孫 正 李昀展

(華北電力大學(xué)電子與通信工程系，河北 保定 071003)

引言

超聲(ultrasonic, US)成像具有無電離輻射、集成性高、便攜、成像時間短、組織穿透力強(qiáng)、空間對比度高等優(yōu)點(diǎn)，已普遍運(yùn)用于疾病的臨床診斷和治療中。但是，單純的US成像僅對組織或器官的解剖結(jié)構(gòu)、彩色血流、組織彈性、血流灌注等成像適用，無法有效地獲取生物組織的成分信息。光學(xué)相干斷層(optical coherence tomography, OCT)成像結(jié)合了光學(xué)相干技術(shù)與超靈敏探測器，空間分辨率高，接近組織學(xué)分辨率，但其組織穿透力較弱[1]。光聲層析(photoacoustic tomography, PAT)成像以生物組織的光聲效應(yīng)為物理基礎(chǔ)，即組織吸收短脈沖激光進(jìn)而發(fā)熱膨脹產(chǎn)生超聲波[2]。超聲換能器檢測到不同強(qiáng)度的超聲波后，經(jīng)計(jì)算機(jī)處理即可實(shí)現(xiàn)組織成像[3-4]。PAT屬于功能成像，具有較高的光吸收對比度以及超聲檢測分辨率，在醫(yī)學(xué)成像領(lǐng)域具有很大的發(fā)展空間[5]。磁共振成像(magnetic resonance imaging，MRI)具有分辨率高、穿透深度大、成像參數(shù)多以及無電離輻射等優(yōu)勢，已在臨床獲得普遍應(yīng)用。對上述成像技術(shù)的性能、成像原理和常見應(yīng)用場合進(jìn)行對比，如表1～3所示。

表1 US、PAT、OCT和MRI的性能比較Tab.1 Performance of US, PAT, OCT and MRI

表2 US、PAT、OCT和MRI的成像原理比較Tab.2 Principle of US, PAT, OCT and MRI

表3 US、PAT、OCT和MRI的主要應(yīng)用場合Tab.3 Applications of US, PAT, OCT and MRI

US、PAT、OCT和MRI技術(shù)的互補(bǔ)特性體現(xiàn)出了聯(lián)合成像的巨大潛力[6]，通過結(jié)合兩種或兩種以上的成像技術(shù)形成雙?；蚨嗄３上瘢梢猿浞职l(fā)揮各成像手段的優(yōu)勢，為疾病的診斷與治療提供更多有價值的信息。下面對US-PAT、US-OCT、PAT-OCT、US-PAT-OCT、磁-光和磁-光-聲聯(lián)合成像，特別是血管內(nèi)聯(lián)合成像的研究成果和目前存在的不足進(jìn)行總結(jié)和歸納，并展望未來的發(fā)展方向。

1 PAT-OCT聯(lián)合成像

OCT具有圖像采集速度快、分辨率高、信噪比高等優(yōu)點(diǎn)，其中頻域OCT(frequency-domain OCT, FDOCT)可以并行獲取組織內(nèi)部縱向(深度方向)的信息，可用于內(nèi)窺成像，例如咽喉癌的激光手術(shù)和血管內(nèi)OCT(intravascular OCT, IV-OCT)成像[7]等。當(dāng)激光脈沖波長在近紅外窗口(800～1 300 nm)時，組織對光的吸收最小，所以O(shè)CT僅對組織的光散射系數(shù)成像，獲得組織表面的光散射分布圖像，對光吸收系數(shù)并不敏感。由于OCT是純光學(xué)成像方法，光在強(qiáng)散射組織中的成像深度只能達(dá)到1 mm，因此其成像深度太淺。而PAT則以組織的光吸收系數(shù)作為成像參數(shù)，根據(jù)組織受熱膨脹產(chǎn)生的超聲信號重構(gòu)出組織表面的空間光吸收分布圖，具有高分辨率、高對比度和無電離輻射等優(yōu)點(diǎn)[8]。PAT的不足是會丟失一些弱吸收的組織信息，而且由于生物組織聲速的限制，導(dǎo)致其縱向分辨率不如OCT和共焦顯微成像等光學(xué)成像。

將PAT和OCT結(jié)合起來得到雙模成像系統(tǒng)，對目標(biāo)同時進(jìn)行 PAT 和 OCT成像，可同時獲得組織的光吸收分布圖和光散射分布圖。

