基于聲學(xué)掃描振鏡的超聲/光聲雙模態(tài)成像技術(shù)*

胥守振 謝實(shí)夢 吳丹 遲子惠 黃林?

1) (電子科技大學(xué)電子科學(xué)與工程學(xué)院,成都 611731)

2) (重慶郵電大學(xué)光電學(xué)院,重慶 400065)

超聲/光聲雙模態(tài)成像技術(shù)因其同時兼具超聲的高分辨率結(jié)構(gòu)成像和光聲的高對比度功能成像優(yōu)勢,極大地推動了光聲成像技術(shù)的臨床應(yīng)用推廣.傳統(tǒng)超聲/光聲雙模態(tài)成像技術(shù)多基于超聲成像所用陣列探頭同時收集光聲信號,系統(tǒng)結(jié)構(gòu)緊湊且無需圖像配準(zhǔn),操作便捷.但該類設(shè)備使用陣列探頭和多通道數(shù)據(jù)采集,使得其成本較高;且成像結(jié)果易受通道一致性差異影響.本文提出了一種基于聲學(xué)掃描振鏡的超聲/光聲雙模態(tài)成像技術(shù),該技術(shù)采用單個超聲換能器結(jié)合一維聲學(xué)掃描振鏡進(jìn)行快速聲束掃描,實(shí)現(xiàn)超聲/光聲雙模態(tài)成像,是一種小型化、低成本的雙模態(tài)快速成像技術(shù).本文開展了系列仿體和活體成像研究,實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明:系統(tǒng)有效成像范圍為15.6 mm,超聲和光聲成像B 掃描速度分別為1.0 s—1 和0.1 s—1 (光聲成像速度主要受制于脈沖激光器重復(fù)頻率).基于本文所提技術(shù)研究,有助于進(jìn)一步推動超聲/光聲雙模態(tài)成像技術(shù)的臨床轉(zhuǎn)化和普及;也為基于超聲信號檢測的多模態(tài)成像技術(shù)提供了一種低成本、小型化和快速聲信號檢測的參考方案.

1 引言

光聲成像的基礎(chǔ)是光聲效應(yīng),最早由Bell 于1880 年發(fā)現(xiàn).近幾十年光聲成像技術(shù)不斷發(fā)展,已經(jīng)從實(shí)驗(yàn)室研究逐步走向臨床應(yīng)用[1].光聲成像用脈沖激光作為激勵,當(dāng)脈沖激光照射組織時,組織吸收光能并將其轉(zhuǎn)換為熱能,之后產(chǎn)生絕熱膨脹,最終以超聲波的形式向外傳播信號,即光聲信號;超聲換能器用于接收組織發(fā)射的光聲信號,該信號經(jīng)放大后被數(shù)據(jù)采集卡采集和存儲,利用重建算法可以得到組織內(nèi)部的光吸收分布圖像.光聲成像的對比度取決于組織的光學(xué)特性,主要是光學(xué)吸收特性[2].人體內(nèi)不同的發(fā)色團(tuán)有不同的吸收峰,因此光聲成像具有較高的特異性和對比度.同時,由于光聲信號本質(zhì)上也是超聲信號,因此光聲成像同時兼具了超聲成像的高分辨率和光學(xué)成像的高對比的優(yōu)勢.

