蒋文萍，吴其鑫，闵军，戴翠霞

(上海应用技术大学，上海 201400)

1 引言

1.1 光声成像技术

光声成像技术是基于生物组织的光声效应的一种三维成像手段。在光声效应过程中，物体吸收光照能量转换成热能，再进一步发生热弹性膨胀，从而产生并向外传播超声信号。因此光声成像技术是一种融合了光学成像和超声成像特性，能够反映成像区域光吸收特性的成像模式。一百年前，光声效应就已经由 Bell 在 1880 年得到了证 实，但是直到最近数十年来才在基础科学和工程学中逐渐广泛应用。而在生物医学领域，光声效应的研究和应用始于20世纪 70 年代，也至20 世纪最后十年才在光散射介质和生物组织中的应用中取得突破。Oraevsky小组和 Kruger小组相继检测获得了激光照射生物组织诱发的超声波信号，并进一步提出了光声成像技术的系统结构设计方案和相应的成像算法。2003 年，Wang 小组使用光声成像技术实现了无创的小鼠脑部结构成像，并检测到外部刺激条件下的小鼠脑部的功能变化结果[1]。这一研究发现证明了光声成像技术在生物组织结构功能成像方面的优势，并推动了这项技术进入高速发展的阶段。目前，光声成像技术已成为生物光子学领域最大的研究方向之一。

1.2 研究背景与意义

光声成像(photoacoustic imaging，PAI)是一种近年发展起来的非常有发展前景的医学成像模式，是一种新颖的采用光声效应来得到物质内部形态结构的二维或是三维立体图像的成像方法[2]。与传统的医学成像方法(CT、光学相干断层成像、MRI、超声成像等)相比，PAI 有其突出的优势，是具有高穿透深度和高图像对比度的非侵入式、无损性的一种成像方式[3]。到了 20 世纪末，PAI 技术通过在生物医学领域的运用，再次引起了人们的注意，第一幅光声医学图像也因此诞生[4 5]。目前，PAI 技术已经取得了很大发展，特别是小动物的部分组织，如肿瘤、血管、大脑等。目前主要研究分支有光声断层成像(photoacoustic tomography，PAT)、光声显微成像(photoacoustic microscopy，PAM)、光声内窥成像(intravascular photoacoustic imaging，IVPAI)等。其中，PAT 可以清晰地探测小鼠脑血管分布状况，可为脑功能研究提供先进手段；PAM 则由于光学显微镜的出现得到更好的发展；IVPAI 则多被应用于检测基因活性与活体深层荧光蛋白表达等方面[6]。此外，许多新技术的发展促进了PAI 的研究。在外源光声纳米探针的基础上，研究者们发展了光声分子成像及光声治疗技术，其中光声分子成像可以在磁环境下探测到血液循环中肿瘤细胞的转移，在此基础上这项技术发展成为了光声流式细胞仪[7]。

2 光声成像原理

2.1 物理原理

光声成像原理简而言之，就是利用短脉冲激光作为光源来照明正在成像的生物组织。生物组织将吸收沉积的激光能量并进行转换。它转化为热，导致快速的局部温度升高和随后的热弹性膨胀。这种膨胀产生声波，称为光声波。超声波传感器用于获取激光声信号。换能器处于接触状态与组织表面接触或与眼睛的结膜接触并使之对齐与照明激光精确对准。记录的PA信号将被过滤和使用低噪声放大器放大。最后，将信号转换为数字信号用高速数字化仪记录，重建二维或三维图像。如图1所示。

图1 A.光声信号的激发过程与检测过程；B.PAI整体实现过程示意图Fig.1 a：photoacoustic signal excitation and detection process;b：schematic diagram of the overall realization process of PAI

2.2 生物组织的光吸收特性

光与组织相互作用主要包括散射(瑞利散射，拉曼散射)和吸收等。组织吸收光以后，光子能量会以两种主要的方式释放，一种为辐射衰变(例如：荧光)，另一种为非辐射衰变(热耗散)。当照射与组织的激发光为短时脉冲或经过强度调制的连续变化激光，通过非辐射衰变过程产生的热能能够发生热弹性膨胀，进而产生超声波向外传播，这种超声波信号就是光声成像中所说的光声(Photoacoustic,PA)信号[5]。

不同的生物组织存在对光吸收能力的差异，一束初始光强为I0的平行光在某种均匀光学介质中经散射和吸收通过厚度为 z cm 深度后的光强为

I=I0e-(μs+μα)Z

(1)

式(1)表明随着光进入介质深度的增加，直线向前传播的光的强度按指数规律衰减，这一衰减规律称为朗伯(Lambert)定律。μS,μα分别为介质对光的散射和吸收系数，反映了组织与光相互作用特性。由于光声成像反映的组织的光吸收特性，而光吸收系数μα决定了组织的光吸收能力，对于光声成像有重要意义。

