醫(yī)學(xué)光聲層析成像技術(shù)及其臨床應(yīng)用研究進展

龔小競 孟靜 白曉淞 鄭加祥 宋亮 中國科學(xué)院深圳先進技術(shù)研究院 （深圳 518055）

1.背景介紹

1.1 光聲技術(shù)原理

早在19世紀，貝爾就發(fā)現(xiàn)了“光聲(Photo-acoustic)”這種物理現(xiàn)象。但是直到20世紀90年代中期，隨著激光技術(shù)、超聲探測技術(shù)及CT技術(shù)的發(fā)展，人們才開始嘗試將光聲技術(shù)應(yīng)用于生物醫(yī)學(xué)成像領(lǐng)域。后又經(jīng)過近10年的努力，光聲成像技術(shù)在系統(tǒng)構(gòu)成、圖像重建、功能成像等各個方面均獲得了巨大的發(fā)展，并顯現(xiàn)出其在臨床醫(yī)學(xué)和基礎(chǔ)醫(yī)學(xué)研究方面的巨大應(yīng)用潛力。

生物醫(yī)學(xué)光聲成像技術(shù)的基本原理是，選擇合適的脈沖激光（通常脈寬為納秒級）對生物體進行照射，生物體吸收光能、進而受熱膨脹產(chǎn)生壓力，產(chǎn)生一個寬帶的超聲信號（通常帶寬在幾十甚至上百MHz），此超聲信號也被稱為光聲信號。

在激發(fā)光照參數(shù)不變的情況下，光聲信號的強度、頻譜與生物體的光學(xué)特性（主要是光吸收特性）緊密相關(guān)。而不同的組織有不同的光吸收特性（常見生物組織成分吸收光譜如圖1所示[1-4]），因此光聲成像可以對組織中特定成分進行高對比的結(jié)構(gòu)成像。進一步，結(jié)合光聲光譜技術(shù)，可以定量地分析各種組織成分的變化，精細地反映極其微小的組織病變及血紅蛋白濃度、血氧濃度、氧代謝率等一系列重要的生理參數(shù)，實現(xiàn)功能成像。

1.2 光聲成像技術(shù)的種類與應(yīng)用

生物醫(yī)學(xué)光學(xué)成像中，OCT和雙光子技術(shù)可以實現(xiàn)淺層、高分辨成像；而DOT可實現(xiàn)厘米深度、低分辨（～mm）成像。醫(yī)學(xué)超聲成像雖然可以獲得較大的成像深度和較高的分辨率，但是基于聲阻抗不同的對比機制使其對早期腫瘤等細微病變成像時對比度（襯度）要遠低于光學(xué)成像方式。光聲成像技術(shù)結(jié)合了超聲成像的大深度、高分辨特點，同時又具備光學(xué)對比度，因此是一種非常有應(yīng)用潛力的新成像技術(shù)。這幾種技術(shù)的比較如表1所示。

這種可靈活結(jié)合大穿透深度和高分辨成像的特點，使光聲成像技術(shù)可以采用不同的成像方式，以獲得與應(yīng)用匹配的更優(yōu)質(zhì)的圖像。在實際應(yīng)用中，有三種常見的光聲成像方式：光聲顯微成像技術(shù)（PAM）、光聲計算層析成像技術(shù)（PACT）、光聲內(nèi)窺成像技術(shù)（PAE）。光聲顯微成像技術(shù)和光聲內(nèi)窺技術(shù)主要目標(biāo)是在毫米級的成像深度上實現(xiàn)微米級的分辨率。而光聲計算層析技術(shù)的探測深度和分辨率可在較大范圍內(nèi)變化，既可以實現(xiàn)顯微成像，也可以實現(xiàn)大深度的成像。

如圖2所示，（A）為用光學(xué)分辨率光聲顯微技術(shù)（OR-PAM）對老鼠耳朵的血氧濃度進行成像；（B）為用聲學(xué)分辨率光聲顯微技術(shù)（AR-PAM）對人手掌血管的血紅蛋白濃度成像；（C）為用線陣探測的PACT對亞甲基藍（一種FDA和SFDA批準(zhǔn)臨床使用的染料）染色的大鼠前哨淋巴結(jié)成像；（D）為用環(huán)形陣列探測的PACT對單側(cè)胡須刺激的大鼠的腦血流變化進行腦功能成像；（E）為利用內(nèi)窺式光聲成像對食道及其周邊的器官（氣管、肺等）進行成像[5]。