超聲成像技術(shù)因其優(yōu)異的結(jié)構(gòu)性成像優(yōu)勢,已經(jīng)在臨床中得到大量的應(yīng)用.而光聲成像雖然可以提供高對比的功能性信息,但其結(jié)構(gòu)性成像能力不如超聲成像[3].與此同時,超聲和光聲成像均基于接收超聲波信號進(jìn)行成像,故具有天然的融合潛力.目前超聲/光聲雙模態(tài)成像在生物醫(yī)學(xué)影像領(lǐng)域已經(jīng)開始大量使用,比如:成像關(guān)節(jié)[4]、肝臟[5]、癌前期診斷等方面,許多研究小組都報(bào)道了相關(guān)的研究成果.比如Wang 研究小組[6]提出基于超聲/光聲雙模態(tài)技術(shù)的乳腺癌成像研究,為乳腺癌分期提供了一種微創(chuàng)方法,之后其他小組也相繼提出利用超聲/光聲雙模態(tài)成像檢測肺癌[7]、甲狀腺癌[8]、黑色素瘤[9]、腦腫瘤[10]、神經(jīng)膠質(zhì)瘤[11]等.鑒于超聲/光聲雙模態(tài)成像所具有的獨(dú)特技術(shù)優(yōu)勢,已有一些成熟的商業(yè)化產(chǎn)品,比如iTheraMedical 公司的MSOT[12]系統(tǒng)、基于Philips Healthcare 公司的iU22 系 統(tǒng)[6]、Verasonic 公 司 的VevoLAZR[13]和V1[4]系統(tǒng)、基于邁瑞公司的Reaona 7[8]等.

同時超聲/光聲雙模態(tài)成像系統(tǒng)也有許多研究組都有深入的研究.其中,Wang 研究組[14]、宋亮研究組[15]分別實(shí)現(xiàn)了超聲/光聲的內(nèi)窺鏡技術(shù)、Garcia-Uribe 研究組[6]開發(fā)了用于無創(chuàng)前哨淋巴結(jié)的超聲/光聲的雙模態(tài)平臺、Oeri 研究組[16]報(bào)道了一種用于手指成像的混合超聲/光聲斷層掃描系統(tǒng)、Steenbergen 研究組[17]開發(fā)出了一款超聲/光聲雙模態(tài)便攜式成像系統(tǒng).常見的超聲/光聲的雙模態(tài)成像多采用陣列探頭的方案,可以獲得大視場、實(shí)時的成像,但該類設(shè)備使用陣列探頭和多通道數(shù)據(jù)采集,使其成本較高(常見的熱聲/光聲雙模態(tài)也是如此[18]),且成像結(jié)果易受通道一致性差異影響.為實(shí)現(xiàn)小型化、高分辨率、低成本的雙模態(tài)技術(shù),基于單個超聲換能器的快速成像成為一個重要的研究方向.與基于陣列的超聲成像相比,基于單個超聲換能器的成像技術(shù)具有成本低、復(fù)雜度低、多尺度成像(可根據(jù)分辨率自由更換超聲換能器)的特點(diǎn).為了實(shí)現(xiàn)B 掃描(沿著直線進(jìn)行掃描,得到的一個橫截面的二維圖像),傳統(tǒng)方法多采用機(jī)械掃描或者扇形掃描超聲探頭的方法.然而,機(jī)械掃描速度較慢,扇形掃描需要特殊的小重量傳感器[19].除此之外,音圈電機(jī)通過電磁鐵產(chǎn)生吸力或者斥力驅(qū)動電機(jī)運(yùn)動,具有高速度、快速響應(yīng)等優(yōu)良性能,且體積小重量輕;但音圈電機(jī)載重能力較弱、行程短、并伴有機(jī)械振動[20].因此許多研究小組開始探索其他的掃描機(jī)制,其中MEMS (microelectro-mechanical system)光學(xué)掃描振鏡在快速OR-PAM(optical resolution-photoacoustic microscopy)中得到了廣泛應(yīng)用,通過快速掃描聚焦光斑可以實(shí)現(xiàn)快速的OR-PAM 成像.在基于MEMS光學(xué)掃描振鏡的成像系統(tǒng)中,掃描振鏡的轉(zhuǎn)動代替機(jī)械掃描,這種掃描方式相對于傳統(tǒng)的機(jī)械掃描可減少掃描時間和減小由于機(jī)械振動帶來的噪聲,并且由于MEMS 掃描振鏡體積較小,可以進(jìn)一步縮小成像系統(tǒng)的體積,有利于小型化.與此同時,超聲波也可以通過聲學(xué)掃描振鏡進(jìn)行快速掃描,實(shí)現(xiàn)快速超聲和光聲成像.表1 給出了在光聲顯微成像中掃描機(jī)制的優(yōu)劣對比[19,20].