激光脉冲的脉冲宽度为3到10纳秒。通常用于PA成像。对于图像重建，单个激光脉冲激励于一个固定的位置产生声音信号，它被记录下来并转换成一维的深度分辨PA图像沿z轴方向，称为a线。为了获得三维体积PA图像，每个样本都沿着x和y方向扫描使用光学扫描或机械扫描方法。对于定量评价PA将测量和比较不同感兴趣区域(ROIs)的振幅。振幅取决于色团的光学吸收。视网膜色素中的黑色素血管内皮(RPE)或血液中的血红蛋白[9,11,13]，如图2所示。此外，光谱PA成像是用来确定色团的浓度，或定量合适的用于区分正常组织和异常组织的激发波长。光声成像分为三组:光声层析(PAT)、光声显微镜(PAM)，以及光声内镜(PAE)。PAT通常使用一种单一或阵列超声换能器，用于检测PA信号并同时瞄准显微镜和目标宏观成像，而PAM和PAE通常使用聚焦超声换能器获取PA信号和一般图像组织具有微米级空间分辨率和毫米级深度。PA成像的应用已经从细胞层面扩展到组织层面，如成像指的是大脑中的血管、肝脏、乳房、关节和眼睛中的血管。在眼科领域，已有多个研究组研究了PA眼成像平台来评估眼部具有高穿透深度的组织。由于高的光学吸收性能在可见光窗(500～600 nm)内，PA成像具有精确测量的潜力含氧和脱氧血红蛋白在血管和黑色素中的浓度[3,5,14]。

图2 色团的吸收系数谱[1]Fig.2 Absorption coefficient spectra of chromophores

2.3 光声初始声压和波动方程

在短脉冲激光照射条件下，在 r位置处受激发组织的相对体积膨胀dv/v可表示为

(2)

其中，κ 表示等温压缩系数，在水和软组织中约为 5×10-10Pa-1；β 表示体积膨胀的热系数，在组织中约为 4×10-4k-1；p 和 T 分别代表压强(Pa)和温度(K) 的变化。式中 κ 可以进一步表示为：

(3)

其中，ρ 表示密度(kg/m3)，在水和软组织中均为1000 kg/m3左右；vs表示声速 (m/s)，在水中约为1480 m/s；CP和CV分别是等压热容和等体热容(kg·K)，在生物组织环境中差别不大。假设激光脉冲持续时间tL足够小，并满足以下条件：

(4)

其中dc是热吸收体特征长度或系统空间分辨率的较小值，αth为热扩散系数，在软组织中约为 0.1 mm2/s。式中 dc/vs反映了吸收体的体膨胀时间，dc2/4αth则反映了吸收体内部热传导时间，这一条件被称为热限制条件。当短脉冲激光持续时间满足该条件时，相对体积膨胀可以忽略，因而激光照射后产生的局部瞬时声压p0可由式(2)表示为：

(5)

根据上文提到的κ和β在生物组织中的数值，每1mK 的温度上升能够产生800Pa的局部瞬时声压。当假设吸收的光能全部转换为热能，并忽略包括荧光在内的非热能耗散，由短脉冲激光诱发的温度升高可以表示为：

(6)

其中，Ae表示吸收体的单位体积光吸收密度(J/m3)，在线性光吸收条件下，Ae正比于光辐射强度 F，因而可进一步表示为Ae=μαF。结合式(5)和(6)可得：

(7)

将 Grueneisen 参数 Г 定义为

(8)

式(7)则可以写为

P0=ΓAe=ΓμαF

(9)

从式(9)得到的初始声压计算公式可以看到初始的光声声压与生物组织的光吸收成正比，而当光辐射强度 F 一定时，初始声压与吸收系数μα呈正比关系，因此同等光照条件下，光声成像反映的是组织光吸收系数的分布。这是光声成像中信号产生的理论基础和功能参数如血氧饱和度的计算依据。

3 光声成像模式

根据光声成像的系统结构、分辨率和成像深度的差异，光声成像技术在发展过程中逐渐细化为以下几类：(1)成像方式：光声计算层析成像、光声显微成像。(2)从应用分类：光声内窥镜、脑科学、眼科等，这几种光声成像模式有着广泛的临床应用前景，我们在图二中对它们的特点进行了总结。

表1 不同光声成像模式比较[7]Table 1 Comparison of different photoacoustic imaging modes

3.1 光声计算层析成像(PACT)

