非接觸式光聲成像技術及其應用

陳重江，周王婷，胡毅成，楊思華

華南師范大學生物光子學研究院 激光生命科學研究所、暨激光生命科學教育部重點實驗室，廣東 廣州 510631

引言

目前，在光聲成像技術中，光聲信號通常需要使用超聲換能器進行接觸式探測。由于超聲波（光聲信號）無法在空氣中傳播，在樣品和超聲換能器之間必須添加水或超聲凝膠作為超聲波的耦合介質(zhì)，這使其在很多應用中受到限制。比如，在高溫、強輻射等的工業(yè)應用中，往往因為待檢測區(qū)域所處的環(huán)境惡劣，無法使用耦合劑進行耦合，或者超聲換能器無法置于被檢測區(qū)域；在燒傷檢測和潰瘍檢測等的生物醫(yī)學應用中，使用耦合劑會污染乃至感染待檢測組織區(qū)域，而且在手術導航中耦合劑的使用會對目標區(qū)域的檢測帶來不便，這就限制了其在臨床醫(yī)學上的應用。光學超聲檢測是一種很有前途的超聲波檢測方法，以非接觸的方式檢測超聲波信號，可以實現(xiàn)寬頻帶高靈敏度的光聲成像，此方法避免了傳統(tǒng)方法需要耦合劑而帶來的不便。因此，與傳統(tǒng)的光聲成像相比，非接觸式光聲成像技術更利于擴展到工業(yè)及生物醫(yī)學領域的應用。

過去幾年，越來越多的光學超聲檢測方法被提出，光學檢測超聲信號的方法已經(jīng)被廣泛的應用于各種領域[1-21]。早在上個世紀90年代，Pouet等[22]在光折變晶體中混合雙光束的方法形成外差干涉儀，并將其用來探測物體粗糙表面的超聲信號。2004年，Carp等[23]利用改進的馬赫曾德爾干涉儀測量光聲效應引起的表面振動的位移，該系統(tǒng)具備4 ns的時間分辨率，0.3 nm位移靈敏度。亦有研究使用基于聚合物薄膜的法布里—珀羅干涉儀來檢測超聲波[24]。2010年，Berer等[2]利用雙波長混頻干涉儀實現(xiàn)了遠距離和非接觸式光聲成像。最近，有研究提出將相位敏感型光學相干層析（Optical Coherence Tomography，OCT）系統(tǒng)用于光聲信號的檢測[25]。在以上提到的各種光學檢測超聲的方法中，有的由于檢測靈敏度低并不能進行非接觸式測量，有的由于光學信號調(diào)制頻率受限導致系統(tǒng)檢測帶寬較窄，有的則是成像分辨率較低。為了實現(xiàn)非接觸式寬帶高分辨率的接收光聲信號，我們在本文中提出了一種基于低相干邁克爾遜干涉儀的光學檢測光聲信號的方法，并建立非接觸式光聲成像系統(tǒng)，驗證了該系統(tǒng)的成像能力及橫向分辨率，并通過模擬實驗和在體實驗驗證了該非接觸式光聲成像系統(tǒng)能夠高分辨率的成像生物組織的脈管系統(tǒng)，促進了光聲成像技術在生物醫(yī)學中的應用。

1 原理與方法

1.1 光學相干法測量光聲信號的原理

當吸收體被短脈沖激光照射時，吸收體會吸收光能產(chǎn)生熱膨脹，從而輻射熱彈波，也就是光聲信號。光聲信號本質(zhì)上是機械波，它在傳播的過程中會引起吸收體表面的振動。因此，我們可以通過測量吸收體表面振動位移的大小來反演光聲信號的大小。邁克爾遜干涉儀是常用的精密測量設備，其精度可達到皮米量級甚至更高，在科研及工業(yè)領域中都有著廣泛的應用。本文中，我們利用邁克爾遜干涉儀對相位變化的高度敏感性來檢測光聲信號引起吸收體表面振動的位移，從而實現(xiàn)光聲信號的非接觸式檢測。