表1 光聲顯微成像中掃描機(jī)制對比Table 1.Comparison of scanning methods in photoacoustic microscopy imaging.

早在2010 年,Xi 等[21]首次將 MEMS 掃描振鏡應(yīng)用于光聲成像,但由于傳統(tǒng)的硅基MEMS 掃描振鏡具有脆性和不穩(wěn)定的鏡面支撐結(jié)構(gòu),因此并不適合在聲耦合介質(zhì)(如水)中工作[22],大大限制了其應(yīng)用范圍.為解決這一問題,Yao 等[23]開發(fā)了一種OR-PAM 的專用單軸水浸MEMS 掃描振鏡,并且采用電磁式驅(qū)動,提高了掃描速度.更進(jìn)一步,Kim 研究組[24]開發(fā)了基于PDMS (polydimethylsiloxane)的2 軸水浸MEMS 掃描振鏡,并以此為基礎(chǔ),搭建了多種超聲和光聲成像系統(tǒng),成功應(yīng)用于超聲成像[19]、光聲層析成像[25]和光聲顯微成像[26-28],其中以光聲顯微成像效果最為突出,實(shí)現(xiàn)了小型、快速和實(shí)時成像,在聲學(xué)分辨率光聲顯微成像和光學(xué)分辨率光聲顯微成像方面都取得了很大進(jìn)展.但目前還未有基于MEMS 掃描振鏡的超聲/光聲雙模態(tài)成像的研究,且MEMS 要求更小的體積和更高的重復(fù)精度,對工藝要求更高,價格偏貴,對于非光聲顯微成像并不需要這么高精度的掃描振鏡.本文提出了一種基于聲學(xué)掃描振鏡的超聲/光聲雙模態(tài)成像技術(shù),聲學(xué)掃描振鏡尺寸較一般的MEMS 掃描振鏡更大,精度略低,可以在水中正常工作,對超聲/光聲成像分辨率和成像速度是一種很好的權(quán)衡,同時體積也比較小.為基于超聲信號檢測的多模態(tài)成像技術(shù)提供了一種低成本、小型化和快速聲信號檢測的參考方案.

2 成像系統(tǒng)原理

本文搭建的基于超聲/光聲的雙模態(tài)成像系統(tǒng)框圖如圖1(a)示.系統(tǒng)的工作流程如下:首先在開發(fā)的Labview (National Instruments,USA)采集程序中設(shè)置好采集的步長和采樣深度、采樣區(qū)域等參數(shù).其次,信號源1(SPF 120 型數(shù)字合成函數(shù)發(fā)生器,南京盛普儀器科技有限公司)產(chǎn)生一定頻率和幅值的正弦波/三角波,一路用于控制掃描振鏡,一路用于觸發(fā)采集.信號源2 (Agilent 33220A,Aligent Technologies,USA)設(shè)置成外觸發(fā)模式接收來自信號源1 的觸發(fā),當(dāng)上升沿來臨時產(chǎn)生N個脈沖用來觸發(fā)脈沖發(fā)射器接收器 (5073 PR,Olympus NDT Inc.,USA)或者OPO 脈沖激光器(脈寬為4 ns,重復(fù)頻率為20 Hz;Surlite I-20,Continuum,USA)分別進(jìn)行超聲和光聲成像;脈沖激光通過光纖束輸出(光纖輸出端外觀尺寸為50 mm × 60 mm × 12 mm,出光口為4 0 mm ×1 mm,成都尚光科技有限公司),經(jīng)過整形后輸出光為一矩形光斑,實(shí)驗(yàn)所用脈沖激光能量密度低于ANSI (American national standards institute safety limit) 規(guī)定[29]的 20 mJ/cm2.超聲回波和光聲信號經(jīng)過聲學(xué)掃描振鏡 (鏡面尺寸為22.6 mm × 15.4 mm,SCAN-10-Y,天津小族光電科技有限公司) 反射后被超聲換能器接收(25 MHz,V324-SU,Olympus,USA),超聲信號經(jīng)過放大器(5073 PR,Olympus NDT Inc.,USA;增益為35 dB) 放大后,通過Labview程序和NI 5122 數(shù)據(jù)采集卡(100 MS/s,14 Bit,National Instruments,USA)將數(shù)據(jù)按照預(yù)定參數(shù)保存到計(jì)算機(jī)中.當(dāng)完成一個B 掃描后Labview通過移動臺控制器(MC600,北京卓立漢光儀器有限公司)控制步進(jìn)電機(jī)(TSA100,北京卓立漢光儀器有限公司)運(yùn)動,開始下一個B 掃描,最終得到一組三維的圖像數(shù)據(jù).超聲/光聲圖像通過基于 Matlab(MathWorks,USA)編寫的最大值投影重建算法重建得到二維最大值投影圖像.