光声计算层析成像(PACT)是通过检测深层组织吸收散射光能量产生的光声信号进行成像。由于散射光在组织内可以达到数个厘米的深度，因而PACT 的成像深度远高于其它几种成像模式。PACT 的成像接收过程通常采用较低频率的旋转式超声探头或超声换探头阵列从多个角度接收组织内多个吸收体在激光照射下产生的光声信号，如图3所示。这种光声成像模式可以通过类似 CT 成像的断层扫描和图像重建算法获得较快的组织的二维层析成像结果，但是多探头多通道采集的设计会提高系统的成本，而采用单个旋转式探头或分时接收信号方法又会降低成像速度[9]。由于 PACT 在成像深度方面的优势，可以检测到组织深层的信息，因而适合于应用于组织内部器官的结构和功能成像，目前 PACT 已经应用于无创的小鼠皮层结构和功能成像，小动物全身成像，人体乳腺检查和乳腺肿瘤鉴别等方面，并结合探针技术实现了生物组织内肿瘤的特异性成像[6]。

图3 (a)大鼠前哨淋巴结(SLN)亚甲蓝浓度的光声断层扫描(PAT)；(b)大鼠脑血流动力学变化的圆形阵列PAT[2]Fig.3 (a) Linear-array photoacoustic tomography (PAT) of methylene blue concentration in a rat sentinel lymph node (SLN),(b) circular array PAT of cerebral hemodynamic changes in a rat

3.2 光声显微成像

光声显微成像的主要原理就是将光聚焦在一点上进行扫描物体，它的主要优点就是分辨率高，但是成像深度就受到了限制，因此光声显微成像又细分为光学光声显微成像和声学光声显微成像。

3.2.1光学分辨率光声显微成像(OR-PAM)

OR-PAM 最大的特点就是采用聚焦光照实现横向分辨率的提升，在这一光照方式 下 OR-PAM 也有多种不同的实现模式，按照成像扫描方式分类，主要有机械扫描和光学扫描两种方式，机械扫描方式采用聚焦超声探头接收光声信号,然后通过三维移动平台控制光声组件或样品实现扫描过程。这种方式能够根据光焦和声焦的共焦的结构设计最大程度提高检测灵敏度和成像对比度，但是机械平台的扫描速度较慢，成像时间过长，对于检测快速变化的生物特征存在不足，也会有临床中耐受性的问题[7]。

图4 光声分辨率显微镜(OR-PAM)用于定量小鼠耳内氧饱和度[2]Fig.4 Photoacoustic resolution microscope (OR-PAM) for the quantitative determination of oxygen saturation in the ear of mice

3.2.2声学分辨率光声显微成像(AR-PAM)

与 PACT 和 PAE 成像方式不同，光声显微成像(PAM)采用聚焦光照或聚焦超声接收的方式获得光声信号。目前 PAM 一般采用逐点扫描的方式进行成像，具体过程为 PAM 在每一个扫描点触发激光脉冲照射于扫描点处的生物组织，超声探头接收由此产生的随时间变化的光声信号(A-line)。为了得到深度信息，通过公式可以将随时间变化的光声信号反算得到不同深度的初始光声信号强度分布，因而 A-line 反映了生物组织光照区域内不同深度的光吸收分布情况[8]。

声学分辨率光声显微成像(AR-PAM)虽然能够获得较高的成像深度，但是空间分辨率仍有不足，如果需要检测微血管系统甚至细胞级别的组织结构特征，成像系统的分辨率要达到数个微米以及微米以下水平。如果采用提高超声频率的方法提高 AR-PAM 的分辨率，对于 5μm 横向分辨率的系统，需要中心频率 300MHz 的超声探头，而 300MHz 的超声在组织内衰减迅速，能够传播的距离比弹道光在组织内的穿透深度(～1mm)还要浅。这种情况下，利用光在组织中的聚焦的光学分辨率光声显微成像(OR-PAM)技术是实现高横向分辨率更有效的方法。

图5 血红蛋白总浓度归一化的声学分辨光声显微镜(AR-PAM)[2] Fig.5 Acoustic resolution photoacoustic microscope (AR-PAM) with normalized total hemoglobin concentration

3.3 光声内窥成像(PAE)

PAE 是光声成像技术中起步较晚，但发展迅速的重要分支。由于心血管，胃肠道疾病发生于人体内部，严重危害人体健康，但是普通成像手段难以涉及或提供足够的成像分辨率，因而采用内窥式成像方案是获得精细管壁结构信息辅助诊断和治疗的最优选择。与现有的超声内窥和 OCT 内窥成像相比，PAE 在具备相同的成像分辨率条件下能够进一步提供额外的功能信息，对于疾病检测更为有利[10]。由于 PAE 的应用目标在狭窄的心血管和消化道，因此需要将光照部件和超声信号接收部件融合在狭小的区域内，通过旋转的扫描镜实现管壁断面成像。已经应用于在体动物的消化道系统成像；在血管内光声成像应用和血管管壁成分检测方面有重要应用前景。