光學相干法測量光聲信號的原理，見圖1。光聲信號檢測光經(jīng)分束器分為兩束光，一束光通過透鏡并聚焦在反射鏡上形成參考臂，另一束光依次通過二向色鏡和物鏡最后聚焦在樣品上形成樣品臂，從樣品臂和參考臂各自反射回去的光相遇后發(fā)生干涉，光電平衡探測器用來接收干涉信號，這就構成了邁克爾遜干涉儀。光聲信號檢測光與光聲信號激發(fā)光經(jīng)過二向色鏡后變?yōu)橥S光束，一同經(jīng)過物鏡聚焦于生物組織上，生物組織吸收激發(fā)光能量后產(chǎn)生光聲信號，光聲信號傳到組織表面時會引起表面的振動，振動幅度的大小就反映了光聲信號的大小。根據(jù)光聲信號在介質(zhì)中的傳播性質(zhì)，組織的振動位移Δx(t)與引起組織振動的光聲信號p(t)的一維簡化關系如下[26]：

其中va為超聲在介質(zhì)中的傳播速度，ρ為介質(zhì)的密度，t為激光脈沖的脈寬。組織表面的振動會改變干涉儀中樣品臂的相位，因此通過檢測相位變化就能得到光聲信號引起的振動位移的大小。為方便，將Δx(t)寫成Δx。光聲信號引起的組織表面位移與相位的變化關系如下：

其中λ0為探測光的中心波長。通過干涉儀最終探測到的干涉光強為：

A為光電平衡探測器的放大倍數(shù)，I1、I2分別為參考臂及樣品臂反射回去的光強。相位φ包含環(huán)境噪聲（光學平臺的振動及空氣擾動等）產(chǎn)生的相位φnoise及光聲信號引起的相位變化Δφ，即：φ=Δφ+φnoise。由(3)式可得，當時，即干涉信號經(jīng)過差分放大后輸出為“0”時，系統(tǒng)對光聲信號的檢測靈敏度最高，此時作為光聲信號的檢測時間窗口。

圖1 光學相干法檢測光聲信號的原理圖

1.2 非接觸式光聲成像系統(tǒng)

非接觸式光聲成像系統(tǒng)原理圖，見圖2。光聲信號檢測系統(tǒng)由超發(fā)光二極管（中心波長1310 nm，帶寬45 nm）、光纖環(huán)形器、2×2光纖耦合器、二向色鏡、反射鏡光電平衡探測器等組成（圖2a）。從光纖耦合器輸出的檢測光通過光纖準直器和透鏡1聚焦在反射鏡上形成干涉儀的參考臂，另一路檢測光通過二向色鏡、擴束系統(tǒng)（L2焦距是30 mm，L3焦距是100 mm）及物鏡聚焦在樣品表面形成干涉儀的樣品臂，調(diào)整樣品臂與參考臂的長度使其相等，從而使干涉儀工作在零差模式。考慮到該系統(tǒng)主要用來進行血管成像，所以選用的脈沖激光器波長是532 nm，脈寬為 10 ns，重復頻率是 0.11～10 kHz（HLX-I-F005，Horus Laser），4倍物鏡用來聚焦光束。由前文我們知道只有在環(huán)境噪聲? =kπ ±的情況下系統(tǒng)的靈敏度最高，在這里我

noise們使用FPGA控制卡采集由光電平衡探測器輸出的差分信號，對采集到的差分信號進行實時分析，當差分信號在零點附近時可編程邏輯器件（Field-Programmable Gate Array，F(xiàn)PGA）控制卡會發(fā)出脈沖信號T1去觸發(fā)激光器，激光器就會發(fā)出激光脈沖來激發(fā)光聲信號，并同時輸出同步信號T2取觸發(fā)NI-5124采集卡采集光聲信號，此時完成對一個掃描點信號的采集，然后由PCI-1716控制卡發(fā)出位移信號T3，驅動二維電機掃描平臺移動到下一個掃描點，依次循環(huán)，實現(xiàn)對樣品的二維掃描，最后對各個采樣點將得到數(shù)據(jù)進行最大值投影，從而得到一幅二維光聲圖像。為了降低噪聲影響，將信號通過截止頻率為30 kHz的高通濾波器。通常，生物組織對檢測光的反射率較低，為進一步提高系統(tǒng)的檢測靈敏度，通常在組織表面覆蓋一層幾百微米厚的油層用來增強反射光。系統(tǒng)的工作時序，見圖2b。

