全光學(xué)光聲/OCT雙模態(tài)成像系統(tǒng)及其應(yīng)用

許曉慧，周王婷，陳重江*

(1.廣州工商學(xué)院電子信息工程系，廣東 佛山 528138;2.華南師范大學(xué), 生物光子學(xué)研究院激光生命科學(xué)研究所、暨激光生命科學(xué)教育部重點(diǎn)實(shí)驗(yàn)室，廣東 廣州 510631)

光聲成像(photoacoustic imaging)技術(shù)已經(jīng)成功地應(yīng)用于皮下微血管結(jié)構(gòu)成像、功能成像和早期的腫瘤監(jiān)測(cè)中，其具有很高的靈敏度和特異性，并擁有光學(xué)成像無(wú)法比擬的成像深度[1-5]，這都得益于光聲成像高度依賴(lài)于組織的光學(xué)吸收和以超聲信號(hào)作為信息載體的特性。然而，對(duì)于弱吸收物質(zhì)，光聲成像提供的有效信息相對(duì)較少，通常需要其他的成像方式加以判別。光學(xué)相干層析成像(optical coherence tomography, OCT)是一種相對(duì)成熟的無(wú)損成像方式，它的成像原理是檢測(cè)由樣品臂和參考臂反射回來(lái)干涉光信號(hào)來(lái)實(shí)現(xiàn)組織成像的。OCT的優(yōu)點(diǎn)是對(duì)組織的散射結(jié)構(gòu)有很高的靈敏度，但是缺少生物組織的光學(xué)吸收信息，它已經(jīng)成功應(yīng)用于眼科的臨床實(shí)踐和血管內(nèi)成像[6]。由于OCT依賴(lài)于生物組織的光散射特性，因而OCT的成像深度一般不超過(guò)2 mm[7]。綜上所述，光聲成像和光學(xué)相干層析成像在獲取生物組織結(jié)構(gòu)特性上和生理參數(shù)上可以實(shí)現(xiàn)優(yōu)勢(shì)互補(bǔ)；同時(shí)，光聲成像可以彌補(bǔ)光學(xué)相干斷層掃描成像在成像深度上的不足。

近幾年來(lái)，已有科研人員開(kāi)始探索如何實(shí)現(xiàn)光聲成像和OCT這兩種成像方式的結(jié)合。他們中有把光聲成像系統(tǒng)和OCT系統(tǒng)做了一個(gè)簡(jiǎn)單拼接，依然使用超聲換能器通過(guò)使用耦合介質(zhì)來(lái)接收光聲信號(hào)[8-12]。這樣簡(jiǎn)單的組合會(huì)導(dǎo)致系統(tǒng)成本的上升，在一些特殊應(yīng)用場(chǎng)合這種簡(jiǎn)單的組合并不適用，比如對(duì)一些敏感部位的檢測(cè)，包括眼睛、創(chuàng)口等等。到目前為止，還沒(méi)有人成功的用光學(xué)的方法把光聲成像和光學(xué)相干層析成像兩者有機(jī)結(jié)合起來(lái)。之前的研究有涉及到使用透明的高分子薄膜構(gòu)成的法布里珀羅標(biāo)準(zhǔn)具來(lái)檢測(cè)超聲波，同時(shí)進(jìn)行光學(xué)相干層析成像[13]；由于法布里珀羅標(biāo)準(zhǔn)具的靈敏度較低，因而探測(cè)器還是需要和被測(cè)組織直接接觸。另外，也有研究中使用波分多路復(fù)用器來(lái)實(shí)現(xiàn)全光學(xué)的光聲成像和光學(xué)相干層析成像的整合[14]，也有使用同一個(gè)邁克爾遜干涉儀來(lái)實(shí)現(xiàn)光聲與光譜OCT雙模態(tài)成像[15]，但是他們的系統(tǒng)中光聲探測(cè)系統(tǒng)和光學(xué)相干層析成像系統(tǒng)依然還是相互獨(dú)立的。