1.1成像原理

如圖1所示，PAT-OCT雙模成像系統(tǒng)的原理[9-11]是：PAT和OCT子系統(tǒng)采用同一個探測光源，探測光經(jīng)過一個2×2耦合器分成兩束，分別進(jìn)入兩個子系統(tǒng)：PAT探測光經(jīng)過PAT子系統(tǒng)輸出到樣品臂，用二向色鏡將PAT探測光與PAT激發(fā)光合成一束；OCT探測光經(jīng)過OCT子系統(tǒng)輸出到樣品臂，并用一個中空反射鏡與PAT激發(fā)光合成一束。合成的光束聚焦于組織表面，組合的后向散射光分別返回PAT和OCT子系統(tǒng)進(jìn)行耦合相干。PAT子系統(tǒng)利用光纖干涉儀作為超聲波探測器，通過外差法測量樣品表面位移的變化，利用示波器的信號采集卡采集輸出信號。OCT子系統(tǒng)的輸出信號先通過雙平衡光電檢測器，經(jīng)信號處理后由計(jì)算機(jī)獲取所有數(shù)據(jù)。

圖1 PAT-OCT雙模成像系統(tǒng)[10]Fig.1 Schematics of dual-modal PAT-OCT imaging system[10]

1.2 研究現(xiàn)狀

用光學(xué)方法遠(yuǎn)程探測樣品表面的位移，利用光學(xué)超聲探測器(如基于光纖的線陣探測器和基于聚合物薄膜的Fabry-Perot(FP)干涉儀[12]等)檢測壓力波，以及基于干涉儀的全光非接觸PAT(non-connect PAT, nc PAT)成像[13]等技術(shù)，促進(jìn)了PAT-OCT雙模成像的發(fā)展。例如，利用邁克爾遜干涉儀檢測樣品表面的振動，可間接地測量光聲信號[14-15]。其中，技術(shù)難點(diǎn)是在環(huán)境噪聲中如何保證探測系統(tǒng)的靈敏度?？墒褂眠^零點(diǎn)檢測技術(shù)解決該問題，即在干涉儀的參考臂端加入相位調(diào)制技術(shù)，將被動等待靈敏度最佳位置轉(zhuǎn)變?yōu)橹鲃又圃祆`敏度最佳位置，可提高數(shù)據(jù)采集速度，實(shí)現(xiàn)實(shí)時過零點(diǎn)檢測，縮短成像時間[16]。

目前的PAT-OCT雙模成像系統(tǒng)可分為4類。

1.2.1基于邁克爾遜干涉儀的系統(tǒng)[17]

兩個子系統(tǒng)均采用邁克爾遜干涉儀作為探測系統(tǒng)。由于可以通過調(diào)節(jié)參考臂的長度實(shí)現(xiàn)探測臂和參考臂等光程，因此PAT子系統(tǒng)的探測光源可以利用低相干光(中心波長1 310 nm，帶寬55 nm)，使得PAT和OCT子系統(tǒng)使用同一個低相干光源。該系統(tǒng)的優(yōu)點(diǎn)是：由于可以使用同一個探測光源和干涉系統(tǒng)，因此光路設(shè)計(jì)較為簡化，系統(tǒng)更加穩(wěn)定；使用同樣的樣品臂和同步觸發(fā)模式，確保兩種模態(tài)的成像結(jié)果在空間和時間上保持一致。

1.2.2基于FP標(biāo)準(zhǔn)的系統(tǒng)[18]

利用前后表面鍍有高反射率的高分子薄膜FP標(biāo)準(zhǔn)具，探測組織產(chǎn)生的光聲信號，其原理是：樣品在短脈沖激光的激勵下產(chǎn)生的光聲信號傳輸?shù)紽P探測器的表面之后，導(dǎo)致其內(nèi)部高分子薄膜的厚度發(fā)生變化，從而調(diào)制相干光的光強(qiáng)，將光聲信號轉(zhuǎn)化為相干光光強(qiáng)的變化，對探測到的相干光信號進(jìn)行解調(diào)，即可還原出光聲信號。

1.2.3基于Mach-Zehnder干涉儀的ncPAT-OCT系統(tǒng)[19-20]

通過采用同一個探測光源和同一個干涉系統(tǒng)，提高系統(tǒng)的穩(wěn)定性；采用同步觸發(fā)模式，保證雙模成像在時間上的同步性；使用相同的樣品臂，確保采樣區(qū)域在空間上的一致性。

1.2.4基于波分復(fù)用器的ncPAT-OCT系統(tǒng)[21]

OCT子系統(tǒng)采用邁克爾遜干涉儀作為探測系統(tǒng)，探測光源是低相干光(中心波長1 325 nm，帶寬150 nm)；PAT子系統(tǒng)采用Mach-Zehnder干涉儀作為探測系統(tǒng)，利用長相干光(1 550 nm的激光)作為激發(fā)光源，此干涉儀無法通過調(diào)節(jié)雙臂長度確保雙臂等光程。此外，為了確保Mach-Zehnder干涉儀雙臂的光程差在激光的相干長度以內(nèi)，該系統(tǒng)還采用相位延遲技術(shù)來實(shí)現(xiàn)光聲信號的相干測量，因此增加了系統(tǒng)的復(fù)雜性。由于兩個子系統(tǒng)采用了不同的探測光源，也影響了系統(tǒng)的穩(wěn)定性。

