周博睿 談宜東 沈?qū)W舉 朱開(kāi)毅 鮑麗萍

1) (中國(guó)人民解放軍陸軍工程大學(xué)電子與光學(xué)工程系,石家莊 050051)

2) (清華大學(xué),精密測(cè)試技術(shù)及儀器國(guó)家重點(diǎn)實(shí)驗(yàn)室,北京 100084)

3) (北京大學(xué)腫瘤醫(yī)院超聲科,北京 100042)

超聲調(diào)制光學(xué)成像技術(shù)是一種新型的生物組織光學(xué)檢測(cè)技術(shù),在癌癥的早期檢測(cè)方面具有巨大的潛力,但該技術(shù)在信噪比和成像對(duì)比度方面存在不足.在超聲調(diào)制光學(xué)成像技術(shù)的基礎(chǔ)上,結(jié)合高靈敏度的激光回饋技術(shù)提出了超聲調(diào)制激光回饋技術(shù),建立了含微泡介質(zhì)的蒙特卡羅光子傳輸模型,通過(guò)仿真和實(shí)驗(yàn)研究了超聲微泡造影劑增強(qiáng)超聲調(diào)制激光回饋成像對(duì)比度的作用機(jī)理.結(jié)果表明,在透明溶液中,超聲微泡造影劑可以增強(qiáng)超聲調(diào)制激光回饋信號(hào),并產(chǎn)生諧波調(diào)制,通過(guò)檢測(cè)回饋基波和諧波信號(hào)增強(qiáng)量的方法可提高成像對(duì)比度;而在仿生物組織環(huán)境中,超聲微泡造影劑可顯著衰減超聲調(diào)制激光回饋信號(hào),通過(guò)檢測(cè)回饋基波和諧波信號(hào)衰減量的方法可提高成像對(duì)比度.

1 引 言

以超聲調(diào)制光學(xué)層析成像技術(shù)[1](ultrasound?modulated optical tomography,UOT)和光聲層析成像技術(shù)[2](photoacoustic tomography,PAT)為代表的生物組織光子檢測(cè)技術(shù)是將光學(xué)、超聲學(xué)相結(jié)合逐漸發(fā)展起來(lái)的一種新型生物組織檢測(cè)技術(shù).該技術(shù)敏感于生物組織的散射系數(shù)、吸收系數(shù)變化,是一種無(wú)電離輻射、非入侵的病理學(xué)檢測(cè)手段,因此人們又常稱其為“光活檢”(optical biopsy)技術(shù),在乳腺癌等癌癥的早期檢測(cè)方面有著巨大的應(yīng)用潛力,目前已成為生物組織成像領(lǐng)域的研究熱點(diǎn).

UOT又稱為聲光層析成像技術(shù)(acousto?optic tomography),是一種聲?光相互作用的成像模式,該技術(shù)通過(guò)聚焦超聲調(diào)制焦點(diǎn)區(qū)域的散射光子,對(duì)穿入生物組織內(nèi)部的光子起到定點(diǎn)標(biāo)記作用,實(shí)現(xiàn)對(duì)生物組織內(nèi)部厘米級(jí)深度的散射系數(shù)、吸收系數(shù)相對(duì)變化的測(cè)量.UOT結(jié)合了生物組織光子檢測(cè)的高靈敏度特性和聚焦超聲在生物組織中的高分辨率特性,是一種極有應(yīng)用前景的醫(yī)學(xué)診斷技術(shù).

在研究初期,UOT采用光電探測(cè)器直接探測(cè)光子穿透生物樣品后的出射散斑,因此調(diào)制信號(hào)微弱[3].而后,利用CCD等陣列型探測(cè)器,調(diào)制信號(hào)的信噪比得到有效提高,但采集速度受限,實(shí)時(shí)性較差,且算法較為復(fù)雜[4];結(jié)合光折變晶體或空間燒孔效應(yīng)的UOT可以極大提高檢測(cè)系統(tǒng)的靈敏度和集光度.2012年,Zhang等[5]和Suzuki等[6]分別利用空間燒孔效應(yīng)和光折變晶體提高了UOT的信噪比,實(shí)現(xiàn)了9 cm生物組織仿體的透射探測(cè).但這兩種方法實(shí)驗(yàn)系統(tǒng)復(fù)雜,均難以在保證高靈敏度條件下進(jìn)一步提高成像速度.因此,生物組織對(duì)入射光的強(qiáng)散射帶來(lái)的信噪比、對(duì)比度不足以及實(shí)驗(yàn)系統(tǒng)復(fù)雜帶來(lái)的成像速度低是限制UOT技術(shù)發(fā)展的主要瓶頸.

