乳腺扩散光层析成像模体实验研究

马文娟 刘佩芳 柳 杰 张丽敏 高 峰

近年来，光学成像方法由于具有无损伤的特性和在提高检测效率上的巨大潜力，已日益受到研究者的关注[1-3]。本文将研究一种面向乳腺早期检测的扩散光学层析成像技术(diffuse optical tomography，DOT)。由于组织中的癌变组织增生速度快，代谢异常旺盛，局部供血量和耗氧量增加，导致含氧血红蛋白(HbO2)和去氧血红蛋白(Hb)浓度及其氧饱和度(SaO2)与周围正常组织不同，呈现相对较低的氧饱和度，引起癌变组织较周围正常组织间存在较大的光学差异，DOT就是检测这种差异的一种手段[4]。本文通过模体实验来验证所提算法的有效性和可行性，为进一步的临床实验打下基础。

方 法

1.DOT设备

与此课题合作的实验室已经构建了基于时间相关单光子计数技术(time-correlated single photon counting，TCSPC)的多通道DOT测量系统，其主要部分为两套波长分别为780nm和660nm的皮秒半导体激光器，四个制冷型单光子计数PM T检测器模块和一个TCSPC模块。其基本工作过程（图1）设定如下：源光纤和检测光纤根据应用需要交叉布置在三维成像平面，2:1光开关用于选择不同波长，1×32光开关用于将激光器发出的光耦合到32个源光纤（芯径62.5μm）中并可通过计算机控制进行光纤的选通。组织体溢出的光被分布于成像腔表面的32个探测光纤（芯径500μm）收集。另外，通过变换探测光开关或结合适当的扫描系统可方便灵活地扩展系统的探测通道数，适应不同探测目标的需求。相应的系统实物图见图1所示。

2.一般资料

乳腺模体采用固体与液体模拟组织仿体相结合的方式，固体模拟乳腺脂肪组织，液体模拟肿瘤病变组织。 固体模拟组织体由有机树脂类本底材料混入散射微球（TiO2）和吸收染料固化而成，其吸收和散射系数分别由吸收染料和散射微球的浓度控制，并可分别由光谱测量和 Mie理论估算[5]。液态模拟组织体由Intralipid 水溶液加India Ink混合而成，分别控制散射和吸收系数，配制比例有相当精确的经验公式可用[6]。图2给出了一个直径40mm，高80mm圆柱形模拟组织体的图像重建实例。该模体含有一个圆柱形不均匀目标体，其光学参数如表1所示，其中16个源-探测器位置均匀分布在成像平面的圆周上。

3.数据测量和算法重建

皮秒脉冲激光器发出波长为660nm的激发光，经光纤导出，之后1:16光开关将激发光源依次导入16个源位置。对于每次源入射，4个4:1光开关分4次、每次选择4个检测点作并行 TCSPC检测，其中4个并行检测点被置于相邻区域，随后切换源位置重复上述测量，直至16个源位置“扫描”完毕。

扩散方程作为辐射传输方程的近似被广泛地用于描述近红外光在低吸收、高散射的生物组织中的传播行为。经拉普拉斯变换后的时域扩散方程为[7]：

其中，c为光在组织体中的传播速度，p为拉普拉斯变换选取的复频率因子，式中扩散系数k定义为k=c/2[μa+μs’]，μa和μs'分别为吸收和约化散射系数。采用New town-Raphson方法进行重建，具体的算法流程图见图3。为简便起见，本文仅进行二维成像实验，不失一般性，此算法完全可推广至三维情况。

结 果

图1 TCSPC实验装置。A.时间相关单光子计数测量系统框图。B.TCSPC实验装置实物图。

对模体进行时间分辨测量，正向问题的计算采用有限元，为了保证对具有光学参数不连续的边界的计算精度，在距离的一定厚度内，剖分网格被细化，共剖分了7651个节点和15000个三角形单元[8-9]。初始值设为背景值，拉普拉斯变换因子为±0.9p，p=μa(B)c，经过15次迭代之后得到的吸收系数及散射系数的图像如图4所示，其中黑线圈表示肿瘤的大小和位置。可以看出，两个参数的重建位置都和实际相符，但是吸收系数的重建大小略大于实际情况。图5展示了两个参数沿x轴的切线形貌曲线比较图，可以看出，两者的重建值分别达到实际值的50%和30%左右。