非接觸式光學(xué)探測(cè)超聲的方法是一種全新的超聲探測(cè)方式，這種探測(cè)方式對(duì)超聲有很高的探測(cè)靈敏度。近年來(lái)，越來(lái)越多的研究者傾向于使用光學(xué)方法來(lái)探測(cè)樣品表面振動(dòng)速度和位移來(lái)達(dá)到檢測(cè)超聲的目的[16-18]，這種探測(cè)方式已經(jīng)被用于生物醫(yī)學(xué)領(lǐng)域的光聲成像[19,20]。由于越來(lái)越多的光學(xué)探測(cè)超聲方法的出現(xiàn)，這也為光聲成像和光學(xué)相干斷層掃描成像集成在一個(gè)系統(tǒng)上提供了可能[19-21]。

本文中，我們提出了一種新型的全光學(xué)集成的光聲/OCT雙模成像系統(tǒng)，該系統(tǒng)利用同一個(gè)低相干邁克爾遜干涉儀即可實(shí)現(xiàn)光聲成像和OCT于一體的雙模成像系統(tǒng)，該系統(tǒng)裝置結(jié)構(gòu)簡(jiǎn)單，可同時(shí)非接觸式地獲取生物組織的吸收與散射結(jié)構(gòu)信息。并將該系統(tǒng)應(yīng)用于基底細(xì)胞癌(BCC)的檢測(cè)中，獲得了初步的研究結(jié)果。

1 方法與裝置

圖1為光聲/OCT雙模態(tài)成像系統(tǒng)裝置圖。光聲激發(fā)源為532 nm、脈寬為10 ns的脈沖激光器(HLX-I-F005, Horus Laser)，脈沖激光通過(guò)空間濾波系統(tǒng)耦合進(jìn)單模光纖后經(jīng)過(guò)準(zhǔn)直鏡并通過(guò)二向色鏡與OCT的激發(fā)光合成一束，然后經(jīng)物鏡聚焦到樣品上。由于光聲/OCT雙模態(tài)成像系統(tǒng)中光聲信號(hào)的檢測(cè)及OCT相干信號(hào)檢測(cè)使用的是同一套邁克爾遜干涉儀及信號(hào)探測(cè)系統(tǒng)，因而需要在時(shí)間上對(duì)這兩個(gè)信號(hào)進(jìn)行錯(cuò)位檢測(cè)。系統(tǒng)具體運(yùn)行過(guò)程如下[22]：開(kāi)始時(shí)，快速掃描光學(xué)延遲線被設(shè)定在平衡位置，即參考臂的光程長(zhǎng)度與樣品臂的光程長(zhǎng)度相等，此時(shí)邁克爾遜干涉儀工作在零差模式。根據(jù)參考文獻(xiàn)[21]中對(duì)光學(xué)超聲檢測(cè)法的要求，系統(tǒng)控制程序啟動(dòng)PCI-1716采集卡監(jiān)測(cè)此時(shí)邁克爾遜干涉儀的過(guò)零點(diǎn)情況，并觸發(fā)脈沖激光器，然后光聲顯微子系統(tǒng)開(kāi)始運(yùn)行工作，光聲信號(hào)通過(guò)數(shù)據(jù)采集卡(NI-5124)進(jìn)行采集。由于光聲信號(hào)是加載在周?chē)h(huán)境振動(dòng)的低頻信號(hào)上的，需加高通濾波器消除載波信號(hào)。光聲信號(hào)完成采集后，快速掃描光延遲線開(kāi)始對(duì)樣品進(jìn)行軸向掃描并觸發(fā)采集卡，進(jìn)而光學(xué)相干信號(hào)也開(kāi)始被數(shù)據(jù)采集卡接收。OCT完成一次采集后，快速掃描光學(xué)延遲線回到平衡位置，二維掃描振鏡移動(dòng)到下一個(gè)位置，這樣就可以交替的獲得光聲信號(hào)和光學(xué)相干信號(hào)并進(jìn)行成像掃描,系統(tǒng)工作時(shí)序圖如圖2所示。實(shí)驗(yàn)中為了進(jìn)一步提高光聲顯微系統(tǒng)對(duì)光聲信號(hào)探測(cè)的靈敏度，在樣品成像區(qū)域覆蓋了一層厚度約為幾百微米的油層，來(lái)減少樣品表面粗糙造成的散射影響確保樣品表面的粗糙度在光源的相干長(zhǎng)度之內(nèi)[23]。