超聲調(diào)制激光回饋成像(ultrasound?modulated laser feedback imaging,ULFI)技術(shù)是一種基于微片激光器移頻回饋的超聲調(diào)制成像技術(shù),該項(xiàng)技術(shù)利用了固體激光器移頻回饋條件下對(duì)弱信號(hào)增益高(增益系數(shù)可達(dá)106量級(jí))的特點(diǎn),借助鎖相放大器對(duì)超聲調(diào)制頻率處的信號(hào)進(jìn)行解調(diào),可以極大地提高ULFI的信噪比.

超聲微泡造影劑是一種優(yōu)良的超聲成像對(duì)比劑,因其較強(qiáng)的超聲回波反射特性和非線性振蕩特性而被用于增強(qiáng)臨床超聲檢測(cè)信號(hào),廣泛用于增強(qiáng)B型超聲成像和彩色超聲多普勒成像,并催生出了多種基于超聲微泡造影劑的新型超聲技術(shù)[7].超聲微泡造影劑可作為血球示蹤劑用于人體微小血管成像和組織血流灌注檢測(cè),其結(jié)合超聲成像技術(shù)后在血管顯像效果方面具有CT,MRI等其他檢測(cè)方法無(wú)法比擬的優(yōu)勢(shì).活性靶向微泡造影劑結(jié)合超聲成像可實(shí)現(xiàn)精準(zhǔn)的靶向成像[8,9],同時(shí)利用微泡空化爆破形成的射流還可進(jìn)行細(xì)胞滅活[10].

基于超聲微泡造影劑在超聲成像方面的特點(diǎn),有學(xué)者提出利用超聲微泡造影劑增強(qiáng)超聲調(diào)制光學(xué)成像的基波和諧波信號(hào),并在超聲調(diào)制熒光成像[11]、超聲調(diào)制相干光成像[12,13]、超聲調(diào)制非相干光成像[14]中實(shí)驗(yàn)驗(yàn)證了微泡增強(qiáng)超聲調(diào)制信號(hào)的效果.針對(duì)傳統(tǒng)UOT在信噪比和成像對(duì)比度方面的問(wèn)題,利用ULFI技術(shù)信噪比高且超聲微泡造影劑能提高成像對(duì)比度的特性,提出了實(shí)現(xiàn)生物組織大探測(cè)深度清晰成像的方案.為獲得一種極大提升ULFI成像對(duì)比度的方法,本文將對(duì)微泡造影劑增強(qiáng)ULFI對(duì)比度的機(jī)理進(jìn)行研究.

2 ULFI技術(shù)及微泡增強(qiáng)ULFI對(duì)比度的機(jī)理

2.1 超聲調(diào)制激光回饋成像技術(shù)

圖1所示為ULFI技術(shù)原理圖.微片激光器輸出頻率為ω的激光,在聚焦超聲焦點(diǎn)位置被驅(qū)動(dòng)頻率為?的聚焦超聲調(diào)制,經(jīng)被測(cè)物體反射或散射后頻率為ω+?的調(diào)制光返回激光諧振腔內(nèi),與激光器內(nèi)部的光場(chǎng)混合,從而引起激光器輸出光功率(光強(qiáng))調(diào)制,交流光電探測(cè)器PD直接檢測(cè)激光器輸出的調(diào)制光功率,可以反映被測(cè)物體信息,通過(guò)位移臺(tái)移動(dòng)被測(cè)物體可實(shí)現(xiàn)掃描成像.

圖1 ULFI技術(shù)原理圖Fig.1.Schematic of ULFI technology.

