才家華 周江平 王倩倩 光夢凱 金潔琪 楊玉平* 吳曉君*

（1. 北京航空航天大學(xué)電子信息工程學(xué)院,北京 100191；2. 中央民族大學(xué)理學(xué)院,北京 100081；3. 中日友好醫(yī)院,北京 100029；4. 首都醫(yī)科大學(xué)附屬北京友誼醫(yī)院,北京 100050）

引 言

齲病是威脅全人類健康的常見疾病之一.齲齒大多數(shù)是從牙釉質(zhì)開始產(chǎn)生的，釉質(zhì)的基本結(jié)構(gòu)是釉柱，由上百萬個(gè)羥基磷灰石晶體組成的細(xì)長柱狀結(jié)構(gòu)晶體物質(zhì)構(gòu)成.牙本質(zhì)中無機(jī)物的存在形式也為磷灰石晶體，但比釉質(zhì)中的晶體小得多.齲病是指在細(xì)菌等多種因素作用下，導(dǎo)致牙體硬組織脫礦、有機(jī)物分解，進(jìn)而形成慢性進(jìn)行性破壞為主要改變的慢性感染性疾病[1].釉質(zhì)齲指發(fā)生在釉質(zhì)中的齲病變.未經(jīng)治療的釉質(zhì)齲會發(fā)展為牙本質(zhì)齲，最終導(dǎo)致牙齒缺失，從而造成咬合問題，甚至導(dǎo)致營養(yǎng)和代謝紊亂等全身疾病[2].因此，早期診斷釉質(zhì)齲齒從而早診斷、早治療是非常經(jīng)濟(jì)且必要的[3].目前，臨床上常用X 射線透射成像來排查早期齲壞.X 射線會產(chǎn)生對人體有害的電離，盡管輻射劑量很低，但仍然會引發(fā)部分患者的憂慮，特別是兒童和孕婦人群.此外有學(xué)者提出了幾種新型的光學(xué)齲病檢測方法[4]，如定量光導(dǎo)熒光技術(shù)、多光子成像、紅外熱成像、光學(xué)相干層析成像，以及偏振拉曼光譜[5]等.

太赫茲波在電磁波譜中對應(yīng)頻率為0.1～10 THz的部分，波長為3 mm～30 μm.弱場太赫茲波段的光子能量低，不會產(chǎn)生電離輻射，并且太赫茲波對水敏感，也具有較強(qiáng)的穿透性，可安全地適用于生物醫(yī)學(xué)檢測.目前，太赫茲波在生物醫(yī)學(xué)檢測上的應(yīng)用主要采用兩種方法：光譜和成像.采用光譜學(xué)方法，可對氨基酸、肽鍵[6]、DNA[7]、蛋白質(zhì)[8]的太赫茲吸收特性進(jìn)行研究，并可篩查癌癥[9]和腫瘤[10]，對血液(血糖)[11]等進(jìn)行檢測.太赫茲成像有助于診斷乳腺癌[12]、皮膚癌[13]、腦膠質(zhì)瘤[14]等多種癌癥或腫瘤組織，可用于檢測皮膚燒傷[15]和監(jiān)測皮膚傷疤愈合[16]，以及檢測因暴露于氫氟酸而受損的骨組織[17].此外有研究表明，強(qiáng)太赫茲脈沖會導(dǎo)致短dsDNA 迅速解離，為設(shè)計(jì)一系列新的功能性DNA 納米材料奠定了研究基礎(chǔ)[18].