該系統(tǒng)所用的聲學(xué)掃描振鏡為一維掃描振鏡,如圖1(b)所示,掃描角度與電壓成線性相關(guān),機(jī)械偏轉(zhuǎn)角最大為20°,光學(xué)偏轉(zhuǎn)角為40°.固定聲學(xué)掃描振鏡和超聲換能器的模具采用3D 打印(尺寸為80 mm × 46 mm × 50 mm),如圖1(c) 所示.在實(shí)驗(yàn)時需要用模具將超聲換能器和掃描振鏡封裝固定,并在內(nèi)部注入水為耦合劑,采用TPU薄膜封住模具底部,用橡膠O 型圈(NPF10 and NPF16,MiSUMi,USA)進(jìn)行固定.

圖1 (a) 超聲/光聲雙模態(tài)成像系統(tǒng)框圖;(b) 一維聲學(xué)掃描振鏡實(shí)物圖;(c) 模具實(shí)物圖Fig.1.(a) Schematic of the ultrasound/photoacoustic dual-modality imaging system;(b) photograph of the acoustic scanning galvanometer;(c) picture of the mould.

3 實(shí)驗(yàn)結(jié)果與討論

在第一組實(shí)驗(yàn)中,實(shí)驗(yàn)對象為直徑350 μm的銀針,共7 根平行放置,相鄰銀針之間直線距離為4 mm,實(shí)驗(yàn)時將銀針整體傾斜25°放置,計(jì)算得出兩相鄰銀針在水平方向間隔3.62 mm,在豎直方向間隔1.69 mm.實(shí)驗(yàn)中將銀針兩端固定,在正下方留空3 mm,避免底部反射的超聲信號對實(shí)驗(yàn)結(jié)果造成影響.

實(shí)驗(yàn)中,將脈沖發(fā)射接收器設(shè)置為外觸發(fā),信號源2 重頻設(shè)置為200 Hz,每秒產(chǎn)生的脈沖數(shù)設(shè)置成150,即每個B 掃描要采集的A-line (脈沖激光在一個位置激發(fā)的一維光聲信號)數(shù)是150,由于前100 個A-line 數(shù)據(jù)是對稱的,所以成像時選擇第51—150 的A-line 信號作為一個完整的B 掃描進(jìn)行成像.選擇每秒成像一幅B 掃描是因?yàn)樾枰o一維步進(jìn)電機(jī)步進(jìn)運(yùn)動預(yù)留時間.經(jīng)過測算,步進(jìn)電機(jī)從加速起步到減速停止到固定位置所需要的時間大約200 ms,故本文所選參數(shù)能同時兼顧掃描速度和圖像質(zhì)量.本文實(shí)驗(yàn)中沿Y軸方向的步長均為0.1 mm/步.

系統(tǒng)成像區(qū)域理論計(jì)算如下:假設(shè)超聲換能器到成像物體距離是l,掃描振鏡最大光學(xué)偏轉(zhuǎn)角為θ,掃描區(qū)域?yàn)閐,計(jì)算公式為

考慮到系統(tǒng)所用超聲換能器焦區(qū)為37—55 mm,焦距范圍內(nèi)超聲換能器到成像物體可調(diào)節(jié)距離為18—29 mm,代入?yún)?shù),理論計(jì)算掃描區(qū)域?yàn)?3.1—21.1 mm,成像區(qū)域根據(jù)位置有所不同.