圖1 光聲/OCT雙模態(tài)成像系統(tǒng)裝置圖Fig.1 The setup of dual-mode photoacoustic and optical coherence tomography imaging system

圖2 光聲/OCT雙模態(tài)成像系統(tǒng)工作時(shí)序圖Fig.2 Timing diagrams of the dual-mode photoacoustic and optical coherence tomography imaging system

2 結(jié)果與討論

2.1 系統(tǒng)性能驗(yàn)證

為了驗(yàn)證系統(tǒng)的成像能力，我們分別測(cè)試了光聲成像子系統(tǒng)及光學(xué)相干層析成像子系統(tǒng)。首先，我們對(duì)埋在1%的瓊脂凝膠中的一簇直徑為6 μm的碳纖維進(jìn)行了光聲成像，結(jié)果如圖3(a)所示。從結(jié)果中可以看出光聲成像子系統(tǒng)可以清晰地成像碳纖維絲，且具有較高的對(duì)比度及分辨率。圖3(b)是厚度為170 μm的蓋玻片的B掃OCT圖像，蓋玻片的上下邊界可以被清晰地顯示出來(lái)，且邊界間距大小與170 μm是一致的。以上實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明該系統(tǒng)是可以實(shí)現(xiàn)光聲成像及光學(xué)相干層析成像的。

圖3 (a)碳纖維絲的光聲圖像； (b)蓋玻片的OCT 的斷層圖像Fig.3 (a) The photoacoustic image of carbon fibers;(b) the B-scan OCT image of cover glass

2.2 模擬實(shí)驗(yàn)驗(yàn)證

接下來(lái)，我們驗(yàn)證光聲/OCT雙模成像系統(tǒng)在散射介質(zhì)中同時(shí)成像的能力。我們用1%的瓊脂凝膠模擬組織的高散射背景，并在瓊脂的不同深度處插入四根黑色頭發(fā)絲。成像模式設(shè)置為光聲、OCT同時(shí)成像，即先讀取光聲信號(hào)再讀取OCT信號(hào)，這樣依次采集，最終獲得光聲及OCT圖像。圖4(a)展示了四根黑色頭發(fā)的光聲B掃圖像，而無(wú)法看到瓊脂的信號(hào)。這是因?yàn)楣饴暢上袷腔诮M織對(duì)光的吸收成像，黑色頭發(fā)因包含濃度較大的黑色素所以產(chǎn)生了較強(qiáng)的光聲信號(hào)，但是瓊脂在532 nm波長(zhǎng)處無(wú)光吸收，因而光聲成像無(wú)法看到散射介質(zhì)瓊脂的。OCT的B掃圖像中(圖4(b))能夠同時(shí)清晰地看到四根頭發(fā)以及瓊脂表面的邊界。圖4(c)和4(d)分別展示的頭發(fā)絲的光聲信號(hào)和OCT信號(hào)。圖4(d)為圖4(b)的一個(gè)A掃信號(hào)，從A掃信號(hào)中可以看到瓊脂凝膠的強(qiáng)散射邊界以及頭發(fā)絲與凝膠接觸的邊界信號(hào)。模擬實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明全光學(xué)光聲/OCT雙模態(tài)成像系統(tǒng)可以同時(shí)獲得散射介質(zhì)的吸收和散射結(jié)構(gòu)信息。

