超短脈沖微波高效激發(fā)的高分辨率熱聲成像＊

婁存廣，計(jì) 鐘，丁文正

(華南師范大學(xué)生物光子學(xué)研究院激光生命科學(xué)研究所、暨激光生命科學(xué)教育部重點(diǎn)實(shí)驗(yàn)室，廣東廣州 510631)

0 引言

脈沖激光激發(fā)的光聲成像及脈沖微波激發(fā)的熱聲成像近年在生物醫(yī)學(xué)及材料的無損檢測等領(lǐng)域引起了廣泛關(guān)注［1-3］。物質(zhì)吸收光能/微波而被激發(fā)，并通過非輻射躍遷把這種能量轉(zhuǎn)換為熱能而引起局部迅速膨脹和壓力增大，強(qiáng)度隨時(shí)間變化的光/微波輻射引起的熱膨脹能產(chǎn)生聲波的現(xiàn)象，即光聲/熱聲效應(yīng)。

微波致熱聲成像是將一定頻率的微波(射頻)調(diào)制為窄脈沖照射具有電磁波吸收差異的生物組織，在短時(shí)間內(nèi)，生物組織吸收電磁波脈沖能量后轉(zhuǎn)換為熱膨脹而激發(fā)超聲波信號。通過獲取不同位置處的超聲波信號即可以重建生物組織對微波脈沖能量的吸收分布特性。微波輻射與X光類似，但與光學(xué)頻率相比，其優(yōu)勢在于它能夠穿透材料的表面，從而獲得表層之下物體的圖像，而這卻是通過光學(xué)頻率所無法獲得的結(jié)果。而微波輻射與X光不同之處在于，后者具有較高的光子能量(～103eV)可能對人體的組織、器官造成電離損傷。通常醫(yī)療和安檢用的X光光子能量一般在數(shù)百到上萬電子伏，而作為一種低能輻射的微波的光子能量僅為幾個(gè)eV，其對人體是無害的。

脈沖微波激發(fā)的熱聲成像系統(tǒng)，激發(fā)源通常為峰值功率幾百 kW，脈沖寬度500 ns～1 μs，頻率為1 GHz左右的脈沖微波［4-5］，微波脈沖能量密度約為幾個(gè)mJ/cm2，成像分辨率約為500μm。熱聲成像自從出現(xiàn)以來，相關(guān)的研究大都集中在模擬組織及成像算法等基礎(chǔ)研究方面，盡管熱聲成像具有較高的穿透深度及較好的成像分辨率，然而，其臨床應(yīng)用一直停滯不前。究其原因，我們認(rèn)為主要來自成像過程中存在潛在微波熱損傷。在實(shí)時(shí)成像的條件下，傳統(tǒng)脈沖微波熱聲成像的輻射劑量遠(yuǎn)遠(yuǎn)超過美國國家標(biāo)準(zhǔn)學(xué)會(huì)(ANSI)的輻射劑量安全標(biāo)準(zhǔn)［6］20 mW/cm2，這對熱聲成像臨床應(yīng)用提出了較大的挑戰(zhàn)。尋找提高熱聲激發(fā)效率的途徑，減小輻射劑量也成為熱聲成像的主要研究方向。

根據(jù)微波激發(fā)脈沖寬度與熱聲效應(yīng)的關(guān)系［7］，微波脈寬越窄，熱聲效應(yīng)激發(fā)效率越高，所需激發(fā)能量密度越小，潛在熱損傷越小。此外，時(shí)域熱聲信號是激發(fā)源脈沖波形與樣品沖擊響應(yīng)的卷積，激發(fā)脈沖持續(xù)時(shí)間越短，相應(yīng)的熱聲成像分辨率越高。目前實(shí)驗(yàn)室現(xiàn)有的兩臺脈沖微波激發(fā)源都是采用脈沖調(diào)制觸發(fā)磁控管的方式產(chǎn)生單頻微波，磁控管通過磁場將電子能量轉(zhuǎn)化為微波，由于功率等方面的限制，其產(chǎn)生的微波脈寬最窄只能達(dá)到幾百ns。這也是造成目前國際上微波熱聲成像分辨率停留在亞毫米量級的關(guān)鍵影響因素。