1.3 技術(shù)難點(diǎn)

目前，PAT-OCT雙模成像系統(tǒng)的主要技術(shù)難點(diǎn)包括：光纖探頭的小型化、成像系統(tǒng)的集成化和同步性，以及提高成像速度和穩(wěn)定性來減輕由組織運(yùn)動引起的圖像偽影等。其中，探頭的小型化對于微創(chuàng)和內(nèi)窺成像至關(guān)重要，是未來需要解決的主要問題。此外，在對PAT和OCT圖像進(jìn)行配準(zhǔn)與融合時，可能會丟失部分信息，因此對聯(lián)合成像產(chǎn)生的原始數(shù)據(jù)進(jìn)行融合是該領(lǐng)域未來研究的方向[22]。

1.4 臨床應(yīng)用背景

OCT和PAT是具有巨大潛力的無損成像技術(shù)，其中OCT已經(jīng)廣泛應(yīng)用于癌癥的早期診斷、眼科疾病、皮膚疾病以及腦功能研究等諸多領(lǐng)域。

在心臟疾病的診治方面，準(zhǔn)確、及時地判斷心肌缺血損傷程度和再灌注程度是決定介入手術(shù)是否成功的關(guān)鍵。Chen等利用小鼠動物模型，成功驗(yàn)證了OCT和PAT在判斷心肌缺血損傷再灌注程度和動脈球囊術(shù)后再狹窄程度的可行性[23]，而結(jié)合OCT和PAT的聯(lián)合成像技術(shù)可用于定量分析心血管疾病。

在眼底成像方面，Wei等實(shí)現(xiàn)了對大鼠視網(wǎng)膜的PAT-OCT雙模態(tài)同步成像[24]。由于光聲顯微鏡多使用超聲探測器接觸式地采集光聲信號，因此限制了其在臨床中的應(yīng)用。而利用光學(xué)檢測超聲技術(shù)的PAT-OCT聯(lián)合成像則可克服其局限性，更多地應(yīng)用在眼科疾病的診斷和手術(shù)的實(shí)時成像中。

2 US-PAT聯(lián)合成像

光聲和超聲成像都是以超聲波作為載體的聲學(xué)成像手段，理論上這兩種技術(shù)的聯(lián)合成像是可行的。

2.1 成像系統(tǒng)的組成和原理

超聲-光聲(ultrasonic-photoacoustic, UPA)聯(lián)合成像系統(tǒng)主要包括脈沖激光器、超聲波脈沖發(fā)生/接收器、掃描控制器和圖像處理器。當(dāng)激光脈沖照射生物組織時，產(chǎn)生的光聲信號被超聲換能器接收。在一定時間(通常是9 μs)的延遲之后，超聲波照射組織，并且由同一個超聲換能器來接收組織背向反射的超聲回波信號。對兩種超聲信號進(jìn)行放大、濾波以及數(shù)字化等處理之后，獲得光聲和超聲圖像[25-26]。

2.2 聯(lián)合體外成像的研究現(xiàn)狀

目前，對UPA聯(lián)合成像的研究多是對體外成像進(jìn)行理論研究和實(shí)驗(yàn)驗(yàn)證。例如：Zeng等用水、瓊脂和20%的脂肪乳劑(Intralipid)混合制成柱形仿體，模擬生物組織的全光特性，并將上述混合物添加染料后制成球體，置于柱形仿體中模擬正常組織中的腫瘤；然后利用商售的超聲換能器陣列進(jìn)行線性掃描，獲取US和PA圖像，驗(yàn)證了UPA聯(lián)合成像診斷腫瘤組織的可行性[27]。Park等分別對PA、US和磁動超聲(magneto-motive ultrasound, MMUS)成像的核心部件建立數(shù)學(xué)模型，并對3種模擬圖像進(jìn)行對比[28]。Emelianov等用含有二氧化硅粒子的聚乙烯醇溶液模擬組織液，利用超聲脈沖發(fā)生/接收導(dǎo)管、具有模數(shù)轉(zhuǎn)換的微處理單元、Nd:YAG Q開關(guān)脈沖激光器以及微處理器控制掃描頭等，實(shí)現(xiàn)了UPA聯(lián)合成像，其實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明：聯(lián)合成像的分辨率可達(dá)到超聲55 μm和光聲40 μm，方位角分辨率可達(dá)到超聲3.2°和光聲5.5°[29]。