在ULFI技術(shù)中,當(dāng)測(cè)量光返回到激光腔中時(shí),超聲調(diào)制激光回饋效應(yīng)的調(diào)制光功率可表示為[15,16]

其中Is為激光器穩(wěn)態(tài)輸出功率;κ為回饋水平(即回到諧振腔內(nèi)的光子數(shù)與激光輸出光子數(shù)之比);M為超聲調(diào)制效率(其大小與超聲聲壓正相關(guān));?為超聲驅(qū)動(dòng)頻率;G(?) 為激光移頻回饋增益因子,其大小與超聲驅(qū)動(dòng)頻率?和激光器弛豫振蕩頻率有關(guān),當(dāng)超聲頻率與激光器弛豫振蕩頻率一致時(shí),G(?)可達(dá)106;?為相位因子,其與激光回饋外腔長(zhǎng)度有關(guān);?s為初始相位.

對(duì)于ULFI系統(tǒng),存在與移頻頻率?有關(guān)的信號(hào)增益G(?) ,并且通過(guò)鎖相放大器提取特定頻率?的信號(hào),可以剔除未調(diào)制光子產(chǎn)生的直流背景噪聲,因此ULFI系統(tǒng)的噪聲來(lái)源主要為探測(cè)器噪聲IPD和激光器量子噪聲Iν,信噪比可表示為

相比于傳統(tǒng)UOT系統(tǒng),ULFI系統(tǒng)的信噪比與背景光子無(wú)關(guān),并存在增益因子G(?) ,因此在同等條件下ULFI系統(tǒng)可獲得更高的信噪比.

2.2 基于微泡的ULFI對(duì)比度增強(qiáng)機(jī)理分析

微泡加入待探測(cè)區(qū)域后,將在超聲場(chǎng)的作用下改變被測(cè)介質(zhì)物理特性,微泡、光場(chǎng)、聲場(chǎng)之間相互作用情況如圖2所示.一方面,加入微泡造影劑后被測(cè)介質(zhì)散射系數(shù)增高,引起回饋水平κ下降,其下降程度與被測(cè)介質(zhì)散射特性、微泡濃度ρ和微泡的平均動(dòng)態(tài)半徑有關(guān),可以表示為κ(ρ,) ;另一方面,置于超聲場(chǎng)中的微泡相當(dāng)于強(qiáng)散射源,向四周產(chǎn)生散射聲場(chǎng),對(duì)光子產(chǎn)生附加調(diào)制,提高聲光調(diào)制效率,散射聲場(chǎng)在頻率?處的散射聲壓大小表示為Pmb(?) ,微泡附加聲光調(diào)制效率表示為γ(Pmb(?)).根據(jù)驅(qū)動(dòng)超聲的聲壓和頻率,微泡會(huì)產(chǎn)生線性或非線性的振蕩.當(dāng)微泡非線性振蕩時(shí),散射聲場(chǎng)中除了與驅(qū)動(dòng)超聲頻率?相同的基波外,還包含頻率為 2?,3?,···,k?的諧波.考慮超聲場(chǎng)中微泡的作用,由(1)式可得到微泡作用下的超聲調(diào)制回饋系統(tǒng)的調(diào)制光功率為

其中?k為初始相位.

圖2 微泡、光場(chǎng)、聲場(chǎng)相互作用示意圖Fig.2.Schematic diagram of interaction among micro?bubbles,light field and sound field.

利用超聲調(diào)制光學(xué)成像技術(shù)所獲得的圖像為灰度圖像,其對(duì)比度定義為 |Iob-Ib|/Ib.其中Iob為目標(biāo)區(qū)域信號(hào)強(qiáng)度,Ib為背景信號(hào)強(qiáng)度.在背景信號(hào)強(qiáng)度Ib不為零且其大小一定的情況下,使得Iob?Ib或Iob?Ib都可明顯增大 |Iob-Ib| ,即提高圖像對(duì)比度.根據(jù)(3)式看出,由于G(k?) 只與激光器工作狀態(tài)有關(guān),因此回饋光信號(hào) ΔI由回饋水平κ(ρ,) 以及調(diào)制效率M(Pdri) 和微泡附加調(diào)制效率γ(Pmb(k?)) 決定.由于加入微泡造影劑降低回饋水平κ(ρ,) 的同時(shí)增強(qiáng)聲光調(diào)制效率M(Pdri) 和微泡附加調(diào)制效率γ(Pmb(k?)) ,因此,當(dāng)M(Pdri)和γ(Pmb(k?)) 的增強(qiáng)作用大于κ(ρ,) 的衰減作用時(shí),ΔI相比于未加微泡時(shí)表現(xiàn)為增強(qiáng);相反,當(dāng)κ(ρ,)的衰減作用大于M(Pdri) 和γ(Pmb(k?)) 的增強(qiáng)作用時(shí),ΔI相比于未加微泡時(shí)表現(xiàn)為減弱.由上述分析可知,加入微泡引起 ΔI的變化增強(qiáng)了ULFI對(duì)比度.