2.3 光聲/OCT雙模態(tài)成像系統(tǒng)的應(yīng)用

為了證明光聲/OCT雙模態(tài)成像系統(tǒng)具有成像活體生物組織的能力，我們用該雙模態(tài)系統(tǒng)應(yīng)用于老鼠耳部組織的成像中。在實(shí)驗(yàn)之前，用脫毛劑脫去老鼠耳部的毛發(fā)。給老鼠注射戊巴比妥鈉(注射劑量40 mg/kg,追加劑量10 mg/kg/h)使老鼠在實(shí)驗(yàn)過(guò)程中保持靜止。為了使小鼠皮膚不被脈沖激光灼傷，保證在美國(guó)國(guó)家標(biāo)準(zhǔn)協(xié)會(huì)規(guī)定的激光能量安全閾值20 mJ/cm2范圍內(nèi)[24]，在實(shí)驗(yàn)中照射在小鼠皮膚表面的激光能量密度控制在10 mJ/cm2以下。圖5(a)展示了小鼠耳朵組織的光聲圖像，清晰地顯示了小鼠耳朵部位的微血管網(wǎng)絡(luò)結(jié)構(gòu)信息。圖5(b)和5(c)分別是光聲和OCT的B掃描圖像，對(duì)應(yīng)于圖5(a)中的虛線位置。光聲B掃圖中可以提取到血管的位置分布及血管大小等信息；從OCT B掃圖中可以估算出老鼠耳部的厚度大概在500 μm左右，并且可以清晰識(shí)別耳朵的上皮、真皮和軟骨組織結(jié)構(gòu)。圖5(d)為光聲和OCT的B掃描圖像的融合圖像，從圖中可以確定血管在組織中位置分布情況。

圖4 (a)光聲B掃圖像； (b)OCT B掃圖像； (c)頭發(fā)絲的光聲信號(hào)圖； (d)頭發(fā)絲及瓊脂的OCT信號(hào)圖Fig.4 (a)Photoacoustic B scan image of human hair;(b)OCT B scan image of human hair;(c)The photoacoustic signal of human hair;(d) The OCT signal of human hair and gel

圖5 (a)光聲血管網(wǎng)絡(luò)圖像； (b)光聲B掃圖像； (c)OCT B掃圖像； (d)光聲/OCT融合圖Fig.5 (a)The photoacoustic image of microvasculaure;(b)Photoacoustic B scan image of blood vessels;(c)OCT B scan image of mouse ear;(d)Fused photoacoustic and OCT B-scan image

圖6 (a)基底細(xì)胞癌的光聲血管網(wǎng)絡(luò)圖像； (b)正常部位的OCT B掃圖像； (c)基底細(xì)胞癌區(qū)域的OCT B掃圖像Fig.6 (a)The photoacoustic image of BBC microvasculaure;(b)OCT B scan image of normal area;(c)OCT B scan image of BCC

