探頭設計的角度，提高光聲信號的SNR 的方法。本課題組提出了用集成放大芯片與鋯鈦酸鉛換能器(PZT)相連的方案[13-14]。其利用自制的20 MHz 換能器，成功實現大鼠耳朵的三維光聲顯微結構成像，光聲信號SNR 提高了10 dB 以上，由于該超聲換能器尺寸大，無法用于內窺光聲成像。

基于課題組前期研究成果，本文采用集成前端微型放大器光聲探頭方案，直接放大原始光聲信號，實現信號阻抗耦合和低噪放大，經過一段同軸線纜將信號輸出到后端二級放大器中進行放大至采集卡進行數據采集?；诖朔桨缸灾屏斯饴晸Q能器和光聲內窺成像平臺，并在自制仿體上進行了實驗，驗證了基于集成前置放大器的高靈敏光聲探頭對光聲成像SNR提升的可行性。

1 原理

光聲成像技術是基于光聲效應的一種成像方式，其成像基本原理圖如圖1 所示。光聲成像利用重復納秒級別的超短脈沖激光，以特定重復頻率激發待成像組織，生物組織吸收能量轉化為內能，短時間的溫度上升引發組織體積膨脹，然后在短脈沖激光照射突然消失的瞬間，組織體積收縮，這種周期性的膨脹和收縮會向周圍輻射超聲波，這個過程稱之為光聲效應[15]。通過這種機制產生的超聲信號稱之為光聲信號。

圖1 光聲成像的基本原理圖Fig.1 Basic schematic of photoacoustic imaging

光聲信號攜帶待測組織的生理和結構信息，利用光聲換能器探測光聲信號，將之轉化為電信號，并加以處理和圖像重建，即完成一幅光聲圖像的采集[16]。激光激發組織產生的初始光聲聲壓的公式為

式(1)中：p(z)為初始聲壓(Pa)，Γ是格林乃森參量(無量綱)，u(z) 為光吸收參數(cm-1)，F(z)為光通量(J/cm2)。根據美國安全規范標準，人體安全激光能量上限是20 mJ/cm2，在激光器能量(即光通量F(z))、光聲信號傳播條件相同的條件下，聲壓和接收到光聲信號的能量是同一數量級的。為了得到SNR更高的光聲圖像，采用高靈敏換能器和信號的采樣放大環節是關鍵。

2 微型高靈敏光聲探頭設計與制備

本文采用一個課題組自制的微型單陣元高頻超聲換能器，結合集成的微型化前端放大模塊，組成高靈敏光聲探頭。換能器采用最常見的壓電陶瓷型(壓電層為鋯鈦酸鉛PZT 材料)，其特點為介電常數范圍相對較寬[17]，可以根據實際應用選擇物理尺寸和中心頻率，這為光聲傳感器的設計帶來很大靈活性。本文中采用的高頻單陣元PZT 換能器的中心頻率為30 MHz，帶寬為50%，設計阻抗50 ?，物理尺寸僅為3 mm×1.5 mm×0.4 mm，其尺寸是為自然腔道內光聲內窺成像專門設計。

本文設計的微型高靈敏光聲探頭設計原理圖如圖2(a)所示。將高頻換能器與微型放大器集成在一塊寬度僅為2.5 mm 的印刷電路板(Printed circuit board,PCB)，這樣做的好處是微型換能器和微放大器結構緊湊，微弱的原始光聲信號在微型換能器端轉化為電信號后，直接接入微型放大器，縮短了原始信號傳導長度，避免過長的導線上耦合進來噪聲，以及減少本來就微弱的光聲信號在過長導線上的衰減。

圖2 內窺成像探頭原理圖Fig.2 Schematic diagram of endoscopy imaging probes

利用KLM 網絡等效高頻超聲換能器[18]如圖2(b)所示，換能器由等效電阻Rrad、換能器等效電容C、介電損失電阻Rde串聯電路模型進行等效，PZT 換能器阻抗可以表示為,Rrad+Rde-j/(2π·f·C)。微型放大器可以等效為輸入阻抗Rs(50 ?)與理想放大器的串聯。根據射頻信號的無失真電壓傳輸理論，當負載阻抗等于信號源阻抗時，即阻抗的模和相角分別相等時，輸出電壓可以無失真地進行傳輸。因此，在微放大器前增加匹配電容C1，其容值與換能器等效電容C相同來實現光聲信號的無失真傳輸。作為對照組，將中心頻率同為30 MHz 的同一批次換能器直接焊接在PCB 上，得到的傳統光聲探頭控制其他條件不變，其示意圖如圖2(c)所示。

裝配好的高靈敏光聲探頭的橫截面示意圖如圖3(a)所示。圖3(b)上半部分所展示的是焊接完成的高靈敏光聲探頭實物圖照片，下半部分分別展示了微型換能器和微型放大器的細節圖。

圖3 高靈敏光聲探頭裝配截面圖及實物圖Fig.3 Assembly sectional view and physical drawing of high sensitive photoacoustic probe