3 含微泡介質(zhì)的蒙特卡羅光子傳輸模型的建立和微泡增強(qiáng)ULFI對(duì)比度仿真

ULFI對(duì)比度增強(qiáng)取決于微泡造影劑與超聲場(chǎng)和光子的相互作用,該作用決定了超聲調(diào)制激光回饋光信號(hào)的強(qiáng)弱.由(3)式可知,ΔI的大小由M(Pdri),γ(Pmb(k?)) 和κ(ρ,) 共同決定.M(Pdri) ,γ(Pmb(k?))與Pdri,Pmb(k?) 有關(guān),其仿真涉及微泡的超聲動(dòng)力學(xué)模型[17?19]和聲光調(diào)制模型[20];κ與散射介質(zhì)的散射特性、吸收特性有關(guān),其仿真涉及微泡的光散射模型和光子在散射介質(zhì)內(nèi)的傳輸模型[21?24].為了系統(tǒng)描述上述過(guò)程,在仿真聲場(chǎng)中微泡的半徑變化、動(dòng)態(tài)微泡的光散射特性的基礎(chǔ)上,建立了涉及微泡?光子?超聲場(chǎng)相互作用的蒙特卡羅模型.

3.1 微泡對(duì)聲光調(diào)制的影響

所用SonoVue?超聲微泡是典型的脂質(zhì)包膜微泡,因而使用修正Herring模型[19]描述單個(gè)SonoVue?微泡在聲場(chǎng)中的振動(dòng)：

距離微泡r處的散射聲壓可近似表示為[19]

其中,ρL為微泡所處溶液的密度,R為微泡在超聲場(chǎng)中的動(dòng)態(tài)半徑,R0為微泡的初始半徑,χ為包膜彈性系數(shù),σ為界面張力,P0為環(huán)境氣壓,Pdri為超聲驅(qū)動(dòng)聲壓,γ為微泡內(nèi)氣體的多方指數(shù),μ為微泡所處溶液的流體黏滯系數(shù),μsh為微泡包膜的黏滯系數(shù),c為溶液中的聲速,ε為微泡包膜厚度.

由于微泡非線性振蕩的條件下修正herring模型難以求得解析解,因此通過(guò)四階龍格庫(kù)塔法由(4)式可求得不同聲壓條件下微泡半徑隨時(shí)間變化的數(shù)值解.對(duì)于初始半徑為1.25 μm的微泡,在頻率為3 MHz、聲壓為160 kPa的超聲驅(qū)動(dòng)下,其半徑隨時(shí)間變化如圖3所示,仿真參數(shù)設(shè)置如表1所列.從圖3(b)微泡半徑變化頻譜圖可以看出,驅(qū)動(dòng)聲壓160 kPa下微泡振蕩產(chǎn)生了明顯的諧波信號(hào).再根據(jù)求得的不同聲壓下微泡半徑隨時(shí)間的變化曲線,按(5)式計(jì)算得到了驅(qū)動(dòng)聲壓在0－160 kPa范圍內(nèi)該微泡散射聲壓隨驅(qū)動(dòng)聲壓變化的曲線,如圖4所示.

圖3 微泡的超聲動(dòng)態(tài)特性 (a)微泡半徑變化曲線;(b)微泡半徑變化頻譜圖Fig.3.Ultrasonic dynamics of microbubble： (a) Curve of microbubble radius;(b) spectrogram of microbubble radius.

表1 Rayleigh?Plesset方程仿真參數(shù)Table 1.Rayleigh?Plesset equation simulation parameters.

圖4 微泡散射聲壓曲線Fig.4.Curves of microbubble scattering acoustic pressure.

從圖4可以看出,由于微泡作用使得散射聲壓隨驅(qū)動(dòng)聲壓增強(qiáng)而增強(qiáng).按照文獻(xiàn)[20]的結(jié)論可知,在較低聲壓條件下,聲光調(diào)制效率與聲壓正相關(guān).因此可以得到微泡聲光調(diào)制效率γ(Pmb(k?))與Pmb(k?) 正相關(guān)、Pmb(k?) 與Pdri正相關(guān),聚焦超聲換能器產(chǎn)生的聲光調(diào)制效率M(Pdri) 與Pdri正相關(guān),即存在微泡的情況下,隨著Pdri的增強(qiáng),聲光調(diào)制效率總體表現(xiàn)為增強(qiáng).