1 超短脈沖微波源

熱聲效應(yīng)早在19世紀(jì)末已經(jīng)被Bell發(fā)現(xiàn)，但是由于當(dāng)時(shí)缺乏高靈敏度的聲探測器，無法進(jìn)行定量試驗(yàn)。此后相當(dāng)長的一段時(shí)間，由于受激發(fā)源及探測器的限制光聲效應(yīng)的發(fā)展幾乎處于停滯狀態(tài)。近半個(gè)世紀(jì)以來，科學(xué)技術(shù)的迅猛發(fā)展，尤其是激光技術(shù)、計(jì)算機(jī)技術(shù)、電子技術(shù)的發(fā)展，給光聲熱聲技術(shù)的蓬勃發(fā)展注入了新的活力。特別是激光技術(shù)的迅速發(fā)展，使得光聲信號的激發(fā)光源從種類及質(zhì)量上均得到了充實(shí)和發(fā)展。在這些高功率技術(shù)的推動(dòng)下，熱聲技術(shù)不僅從理論上得到了進(jìn)一步的完善，應(yīng)用領(lǐng)域也得到了較大的拓展［7-9］。

超短高功率微波發(fā)生器是目前國內(nèi)外研究的一個(gè)熱點(diǎn)［10，11］，除在軍事上具有重要的應(yīng)用價(jià)值，在民用領(lǐng)域也有廣泛的應(yīng)用前景。超短高功率微波發(fā)生器具有脈寬窄，功率高，體積小，重量輕，使用方便等特點(diǎn)。超短脈沖微波與目前熱聲成像中所用的微波源的一個(gè)主要差別在于脈沖寬度與微波產(chǎn)生途徑。脈沖功率技術(shù)的研究始于上世紀(jì)30年代的用電容器放電產(chǎn)生 X射線。1938年，美國的 Kingdon和Tanis第一次發(fā)表了用高壓脈沖電源放電產(chǎn)生微秒脈沖X射線的文章。20世紀(jì)60年代是脈沖功率技術(shù)迅猛發(fā)展并形成單獨(dú)學(xué)科的黃金時(shí)代。一般來說，脈沖功率裝置包括以下幾個(gè)部分:初級能源，儲(chǔ)能系統(tǒng)，脈沖形成系統(tǒng)、開關(guān)轉(zhuǎn)換系統(tǒng)和負(fù)載。脈沖功率的形成過程是:首先經(jīng)過慢儲(chǔ)能，使初級能源具有足夠的能量;之后向中間電容充電儲(chǔ)能系統(tǒng)注入能量，能量經(jīng)過電容放電形成電脈沖，經(jīng)過升壓及壓縮形成高壓窄脈沖，最后快速釋放給天線負(fù)載，發(fā)射出電磁波。

本文所用的超短脈沖微波發(fā)生器主要由Tesla變壓器、脈沖形成線、高壓氣體開關(guān)和高功率脈沖天線等部分組成。該脈沖發(fā)生器能夠產(chǎn)生脈沖寬度小于10 ns的窄脈沖微波，峰值功率可達(dá)40 MW，脈沖重復(fù)頻率為1-40 Hz連續(xù)可調(diào)，微波輻射主頻為450 MHz。超短脈沖微波發(fā)生器的工作原理圖如圖1所示，充電系統(tǒng)經(jīng)過交流整流及升壓后給初級能源的電容器充電到要求的電壓(～2.3 kV)，控制系統(tǒng)觸發(fā)初級能源的半導(dǎo)體開關(guān)(絕緣柵雙極型晶體管，IGBT)導(dǎo)通產(chǎn)生脈沖電壓，之后經(jīng)Tesla變壓器升壓后給脈沖形成線諧振充電，當(dāng)形成線充電到ps級高壓氣體開關(guān)的自擊穿電壓(～100 kV)時(shí)，開關(guān)導(dǎo)通，高電壓脈沖快速釋放到天線負(fù)載上，輻射出高功率超短脈沖微波。

開關(guān)元件的參數(shù)和特性將對脈沖的持續(xù)時(shí)間，上升時(shí)間，幅值等產(chǎn)生最直接的影響，因此開關(guān)元件在脈沖微波發(fā)生器中占有特殊的地位。近些年來，一些高性能開關(guān)也不斷涌現(xiàn)，如磁開關(guān)、半導(dǎo)體開關(guān)器件、光導(dǎo)開關(guān)等。隨著科技的發(fā)展，氣體開關(guān)技術(shù)發(fā)展趨向成熟，具有低成本，耐壓高，輸出脈寬窄的特點(diǎn)，在高功率脈沖裝置中取得了廣泛的應(yīng)用。本超短脈沖微波發(fā)生器采用2.5 MPa高壓氮?dú)忾_關(guān)，實(shí)現(xiàn)了800 ps上升時(shí)間，單脈沖為2～3 ns的微波發(fā)射(圖2(b))，將熱聲成像的激發(fā)脈寬較以前減小了數(shù)十倍。

圖1 超短脈沖微波發(fā)生器原理框圖Fig.1 The block diagram of ultrashort microwave generator

圖2 (a)超短脈沖微波發(fā)生器裝置圖，(b)超短脈沖微波波形Fig.2 (a)The steup of ultrashort microwave generator，(b)The waveform of ultrashort microwave pulse