首先，我們測試了這種方法檢測光聲信號的可行性。為此，我們將黑色膠帶作為吸收體，使用非接觸式光聲成像系統(tǒng)測試了黑膠帶的光聲信號，結果見圖2c，表示的是光聲信號引起吸收體表面振動的位移大小。根據(jù)第一節(jié)中等式(1)，將圖2c中的位移信號進行微分，即可得到光聲壓信號。這個信號與我們用超聲換能器測到的光聲信號是一致的，具有雙極性。因此，這種光學方法檢測光聲信號是可行的。

圖2 非接觸式光聲成像系統(tǒng)原理圖

2 結果

2.1 系統(tǒng)分辨率測試

為了驗證該非接觸式光聲成像系統(tǒng)的橫向分辨能力，我們對直徑為6 μm碳纖維絲進行光聲成像實驗，通過對所獲得的光聲圖像進行分析來量化上述系統(tǒng)的分辨率。實驗中，電機的掃描步距為2 μm，掃描速度為40 Hz，且對每個掃描點的數(shù)據(jù)平均10次。圖3a是直徑為碳纖維的光聲圖像。取其在x軸掃描方向上的一維信號，然后通過高斯擬合擬合出光滑的曲線，最后取其半峰全寬作為系統(tǒng)的橫向分辨率數(shù)值，結果見圖3b，可以看到該成像系統(tǒng)的橫向分辨率優(yōu)于10.6 μm。

圖3 非接觸式光聲成像系統(tǒng)的橫向分辨率

2.2 模擬樣品實驗

接下來我們證明了該非接觸式光聲成像系統(tǒng)在散射介質(zhì)中也有較好的成像能力。實驗對象為埋在濃度為1%的瓊脂凝膠中的菩提葉脈，葉脈在實驗前經(jīng)過染料處理，使得它在532 nm激發(fā)光下可以激發(fā)出光聲信號，凝膠模擬組織對光的高散射特性。實驗中，電機掃描步距為10 μm，成像范圍為4 mm×4 mm。成像結果，見圖4。葉脈的紋理能夠被清晰地成像出來，且圖像具有很高的對比度。模擬實驗證明了該非接觸式光聲成像系統(tǒng)能夠以高的分辨率成像高散射介質(zhì)中的吸收體。

圖4 菩提葉脈的光聲成像實驗

2.3 在體實驗

為了驗證該非接觸光聲成像系統(tǒng)的在體成像能力，我們用該系統(tǒng)對接種有黑色素瘤的小鼠耳朵的血管及瘤體進行了活體成像。根據(jù)實驗規(guī)范，在實驗前我們先用麻醉劑隊小鼠進行腹腔注射（40 mg/kg）麻醉。為了保證小鼠耳朵不被損害，實驗過程中對激光能量進行測量，將其控制在12 mJ/cm2以下。圖5為黑色素瘤小鼠耳朵光聲二維成像結果，其血管網(wǎng)絡清晰可見，成像范圍為3 mm×3 mm，綠色圓形虛線框為黑色素瘤實體部位，由圖可以看出腫瘤相關血管結構具有高度的紊亂性，其新生血管結構為點狀結構，見圖5中的綠色矩形框的箭頭所示。此在體實驗結果說明了該非接觸式光聲成像技術可以活體成像生物組織，在識別皮膚腫瘤疾病等相關血管結構及腫瘤實體方面具有潛在的應用前景，并且與傳統(tǒng)方法比較，該非接觸式光聲成像技術對于病灶有潰瘍的區(qū)域的成像及檢測更具優(yōu)勢。

圖5 黑色素瘤小鼠耳朵血管及瘤體的光聲成像實驗

3 結論

本文我們首先介紹了非接觸式光聲成像的背景，分析了基于全光纖低相干邁克爾遜干涉儀的光學檢測光聲信號的原理，然后詳細描述了非接觸式光聲信號檢測的方法，最后，成功構建了非接觸式光聲成像系統(tǒng)，測試了系統(tǒng)的分辨率，通過模擬及在體實驗驗證了系統(tǒng)的成像能力，實驗表明非接觸式光聲成像系統(tǒng)具高分辨成像生物組織的能力。另外，由于該光聲成像系統(tǒng)的非接觸的特性，因而更加方便于實際應用，使得該系統(tǒng)在生物醫(yī)學研究中具有廣闊的應用前景。同時，本文中光聲信號檢測所使用的低相干邁克爾遜干涉儀是OCT系統(tǒng)中的關鍵部件，因而可以方便的實現(xiàn)光聲/OCT雙模態(tài)成像系統(tǒng)，能夠提供更豐富的生物組織信息。

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