牙科領(lǐng)域是太赫茲生物醫(yī)學(xué)的另一個(gè)重要組成部分.Crawley 等人[19]的研究表明，齲齒釉質(zhì)通常比健康釉質(zhì)有著更大的透射衰減率，牙釉質(zhì)的平均折射率高于牙本質(zhì).利用上述差異，可分別利用透射或反射成像區(qū)分齲齒釉質(zhì)和健康釉質(zhì)，利用飛行時(shí)間成像區(qū)分牙釉質(zhì)和牙本質(zhì).包含太赫茲波在內(nèi)的電磁波會被具有與其波長相近尺度的電介質(zhì)結(jié)構(gòu)強(qiáng)烈散射，因此他們認(rèn)為齲齒區(qū)域可能是對入射的太赫茲波產(chǎn)生了更強(qiáng)的散射而非吸收.利用太赫茲時(shí)域光譜儀，可對牙齒的三維結(jié)構(gòu)進(jìn)行成像，并可精確可靠地測量牙釉質(zhì)的厚度[20].太赫茲脈沖成像也已被證明可以確定一定深度范圍內(nèi)的人工酸性凝膠脫礦深度，因此太赫茲脈沖可有希望用于檢測病變深度[21].除了利用太赫茲脈沖的時(shí)域信息外，還可將頻域信息作為第三個(gè)維度進(jìn)行三維成像.太赫茲脈沖成像的檢測結(jié)果與傳統(tǒng)的X 射線成像檢測結(jié)果相似，表明太赫茲脈沖成像用于齲齒檢測的有效性[22].國內(nèi)的此類研究相對較少，有相關(guān)研究使用太赫茲時(shí)域光譜技術(shù)探索了透射下各牙體硬組織的太赫茲物理特性，并得出太赫茲技術(shù)適用于分辨牙釉質(zhì)和牙本質(zhì)，且利用折射率更適合于牙體硬組織成像的結(jié)論[23].

本文使用太赫茲時(shí)域光譜儀對健康牙釉質(zhì)、健康牙本質(zhì)和齲病牙釉質(zhì)的太赫茲脈沖透射信號進(jìn)行了測量，且結(jié)合電控二維平移臺對包含了齲病的牙齒切片進(jìn)行了掃描成像實(shí)驗(yàn).采用時(shí)域信號強(qiáng)度和頻域信號綜合分析，實(shí)現(xiàn)了對齲病區(qū)域以及釉質(zhì)/本質(zhì)區(qū)域的檢測和分辨.相關(guān)實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明，太赫茲成像技術(shù)有望成為X 射線成像檢測的互補(bǔ)技術(shù)之一，用于實(shí)現(xiàn)齲齒的非電離成像以進(jìn)一步進(jìn)行齲齒早期篩查和復(fù)診.

1 實(shí)驗(yàn)裝置和樣品

1.1 太赫茲時(shí)域光譜儀

圖1 為實(shí)驗(yàn)裝置和樣品，其中圖1(a)是本實(shí)驗(yàn)采用的自主搭建的太赫茲時(shí)域光譜儀的光路圖，主要由飛秒激光器、太赫茲發(fā)射源、太赫茲探測模塊和時(shí)間延遲線組成.鈦藍(lán)寶石飛秒激光振蕩器(波長800 nm，脈寬100 fs)產(chǎn)生的飛秒脈沖激光經(jīng)分束器分為一束較強(qiáng)的泵浦光和一束較弱的探測光(分束比10∶1)，泵浦光經(jīng)延遲線和斬波器調(diào)制后聚焦在InAs(100)晶體上反射產(chǎn)生太赫茲脈沖.太赫茲脈沖經(jīng)兩個(gè)離軸拋物面鏡并聚焦在樣品上，透射的太赫茲脈沖再經(jīng)兩個(gè)離軸拋物面鏡聚焦在ZnTe(110)探測晶體上.探測光與太赫茲脈沖匯合后共線地傳遞到該ZnTe 晶體.太赫茲脈沖電場經(jīng)線性光電效應(yīng)調(diào)制ZnTe 晶體的折射率橢球，其偏振態(tài)隨之改變，經(jīng)沃拉斯頓棱鏡、四分之一玻片和一對平衡極管做差分進(jìn)行探測.