圖2(b)是雙模態(tài)成像系統(tǒng)掃描的超聲成像結(jié)果,圖中清晰顯示了其中5 根銀針,經(jīng)過測量得到B掃描的成像區(qū)域?yàn)?5.6 mm.成像區(qū)域與理論計(jì)算值匹配.圖中所示的成像區(qū)域?yàn)?5.6 mm × 10 mm,所用時間為100 s,即每秒1 B 掃描.圖像X軸即為系統(tǒng)成像區(qū)域,約為15.6 mm.同時,圖像中銀針間隔并不是均勻的,這是由于目前最大值投影算法在該系統(tǒng)中存在一定的畸變,將在后續(xù)研究中對該算法進(jìn)行修正.

圖2(c)是沿圖2(b)紅色虛線的一維信號輪廓圖像.在圖2(c)中間兩根銀針信號比兩邊的信號稍強(qiáng)一點(diǎn),這是因?yàn)槁晫W(xué)掃描振鏡是扇形掃描的方式,所以只有當(dāng)掃描到中間位置時,超聲信號反射回來最強(qiáng),當(dāng)掃描到邊緣位置時由于換能器孔徑角影響使得反射信號強(qiáng)度稍微減弱.計(jì)算得出銀針半高寬為500 μm.進(jìn)一步計(jì)算[18]得到系統(tǒng)的超聲成像分辨率為150 μm(聲學(xué)掃描振鏡系統(tǒng)的分辨率主要取決于超聲換能器的中心頻率和帶寬[20]),這表明該成像系統(tǒng)能提供大范圍高分辨率的超聲圖像,且成像速度較快,成像系統(tǒng)較小.在醫(yī)學(xué)應(yīng)用中,可利用該系統(tǒng)實(shí)現(xiàn)局部B 掃描快速成像.根據(jù)Wang 研究組[30]的觀點(diǎn),光聲成像中分辨率與成像深度成1∶200 的關(guān)系,計(jì)算得出該系統(tǒng)的成像深度約為3 cm (分辨率為150 μm 時).

圖2 分辨率和成像區(qū)域?qū)嶒?yàn) (a)銀針實(shí)物圖;(b)超聲實(shí)驗(yàn)結(jié)果;(c)沿圖(b)紅色虛線的一維信號輪廓圖像Fig.2.Resolution and imaging region experiments:(a) Photograph of the silver needles;(b) ultrasound (US) results;(c) one dimensional signal profile along the red dashed line shown in (b).

為驗(yàn)證系統(tǒng)的光聲成像能力,本文開展了超聲和光聲的雙模態(tài)實(shí)驗(yàn).實(shí)物圖如圖3(a)所示,在水槽中分別放置一根直徑約為1 mm 聚乙烯管和一根黑色的頭發(fā)絲,頭發(fā)絲的直徑約為400 μm,兩者平行放置,間隔為4 mm (1 號標(biāo)簽是聚乙烯管,2 號標(biāo)簽是黑色頭發(fā)絲),圖中用紅色虛線標(biāo)出成像區(qū)域,在設(shè)置好參數(shù)后對仿體進(jìn)行超聲和光聲成像.

超聲成像結(jié)果如圖3(b)所示.超聲信號的大小取決于回波信號的強(qiáng)弱,由于成像仿體的材質(zhì)不同,成像結(jié)果也有差異.聚乙烯管的對超聲有良好的反射作用,因此左邊聚乙烯管的信號強(qiáng)度大于發(fā)絲的信號.

在同樣的位置進(jìn)行光聲成像,脈沖激光的波長設(shè)置為720 nm,以便在兔耳成像中觀察血管.由于光聲信號的強(qiáng)度取決于物體對光的吸收,黑色頭發(fā)絲對光有很強(qiáng)的吸收,而聚乙烯管是乳白色的,在該波長下幾乎不吸收光,所以產(chǎn)生光聲信號較小.圖3(c)所示的光聲信號中,與超聲圖像中頭發(fā)絲所在的對應(yīng)位置處有很強(qiáng)的光聲信號,聚乙烯管并沒有產(chǎn)生光聲信號,證實(shí)了系統(tǒng)能正常進(jìn)行光聲成像和超聲成像.