2.3 聯(lián)合內(nèi)窺成像的研究現(xiàn)狀

內(nèi)窺式超聲成像的一個典型應(yīng)用是血管內(nèi)超聲(intravascular ultrasound, IVUS)，其原理是將微小的超聲探頭送入血管腔內(nèi)并發(fā)射超聲波，超聲波先經(jīng)過具有不同聲阻抗和衰減的管壁和斑塊組織，再由超聲探頭檢測到超聲回波，最終實(shí)現(xiàn)組織成像。IVUS可實(shí)時成像，其分辨率達(dá)到30 μm，成像深度可達(dá)10 mm，然而對粥樣硬化斑塊(特別是軟斑塊)成分信息的提取有限，且成像對比度較低。

血管內(nèi)光聲(intravascular photoacoustic, IVPA)成像是內(nèi)窺式光聲成像的一個典型應(yīng)用，它是根據(jù)不同成分的管壁和斑塊組織的光吸收系數(shù)和散射系數(shù)的不同，獲得血管橫斷面上的光吸收分布圖，進(jìn)而定量分析不同成分組織的光學(xué)特性參數(shù)[30]。

IVUS和IVPA都是將帶有微型超聲換能器的成像導(dǎo)管直接插入待測血管腔內(nèi)，在回撤導(dǎo)管的過程中，采集周圍組織反射、散射或產(chǎn)生的超聲信號，再根據(jù)信號的特性分析組織成分或者重建圖像，因此從理論上講血管內(nèi)超聲-光聲(intravascular ultrasonic-photoacoustic, IVUP)聯(lián)合成像是可行的[31-32]。IVUS對病變組織的位置和形態(tài)成像，而IVPA根據(jù)不同組織對光的吸收特性的不同區(qū)分組織的功能和成分信息，因而IVUP成像可以同時獲得易損斑塊的位置、結(jié)構(gòu)和功能信息。

2.4 存在的問題

腔體內(nèi)成像設(shè)備的微型化是內(nèi)窺式UPA成像的關(guān)鍵技術(shù)。由于傳統(tǒng)的壓電材料很難制成小型的、互不干擾的環(huán)陣[33]，因此可利用基于超聲的全光換能器[34-36]和基于光聲的全光換能器[37-39]，使掃描頭的結(jié)構(gòu)更加精簡和微型化，并降低成本，還可在避免各陣列之間串?dāng)_的前提下同時產(chǎn)生和檢測超聲波。

此外，內(nèi)窺式UPA系統(tǒng)的研究還受到導(dǎo)管旋轉(zhuǎn)速度慢和有效數(shù)據(jù)采集率低的限制，通過提高導(dǎo)管旋轉(zhuǎn)速度來實(shí)現(xiàn)信號的實(shí)時采集與成像是未來的研究方向之一[40]。

2.5 臨床應(yīng)用背景

目前，IVPA已經(jīng)可以用于冠狀動脈內(nèi)支架的定位，PAT可用于實(shí)現(xiàn)前哨淋巴結(jié)的體外精確定位[41]。在乳腺癌的檢測中，美國OptoSonics公司開發(fā)出了光聲乳腺血管三維影像系統(tǒng)[42]。

在泌尿系統(tǒng)疾病的診斷中，血液檢測和膀胱鏡檢不能準(zhǔn)確診斷前列腺侵略性癌癥。對動物活體實(shí)驗(yàn)結(jié)果證明，聯(lián)合光聲和超聲成像的經(jīng)直腸鏡檢和光聲顯微鏡可以實(shí)現(xiàn)泌尿系統(tǒng)癌癥的早期診斷[43]。

對于血液疾病，通?？梢栽诨颊叩难褐袡z測到循環(huán)腫瘤細(xì)胞。采用IVUP聯(lián)合成像導(dǎo)管，可以從管腔內(nèi)直接到達(dá)目標(biāo)組織，檢測出腫瘤細(xì)胞，這在腫瘤可視化微創(chuàng)治療中具有潛在的臨床應(yīng)用前景[44]。

3 US-OCT聯(lián)合成像

IVUS與IV-OCT是血管病變特別是冠狀動脈粥樣硬化性病變的臨床診斷以及介入治療中的重要影像手段。二者都是用能量束(IVUS是采用高頻超聲波，IV-OCT是采用低相干的近紅外光)在血管腔內(nèi)進(jìn)行周向掃描，在回撤導(dǎo)管的過程中，收集血管壁反射或者散射回來的不同信息，并據(jù)此重建血管橫斷面的圖像。二者的優(yōu)勢互補(bǔ)：IVUS由于采用高頻超聲探頭，因此可獲得較好的探測深度(4～8 mm)，但是空間分辨率較低，無法分辨血管微小結(jié)構(gòu)的變化；IV-OCT的軸向和側(cè)向分辨率都很高，接近組織學(xué)分辨率，是目前分辨率最高的血管內(nèi)成像技術(shù)，易識別粥樣硬化斑塊及引起血栓的小斑塊，但由于采用近紅外光源，導(dǎo)致其組織穿透力較弱(一般為1～3 mm)，當(dāng)管壁厚度大幅度增加時，難以清楚地分辨管壁結(jié)構(gòu)[45]。根據(jù)IVUS和IV-OCT互補(bǔ)的特點(diǎn)，近年出現(xiàn)了將IVUS和IV-OCT成像儀相結(jié)合的高分辨率、高探測深度的多模血管內(nèi)成像導(dǎo)管[46-47]，可同時實(shí)現(xiàn)IVUS和OCT實(shí)時成像，獲得對血管壁及斑塊更為全面的描述。