進(jìn)一步地，我們將該系統(tǒng)用于基底細(xì)胞癌的檢測(cè)中?；准?xì)胞癌是皮膚病中發(fā)病率最高的一種腫瘤，一般不致命，但可以導(dǎo)致局部破壞性，當(dāng)腫瘤細(xì)胞擴(kuò)散到周?chē)M織，會(huì)引起并發(fā)癥。由于基底細(xì)胞癌發(fā)生在頭面部占70%-90%，如果未能早期發(fā)現(xiàn)或盲目創(chuàng)傷性診療，可引起病灶復(fù)發(fā)甚至毀容等嚴(yán)重后果。流行病學(xué)資料顯示基底細(xì)胞癌的發(fā)病率在全球迅速增加，目前，這種病已經(jīng)趨于年輕化并已成為人們廣泛關(guān)注的公共衛(wèi)生問(wèn)題[25]，因而早期檢測(cè)顯得尤為重要。由于基底細(xì)胞在生長(zhǎng)發(fā)展過(guò)程中表現(xiàn)為血管的形狀及瘤體周?chē)z原基質(zhì)分布的變化[26]，光聲成像對(duì)于血管成像具有天然優(yōu)勢(shì)，OCT對(duì)膠原成像比較敏感，因而，光聲/OCT成像非常適合基底細(xì)胞癌的檢測(cè)。實(shí)驗(yàn)中，我們將TE354.T基底細(xì)胞癌細(xì)胞接種在小鼠耳朵皮層下，由于基底細(xì)胞癌生長(zhǎng)較為緩慢，在接種基底細(xì)胞癌細(xì)胞后將小鼠每天定時(shí)定量進(jìn)行紫外燈照射，促進(jìn)基底細(xì)胞癌的生長(zhǎng)。如圖6所示為接種14天后小鼠耳部的光聲/OCT成像結(jié)果。圖6(a)為小鼠耳部血管網(wǎng)絡(luò)的光聲圖像，其中綠色圓圈內(nèi)為基底細(xì)胞癌腫瘤區(qū)域，可以看到腫瘤區(qū)域血管相對(duì)正常部位密集且成樹(shù)枝狀分布，這是基底細(xì)胞癌診斷的重要標(biāo)志[26]。圖6(b)和6(c)分別對(duì)應(yīng)圖6(a)中正常和腫瘤處的OCT B掃圖像。圖6(b)顯示的為小鼠耳朵正常部位結(jié)構(gòu)，可以清晰地看到上皮、真皮和軟骨組織。圖6(c)中綠色箭頭所指的區(qū)域?yàn)榛准?xì)胞癌腫瘤實(shí)體，這是因?yàn)槟[瘤實(shí)體周?chē)幸粚幽z原基質(zhì)層，而膠原基質(zhì)的折射率高于其它組織，因而基底細(xì)胞癌實(shí)體的OCT圖像表現(xiàn)為邊界亮而中間區(qū)域暗的特點(diǎn)。此外，從圖中也可以看到成分立狀的基底細(xì)胞癌實(shí)體，這與基底細(xì)胞癌的特性是一致的[26]。

2.4 討論

上述實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明,該雙模成像系統(tǒng)可以高分辨率成像模擬樣品及生物組織，并成功地應(yīng)用到了基底細(xì)胞癌的檢測(cè)中，這將有助于促進(jìn)光聲/OCT雙模成像系統(tǒng)在生物醫(yī)學(xué)上的應(yīng)用。一般來(lái)說(shuō),吸收和散射系數(shù)是組織的重要參數(shù),由于生物體的病變都會(huì)導(dǎo)致吸收和散射系數(shù)的變化，我們可以通過(guò)提取組織的吸收和散射的信息來(lái)判斷其病理變化情況。此外,由于我們使用的是非接觸式光聲檢測(cè)方法，因而我們的光聲/OCT雙模成像系統(tǒng)可以方便地用于眼科、皮膚科等疾病診斷。

3 結(jié)論

本文中，我們開(kāi)發(fā)了一套基于單個(gè)邁克爾遜探測(cè)器的全光學(xué)非接觸式光聲/OCT雙模成像系統(tǒng)，模擬和活體動(dòng)物實(shí)驗(yàn)證明該雙模成像系統(tǒng)具有高分辨率和高對(duì)比度成像微血管及其他組織結(jié)構(gòu)信息的能力，并將該系統(tǒng)成功地應(yīng)用到了基底細(xì)胞癌的檢測(cè)中。此外,光聲/OCT雙模成像系統(tǒng)運(yùn)用了小型脈沖微片激光器作為光聲的激發(fā)源，并使用全光纖邁克爾遜干涉儀作為光聲信號(hào)探測(cè)以及OCT的成像設(shè)備，由于他們的體積都非常小，因而雙模式系統(tǒng)可以很容易地集成與攜帶。所有這些實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明,這套基于全光學(xué)檢測(cè)的光聲/OCT雙模態(tài)成像系統(tǒng)具有一定的臨床應(yīng)用潛力。