光聲成像技術(shù)作為一種正在迅速發(fā)展的新型成像技術(shù)，憑借其靈活的成像方式、優(yōu)質(zhì)的成像能力、高度的生物安全性，正越來越受到生物醫(yī)學(xué)成像領(lǐng)域的關(guān)注。近年來光聲成像已被證明在眾多生物醫(yī)學(xué)領(lǐng)域有重要的應(yīng)用價值，如腫瘤血管新生成像[6]、血紅蛋白和血氧濃度成像[7]、乳腺癌診斷[8]、心腦血管易損斑塊成像等[9]。本文主要介紹與臨床應(yīng)用緊密聯(lián)系的乳腺癌光聲成像技術(shù)、前哨淋巴結(jié)光聲成像技術(shù)及心血管光聲內(nèi)窺成像技術(shù)的最新進展。

2.乳腺癌光聲成像技術(shù)

乳腺癌作為女性常見惡性腫瘤，嚴重威脅女性的生命和健康。目前常見的X射線鉬靶成像與超聲結(jié)合的檢測方式是西方首選的篩查和檢測手段，近年來已逐步提高早期發(fā)現(xiàn)率和存活率。但是由于中國女性與西方女性相比發(fā)病年齡段更低，且存在體質(zhì)的差異，通常乳腺致密性更高，這使得X射線鉬靶成像方法的靈敏度降低，同時X射線檢測本身帶來的潛在致癌危險無法忽視。因此在中國，通常用超聲作為初篩，再輔以X射線鉬靶成像，是目前常規(guī)的臨床手段，但是其靈敏度和特異性仍無法完全滿足臨床需求。

圖4. 57歲志愿者左側(cè)乳房的光聲最大振幅投影圖像

光聲成像技術(shù)作為一種基于光吸收、高對比的無損傷成像方式，能夠以腫瘤的血管新生作為內(nèi)源性對比劑，實現(xiàn)癌癥疾病的早期檢測，同時光聲光譜方法可以實現(xiàn)腫瘤的氧飽和度功能成像。因此，該成像方式與傳統(tǒng)乳腺檢查手段相比，具有靈敏度高、價格低、非電離輻射和不受乳腺組織致密性影響等優(yōu)點，在乳腺癌篩查方面具有很好的應(yīng)用前景。

荷蘭Twente大學(xué)生物醫(yī)學(xué)光學(xué)研究室2012年發(fā)表了該研究組在光聲乳腺成像系統(tǒng)方面的最新研究進展[10]。該系統(tǒng)成像深度可以達到6cm，完全滿足臨床診斷需要，但6cm處成像分辨率較低，約4mm。Twente大學(xué)研究小組在臨床實驗中，應(yīng)用該系統(tǒng)對12位乳腺疾病患者（10人患有不同種類的乳腺癌，2人為乳腺囊腫疾病）進行檢查，并將光聲成像系統(tǒng)的影像結(jié)果與當(dāng)前比較成熟的成像方式包括CT、MRI和超聲的成像結(jié)果進行了比較。圖3給出了其中一例患有浸潤性導(dǎo)管癌病人的成像結(jié)果圖，病人67歲，乳腺致密性大，腫瘤大小～15mm，深度～10mm。

實驗發(fā)現(xiàn)，基于光聲成像技術(shù)的乳腺檢查方式與超聲成像相比具有更好的成像對比度；與CT相比不受組織致密性影響；與MRI相比，系統(tǒng)成本低，成像速度快；且光聲成像方式可以區(qū)分乳腺癌和囊腫性疾病。該研究成果充分展示了光聲在乳腺癌檢查方面的可行性和應(yīng)用潛力。該研究小組目前正在開展一項包括100位病人的光聲乳腺癌成像臨床研究。

工業(yè)界也在積極推動將光聲成像技術(shù)應(yīng)用于乳腺癌的檢測。如美國的OptoSonics公司設(shè)計開發(fā)出了光聲乳腺血管三維影像系統(tǒng)[11]。該系統(tǒng)信號采集采用碗狀的超聲探測陣列，通過旋轉(zhuǎn)探測表面，可以密集獲取三維的數(shù)據(jù)采樣信號，重建出三維圖像。該系統(tǒng)最大成像深度可以達到4cm，空間分辨率約0.25mm。