3.1 成像系統(tǒng)的構(gòu)成

如圖2所示，集成US-OCT系統(tǒng)主要包括3個部分[46-47]：集成導(dǎo)管、電機(jī)驅(qū)動單元和成像系統(tǒng)。聚焦單模光纖出射光通過梯度折射率透鏡從探頭一側(cè)進(jìn)入樣品，光纖和電線密封在雙重纏繞的線圈中，使集成導(dǎo)管更可靠和靈活。電機(jī)驅(qū)動單元是導(dǎo)管和成像系統(tǒng)之間的接口，包括旋轉(zhuǎn)電機(jī)、回撤裝置和信號耦合接頭，用于集成導(dǎo)管的旋轉(zhuǎn)和回撤。成像系統(tǒng)由激光源、OCT電路、超聲脈沖發(fā)生/接收器、數(shù)字化儀、計(jì)算機(jī)以及專用軟件組成，負(fù)責(zé)控制超聲回波信號和OCT干涉信號的傳輸以及數(shù)據(jù)的采集和處理等。

圖2 US-OCT雙模成像系統(tǒng)[49,52]Fig.2 Schematics of dual-modal US-OCT imaging system[49,52]

對于OCT成像數(shù)據(jù)，需首先進(jìn)行重采樣校準(zhǔn)，并通過插值來確保數(shù)據(jù)點(diǎn)在K域中是線性的，隨后進(jìn)行FFT和對數(shù)縮放。對于IVUS成像數(shù)據(jù)，需通過帶通濾波、希爾伯特變換和對數(shù)縮放來得到超聲回波信號。處理后的信號通過圖形處理單元(graphics processing units，GPU)進(jìn)行大規(guī)模并行處理，從而實(shí)現(xiàn)實(shí)時成像[48-49]。

3.2 研究現(xiàn)狀

2013年，美國通用電氣公司制作出了IVUS-OCT雙模成像導(dǎo)管，并對離體兔動脈進(jìn)行了實(shí)驗(yàn)驗(yàn)證[50]。2014年，美國加利福尼亞大學(xué)的貝克曼激光研究所設(shè)計(jì)出集成了IV-OCT、IVUS以及血管內(nèi)熒光成像的三模態(tài)成像導(dǎo)管，外徑僅為1.2 mm，可用于動脈粥樣硬化斑塊的早期檢測[51]。

集成導(dǎo)管剛性尖端的長度主要受OCT探針中多個光學(xué)部件的限制，如透鏡和棱鏡?，F(xiàn)有集成導(dǎo)管的剛性尖端長度一般是5 mm，可能導(dǎo)致導(dǎo)管難以穿過某些明顯狹窄的血管腔，而且導(dǎo)管的不均勻旋轉(zhuǎn)可能導(dǎo)致圖像中產(chǎn)生偽影。用基于球形透鏡的設(shè)計(jì)替代OCT探針，可能將尖端長度減小到2～3 mm，這也是未來的發(fā)展方向[49]。

近年來，彈性成像(elastography)已經(jīng)越來越多地應(yīng)用于心腦血管疾病的診斷和研究中，其中光學(xué)相干彈性(optical coherent elasticity, OCE)成像的分辨率已經(jīng)達(dá)到微米級，且與OCT相比具有更高的靈敏度。將IV-OCT與彈性成像相結(jié)合得到的多模血管內(nèi)成像系統(tǒng)，通過超聲波照射組織，對組織施加壓力，并利用基于相位的OCT系統(tǒng)進(jìn)行聯(lián)合成像，可以同時對血管組織的化學(xué)成分和組織力學(xué)性能等進(jìn)行高分辨率、深成像深度的測量[52]。

3.3 臨床應(yīng)用背景

易損粥樣硬化斑塊的早期檢測對減少心腦血管事件的發(fā)生尤為重要。X射線血管造影(X-ray angiography，XA)、CT血管造影(CT angiography， CTA)和磁共振血管造影(MR angiography，MRA)不能滿足早期診斷的需要，而僅利用單一的血管內(nèi)成像技術(shù)也無法獲得對易損斑塊的全面了解[53]。結(jié)合了IVUS和OCT的IVUS-OCT聯(lián)合成像是血管內(nèi)多模態(tài)成像技術(shù)中發(fā)展最成熟的[54]，可提高判斷斑塊成分、鑒別易損斑塊、評價管腔狹窄程度等的準(zhǔn)確性。未來需要更多的在體實(shí)驗(yàn)，以驗(yàn)證這種聯(lián)合成像技術(shù)的安全性和實(shí)用性。