3.2 微泡對(duì)光散射特性的影響

微泡半徑隨時(shí)間變化導(dǎo)致微泡光散射特性變化,ULFI系統(tǒng)為了契合生物組織光學(xué)窗口使用了波長(zhǎng)為1064 nm的Nd：YVO4微片激光器,激光器波長(zhǎng)與SonoVue?微泡在超聲場(chǎng)中受迫振蕩時(shí)動(dòng)態(tài)半徑處于同一數(shù)量級(jí),因此可使用Mie散射理論研究動(dòng)態(tài)微泡的光學(xué)性質(zhì).當(dāng)超聲場(chǎng)與微泡發(fā)生作用時(shí),微泡的半徑R(t) 、相對(duì)折射率n(t) 將隨時(shí)間發(fā)生周期性變化,導(dǎo)致微泡群的散射系數(shù)μs(t,R)和各向異性因子g(t,R) 以及Mie散射效率Qsca(t,R)隨時(shí)間周期性變化.

微泡群的散射系數(shù)可表示為[25]

其中ρmb為微泡溶液濃度,Qsca(t,R) 為微泡的Mie散射效率,微泡相對(duì)折射率nmb-水(t,R) 可以近似表示為[25]其中pG(R) 為微泡內(nèi)氣體的壓力,為氣體摩爾常數(shù),T為熱力學(xué)溫度.利用Mie散射仿真軟件求得了微泡散射系數(shù)隨聲壓變化的曲線,如圖5所示.

圖5 微泡群散射系數(shù)變化曲線Fig.5.Curves of microbubbles scattering coefficient.

由圖5可以看出,微泡群的總散射系數(shù)隨驅(qū)動(dòng)聲壓的增加而增加,最大可以達(dá)到1%濃度的脂肪乳劑在1064 nm波長(zhǎng)下散射系數(shù)的2.5倍.為了進(jìn)一步研究微泡對(duì)光的散射特性,在前述理論的基礎(chǔ)上建立了涉及微泡?光子?超聲場(chǎng)相互作用的蒙特卡羅模型,并對(duì)如下四種介質(zhì)進(jìn)行仿真： 1) 0.9%的氯化鈉溶液無(wú)微泡;2) 0.9%的氯化鈉溶液加入微泡;3) 1%的脂肪乳劑無(wú)微泡;4) 1%的脂肪乳劑加入微泡.仿真中超聲聲壓為160 kPa、頻率為3 MHz,微泡初始半徑為1.25 μm、濃度為108個(gè)/mL.在蒙特卡羅仿真中,介質(zhì)的散射系數(shù)、吸收系數(shù)、各向異性因子決定光子在介質(zhì)內(nèi)單步行進(jìn)的方向和步長(zhǎng),根據(jù)微泡在超聲中的光散射特性,重新定義了蒙特卡羅仿真中光子步長(zhǎng)的選取方法,光散射參數(shù)的選擇流程圖如圖6所示,其中ξ∈[0,1]為一個(gè)滿足均值分布的隨機(jī)數(shù).

在蒙特卡羅仿真中,設(shè)計(jì)了3層的散射模型,沿光束入射方向依次為空氣、樣品(0.9%的氯化鈉溶液或1%的脂肪乳劑溶液)、空氣,對(duì)于0.9%的氯化鈉溶液,取散射系數(shù)μa=0.1/cm 、吸收系數(shù)μs=0.0001/cm 、各向異性因子g=0 ;對(duì)于1%的脂肪乳劑溶液,取散射系數(shù)μa=0.1/cm 、吸收系數(shù)μs=10/cm 、各向異性因子g=0.76.四種條件下對(duì)106個(gè)光子進(jìn)行蒙特卡羅仿真,所得到的背向散射光子分布如圖7所示.其中藍(lán)色為未調(diào)制的背景光子,紅色為調(diào)制光子,綠色為微泡附加調(diào)制的光子.表2為四種介質(zhì)中,取收集孔徑為5 mm,收集角為5°時(shí)得到的未調(diào)制光子數(shù)、調(diào)制光子數(shù)和微泡附加調(diào)制光子數(shù).