最后將超聲成像和光聲成像結(jié)果進(jìn)行疊加融合,得到圖3(d).對比圖3(d)和圖3(b),發(fā)現(xiàn)相比于超聲成像,超聲/光聲雙模態(tài)成像對頭發(fā)絲有較好的成像;相比圖3(c),超聲/光聲雙模態(tài)成像對聚乙烯管有較好的成像.該結(jié)果驗(yàn)證了超聲/光聲雙模態(tài)成像比單獨(dú)超聲或光聲成像更具優(yōu)勢.同時,實(shí)驗(yàn)結(jié)果也證明了成像系統(tǒng)能同時成像超聲和光聲,且有良好的成像效果.

圖3 超聲/光聲雙模態(tài)實(shí)驗(yàn)結(jié)果展示 (a)實(shí)驗(yàn)對象實(shí)物圖;(b)超聲圖像;(c)光聲圖像;(d)超聲和光聲的雙模態(tài)圖像Fig.3.Results of ultrasound/photoacoustic dual-modality experiment:(a) Photograph of experimental subject;(b) image of ultrasound (US);(c) image of photoacoustic (PA);(d) the fused US/PA image.

簡單結(jié)構(gòu)仿體的成像并不能說明該系統(tǒng)能在復(fù)雜的環(huán)境下進(jìn)行良好成像.本文模擬了復(fù)雜場景下雙模態(tài)系統(tǒng)的成像能力.仿體如圖4(a)所示,實(shí)驗(yàn)對象為6 根黑色縫紉線,3 根沿X軸水平放置,另外3 根沿Y軸豎直放置,夾角成90°.豎直放置的縫紉線間隔為3 mm,水平放置的縫紉線間隔為4 mm (實(shí)際上間隔可能有略微差異).縫紉線兩端分別用熱熔膠固定,X軸和Y軸方向上空間位置并不完全重疊.紅色實(shí)線框標(biāo)注了成像區(qū)域,成像范圍為15.6 mm × 20 mm.

圖4(b)的超聲成像結(jié)果清晰地顯示了6 根縫紉線,但信號大小有差異,這是縫紉線本身粗細(xì)不均造成的;沿X軸方向信號有一些畸變,這是后期圖像處理時最大值投影算法未經(jīng)過修正的原因.

圖4 縫紉線實(shí)驗(yàn)結(jié)果展示 (a)實(shí)物圖;(b)超聲圖像;(c)光聲圖像Fig.4.Experimental results of sewing thread:(a) Photograph of sewing thread;(b) image of ultrasound;(c) image of photoacoustic.

圖4(c) 是光聲成像的結(jié)果,同樣清晰地顯示了6 根縫紉線,縫紉線的粗細(xì)不均也造成了圖像上每根縫紉線信號寬度略有不同,并且由于光能量分布不均勻使得部分區(qū)域信號比較弱.同圖3(c)中的光聲結(jié)果相比,可以看出光聲成像能較好地分辨這些差異性.同時注意到,圖4(c) 沿Y軸方向的0—2 mm 處沒有明顯的光聲信號,這是因?yàn)楣饫w輸出的脈沖激光被水槽底部遮擋,而不是直接通過薄膜照射,導(dǎo)致能量減弱,圖4(a)標(biāo)簽3 已標(biāo)出此位置.總體而言,超聲和光聲成像都可以對仿體進(jìn)行較好的成像,表明本文所提技術(shù)同時進(jìn)行超聲/光聲雙模態(tài)成像的可行性和可靠性.

上述實(shí)驗(yàn)通過仿體對本文所提雙模態(tài)成像技術(shù)進(jìn)行了初步驗(yàn)證,證明了該系統(tǒng)對簡單和相對復(fù)雜的結(jié)構(gòu)均具有雙模態(tài)成像能力,為進(jìn)一步驗(yàn)證本文所提系統(tǒng)的醫(yī)學(xué)應(yīng)用潛力,本文進(jìn)行了兔耳血管活體成像.