图6 光声内窥镜检查(PAE)兔食管[2]Fig.6 photoacoustic endoscopy (PAE) of a rabbit esophagus

3.4 光声成像在眼科方面的应用

眼睛是人体组织中最重要的感官，有着对于外界信息获取的功能，对人的正常生活工作起着非常重要的作用，但是目前的眼科疾病种类繁多，如果不尽早的检查并预防，很容易造成更严重的后果，失明或者视觉功能损伤严重影响了患者的身心健康，根据最新世界卫生组织数据显示，全球范围类有将近3亿的人视力受损，包括了4000万的盲人和更多的低视力患者，并且这其中有百分之九十的患者分布在发展中国家，作为全球最大的发展中国家，我们国家是全球盲人数量最多的国家，因此视力健康问题在我国乃至全世界都是待解决的公共卫生问题。对于一些眼科疾病和一些致盲性的眼底疾病的早期诊断和相关病理学的研究也有着非常大的挑战[2]。

因此光声成像系统的研究对着眼科疾病有着重大意义。先进的眼科成像技术在两者的监测和管理中发挥着重要的作用对于健康和异常的眼组织。先进的眼科成像不仅可以提供解剖学，还有眼睛的功能信息，使各种疾病的诊断和检测成为可能。在早期阶段，几种典型的影像学方法已被用来评估和评价视网膜脉络膜血管系统，包括彩色眼底摄影、荧光素血管造影(FA)、眼底自荧光、荧光终身成像检眼镜、以及光学相干断层血管成像。这些成像模式取决于用于检测视网膜组织的后向散射光或外源性光的发射造影剂，导致有限的穿透深度和可视化的深度血管网络相比之下，光声(PA)检眼镜成像是一种新兴的非电离成像技术技术[3]。PA成像的主要优点是光学对比度可以用来量化结构信息(例如，大小、形状)和功能信息(例如，含氧和脱氧血红蛋白和氧饱和度)。因此，PA成像是非常可取的成像方法。

4 光声成像的拓展应用

随着光学成像技术的不断发展，人们所需求的也越来越多，因此各种多模态的成像方式也越来越多。其中就有光学与光声双模态；光声与超声双模态；光学与光声以及超声三模态的成像系统等。其中，常用的光学与光声双模态系统如图7所示，OCT 和 PAI 是分别基于生物组织光散射和吸收特性的两种非侵入无标记三维成像方法。由OCT 和 PAI 能够提供不同又能互补的信息，将这两种模态融合能够同时获得OCT 的高分辨结构成像和 PAI功能成像。为了实现细胞或亚细胞成像水平，不同的研究工作组分别开发了光学相干显微成像和光声显微成像以达到微米级或亚微米级分辨率。描式光学分辨率光声显微成像系统与 OCT 成像系统融合实现了快速超高分辨率双模态成像系统，并应用于 RPE 细胞成像和相关细胞信息的提取。

图7 双模态光声显微成像系统原理图Fig.7 Schematic diagram of two-mode photoacoustic microscopy imaging system[11]

这几年来，很多专家在探索怎样实现光声成像与OCT相结合起来去实现成像，其中就有将OCT和光声成像做一个简单的拼接，但是这样简单的拼接不仅仅会使成本上升很多，还会让成像的效果达不到要求。在一起特定的场景下没办法应用，比如说对眼睛的检测以及创口等比较敏感的地方的检测。随着科技的发展，今后一定会有越来越多的光声成像和OCT成像的有机结合起来的系统，不仅可以达到成像的要求，而且成本也会降低很多。之前的研究有涉及到使用透明的高分子薄膜构成的法布里珀罗标准具来检测超声波，同时进行光学相干层析成像[21];由于法布里珀罗标准具的灵敏度较低，因而探测器还是需要和被测组织直接接触。[22]另外，也有研究中使用波分多路复用器来实现全光学的光声成像和光学相干层析成像的整合，也有使用同一 个迈克尔逊干涉仪来实现光声与光谱 OCT 双模态成像，但是他们的系统中光声探测系统和光学相干层析成像系统依然还是相互独立的[12]。因此搭建一个光学成像与光声成像完美结合的双模态系统就可以得到高分辨率和成像深度很大的结果。

5 结论与展望

本文综述了近年来光声成像在评价和应用方面的研究进展。然后对比了几种光声成像系统的优缺点以及各自的应用领域。最后，PA系统提供的未来发展和临床翻译的潜力可能提供为视网膜疾病的诊断提供了广阔的前景。但是目前光声成像系统也面临着巨大的挑战，激光光源检测可能对人眼有着刺激伤害，因此如何用红外光作为光声系统的探测光源去成像是目前研究的热点之一，但是目前的光声成像系统已经在临床上应用在检测眼睛疾病上了。如何提高分辨率以及成像深度，与其他光学检测系统结合构成多模态的光声成像系统也已经越发成熟，光声系统对于未来的应用领域也会不断的拓宽。