專利名稱：光聲成像方法
光聲成像方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及一種對具有一個或多個光聲源的試樣進(jìn)行光聲成像的方法。
最近二十年來，各種各樣的無創(chuàng)診斷技術(shù)，例如x射線成像、磁共振
成像(MRI)、超聲、正電子發(fā)射斷層成像(PET)、光學(xué)相干斷層成像(OCT)、 彈性波反射和漫反射、光聲技術(shù)、熒光成像、拉曼散射等等，已經(jīng)被應(yīng)用 到活體惡性腫瘤的診斷中。按照區(qū)分正常組織與腫瘤組織所采用的方法， 這些不同的技術(shù)可以分為基于形態(tài)學(xué)或基于化學(xué)的分析。
基于形態(tài)學(xué)的方法(例如X射線成像、OCT和超聲)根據(jù)癌變組織與 非癌變組織之間密度的不同或根據(jù)它們的含水量來區(qū)分正常組織和腫瘤組 織。由于這些技術(shù)是基于組織密度來區(qū)分組織的，因此在某些情況下它們 無法準(zhǔn)確地分辨致密的健康組織和腫瘤組織。
另一方面，基于化學(xué)的技術(shù)(即熒光光譜法等等)通過測量化學(xué)成分 (如血紅蛋白含量和氧合程度等)的不同來區(qū)分正常組織和腫瘤組織。為 了進(jìn)行這些分析，典型地需要紫外光或藍(lán)光(300納米至450納米)來進(jìn)行 組織的激發(fā)，因?yàn)檫@些波長有足夠的能量以激發(fā)各種受檢化學(xué)試樣。然而， 考慮到其使用上的缺點(diǎn)，熒光光譜法對腫瘤診斷的實(shí)用性明顯受限；這些 缺點(diǎn)包括與光穿透深度有關(guān)的信號弱、分辨率不佳、PMT的使用、背景信 號、光泄露以及需要暗室條件。
生物組織的光聲斷層成像基于光子被組織結(jié)構(gòu)吸收時發(fā)生的光聲效 應(yīng)。吸收之后，光子能量就轉(zhuǎn)化成熱能，然后引起局部熱膨脹。這種膨脹 產(chǎn)生熱彈性壓力瞬變(沖擊波)，其表明了組織的吸收結(jié)構(gòu)。光聲波可以被 一個或多個接收器(換能器)檢測到，并用來構(gòu)建該吸收結(jié)構(gòu)的圖像。由 于不同的生物組織在光吸收熱彈性甚至吸收體積大小方面的不同，不同的 生物組織有不同的光聲響應(yīng)。例如，在2005年3月31日公開的申請?zhí)枮?20050070803和2005年1月6日公開的申請?zhí)枮?0050004458的美國專利申請中揭露了光聲成像。
然而，這些技術(shù)始終存在著一些問題。特別是對于使用光聲技術(shù)對實(shí) 際的生物目標(biāo)成像時，光子吸收結(jié)構(gòu)常常是復(fù)雜的，使得光聲圖像的重建 很困難。首先，不同特性的生物組織組成的多種光子吸收源可能共存。第 二，光聲波在到達(dá)換能器之前可能沿各路徑經(jīng)歷多次反彈。第三，這些多 種源和回波之間的干擾可能會以非常復(fù)雜的方式扭曲初始信號。在一般臨 床診斷中，光聲成像優(yōu)選以反射模式工作，光源和換能器都在目標(biāo)的同一 側(cè)。在這種情況下，由于沿光入射路徑的更強(qiáng)擾動，干擾問題更加惡化。
根據(jù)本發(fā)明，光聲圖像的建立是通過對時間分辨的光聲信號應(yīng)用波束 形成來完成的，這些光聲信號根據(jù)它們的光譜分布而分類。在一個實(shí)施方 案中，對來自每個換能器的信號進(jìn)行光譜分布分析，并基于各自光譜分布 將這些信號分解成單個光聲響應(yīng)。然后，根據(jù)其相似性將這些響應(yīng)按組分 類。通過對相同組的響應(yīng)應(yīng)用波束形成算法來定位和表征光子吸收(或光 聲)源?？偟墓庾游战Y(jié)構(gòu)通過匯總單個光聲源而重建。為了便于分量分 析和分類，可使用生物組織光聲響應(yīng)的可擴(kuò)展(按照吸收系數(shù)、幾何尺寸 和熱彈性)模式。