1.2 牙齒切片的制備與太赫茲脈沖二維掃描

齲齒樣本浸泡在3%的過氧化氫溶液中進(jìn)行殺菌消毒.隨后，齲齒樣本由甲基丙酸甲酯包埋，經(jīng)紫外光固化后，切至200 μm～2 mm 厚度不等的縱切片.實(shí)驗(yàn)所用的齲齒切片如圖1(a)中右上角的插圖所示，厚度為330 μm，甲基丙酸甲酯包埋材料已從齲齒切片的周圍移除，齲壞區(qū)域由紅色虛線標(biāo)示出，包含牙釉質(zhì)齲和牙本質(zhì)齲.進(jìn)行二維掃描成像實(shí)驗(yàn)時(shí)，將切片從3%的過氧化氫溶液中取出，用吸水紙吸干切片表面的水分，并靜置一段時(shí)間使得切片表面干燥.處理完成后，將切片固定在二維電控平移臺的樣本架上，移動(dòng)樣品架逐行進(jìn)行太赫茲脈沖掃描，如圖1(c)所示.

圖1 實(shí)驗(yàn)裝置和樣品Fig.1 The photo of the experimental setup and the sample

2 不同牙齒組織的太赫茲透射光譜

圖2(a)給出了不同樣品位置的太赫茲透射時(shí)域波形，包含健康牙釉質(zhì)、健康牙本質(zhì)、牙釉質(zhì)齲和牙本質(zhì)齲，以及對應(yīng)的沒有樣品位置的參考信號.相較于參考信號，牙釉質(zhì)和牙本質(zhì)均表現(xiàn)出對太赫茲脈沖的強(qiáng)吸收，峰值時(shí)間出現(xiàn)延時(shí).在厚度相同的情況下，牙釉質(zhì)的吸收更強(qiáng)，峰值時(shí)間延時(shí)為3.80 ps，而牙本質(zhì)處為2.86 ps，意味著牙釉質(zhì)有更高的折射率.牙釉質(zhì)的等效折射率～3.18，透射信號峰值為參考信號強(qiáng)度的9.81%.計(jì)算得到牙本質(zhì)的折射率～2.33，透射信號峰值約為參考信號峰值的29.92%.牙釉質(zhì)齲相較于健康牙釉質(zhì)表現(xiàn)出更強(qiáng)的太赫茲透射信號衰減，可以進(jìn)行區(qū)分，但牙本質(zhì)齲對太赫茲波的衰減只比健康牙本質(zhì)稍強(qiáng)，因此對牙本質(zhì)齲的區(qū)分相對困難.

圖2 牙齒切片不同位置處的太赫茲透射信號Fig.2 THz transmitted signals at different positions of the caries section

對時(shí)域信號進(jìn)行快速傅里葉變換得到的頻域信號如圖2(b)所示.由于沒有充氮?dú)庖韵魵獾挠绊?，在頻域參考信號中可以看到明顯的水蒸氣吸收峰.從頻域圖可知：在0.5～1.1 THz 范圍內(nèi)，健康牙釉質(zhì)、牙本質(zhì)和牙釉質(zhì)齲的幅值差異較大，可用于做這三種組織的區(qū)分；當(dāng)頻率小于0.5 THz 或大于1.1 THz時(shí)，三種組織的透射信號幅值均較弱且比較接近，不再適用于組織區(qū)分.牙本質(zhì)齲處的頻譜與健康牙本質(zhì)的頻譜相差很小，因此在頻域也較難實(shí)現(xiàn)對牙本質(zhì)齲的有效檢測.

如前文所述，牙釉質(zhì)和牙本質(zhì)處的透射信號峰值時(shí)間不同，在保證厚度基本相同的情況下，表明太赫茲折射率存在明顯差異.為了明確不同組織間的太赫茲折射率的差別，我們計(jì)算了健康釉質(zhì)、牙釉質(zhì)齲、健康本質(zhì)和牙本質(zhì)齲四種牙齒組織在0.3～1.5 THz的折射率，如圖2(c)所示.折射率計(jì)算公式為

式中：φ(ω)為樣品信號和參考信號之間的相位差；c為真空中的光速；ω為角頻率；d為樣品厚度.由圖2(c)可知：0.3～1.5 THz 的范圍內(nèi)，健康本質(zhì)和本質(zhì)齲的折射率十分接近，約為2.3；健康釉質(zhì)和釉質(zhì)齲的折射率也比較接近，前者的折射率約為3.5，后者約為3.4.太赫茲折射率可以用于區(qū)分牙釉質(zhì)和牙本質(zhì)，但難以區(qū)分健康釉質(zhì)和釉質(zhì)齲，也無法區(qū)分健康本質(zhì)和本質(zhì)齲.