图2 成像腔与模体实物图。图3 算法流程图。

图4 A.重建吸收系数图像；B.重建约化散射系数图像。图5 A.重建吸收系数图像沿X轴的切线形貌曲线比较图；B.重建约化散射系数图像沿X轴的切线形貌曲线比较图。

表1 模体参数设置

讨 论

由于癌变组织具有明显的血管化特征，从而相对正常组织呈现较强的光吸收特性；同时，癌变组织较良性组织所呈现的相对低的氧饱和度也不仅有助于检测恶性肿瘤，而且有潜力区分良性和恶性病变以及甄别病变发展的程度。以上生理表现以及乳房组织相对均匀的低吸收特性使得光学乳房成像术有望成为DOT 技术最先临床应用的领域。

本文采用了面向早期乳腺癌检测的时域扩散光学层析成像方法，并采用二维圆域情况进行实验验证。从实验结果可以看出，重建图像较好地反映了目标体的光学特性和位置。不足之处就是吸收系数重建目标体大小略大于实际情况，且两参数的重建值较低。造成这种现象的原因主要有两个，一个是用来描述光在组织体中传播的扩散方程与实际情况的模型误差，二是重建算法的欠定性。

在实际的乳腺临床实验中，采用与MRI相同的体位——俯卧位，双乳悬垂于圆柱形成像腔内，将Intralipid 水溶液注入成像腔填补空隙并进行数据扫描。乳腺组织在发生癌变的过程中，癌细胞在繁殖过程中形成大量新生血管。由于病变区内有大量血管，造成局部血含量增加，表现为功能影像中血红蛋白浓度增多，而癌细胞增殖活跃，需要消耗大量氧造成血氧饱和度降低，使局部的血红蛋白总是处在脱氧状态，临床病理表现为“高血低氧”。临床实验表明，恶性肿瘤常常表现为“高血低氧”的特征。所以，在相关的病理参数上，乳腺肿瘤的相应特征表现为：脱氧血红蛋白、含氧血红蛋白和总血红蛋白浓度升高，血氧饱和度降低。在接下来的工作中，将通过双波长测量进行临床实验验证，总结出特定波长下良恶性肿瘤，甚至不同肿瘤的HbO2和Hb浓度参数范围，给进一步的临床诊断提供客观据。

[1] Hervé L, Puszka A, Planat-Chrétien A. Time-domain diffuse optical tomography processing by using the Mellin–Laplace transform.Applied Optics, 2012, 51: 5978-5988.

[2] Zhan YX, Eggebrecht A T, Culver J P. Singular value decomposition based regularization prior to spectral mixing improves crosstalk in dynamic imaging using spectral diffuse optical tomography.Biomedical Medical Optics Express, 2012，3: 2036-2049.

[3] Elisee J, Bonnet M, Arridge S. Accelerated boundary element method for diffuse optical imaging. Optics Letters,2011, 36:4101-4103.

[4] 徐可欣，高 峰，赵会娟.生物医学光子学.北京：科学出版社，2011.

[5] 杨 芳.基于平板检测模式的时域乳腺扩散光学层析先进方法研究.天津:天津大学，2010.

[6] van Staveren HJ, Moes CJM, van Marie J, et al. Light scattering in Intralipid-10% in the wavelength range of 400-1100 nm, Applied Optics, 1991, 30: 4507-4514.

[7] Arridge S R.Optical tomography in medical imaging. Inverse Problems, 1999, 15: R41-R93.

[8] 陆金甫.偏微分方程数值解法.北京：清华大学出版社，2004.

[9] 孙志忠.偏微分方程数值解法.北京：科学出版社，2012.