基于該系統(tǒng)，OptoSonics于2010年開展了臨床試驗研究。研究證明了該系統(tǒng)可以在不需要對比劑的情況下實現(xiàn)乳腺組織血管的深層成像，同時成像分辨率與磁共振血管造影（MRA）和動態(tài)對比增強CT（DCE-CT）相當(dāng)。圖4顯示的是實驗中對一位57歲志愿者的左側(cè)乳房做的在體光聲血管成像結(jié)果。該系統(tǒng)的臨床試驗表明，光聲系統(tǒng)具備乳腺組織血管新生的成像能力，從而在乳腺癌診斷方面具有很強的應(yīng)用潛力。

目前有包括OptoSonics、Seno Medical Instruments、TomoWave Labs在內(nèi)的數(shù)家初創(chuàng)公司正在開展光聲乳腺癌成像技術(shù)的產(chǎn)業(yè)化。

3.前哨淋巴結(jié)光聲成像技術(shù)

前哨淋巴結(jié)作為原發(fā)腫瘤發(fā)生淋巴結(jié)轉(zhuǎn)移的第一批淋巴結(jié)，其臨床意義已受到人們的重視。在20世紀90年代，乳腺癌前哨淋巴結(jié)活檢技術(shù)就成為乳腺外科領(lǐng)域里程碑式的進展。這一技術(shù)的應(yīng)用使腋窩淋巴結(jié)陰性的乳腺癌病人避免腋窩淋巴結(jié)清掃。然而，當(dāng)前臨床上對前哨淋巴結(jié)的活檢，需要首先通過放射性示蹤劑定位并結(jié)合有機染料顯示，然后通過手術(shù)取出前哨淋巴結(jié)進行組織學(xué)分析來完成。這仍會給患者帶來一定創(chuàng)傷，并有可能會造成淋巴水腫甚至致殘，而且70%～90%病人結(jié)果均為陰性。

光聲成像技術(shù)通過對臨床FDA批準(zhǔn)的外源性對比劑（吲哚菁綠或亞甲基藍）的成像，可以無損傷地在體外精確定位前哨淋巴的位置，并通過活檢針取樣，把手術(shù)轉(zhuǎn)化為活檢取樣的微創(chuàng)過程，這樣不僅極大地減少了病人的創(chuàng)傷和痛苦，也給醫(yī)生帶來極大的便利，并有望顯著地減少醫(yī)療費用、降低手術(shù)創(chuàng)傷。國際醫(yī)學(xué)界和國際醫(yī)療影像公司對此也抱有極大的研究熱情。

美國圣路易斯華盛頓大學(xué)小組首次采用銅作為近紅光光聲成像的對比劑，進行前哨淋巴結(jié)的檢測，取得了比血液高6倍的信號強度，大大提高了圖像的信噪比[12]。圖5為實驗的結(jié)果圖。其中(a)是去毛后的大鼠，光聲系統(tǒng)對黑框區(qū)域成像；(b) 是在注射光聲成像對比劑NanoCuN前，系統(tǒng)掃描到的光聲圖像，圖中亮色部分箭頭標(biāo)注的為血管(blood vessel, BV)；(c)是在注射對比劑后，馬上進行光聲成像,得到的光聲圖像?？梢悦黠@地看到,在原來成像的血管下面有一個很亮的區(qū)域；(d)為注射對比劑一小時后,得到的光聲成像圖，與(b)相比,(c)和(d)的前哨淋巴結(jié)十分明顯；(e)為光聲成像結(jié)束后，切開皮膚后可看到前哨淋巴結(jié)。

該組為了驗證光聲定位前哨淋巴結(jié)往人體臨床轉(zhuǎn)化的可行性[13]，在大鼠的前哨淋巴結(jié)的皮膚上方，人為蓋上一層雞肉組織，將前哨淋巴結(jié)的深度增加到2.5cm，并用FDA臨床批準(zhǔn)的亞甲基藍（Methylene blue）作為光聲對比劑。在打入對比劑22min后，對蓋上雞肉組織的大鼠的前哨淋巴結(jié)位置成像，可以明顯看到圖6中上圖白色箭頭標(biāo)注的區(qū)域。光聲成像得到的前哨淋巴結(jié)位置與成像結(jié)束后將大鼠解剖后看到的前哨淋巴結(jié)（圖6中下圖）位置一致。

圖5. 利用銅納米顆粒作為光聲對比劑的前哨淋巴結(jié)成像實驗。圖片使用得到[12]的授權(quán)。

目前圣路易斯華盛頓大學(xué)生物醫(yī)學(xué)工程系和醫(yī)學(xué)院正在開展光聲前哨淋巴結(jié)的臨床研究，而最初的20余例病人成像均獲得較好的結(jié)果。