3 太赫茲掃描成像

3.1 時(shí)域特征成像

由于健康牙釉質(zhì)、健康牙本質(zhì)和齲病牙釉質(zhì)三種組織的透射信號在時(shí)域上和頻域上存在差異，可以利用這些差異通過成像的方法更加直觀地對其進(jìn)行區(qū)分和檢測.利用時(shí)域掃描信號，采用四種成像模式對齲齒切片進(jìn)行成像，包括太赫茲峰值成像、峰峰值成像、峰峰值時(shí)間間隔積分成像和飛行時(shí)間成像，結(jié)果如圖3 所示，圖3 中紅色虛線矩形標(biāo)示的部分為圖1(a)中紅色虛線矩形標(biāo)示的齲病區(qū)域.

峰值成像模式利用不同牙齒組織透射信號峰值進(jìn)行成像，結(jié)果如圖3(a)所示.峰峰值成像模式利用透射信號最大值和最小值之間的差值進(jìn)行成像，結(jié)果如圖3(b)所示.圖3(a)和圖3(b)均可很好地對牙齒切片的外形進(jìn)行成像，且可以區(qū)分牙釉質(zhì)和牙本質(zhì)，牙釉質(zhì)處的顏色較深，表明透射信號較弱，對太赫茲的衰減更強(qiáng).在圖3(a)和圖3(b)紅色虛線矩形中，可以看到牙釉質(zhì)中顏色較暗的齲病區(qū)域，可對釉質(zhì)齲進(jìn)行檢測.峰峰值時(shí)間間隔積分成像模式首先找到透射信號的最大值和最小值對應(yīng)的時(shí)間，利用這兩個(gè)時(shí)刻間的時(shí)域信號的絕對值的積分進(jìn)行成像，結(jié)果如圖3(c)所示.在該圖的紅色虛線矩形中也可以檢測出釉質(zhì)齲，但是檢測結(jié)果較差，牙釉質(zhì)和牙本質(zhì)的區(qū)分不如圖3(a)和圖3(b)明顯，且整體會出現(xiàn)一些偽影.飛行時(shí)間成像利用透射信號的峰值時(shí)刻成像，結(jié)果如圖3(d)所示.圖3(d)中牙釉質(zhì)和牙本質(zhì)的區(qū)分最明顯，同時(shí)牙釉質(zhì)處的飛行時(shí)間呈不均勻分布，兩側(cè)處顏色較深，表明峰值時(shí)刻較早，約為3.2 ps，等效折射率較?。欢虚g靠近牙冠處的顏色較亮，表明峰值時(shí)刻較晚，約為4.7 ps，等效折射率較大.這種折射率隨牙釉質(zhì)位置變化的現(xiàn)象可能是牙釉質(zhì)在太赫茲頻段存在雙折射導(dǎo)致的.牙本質(zhì)處的飛行時(shí)間比較均勻，峰值時(shí)刻分布于2.7～2.9 ps.飛行時(shí)間成像牙齒的外形失真最嚴(yán)重，且難以檢測出齲齒.受太赫茲脈沖聚焦光斑大小和掃描間隔的限制，當(dāng)掃描至牙齒邊緣時(shí)，光斑部分覆蓋牙釉質(zhì)，此時(shí)由于牙釉質(zhì)對太赫茲波的吸收，透射信號峰值降低，但仍有大部分的太赫茲脈沖未透過牙齒樣品，透射信號的峰值出現(xiàn)時(shí)刻與不放置任何樣品時(shí)相同，因此在圖3(d)中牙齒邊緣出現(xiàn)較為嚴(yán)重的失真.