本發(fā)明的目的是提供一種對包含一個或多個光聲源的試樣進(jìn)行光譜成 像的方法在試樣中生成光子激發(fā)；檢測由激發(fā)產(chǎn)生的光聲響應(yīng)；將響應(yīng) 分入具有相似光譜分布的組；對相同組中的響應(yīng)應(yīng)用波束形成算法以定位 并表征每個光聲源；以及通過匯總單個光聲源形成光譜圖像。
另一目的是提供一種方法，其中所述生成步驟包括用波長在預(yù)先確定 范圍內(nèi)的脈沖激光照射該試樣。
另一目的是提供一種方法，其中所述檢測步驟包括使用一個或多個換 能器檢測由于激發(fā)而產(chǎn)生的光聲響應(yīng)。
另一 目的是提供一種方法，該方法進(jìn)一步包括對從每個換能器接收到 的信號進(jìn)行光譜分布分析，并基于這些信號的光譜分布將它們分解成單個 光聲響應(yīng)。
另一目的是提供一種方法，其中該試樣是生物組織。 另一目的是提供一種方法，其中該光聲源是腫瘤、血管或囊腫。參照以下實(shí)施例和附圖，更詳盡的闡述本發(fā)明的這些以及其它方面。

圖1是生物組織的光子吸收結(jié)構(gòu)的重建框圖，為了舉例說明，只畫出 了三個換能器，時間分辨的分解信號分量只象征性地表示在換能器1的輸
出框上。光聲響應(yīng)模式數(shù)據(jù)庫可用來分解信號；
圖2是生物組織的光子吸收結(jié)構(gòu)和環(huán)境結(jié)構(gòu)的重建框圖，為了舉例說 明，只畫出三個換能器，時間分辨的分解信號分量只象征性地表示在換能 器1的輸出框上；
圖3 (左)是兩個密排管(closely spaced tube)(直徑0.5和3毫米)的 復(fù)合圖，(右)圖像的時域傅立葉變換(顯示到3.0MHz);
圖4 (右)是原始未濾波圖像的光譜曲線以及所用的濾波器，(左)應(yīng) 用了帶通濾波器之后的圖像；
圖5 (右)是原始的未濾波圖像的光譜曲線以及所用的濾波器，(左) 應(yīng)用了帶通濾波器之后的圖像；
圖6示出了初始的對準(zhǔn)的射頻數(shù)據(jù)圖。
近年來，人們在開發(fā)用于組織中血管和含血結(jié)構(gòu)(例如腫瘤)的無創(chuàng) 成像的新技術(shù)方面表現(xiàn)出了顯著的興趣。目的是由于在所有上皮癌的早期 階段發(fā)生血液供應(yīng)的增加和毛細(xì)管的生長而檢測出現(xiàn)有技術(shù)無法檢測的早 期癌癥或前期癌。
光聲技術(shù)是基于由調(diào)制或脈沖光輻射產(chǎn)生聲波的技術(shù)。脈沖輻射的聲 產(chǎn)生效率高于調(diào)制輻射。在脈沖光聲學(xué)中，短激光脈沖加熱組織內(nèi)部的吸 收體，產(chǎn)生與沉積能量成比例的溫度上升。光脈沖很短，因此出現(xiàn)了吸收 體的絕熱增溫，從而導(dǎo)致了壓力的突增。由此產(chǎn)生的壓力波(聲波)通過 組織傳播并且可以在組織表面檢測出來。由壓力波需要到達(dá)組織表面(檢 測器位置)的時間起，可以確定出光聲源的位置?？梢允褂脡弘娀蚬飧缮?方法進(jìn)行光聲波的檢測。
組織組分(即光聲源)與組織(即試樣)本身在吸收上的不同可用來 揭示關(guān)于這些組分的信息。組織中眾所周知的吸收體是血液(血紅蛋白)， 它能夠定位和監(jiān)測組織中的血液濃度(血管，腫瘤)。除了使用血液作為吸 收體，其它組織發(fā)色團(tuán)如葡萄糖也可用來做吸收體。
5多種單一的光學(xué)診斷技術(shù)都是基于組織中的光散射。在髙散射介質(zhì)中， 如真皮組織中，散射系數(shù)不僅決定了穿透深度，而且限制了技術(shù)上可達(dá)到