4 US-PAT-OCT聯(lián)合成像

4.1 成像原理

IVUS能夠?qū)ρ鼙诤桶邏K的整體結(jié)構(gòu)進(jìn)行成像，IV-OCT可以較好地分辨薄纖維帽。但兩者均只能獲得血管壁及斑塊的結(jié)構(gòu)信息，無法獲得組織成分、炎癥等功能特征信息。IVPA利用不同組織成分的光吸收特性之間的差異，采用光聲光譜技術(shù)來識別不同成分的組織，可實(shí)現(xiàn)對斑塊的功能成像。理論上講，將三者結(jié)合起來得到的聯(lián)合成像技術(shù)具有極高的空間分辨率、對比度和靈敏度，對于正確定位斑塊的位置和分析其形態(tài)及功能成分等具有很大的潛在價值。

如圖3所示，血管內(nèi)US-PAT-OCT聯(lián)合成像的原理是：將集成導(dǎo)管插入血管腔內(nèi)，位于導(dǎo)管頂端的探頭向周圍組織發(fā)射超聲脈沖和不同波長的激光脈沖。探測器在掃描的過程中，分時接收管壁組織反射/散射/產(chǎn)生的超聲信號以及OCT干涉信號，再經(jīng)計(jì)算機(jī)處理后，得到血管橫截面的聯(lián)合圖像。

圖3 血管內(nèi)US-PAT-OCT聯(lián)合成像原理Fig.3 Schematics of intravascular US-PAT-OCT imaging

4.2 研究現(xiàn)狀

對于US-PAT-OCT三模態(tài)聯(lián)合成像，縮短3種成像模態(tài)的時間、提高系統(tǒng)速度和數(shù)據(jù)采集率是系統(tǒng)設(shè)計(jì)的關(guān)鍵。

文獻(xiàn)[55]報道了一種成像技術(shù)，在0.9 mm直徑的單根導(dǎo)管內(nèi)，集成了IVUS、IV-OCT和IVPA，以及相應(yīng)的三模態(tài)信號處理和圖像重建/顯示系統(tǒng)。對動物血管及血管內(nèi)支架進(jìn)行離體實(shí)驗(yàn)，證明該技術(shù)可同時獲取血管的功能(脂質(zhì)分布)與結(jié)構(gòu)(血管壁、斑塊整體和纖維帽)信息，以及支架的植入情況。

文獻(xiàn)[56]報道，已設(shè)計(jì)并實(shí)現(xiàn)了一個US、OCT和PAT集成內(nèi)窺成像系統(tǒng)，對卵巢組織進(jìn)行實(shí)時內(nèi)窺成像，內(nèi)窺鏡的總直徑為5 mm，包括球透鏡OCT光纖、多模光纖和高頻超聲換能器。

4.3 臨床應(yīng)用背景

US-PAT-OCT聯(lián)合成像除了在冠狀動脈血管內(nèi)成像方面的應(yīng)用之外，還可以有其他的臨床應(yīng)用。在婦科疾病中，卵巢癌由于癥狀出現(xiàn)晚、缺乏臨床有效的早期診斷技術(shù)，成為死亡率最高的疾病之一[57]。由于光聲成像易于與臨床應(yīng)用的超聲和OCT相結(jié)合，因此這種三模態(tài)聯(lián)合成像技術(shù)有望成為卵巢癌早期檢查的新手段[56]。

5 磁-光聯(lián)合成像

對于純光學(xué)成像，隨著光在組織中穿透深度的增加，由于光在組織中的強(qiáng)散射性，導(dǎo)致成像的空間分辨率快速下降，因此很難應(yīng)用于深層組織的研究和疾病診斷中[58]。此外，由于腫瘤細(xì)胞和正常細(xì)胞的光吸收沒有明顯的差異，所以要實(shí)現(xiàn)細(xì)胞水平的腫瘤早期檢測，必須引入外源造影劑提高OCT成像的對比度，如PLGA高分子納米級造影劑[59]和磁微球動態(tài)造影劑[60]等。

磁動光學(xué)相干斷層掃描(magnetomotive optical coherence tomography, MM-OCT)技術(shù)[58]是近年出現(xiàn)的一種磁-光聯(lián)合成像模式，可用于檢測動脈血管中的早期粥樣硬化斑塊。它基于頻域OCT技術(shù)，通過在樣品臂中樣品的上方添加螺線管線圈，結(jié)合αvβ3整合素靶向磁微球，檢測由外部交變磁場驅(qū)動的磁微球振蕩引起的組織位移，圖像可清晰地顯示由磁微球標(biāo)記的管壁表面的損傷。若應(yīng)用于介入血管內(nèi)成像，則需要改進(jìn)螺線管線圈，使其可以與目前臨床使用的IV-OCT系統(tǒng)相結(jié)合[61]。