圖3 四種成像模式的時(shí)域特征成像Fig.3 Four-mode time-domain imaging

3.2 頻域成像

頻域成像是利用時(shí)域信號經(jīng)傅里葉變換后得到的不同頻率下的頻域幅值信息進(jìn)行的成像，結(jié)果如圖4 所示.當(dāng)頻率為f=0.67 THz(圖4(a))、f=0.79 THz(圖4(b))和f=0.88 THz(圖4(c))時(shí)，可以區(qū)分牙釉質(zhì)和牙本質(zhì)，且可檢測出紅色虛線矩形中的釉質(zhì)齲.由于齲壞組織對太赫茲的強(qiáng)衰減，在成像中表現(xiàn)為更暗的區(qū)域.當(dāng)頻率為f=1.04 THz(圖4(d))時(shí)，可以檢測出本質(zhì)齲，這是時(shí)域成像模式和其他頻率下成像難以檢測到的.當(dāng)頻率進(jìn)一步提高時(shí)，如f=1.27 THz(圖4(e))和f=1.52 THz(圖4(f))，牙釉質(zhì)和牙本質(zhì)開始難以區(qū)分，紅色虛線矩形內(nèi)的齲病部位也難以在成像中得到有效檢測.此時(shí)參考信號的頻域幅值仍然較大，但各牙齒組織處的透射信號頻域幅值開始出現(xiàn)較強(qiáng)的衰減，且較為接近，因此在成像中難以檢測到這些差異.

圖4 不同頻率的太赫茲頻域成像Fig.4 Frequency-domain imaging at different frequencies

當(dāng)頻率較低時(shí)，在成像中牙齒的邊緣不完整，出現(xiàn)了一定的失真.當(dāng)頻率逐漸升高時(shí)，牙齒的邊緣輪廓變得清晰完整，與實(shí)際的輪廓一致.這種現(xiàn)象可能是由于不同頻率下聚焦光斑的大小差異導(dǎo)致的.低頻時(shí)，波長較長，聚焦的光斑較大，致使掃描點(diǎn)位于牙齒邊緣時(shí)，光斑的大部分未能覆蓋牙齒，太赫茲脈沖的大部分能量未透射通過樣品，使得低頻時(shí)牙齒邊緣輪廓的透射信號較強(qiáng)，成像中的邊緣不夠清晰.頻率升高后，聚焦光斑減小，高頻光斑可以更加完整地覆蓋牙齒邊緣，對邊緣輪廓成像更加準(zhǔn)確.

為了進(jìn)一步地表明上述各方法檢測齲齒的能力，我們按式(2)和(3)定量地計(jì)算了圖像中釉質(zhì)齲和健康釉質(zhì)之間以及本質(zhì)齲和健康本質(zhì)之間數(shù)值的差異，如表1 所示.

表1 表明了圖像中齲壞位置和健康位置之間的對比度，采用峰值成像和0.67 THz、0.79 THz、0.88 THz下的頻域成像時(shí)釉質(zhì)齲的對比度較大，而1.04 THz下的頻域成像時(shí)本質(zhì)齲的對比度較大，與圖像中的結(jié)論相一致.

表1 齲壞位置和健康位置之間的數(shù)值差異Tab.1 Numerical difference between caries part and healthy part

4 結(jié) 論

本文使用太赫茲掃描成像系統(tǒng)，采用多種成像模式，對包含齲壞的牙齒切片進(jìn)行了太赫茲脈沖掃描譜學(xué)成像，表明太赫茲成像可用于齲齒檢測.利用時(shí)域信息的峰值成像模式和峰峰值成像模式，可以檢測出釉質(zhì)齲；飛行時(shí)間成像模式最適用于區(qū)分牙釉質(zhì)和牙本質(zhì)，但在邊緣容易出現(xiàn)失真.在頻域中，當(dāng)頻率為0.5～1.1 THz 時(shí)，可以在成像中檢測到齲壞位置；當(dāng)頻率進(jìn)一步升高時(shí)，由于牙齒各位置對太赫茲波的強(qiáng)衰減，不能再用于齲齒檢測.本文為齲齒的無接觸、無電離輻射的早期篩查提供了新的解決方案，并有望進(jìn)一步推動(dòng)太赫茲齲齒檢測技術(shù)的發(fā)展.