的分辨率。由于光聲信號的產(chǎn)生，振幅只取決于局部注量(fluence)。上述 由散射引起的光子的光路徑是不相關(guān)的。為此，空間分辨率不受組織散射 的影響，并且已經(jīng)示出光聲技術(shù)是在組織之類的介質(zhì)中將吸收結(jié)構(gòu)直觀化 的有前景的技術(shù)。(參見Proceedings of SPIE—The International Society for Optical Engineering -2004-SPIE-IntSoc.Opt.Eng-USA，CONF-Photon Plus Ultrasound;Imaging and Sensing, 25-26 Jan 2004，-San Jose，CA，USA，AU-Kolkman R G M; Huisjes A; Sipahto R I; Steenbergen W; van Leeuwen T Q AUAF-Fac,of Sci.&Technol.，Twenty Univ.，Enschede; Netherlands，IRN匿ISSN 0277腸786X，巻5320， NR-1 PG16-22.)
本發(fā)明涉及一種在復(fù)雜環(huán)境中定位、識別和表征光聲源的方法。這種 方法通過光譜分析和濾波從干擾中分離單個聲響應(yīng)(即聲源)，通過對分解 出的聲響應(yīng)應(yīng)用波束形成來定位初始聲源。組織的光子吸收結(jié)構(gòu)可以用初 始的源參數(shù)建立。
在物理學(xué)上，波束形成是通過分析檢測器陣列接收到的時間相關(guān)信號 來定位信號源的。假設(shè)信號的傳輸速度在各個方向都相同，以這個速度乘 以由每個檢波器接收到的信號的耗用時間，從而確定從信號源到相應(yīng)檢測 器的距離。原則上，三個不同位置處的檢測器足以確定該信號源的位置。
在數(shù)學(xué)上，波束形成的任務(wù)是用已知的起點(diǎn)坐標(biāo)(在這種情況下指檢 測器位置)和每一個矢量的長度(在這種情況下指距離)找到三個矢量結(jié) 合點(diǎn)(merging point)的坐標(biāo)。直接通過應(yīng)用光束形成技術(shù)在同源介質(zhì)中定 位點(diǎn)源。
為了從被測射頻波形中重建光聲圖像，可以使用改良的波束形成算法， 例如延遲求和波束形成和傅立葉波束形成，它們在超聲診斷學(xué)上廣為人知 (特別是延遲求和)。需要進(jìn)行改良，因?yàn)樵诠饴晫W(xué)中進(jìn)行波束形成是基于 從幾乎整個組織容量產(chǎn)生的信號的，而不是基于從例如超聲診斷中的許多 窄切片產(chǎn)生的信號的。
延遲求和光聲波束形成(無光譜濾波)的一般形式可以這樣表達(dá)
6(要素)
這里(w)是感興趣組織截面中的一個點(diǎn)，A.W是每個通道的射頻信號，
^ 0c)是應(yīng)用在每個通道上的時間延遲，w (f ， X)執(zhí)行接收孔徑變跡和時間增益
補(bǔ)償，々,x)代表重建圖像中的某個樣本點(diǎn)。
傅立葉波束形成算法已經(jīng)在參考書目中討論過
(K.RKostli,D.Frauchiger，J.J.Niederhauser,G.Paltauf，H.P.Weber，禾卩M.Frenz, "Optpacoustic imaging using a three dimensional reconstruction algorithm" IEEE J.Sel.Topics Quantum Electron.，巻7，no.6,頁918-923,2001年11月國12 月.)以及(K.P.Kostli禾口 RC.Beard， "Two dimensional photoacoustic imaging by use of fourier-transform image reconstruction and a detector with an anisotropic response" Appl.Opt，巻42，no.l0,頁1899-1908,2003.)