圖6 蒙特卡羅仿真光散射參數(shù)的選擇流程圖Fig.6.Flow chart of optical scattering parameters selec?tion in Monte Carlo simulation.

根據(jù)圖7(a)、圖7(b)和表2結(jié)果分析可知： 微泡造影劑作用在0.9%的氯化鈉溶液中時(shí),會(huì)產(chǎn)生散射聲場(chǎng),提高基波聲光調(diào)制效率的同時(shí)引入諧波調(diào)制,總調(diào)制光子數(shù)(調(diào)制光子數(shù)與附加調(diào)制光子數(shù)之和)明顯增多,而光子與微泡的相遇概率較低(根據(jù)微泡密度計(jì)算約為0.39%),微泡Mie散射造成的回饋水平下降幾乎可以忽略不計(jì),因此微泡造影劑在0.9%的氯化鈉溶液中的作用表現(xiàn)為對(duì)超聲調(diào)制激光回饋信號(hào)的增強(qiáng),通過(guò)檢測(cè)加入微泡后超聲調(diào)制激光回饋基波和諧波信號(hào)的增強(qiáng)量,可提高透明介質(zhì)中ULFI對(duì)比度.

根據(jù)圖7(c)、圖7(d)和表2結(jié)果分析可知： 微泡造影劑作用在1%的脂肪乳劑溶液中時(shí),由于光子穿透強(qiáng)散射介質(zhì)會(huì)發(fā)生多次散射,實(shí)際光程遠(yuǎn)大于樣品物理尺寸,微泡引起的散射系數(shù)增高在強(qiáng)散射介質(zhì)中體現(xiàn)十分顯著.雖然微泡造成的散射聲場(chǎng)提高了調(diào)制效率,但由于微泡造成光散射系數(shù)增強(qiáng),出射的調(diào)制光子數(shù)十分有限,樣品回饋水平極低,信號(hào)淹沒(méi)于激光器量子噪聲和探測(cè)器噪聲中,無(wú)法探測(cè)到明顯的基波調(diào)制信號(hào)和諧波調(diào)制信號(hào).因此,微泡造影劑在1%的脂肪乳劑溶液中的作用表現(xiàn)為對(duì)超聲調(diào)制激光回饋信號(hào)的顯著減弱,并且隨著驅(qū)動(dòng)聲壓的增大,有無(wú)微泡時(shí)的超聲調(diào)制激光回饋信號(hào)的差值會(huì)逐漸增大,通過(guò)檢測(cè)微泡后超聲調(diào)制激光回饋基波和諧波信號(hào)的衰減量,可提高生物組織或強(qiáng)散射介質(zhì)中ULFI對(duì)比度.

圖7 蒙特卡羅仿真背向散射光斑圖 (a) 0.9% NaCl;(b) 0.9% NaCl添加微泡;(c) 1%的脂肪乳劑;(d) 1%的脂肪乳劑添加微泡Fig.7.Monte Carlo simulation of backscattered spot patterns： (a) 0.9% NaCl;(b) 0.9% NaCl with microbubbles;(c) 1% intralipid;(d) 1% intralipid with microbubbles.

表2 蒙特卡羅仿真結(jié)果Table 2.Results of Monte Carlo simulation.