圖6. 用光聲對覆蓋在雞肉下方的老鼠前哨淋巴結(jié)進行成像（使用亞甲基藍作為對比劑）。上圖為光聲圖像，下圖為解剖的結(jié)果。圖片使用得到[13]的授權(quán)。

4.光聲血管內(nèi)窺成像技術(shù)

雖然心腦血管易損斑塊的概念提出已超過20年時間，易損斑塊的早期準(zhǔn)確識別仍然是國際臨床醫(yī)學(xué)界面臨的一大挑戰(zhàn)。體外成像方法雖然具有無創(chuàng)傷性的優(yōu)點，但是其成像分辨率、對比度、靈敏度都還與介入成像有較大差距，難以直接對血管內(nèi)壁的早期和微小病變成像。介入成像方法通過對血管內(nèi)壁直接成像，通常能獲取比無創(chuàng)成像方法更豐富的斑塊相關(guān)信息。臨床上使用的包括血管內(nèi)超聲（IVUS）和血管內(nèi)光學(xué)相干層析技術(shù)（IVOCT）。但是IVUS的分辨率不足以分辨薄纖維帽，且形態(tài)學(xué)圖像的特異性不足，很難分辨易損斑塊與穩(wěn)定斑塊。而IVOCT雖然有很高的縱向分辨率，但是穿透深度太淺，限制了其應(yīng)用范圍。而且IVUS和IVOCT都只能獲得形態(tài)學(xué)信息，無法獲得炎性反應(yīng)等重要的生理信息。

圖7. 斑塊樣品的(a)病理切片，(b) IVUS圖像,以及1210nm和1230nm的血管內(nèi)光聲圖像(c)和(d)。圖片使用得到[14]的授權(quán)。

圖8. (a)為血管內(nèi)光聲圖像，(b)為IVUS圖像，(c)為IVUS和光聲融合的圖像。圖片使用得到[15]的授權(quán)。

而光聲成像既可利用組織自身的光吸收對比和光聲光譜的方法檢測斑塊的化學(xué)成分（如易損斑塊的脂質(zhì)核心和纖維帽），亦可借助生物分子探針，對活動性炎癥（如巨噬細胞浸潤）等細胞和分子層面的生物活動進行探測。因此，光聲成像可為研究斑塊破損的機理和炎癥等重要生物過程提供新的方法和手段。而把光聲成像發(fā)展為血管內(nèi)窺成像技術(shù)將更加有利于對易損斑塊的早期發(fā)現(xiàn)。

荷蘭伊拉茲馬斯醫(yī)療中心（Erasmus Medical Center）的Krista Jansen等開發(fā)的血管內(nèi)光聲成像系統(tǒng)，組裝了外徑1.25mm的光聲超聲成像導(dǎo)管[14]。利用該系統(tǒng)獲得了冠狀動脈（男性，56歲）的離體光聲超聲圖像，如圖7所示。圖(a)為富含脂質(zhì)核并有鈣化的斑塊染色病理切片照片；圖(b)為IVUS圖像；圖(c)和圖(d)均為血管內(nèi)光聲圖像，分別用1210nm波長和1230nm波長照射獲得。由于脂肪在1210nm激光處有一個較強的吸收峰，而在1230nm處的吸收變?nèi)酢Ｋ钥梢酝ㄟ^不同波長的光聲圖像的差異對比，準(zhǔn)確探測動脈粥樣硬化樣品的脂質(zhì)區(qū)域。

德克薩斯大學(xué)奧斯汀分校的Stanislav Y.Emelianov研究小組最近實現(xiàn)了血管內(nèi)光聲的動物活體成像[15]。該組前期研究發(fā)現(xiàn)脂肪在1720nm處比1210nm具有更強的吸收，并且在血液環(huán)境里1720nm波長的脂肪光聲信號背景噪聲更小。他們組裝了一個外徑2.5mm的血管內(nèi)光聲超聲成像導(dǎo)管，利用1720nm單一波長對活體兔子動脈粥樣硬化模型成像，清晰地檢測到脂質(zhì)主要堆積在動脈血管內(nèi)膜層，實驗結(jié)果如圖8所示。圖8中(a)為血管內(nèi)光聲圖像，(b)為IVUS圖像，(c)為IVUS和光聲融合的圖像。從(c)中可以清晰地分辨出脂質(zhì)堆積的位置和大小。