2 實(shí)驗(yàn)系統(tǒng)與方法

為了驗(yàn)證超短脈沖微波激發(fā)的熱聲成像系統(tǒng)分辨率及熱聲轉(zhuǎn)化效率，實(shí)驗(yàn)中選用了兩種不同脈寬的微波源，分別為超短脈沖微波源及陜西北微機(jī)電科技有限公司的微波發(fā)生器(BW-6000HPT，China)，其發(fā)射出頻率分別為450 MHz，6 GHz，脈寬為10 ns及450 ns，微波輻射能量密度分別為350 μJ/cm2和31 mJ/cm2。本實(shí)驗(yàn)選用了不同形狀、不同大小的模擬樣品進(jìn)行熱聲成像。實(shí)驗(yàn)樣品是用瓊脂粉、水加熱到沸騰，然后在燒杯中冷卻凝結(jié)而成。樣品放置在一個(gè)聚乙烯塑料旋轉(zhuǎn)平臺上，通過步進(jìn)電機(jī)帶動(dòng)樣品旋轉(zhuǎn)進(jìn)行全方位數(shù)據(jù)采集。聲探測器采用廣州多浦樂電子科技有限公司的點(diǎn)聚焦高頻探測器(I10P6NF20，Doppler，China)，樣品臺和超聲傳感器一同被浸泡在裝有礦物油的容器內(nèi)。試驗(yàn)時(shí)樣品以1.8°的步距旋轉(zhuǎn)200個(gè)位置進(jìn)行熱聲數(shù)據(jù)采集，通過示波器(Tektronix，TDS3032，USA)采集并經(jīng)過GPIB接口傳輸存儲(chǔ)到計(jì)算機(jī)進(jìn)行后處理。熱聲圖像的重建利用Matlab濾波反投影算法在計(jì)算機(jī)上實(shí)現(xiàn)［12-17］。

熱聲效應(yīng)的激發(fā)效率依賴于激發(fā)源的脈沖寬度，脈寬越窄，激發(fā)效率越高。為了驗(yàn)證不同脈寬下熱聲效應(yīng)的效率，試驗(yàn)中選用水作為吸收體，將探測得到的不同脈寬下熱聲信號的幅值對微波能量密度、吸收系數(shù)、聲探測器頻帶響應(yīng)進(jìn)行歸一化，得到不同脈寬的熱聲轉(zhuǎn)化效率。為了進(jìn)一步驗(yàn)證熱聲成像分辨率，本文對一系列不同形狀及大小的模擬樣品進(jìn)行了熱聲圖像重建。

3 實(shí)驗(yàn)結(jié)果與討論

圖3(a)為不同脈寬微波激發(fā)下水的熱聲信號波形圖，可見，超短微波激發(fā)的熱聲信號具有較窄的時(shí)域持續(xù)時(shí)間。圖中10 ns(450 MHz)微波激發(fā)的熱聲信號約比450 ns(6 GHz)微波激發(fā)的熱聲信號小5倍，然而水對6 GHz微波的吸收系數(shù)比450 MHz微波強(qiáng)7.6倍，并且兩者能量密度差異為89倍。此外，考慮到不同脈寬激發(fā)熱聲信號主頻及相應(yīng)的聲探測器頻帶響應(yīng)不同，經(jīng)過歸一化處理計(jì)算得到10 ns超短微波熱聲轉(zhuǎn)化效率比450 ns微波提高了約兩個(gè)數(shù)量級圖3(b)。

圖3 不同脈寬微波激發(fā)的熱聲信號波形(a)及熱聲激發(fā)效率的比較(b)Fig.3 (a)Thermoacoustic signals induced by microwave with different pulse duration，(b)Comparison of thermoacoustic conversion efficiency for different pulse duration

圖4(a)為直徑1.3 cm橢圓形瓊脂樣品熱聲圖像，圖4(b)為中間填充水的兩個(gè)壁厚110μm的橢圓形聚乙烯塑料管的熱聲重建圖像。上述實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明，該系統(tǒng)可以清晰的重建不同大小及形狀的樣品的熱聲圖像，成像分辨率可以達(dá)到約 100μm［7］，遠(yuǎn)高于目前熱聲成像的mm級分辨率。采用更高主頻的超聲探測器將具有更高的熱聲成像分辨率。微波的穿透深度與波長及吸收系數(shù)有關(guān)，超短脈沖微波發(fā)生器輸出的微波主頻在450 MHz，其在肌肉及脂肪組織中的穿透深度分別可以達(dá)到5.1 cm和30.2 cm。高的成像分辨率及穿透深度使得超短脈沖微波熱聲成像具有廣闊的臨床應(yīng)用前景。