4 實(shí)驗(yàn)驗(yàn)證

為了驗(yàn)證仿真結(jié)果,搭建如圖8所示實(shí)驗(yàn)系統(tǒng).實(shí)驗(yàn)所用激光器為全固體Nd：YVO4微片激光器,單縱模線偏振輸出,波長(zhǎng)為1064 nm、激光功率20.2 mW.輸出激光經(jīng)分束比為4 ∶ 1的分束鏡BS分束,約4 mW的激光入射光電探測(cè)器PD用以檢測(cè)回饋信號(hào),約16 mW的激光經(jīng)透鏡L準(zhǔn)直后入射樣品槽.水浸聚焦超聲換能器(I3?10SF20,EasyNDT)焦距為2 cm,驅(qū)動(dòng)頻率3 MHz,超聲換能器沉浸于樣品槽內(nèi).硅膠軟管穿過(guò)樣品槽,用以導(dǎo)入微泡,其內(nèi)徑為3 mm、外徑為4 mm,距離樣品槽激光入射表面2.5 cm,軟管連接微量推進(jìn)泵(LSP01?2A,LongerPump?),用以控制微泡溶液流速.超聲方向、光束方向和硅膠軟管互相垂直,相交位置為超聲焦點(diǎn).信號(hào)發(fā)生器(33250A,Agilent)通道一產(chǎn)生3 MHz驅(qū)動(dòng)信號(hào),經(jīng)功率放大器(LZY?22+,Mini Circuits)放大后送入聚焦超聲換能器;光電探測(cè)器PD輸出的測(cè)量信號(hào)和信號(hào)發(fā)生器通道二產(chǎn)生的3 MHz參考信號(hào)同時(shí)輸入鎖相放大器(HF2L1,Zurich Instruments)進(jìn)行解調(diào),得到超聲驅(qū)動(dòng)頻率處及其倍頻處的信號(hào)強(qiáng)度.微泡使用SonoVue?超聲微泡造影劑(Bracco Imaging B.V.,Switzerland),溶液未稀釋時(shí)微泡濃度約為108個(gè)/mL.微泡制備過(guò)程為： 先使用注射器將5 mL生理鹽水注入含有微泡凍干粉和SF6氣體的小瓶中,而后持續(xù)振蕩30 s.完成制備后將裝有微泡的注射器安裝在微量推進(jìn)泵上,以緩慢速度推進(jìn)保持微泡溶液流動(dòng)性.

圖8 實(shí)驗(yàn)系統(tǒng)Fig.8.Experiment system.

實(shí)驗(yàn)1樣品槽內(nèi)盛裝去離子水,浸沒(méi)聚焦超聲換能器,硅膠軟管內(nèi)分別通入0.9%的氯化鈉溶液和使用0.9%的氯化鈉溶液配制的微泡造影劑(濃度約為108個(gè)/mL),使用微量推進(jìn)泵以10 μL/s的速度推動(dòng)溶液在硅膠軟管內(nèi)緩慢流動(dòng).圖9給出了超聲換能器驅(qū)動(dòng)聲壓在0－160 kPa范圍內(nèi)逐漸增加時(shí)鎖相放大器的輸出信號(hào).由圖9分析可以得到： 1)在較低聲壓狀態(tài)下,加入微泡后溶液散射系數(shù)提高,微泡溶液中的ULFI信號(hào)低于0.9%的氯化鈉溶液的ULFI信號(hào);2)隨著聲壓不斷提高,聲光調(diào)制效率引起的信號(hào)增強(qiáng)大于散射引起的信號(hào)衰減,微泡溶液中的ULFI信號(hào)逐漸高于0.9%氯化鈉溶液中的ULFI信號(hào);3) 0.9%氯化鈉溶液中的二次諧波信號(hào)、三次諧波信號(hào)始終淹沒(méi)于噪聲中,微泡溶液中的二次諧波信號(hào)、三次諧波信號(hào)強(qiáng)度相較基波信號(hào)強(qiáng)度低一個(gè)數(shù)量級(jí).

實(shí)驗(yàn)2配置1%濃度的脂肪乳劑用以模擬生物組織光學(xué)特性,替代實(shí)驗(yàn)1中的去離子水填充樣品槽,浸沒(méi)聚焦超聲換能器,硅膠軟管內(nèi)分別通入1%的脂肪乳劑和1%的脂肪乳劑、微泡造影劑混合液(微泡濃度約為108個(gè)/mL),使用微量推進(jìn)泵以10 μL/s的速度推動(dòng).圖10給出了超聲換能器驅(qū)動(dòng)聲壓在0－160 kPa范圍內(nèi)逐漸增加時(shí)鎖相放大器的輸出信號(hào).由圖10分析可以得到： 1)硅膠軟管內(nèi)通入1%濃度的脂肪乳劑時(shí),驅(qū)動(dòng)聲壓逐漸增強(qiáng)的同時(shí)基波信號(hào)不斷增強(qiáng),而諧波信號(hào)始終淹沒(méi)于噪聲中;2)硅膠軟管內(nèi)通入脂肪乳劑、微泡造影劑混合液時(shí),驅(qū)動(dòng)聲壓不斷提高,基波信號(hào)、諧波信號(hào)始終淹沒(méi)于噪聲中;3)對(duì)比有無(wú)微泡造影劑的ULFI信號(hào),可以發(fā)現(xiàn)微泡造影劑在1%濃度的脂肪乳劑中對(duì)信號(hào)有極強(qiáng)的衰減能力,并且隨著聲壓增大,加入微泡和無(wú)微泡時(shí)的信號(hào)之差不斷增大.