在提出的方法中，往往要在波形p力)上應(yīng)用適當(dāng)?shù)臑V波算法，把改變的 feWL波形分類并分組(這里m是組編號)。上面討論的波束形成算法因此 被應(yīng)用到h(OL而非A(/)上。濾波可能是帶通濾波、小波濾波或基于一些其 他分隔職能的濾波等。
根據(jù)本發(fā)明，光聲圖像的建立是通過對時間分辨的光聲信號應(yīng)用波束 形成來實(shí)現(xiàn)的，這些信號是根據(jù)它們的光譜分布來分類的。從示例的角度 看，對來自每個換能器的信號進(jìn)行光譜分布分析，并根據(jù)它們的光譜分布 分解成單個的光聲響應(yīng)。然后，根據(jù)它們的相似性將這些響應(yīng)按組分類。 通過對在相同組中的響應(yīng)應(yīng)用波束形成算法來定位和表征光子吸收源。通 過匯總單個光聲源重建整個光子吸收結(jié)構(gòu)。為了便于分量分析和分類，可 以使用生物組織光聲響應(yīng)的可擴(kuò)展(按照吸收系數(shù)、幾何尺寸以及熱彈性) 模式。下面的實(shí)例1和實(shí)例2通過框圖說明了依照本發(fā)明，光聲圖像如何 重建或形成。
實(shí)例1:通過對分解出的光聲響應(yīng)應(yīng)用波束形成算法來重建光聲圖像。 圖1示出了本發(fā)明第一個實(shí)例的框圖。
實(shí)例2:通過對經(jīng)濾波的光聲響應(yīng)應(yīng)用波束形成算法來重建由初始聲源
表示的光子吸收圖像。圖2示出了本發(fā)明第二個實(shí)例的框圖。
在生物組織的光聲成像中，典型地，被檢測到的聲信號的特征與被成像對象的物理特性相關(guān)。
這種生物對象的典型例子是血管或囊腫。它們在大小上可能差別很大， 并且它們所在的位置在某種程度上使得很難單獨(dú)檢測出來。光聲信號的光 譜特性隨著光聲源的大小而變化，基于這樣的事實(shí)，為了分離正常情況下 無法分離的多個光聲源，可以使用光譜濾波。光譜濾波的實(shí)例見下文的實(shí)例3。
實(shí)例3:在本實(shí)驗(yàn)中用到兩個裝滿墨水的管，直徑 0.5毫米和 3毫米。 每個浸入水中的管用從重復(fù)率10Hz的脈沖Nd:YAG激光器發(fā)出的532nm 的光照射(脈沖持續(xù)時間為5ns)。來自每個管的光聲信號分別用2.25MHz 的換能器記錄。這些分別記錄的兩個管的光聲圖像隨后被合并，以模擬兩 個大小不同的密排對象的圖像。
圖3顯示的是兩個管的復(fù)合圖以及它的光譜含量。該圖像表示了聲波 射頻線，將這些聲波射頻線放在一起組成對準(zhǔn)的射頻數(shù)據(jù)圖，以接收換能 器的位置為橫軸，以飛行時間為縱軸。這樣的射頻數(shù)據(jù)序列圖隨后會在波 束形成算法中用來生成光聲對象的圖像。這里僅限于討論實(shí)際上是前波束 形成的(prebeamformed)射頻數(shù)據(jù)圖。在頻率分布圖中，高頻率的貢獻(xiàn)非 常小。這是因?yàn)闇y量到的信號帶寬受到換能器的帶寬和采集過程的限制， 這二者共同起帶通/低通濾波器的作用。即便如此，已有的頻率分布已經(jīng)足 夠說明使用光譜濾波從空間上分辨不同大小的重疊對象的目的。