實(shí)驗(yàn)選取成年雄兔(新西蘭大耳白兔,3.0 kg,成都達(dá)碩實(shí)驗(yàn)動物有限公司)右耳進(jìn)行活體成像.首先對實(shí)驗(yàn)兔靜脈注射進(jìn)行麻醉(劑量為7.5 mg/kg;舒泰,法國維克寵物保健公司),固定好待成像兔耳.在進(jìn)行活體的實(shí)驗(yàn)時,由于水槽較小,不適合放置兔耳朵,所以選擇將兔耳放置在中間鏤空的圓環(huán)上,用膠帶封住底邊,在兔耳的上下兩側(cè)涂上醫(yī)用超聲耦合劑,用醫(yī)用膠帶對兔耳進(jìn)行加固.脈沖激光器的波長設(shè)置為720 nm,并選擇圖5(a)紅色框區(qū)域進(jìn)行成像.在圖5(a)中可看到一條明顯的血管和旁邊細(xì)微血管.

圖5 兔子耳朵活體實(shí)驗(yàn)成像結(jié)果展示 (a)兔子耳朵實(shí)物圖;(b)光聲圖像;(c)超聲圖像Fig.5.Results of rabbit ear in vivo:(a) Photograph of rabbit ear;(b) image of photoacoustic;(c) image of ultrasound.

在圖5(b)所展示的光聲成像結(jié)果中可看到一根血管,且有很高的對比度,不過細(xì)微血管的信號卻很微弱,這是由于在成像時兔耳太大,無法完全放平,且有部分軟組織隆起,造成成像效果不佳.相比之下,超聲成像結(jié)果不甚理想,并不能清晰地分辨出血管的存在.總體來說,光聲對于血管的成像優(yōu)于超聲.經(jīng)計(jì)算,該系統(tǒng)的平均信噪比約為29.4 dB,雖然比基于光學(xué)掃描振鏡的OR-PAM 的信噪比低～7 dB[23],但相比于正常的光聲層析成像信噪比卻有明顯提升.

4 結(jié)論

本文提出了一種基于聲學(xué)掃描振鏡的超聲/光聲雙模態(tài)成像系統(tǒng).通過仿體實(shí)驗(yàn)和活體實(shí)驗(yàn)證明了該雙模態(tài)成像系統(tǒng)的成像能力,對于小范圍的成像有一定的價值,特別是該成像系統(tǒng)采用了單個超聲換能器,且掃描控制只需要一個掃描振鏡和移動電機(jī),是成本比較低的成像系統(tǒng).同時,只用模具實(shí)現(xiàn)小型化、快速化B 掃描,也是一種代替陣列探頭實(shí)現(xiàn)B 掃描成像的方法.考慮到熱聲和光聲只是激勵有所不同,實(shí)現(xiàn)基于聲學(xué)掃描振鏡的熱聲成像也將成為可能,同時有研究表明:基于加法電路可以降低熱聲信號的噪聲和減少平均次數(shù),提高成像速度[31],進(jìn)一步證實(shí)了基于聲學(xué)掃描振鏡開展超聲、光聲和熱聲多模態(tài)成像的可行性.

目前本文所述雙模態(tài)成像系統(tǒng)仍有許多不足,首先光聲成像速度遠(yuǎn)低于超聲,原因是脈沖激光器的重頻限制,實(shí)驗(yàn)所用的脈沖激光器最大重頻為20 Hz,遠(yuǎn)低于超聲的200 Hz.其次,在圖像的后期處理部分,由于掃描機(jī)制和探頭孔徑角導(dǎo)致的圖像的畸變還需進(jìn)行算法修正.最后,本文光聲成像實(shí)驗(yàn)采用透射式結(jié)構(gòu),只能對一些比較薄的仿體或淺表組織進(jìn)行成像,在接下來的工作中將考慮光纖、聲學(xué)掃描振鏡和超聲換能器的集成,同時反射光束和聲束,以實(shí)現(xiàn)反射式的雙模態(tài)成像,使系統(tǒng)更具實(shí)用性.