3 內窺光聲成像實驗研究

3.1 光聲內窺成像系統

為了實現光聲內窺成像，圖4 所示的是搭建的成像系統的裝置示意圖，其由激光器、系列光學透鏡、光纖、光聲換能器、電機、后置放大器、數據采集卡和圖像處理計算機組成。其成像流程是：由脈沖激光器(OPOTEK-Phocus 532型)產生脈寬約10 ns、重復頻率10 Hz 的短脈沖激光，設置其輸出激光的波長為750 nm。脈沖激光首先經過系列透鏡和多模光纖將激光引入到待測仿體表面。經過激光功率計計量，到達待測目標組織處激光能量密度僅為7 mJ/cm2。光聲探頭接收到的光聲信號，接入后端放大器，其采用射頻放大模塊HMC580，在30 MHz 處增益最大可達22 dB，完成光聲信號的增強。輸出信號經過一個截止頻率為32 MHz 的低通濾波器(Mini-Circuits-15542，BLP-30+)后，在激光器的同步信號同步下接入輸入阻抗為50 ?、最高采樣率250 Msps 的數據采集卡(Queentest-QT1138)，將光聲信號轉化為數字信號，并存儲于實驗計算機中。表1展示的是此成像系統的核心參數的匯總。

表1 成像系統參數匯總Table 1 Summary of imaging system parameters

圖4 光聲內窺成像系統的裝置示意圖Fig.4 Schematic diagram of the photoacoustic endoscopy imaging system

3.2 仿體制備

為了在圖像層面進一步評估帶集成前端放大器的光聲換能器的性能，制備了與人體聲學參數類似的聚丙烯酰胺凝膠仿體[19]，其示意圖如圖5所示，該仿體為中空圓柱形半透明仿體，其內徑3 mm，外徑8 mm。內徑大于光聲探頭寬度(2.5 mm)，保證光聲探頭旋轉時不被干涉。在仿體內部放置總計3 根鉛筆芯作為成像目標，在距離中心約6.0 mm分別放置兩根石墨棒，其直徑分別為0.35 mm 和0.15 mm，在距離中心約6.5 mm 放置1 根直徑為0.35 mm 石墨棒。

圖5 自制仿體示意圖Fig.5 Self-made phantom sketch map

4 實驗結果

4.1 光聲信號SNR對比

為了表征自制高靈敏光聲探頭對光聲成像SNR 的提升，圖6 比較了傳統光聲探頭和自制的帶前端集成放大的高靈敏光聲探頭，在相同激光能量(1.5 mJ)照射黑色膠帶表面，接收到的光聲信號的SNR。采集到的信號輸入到計算機中，依次進行去直流分量、希爾伯特變換、取絕對值來求取光聲信號包絡，然后分別截取光聲信號和噪聲信號求取換能器SNR，其計算公式如下所示：

圖6 光聲探頭SNR 對比Fig.6 Comparison of SNR of photoacoustic probes

計算結果表明，自制的光聲換能器接收到光聲信號SNR 為35.4 dB，比無放大器的傳統光聲換能器SNR 提升了11.5 dB。在信號層面驗證了，自制的帶有集成前端放大器的高靈敏光聲換能器對光聲信號SNR提升具有意義。

4.2 仿體成像對比實驗和分辨率標定

圖7(a)、圖7(b)分別是傳統光聲探頭和自制的高靈敏的光聲探頭，在自制仿體中旋轉一周，接收到的光聲內窺圖像。圖7(c)、圖7(d) 分別是傳統光聲探頭和高靈敏的光聲探頭的得到的石墨棒的局部放大圖。設計的電機旋轉步進是0.35?，內窺圖像共計1040 條掃描線。所得數據在計算機里將這些數據去直流分量、求包絡、中值濾波后，對數變換等操作得到最終光聲內窺圖像，設置圖像動態范圍為20 dB。值得注意的是，高靈敏的光聲探頭得到的內窺圖像近場噪聲幾乎被濾除干凈，整體圖像質量更高。

圖7 光聲換能器內窺成像對比Fig.7 Comparison of endoscopy images of photoacoustic transducers

圖8提取的是高靈敏光聲探頭對0.15 mm石墨棒的中心成像結果，并使用數據處理軟件對圖像進行插值處理，并將橫坐標角度坐標，轉為其所在圓的周長，用長度作為橫坐標單位。計算圖像的半峰全寬(FWHM)可得出系統的橫向分辨率為144.9 μm，縱向分辨率為111.1 μm。

圖8 高靈敏光聲換能器分辨率標定Fig.8 High sensitivity photoacoustic transducer resolution calibration

5 結論與展望

為提高光聲信號的SNR，本文設計了集成前端放大器的高靈敏光聲探頭，搭建了光聲內窺成像系統，并在信號級和仿體圖像上進行實驗驗證。結果表明，此方案能使光聲信號放大11.5 dB，圖像橫向分辨率可達144.9 μm，縱向分辨率111.1 μm，并且使得圖像噪聲更小，目標更加突出。本文設計的光聲換能器探頭整體寬度只有2.5 mm，在提高光聲信號SNR的同時保持了結構緊湊，在解決光聲成像探頭小尺寸和高SNR的矛盾方面，提供了一種在探頭端改進的思路，其在相關疾病的早期發現、精準診斷、治療引導和評價等方面具有實用價值。在后續的研究中，將利用光學技術實現內部照射方式，提供活體深層組織體內有價值的光聲內窺醫學圖像。