圖9 微泡溶液和0.9%NaCl溶液中的聲壓?ULFI信號(hào)曲線 (a)總曲線;(b)基波信號(hào);(c)二次諧波信號(hào);(d)三次諧波信號(hào)Fig.9.Acoustic pressure?ULFI signal curve of the microbubble solution and 0.9% NaCl solution： (a) Total curve;(b) fundamental signal;(c) second harmonic signal;(d) third harmonic signal.

圖10 1%的脂肪乳劑溶液和微泡、脂肪乳劑混合溶液中的聲壓?ULFI信號(hào)曲線Fig.10.Acoustic pressure?ULFI signal curves of 1% int?ralipid solution and microbubble intralipid mixed solution.

5 結(jié) 論

ULFI技術(shù)是一種高信噪比、高靈敏度的超聲調(diào)制光學(xué)成像技術(shù),有望實(shí)現(xiàn)生物組織光學(xué)波段大探測(cè)深度清晰成像.為獲得一種極大提升ULFI成像對(duì)比度的方法,本文對(duì)微泡造影劑增強(qiáng)ULFI對(duì)比度機(jī)理進(jìn)行了研究,建立了含微泡介質(zhì)的蒙特卡羅光子傳輸模型,并通過(guò)仿真和實(shí)驗(yàn)對(duì)該機(jī)理進(jìn)行了驗(yàn)證.機(jī)理分析表明： 微泡對(duì)于光波有散射作用,會(huì)提高介質(zhì)散射系數(shù),降低回饋水平;對(duì)于超聲波,會(huì)增加散射聲場(chǎng),激發(fā)出諧波信號(hào),提高聲光調(diào)制效率.微泡的光學(xué)散射特性和聲學(xué)增強(qiáng)特性共同作用,決定ULFI信號(hào)變化.在透明介質(zhì)(如0.9% NaCl溶液)中,光子與微泡相遇概率較低,散射效果不明顯,聲光調(diào)制效率的增強(qiáng)占主導(dǎo)地位,因此表現(xiàn)為ULFI信號(hào)的增強(qiáng),通過(guò)檢測(cè)ULFI基波和諧波信號(hào)增強(qiáng)量的方法可提高成像對(duì)比度;在仿生物組織環(huán)境(1%脂肪乳劑溶液)中,光子發(fā)生多次散射和吸收,背向散射光程遠(yuǎn)大于實(shí)際探測(cè)深度,微泡的光散射特性表現(xiàn)顯著,回饋水平的降低占主導(dǎo)地位,因此表現(xiàn)為對(duì)ULFI信號(hào)的顯著衰減,并且隨著驅(qū)動(dòng)聲壓提高,有無(wú)微泡時(shí)ULFI信號(hào)差異不斷增大,通過(guò)檢測(cè)ULFI基波和諧波信號(hào)衰減量的方法可極大提高成像對(duì)比度.

ULFI技術(shù)相比于醫(yī)用X射線成像技術(shù)具有非電離、低輻射的特點(diǎn),對(duì)于生物組織光波段散射系數(shù)、吸收系數(shù)變化敏感.結(jié)合超聲微泡造影劑在血流灌注檢測(cè)方面的優(yōu)良特性,ULFI技術(shù)在乳腺癌、甲狀腺癌等癌癥的早期診斷方面具有很大的應(yīng)用潛力.ULFI相比于傳統(tǒng)UOT技術(shù)靈敏度更高,相同生物組織探測(cè)深度下所需激光功率更小,對(duì)于生物組織光毒性較低.現(xiàn)階段,ULFI技術(shù)采用機(jī)械掃描的方式,成像速度較慢,未來(lái)可利用微片激光器陣列配合掃描振鏡實(shí)現(xiàn)快速成像.另外,ULFI技術(shù)也可與超聲成像技術(shù)結(jié)合,進(jìn)行光?聲聯(lián)合成像,獲得更加豐富的診斷信息.

感謝北京大學(xué)腫瘤醫(yī)院陳敏華主任在微泡造影劑方面提供的幫助.