另一種磁-光聯(lián)合成像模式是PMI(photo-magnetic imaging)[62]，其原理是使用激光照射生物組織，用MR測溫技術(shù)(多采用基于質(zhì)子共振頻率(proton resonance frequency，PRF)的方法)測量由于激光照射引起的組織溫度的改變，獲得組織在空間和時間上的溫度分布。PMI成像正問題是激光在組織中的傳輸和由于激光加熱組織導(dǎo)致的熱傳播，其溫度變化與光能量的吸收成正比，因而可根據(jù)溫度分布得到組織的空間光吸收分布，實(shí)現(xiàn)定量PMI成像。

6 磁-光-聲聯(lián)合成像

6.1 成像原理

US成像的對比度有限且功能單一，而PAT因組織對光的吸收而具有很好的全光對比度，但是其組織內(nèi)的內(nèi)源性發(fā)色團(tuán)吸收光而產(chǎn)生的超聲會對有用信號產(chǎn)生干擾。磁動超聲(magneto-motive ultrasound, MMUS)成像是利用外加磁場激發(fā)組織內(nèi)注射的磁性納米粒子，并使其產(chǎn)生機(jī)械運(yùn)動，進(jìn)而產(chǎn)生超聲波，經(jīng)超聲換能器檢測，即可實(shí)現(xiàn)組織成像。雖然它可實(shí)現(xiàn)組織的高對比度成像，但是對比分辨率不高，成像質(zhì)量依賴于組織內(nèi)磁性微粒的存在及其數(shù)量，靈敏性受到磁性微粒的磁化率、組織彈性及組織內(nèi)部納米粒子激發(fā)的影響。

磁-光-聲聯(lián)合成像的一種模式是將MMUS、PAT和US結(jié)合起來[63]，采用同時具有全光吸收和磁化率特性的磁性等離子納米粒子作為對比劑[64]，將脈沖激光和激勵磁場同時施加于組織上，采用同一個超聲換能器采集超聲回波信號、光聲信號和磁動超聲信號。這種聯(lián)合成像技術(shù)可同時對病變組織或器官的解剖形態(tài)、功能和生物力學(xué)特性進(jìn)行細(xì)胞級的高對比度、高靈敏度、高空間分辨率和對比分辨率的成像。

6.2 臨床應(yīng)用及存在的問題

近年來前列腺癌的發(fā)病率顯著提高，早期發(fā)現(xiàn)對于臨床治療具有重要意義。經(jīng)直腸超聲(transrectal ultrasonography，TRUS)聯(lián)合MRI可以定性、定量地分析前列腺病變組織，對病變類型的診斷提供可靠信息[65]。

目前，磁-光-聲聯(lián)合成像進(jìn)入臨床應(yīng)用還有許多問題亟待解決，例如:人體各組織的聲學(xué)特性具有不均勻性，波動方程的推導(dǎo)是基于理想彈性流體的假設(shè)，以及組織電導(dǎo)率分布的不均勻性和各向異性，等等。此外，磁光聲相互耦合進(jìn)行電導(dǎo)率成像，也是一種值得研究和探索的醫(yī)學(xué)成像新方法。

7 多模成像數(shù)據(jù)的融合

對多模聯(lián)合成像產(chǎn)生的數(shù)據(jù)進(jìn)行融合，是該領(lǐng)域需要解決的重要問題，也是聯(lián)合圖像重建的關(guān)鍵。多模態(tài)信號的融合能夠綜合不同形式的數(shù)據(jù)，利用低維形式重新表達(dá)，從而描述目標(biāo)的本質(zhì)特性，使多種數(shù)據(jù)包含的信息實(shí)現(xiàn)互補(bǔ)。

7.1 多模成像數(shù)據(jù)的仿真

研究多模態(tài)成像數(shù)據(jù)的融合方法，以及聯(lián)合圖像的計(jì)算機(jī)后處理算法等，均依賴于對大量成像數(shù)據(jù)的分析。然而，目前多數(shù)的聯(lián)合成像系統(tǒng)都處于研究階段，尚未廣泛應(yīng)用于臨床，因此可用的病歷數(shù)據(jù)嚴(yán)重不足。計(jì)算機(jī)仿真可以在較短的時間內(nèi)和有限的設(shè)備條件下獲取大量的成像圖像，是一種快速、高效地獲取圖像數(shù)據(jù)的方法。

對于生物US、OCT、PAT和MA成像的數(shù)值仿真，通常需要首先建立成像對象的計(jì)算機(jī)仿真模型，并設(shè)定其聲學(xué)、光學(xué)和電磁特性參數(shù)，然后分別建立各成像模態(tài)的數(shù)值仿真模型。