如圖4(右)和圖5(右)中所示，將帶通濾波器分別用于合并后的射頻數(shù)據(jù) 圖(圖3)。結(jié)果分別顯示在圖4 (左)和圖5 (左)中。由于兩個對象具有 不同的光譜含量，每次濾波增強(qiáng)了一個對象而抑制了另一個對象?；诠?譜含量對對象進(jìn)行分辨是與光聲相關(guān)的，且不能用在標(biāo)準(zhǔn)的脈沖回波超聲 成像中。應(yīng)該注意，在本例中使用的帶通濾波器只用于說明目的。除門函 數(shù)之外的曲線濾波器也可用來優(yōu)化濾波特異性。例如，如果已知一個特定 特征的光譜分布，與該特征的分布曲線匹配的濾波器就可以應(yīng)用到初始數(shù) 據(jù)上。
在已給出的實(shí)施例中(圖4和圖5)的SNR (即信噪比)與圖6的初 始數(shù)據(jù)圖相比較低。為了增加SNR，需要寬帶寬且濾波更精確的換能器和 數(shù)據(jù)采集。本發(fā)明將簡化不同光聲源(即光聲源)的識別過程，明顯提高生物組 織(即試樣)光子吸收結(jié)構(gòu)的圖像重建質(zhì)量。本發(fā)明的實(shí)施允許使用臨床 光聲成像設(shè)備進(jìn)行復(fù)雜生物組織的體內(nèi)診斷，如腫瘤檢測和治療監(jiān)測。
盡管已經(jīng)參照具體實(shí)施方案描述了本發(fā)明，本領(lǐng)域普通技術(shù)人員可以 理解，許多修改、改進(jìn)，和/或改變可以實(shí)現(xiàn)而不背離本項發(fā)明的精神和范 圍。因此，明確規(guī)定本發(fā)明僅被權(quán)利要求及其等同權(quán)利要求的范圍限定。
權(quán)利要求
1、一種對具有一個或多個光聲源的試樣進(jìn)行光譜成像的方法，包括在所述試樣中生成光子激發(fā)；檢測由所述激發(fā)產(chǎn)生的光聲響應(yīng)；將所述響應(yīng)分入具有相似光譜分布的組；對相同組中的所述響應(yīng)應(yīng)用波束形成算法，以定位并表征每個光聲源；以及通過匯總單個所述光聲源形成光譜圖像。
2、 如權(quán)利要求l所述的方法，其中，所述生成步驟包括用預(yù)先確定的 約500nm至1200nm波長范圍內(nèi)的脈沖激光照射所述試樣。
3、 如權(quán)利要求l所述的方法，其中，所述檢測步驟包括使用一個或多 個換能器檢測由所述激發(fā)產(chǎn)生的所述光聲響應(yīng)。
4、 如權(quán)利要求3所述的方法，還包括對從每個換能器接收到的信號進(jìn) 行光譜分布分析，并根據(jù)所述信號的光譜分布將其分解成單個光聲響應(yīng)。
5、 如權(quán)利要求l所述的方法，其中，所述試樣為生物組織。
6、 如權(quán)利要求l所述的方法，其中，所述光聲源為腫瘤、血管或囊腫。
全文摘要
本發(fā)明揭示了一種在復(fù)雜環(huán)境中定位、識別和表征光聲源的方法。此方法通過光譜分析和濾波從干擾中分離單個聲響應(yīng)，并通過對分解出的聲響應(yīng)應(yīng)用波束形成來定位初始聲源。組織的光子吸收結(jié)構(gòu)可用初始的源參數(shù)建立。
文檔編號A61B5/00GK101453939SQ200780018888
公開日2009年6月10日 申請日期2007年4月11日 優(yōu)先權(quán)日2006年5月25日
發(fā)明者H·祖, L·揚(yáng)科維奇 申請人:皇家飛利浦電子股份有限公司