4 結(jié)論

本文設(shè)計(jì)實(shí)現(xiàn)了基于超短脈沖微波的熱聲成像系統(tǒng)，大大提高了熱聲激發(fā)效率及成像分辨率，使熱聲成像所需的激發(fā)能量密度降低到國際安全標(biāo)準(zhǔn)以下，消除了潛在的熱損傷，突破了熱聲成像臨床應(yīng)用的技術(shù)限制。此外，超短脈沖微波的高分辨率高穿透深度成像也為疾病的早期檢測與定位提供了切實(shí)可行的方法。超短脈沖微波熱聲成像在激發(fā)效率及成像分辨率方面取得的里程碑式的進(jìn)展必將在生物醫(yī)學(xué)領(lǐng)域有廣闊的應(yīng)用前景，為人類健康做出重要貢獻(xiàn)。

圖4 不同形狀模擬樣品的熱聲圖像Fig.4 Thermoacoustic imaging of different samples

［1］LAO Yeqi，XING Da，YANG Sihua，et al.Noninvasive photoacoustic imaging of the developing vasculature during early tumor growth［J］.Physics in Medicine and Biology，2008，53:4203-4212.

［2］YANG Sihua，XING Da，LAO Yeqi，et al.Noninvasive monitoring of traumatic brain injury and post-traumatic rehabilitation with laser-induced photoacoustic imaging［J］.Applied Physics Letters，2007，90:243902.

［3］NIE Liming，XING Da，YANG Diwu，et al.A novel method for foreign body detection based on fast microwave-induced thermoacoustic tomography with a multi-element linear transducer array［J］.Applied Physics Letters，2007，90:174109.

［4］NIE Liming，XING Da，YANG Sihua.In vivo detection and imaging of low-density foreign body with microwave-induced thermoacoustic tomography［J］.Medical Physics，2009，36(8):3429-3437.

［5］LOU Cunguang，XING Da.Temperature monitoring utilising thermoacoustic signals during pulsed microwave thermotherapy:A feasibility study［J］.International Journal of Hyperthermia，2010，26(4):338-346.

［6］American National Standard，ANSI Z136.1-200777.

［7］LOU Cunguang，YANG Sihua，JI Zhong，et al.Ultrashort microwave-induced thermoacoustic imaging:A breakthrough in excitation efficiency and spatial resolution［J］.Physical Review Letters，2012，109:218101.

［8］CAO Caijun，NIE Liming，LOU Cunguang，et al.The feasibility of using microwave-induced thermoacoustic tomography for detection and evaluation of renal calculi［J］.Physics in Medicine and Biology，2010，55:5203-5212.

［9］JI Zhong，LOU Cunguang，YANG Sihua，et al.Three-dimensional thermoacoustic imaging for early breast cancer detection［J］.Medical Physics，2012，39(11):6738-6745.

［10］ZHANG Yu，LIU Jinliang，CHENG Xinbing，et al.A compact high-voltage pulse generator based on pulse transformer with closed magnetic core［J］. Review of Science Instrument，2010，81(3):033302.

［11］LIU Jinliang，ZHANG Yu，CHEN Zheng，et al.A Compact 100-PPS High-Voltage Trigger Pulse Generator［J］.IEEE Transactions on Electron Devices，2010，57(7):1680.

［12］ZENG Yaguang，XING Da，WANG Yi，et al.Photoacoustic and ultrasonic coimage with a linear transducer array［J］.Optics Letters，2004，29(15):1760-1762.

［13］WANG Yi，XING Da，ZENG Yaguang，et al.Photoacoustic imaging with deconvolution algorithm［J］.Physics in Medicine and Biology，2004，49:3117-3124.

［14］YANG Diwu，XING Da，GU Huaimin，et al.Fast multielement phase-controlled photoacoustic imaging based on limitedfield-filtered back-projection algorithm［J］.Applied Physics Letters，2005，87:194101.

［15］YANG Sihua，YEI Fei，XING Da.Intracellular label-free gold nanorods imaging with photoacoustic microscopy［J］.Optical Express，2012，20，10370-10375.

［16］HUANG Guojia，Yang Sihua，YUAN Yi，et al.Dextran based pH-sensitive near-infrared nanoprobe for in vivo differential-absorption dual-wavelength photoacoutic imaging of tumor［J］.Applied Physics Letters，2011，99，123701.

［17］YIN Bangzheng，XING Da，WANG Yi，et al.Fast photoacoustic imaging system based on 320-element linear transducer array［J］.Physics in Medicine and Biology，2004，49(7):1339-1346.