對于OCT成像，目前多采用Monte Carlo方法來模擬光子在生物組織中的分布和傳輸[66-68]。此外，還可采用基于擴(kuò)展惠更斯-菲涅耳(Huygens-Fresnel)原則的OCT仿真模型[68]。該模型屬于解析模型，可以迅速獲得仿真結(jié)果，而且有助于更直觀地了解各數(shù)據(jù)之間的關(guān)聯(lián)性，同時它又受到光傳播過程中幾何條件的制約，比如光的傳播必須遵從前向散射高度集成化的假設(shè)，光傳播所在的幾何空間只能用ABCD矩陣體系來描述等。

PAT成像正問題的數(shù)值仿真是在已知待成像組織的光學(xué)特性參數(shù)(光吸收系數(shù)和光散射系數(shù))的前提下，模擬短脈沖(～10 ns)激光經(jīng)過光學(xué)元件后照射到組織表面，組織產(chǎn)生熱膨脹，從而激發(fā)出寬頻帶的超聲波，并迅速向組織邊界傳播，最終被探測器接收。整個過程的關(guān)鍵問題是建立光在組織中傳播的前向模型，除了Monte Carlo模擬之外，常用的還有輻射傳輸方程(radiative transfer equation，RTE)[69]及其擴(kuò)散近似(diffusion approximation，DA)[70]。

感應(yīng)式磁聲層析成像(magnetoacoustic tomography with magnetic induction, MAT-MI)正問題的數(shù)值仿真是在已知待測組織的聲學(xué)和電磁特性參數(shù)的前提下，借助有限元分析軟件，對成像對象施加磁場激勵，獲得感應(yīng)渦流的分布，并計(jì)算洛倫茲力散度，最后通過求解波動方程[71]，獲得組織產(chǎn)生的磁聲信號。

7.2 多模成像數(shù)據(jù)的融合

目前常用的數(shù)據(jù)融合方法有小波融合法[66]、非負(fù)張量分解(non-negative tensor factorization，NTF)法[67]、頻率估計(jì)算法[68]、基于稀疏貝葉斯學(xué)習(xí)的融合方法[69]和擴(kuò)展矩陣增強(qiáng)矩陣束(extended matrix enhancement and matrix pencil, EMEMP)[70]等。

NTF是一種比較高級的盲信號處理方法，它可在非負(fù)的條件下采用張量分解算法，對多模成像數(shù)據(jù)進(jìn)行降低維度、提取特征值和融合等處理。在融合信號時，相位的不連續(xù)性會造成很大誤差，可采用基于多段信號融合的頻率估計(jì)算法解決此問題，將相位校正與頻譜細(xì)化相結(jié)合，先通過相位校正法大致估計(jì)信號的頻率，然后細(xì)化所測頻率周圍的頻譜，這樣既可保證較高的頻率估計(jì)精度，又可大幅降低算法的運(yùn)算量[68]。

對于多頻帶信號的融合，可以利用信號級相干融合來提高目標(biāo)散射中心參數(shù)的估計(jì)精度和一維距離像的分辨能力。例如，基于稀疏貝葉斯學(xué)習(xí)的融合方法既可避免估計(jì)模型的階數(shù)，又可以克服BP(basis pursuit)算法的局限性。

EMEMP法將MEMP(matrix enhancement and matrix pencil)的二維頻率估計(jì)方法推廣到稀疏數(shù)據(jù)域：首先構(gòu)造每一維聯(lián)合增強(qiáng)矩陣，使其滿足MEMP算法的配對要求[71]；然后利用MEMP方法估計(jì)模型極點(diǎn)，并進(jìn)行極點(diǎn)匹配；最后估計(jì)模型系數(shù)，通過對頻譜進(jìn)行插值，以達(dá)到融合的目的。

此外，還可通過搭建非相干的時間積分聲/光相關(guān)光路系統(tǒng)，利用CCD光聲信號檢測系統(tǒng)和聲/光信號融合系統(tǒng)，對聲/光信號進(jìn)行采集、處理和融合，實(shí)現(xiàn)聲/光信號融合的數(shù)字化處理[72]。

8 結(jié)論

磁光聲聯(lián)合成像可結(jié)合超聲成像較高的空間分辨率，光聲和OCT成像較高的圖像對比度、靈敏度和功能成像特性以及MRI良好的組織穿透性，根據(jù)不同組織的聲學(xué)、光學(xué)和電磁特性，準(zhǔn)確獲取組織的形態(tài)特征、組織成分和功能變化，實(shí)現(xiàn)對疾病的早期精確診斷。特別是血管內(nèi)聯(lián)合成像，可通過多種成像手段的高度集成化，實(shí)現(xiàn)對易損粥樣硬化的精確識別和分型，具有很好的臨床應(yīng)用前景，有望成為該領(lǐng)域一個新的研究熱點(diǎn)。