5.總結(jié)

光聲成像作為兼具光學(xué)與超聲成像優(yōu)勢的一種突破性的新型無創(chuàng)生物醫(yī)學(xué)成像技術(shù)，既具備光學(xué)高靈敏功能與分子成像的優(yōu)勢，可診斷識別早期病變，又具備超聲可對數(shù)厘米深的生物組織進行高分辨成像的特點，近年來在國際上獲得了突飛猛進的發(fā)展。推動光聲成像技術(shù)的進一步發(fā)展和臨床轉(zhuǎn)化，對癌癥、心腦血管疾病、腦功能疾病等重大疾病的早期發(fā)現(xiàn)和診斷具有重大意義；該技術(shù)的進步，必將對相關(guān)醫(yī)療器械產(chǎn)業(yè)的發(fā)展產(chǎn)生重要影響。

[1]http://omlc.ogi.edu/spectra.

[2]Andre Roggan, Moritz Friebel, Klaus Dorschel, et.al. Optical Properties Of Circulating Human Blood In The Wavelength Range 400–2500 Nm [J]. Journal of Biomedical Optics, 1999, 4, 36-46.

[3]R. Rox Anderson, William Farinelli, Hans Laubach, et.al. Selective Photothermolysis Of Lipid-Rich Tissues: A Free Electron Laser Study [J]. Laser in Surgery And Medicine, 2006, 38, 913-919.

[4]Cheng-Lun Tsai, Ji-Chung Chen, Wen-Jwu Wang. Near-Infrared Absorption Property Of Biological Soft Tissue Constituents [J].Journal of Medical and Biological Engineering, 2001, 21(1): 7-14.

[5]Lihong V. Wang, Song Hu. Photoacoustic Tomography: In Vivo Imaging From Organelles to Organs [J]. Science, 2012, 335,1458-1462.

[6]Y. Q. Lao, D. Xing, S. H. Yang, L. Z. Xiang. Noninvasive Photoacoustic Imaging of the Developing Vasculature during Early Tumor Growth [J]. Physics in Medicine and Biology, 2008, 53, 4203-4212.

[7]H. F. Zhang, K. Maslov, M. Sivaramakrishnan, et.al. Imaging Of Hemoglobin Oxygen Saturation Variations in Single Vessels In Vivo Using Photoacoustic Microscopy [J]. Applied Physics Letters, 2007, 90, 053901.

[8]S. A. Ermilov, T. Khamapirad, A. Conjusteau, et.al. Laser Optoacoustic Imaging System for Detection of Breast Cancer [J].Journal of Biomedical Optics 14, 024007 (2009).

[9]B. Wang, J. L. Su, A. B. Karpiouk, et.al. Intravascular Photoacoustic Imaging [J]. Ieee Journal of Selected Topics in Quantum Electronics, 2010, 16, 588-599.

[10]M. Heijblom, D. Piras, W. Xia, et.al. Visualizing Breast Cancer Using The Twente Photoacoustic Mammoscope: What Do We Learn From Twelve New Patient Measurements? [J]. Optics Express, 2012, 20(11), 11582-11597.

[11]Robert A. Kruger, Richard B. Lam, Daniel R. Reinecke, et.al. Photoacoustic Angiography of the Breast [J]. Medical Physics,2010, 37(11): 6096-6100.

[12]Dipanjan Pan, Xin Cai, Ceren Yalaz, et.al. Photoacoustic Sentinel Lymph Node Imaging With Self-Assembled Copper Neodecanoate Nanoparticles [J]. ACS Nano, 2012, 6(2): 1260-1267.

[13]Todd N. Erpelding, Chulhong Kim, Manojit Pramanik, et.al. Sentinel Lymph Nodes In The Rat: Noninvasive Photoacoustic And US Imaging With A Clinical US System [J]. Radiology, 2010, 256(1):102-110.

[14]Krista Jansen, Antonius F. W. Van Der Steen, et.al. Intravascular Photoacoustic Imaging Of Human Coronary Atherosclerosis [J].Optics Letters, 2011, 36(5):597-599.

[15]Wang Bo, Karpiouk Andrei, Yeager Doug, et.al. In Vivo Intravascular Ultrasound-Guided Photoacoustic Imaging of Lipid in Plaques Using An Animal Model Of Atherosclerosis [J]. Ultrasound In Medicine And Biology, 2012, In Press.