内窥镜成像新技术原理及应用

汪长岭　朱兴喜　黄亚萍　吴 敏*

随着医疗技术的飞速发展，消化内窥镜技术已经成为现代化医院不可或缺的医疗手段，医生能直接观察到人体内部的组织结构，区别正常组织与病灶，并进行有效的治疗。内窥镜从诞生到发展已有200多年的历史，其结构发生了4次重大的改变，即硬管式内窥镜、半曲式内窥镜、纤维内窥镜以及电子内窥镜。功能方面也得到了极大的丰富，从直接观看病灶，到可拍照、摄录影像，再到辅助医生诊断、并进行微创手术治疗。

随着现代诊疗水平和人民需求的提高，临床对窥镜成像要求更加精细化，要求更高的诊断正确率和符合率。然而，使用常规标清内窥镜观察人体组织，尤其在对黏膜浅表血管、组织形态的细微变化时，已逐渐无法满足临床需求。近年来，成像新技术获得了飞速的发展，如高清放大内窥镜，超声内窥镜、电子染色内窥镜，分子影像内窥镜等，有些技术已进入临床，有些还处于实验阶段，但可以肯定的是，技术的进步可不断满足临床需求，并推动诊疗技术的发展，增加肿瘤的检出率以及减少不必要的治疗。为此，对近年来不断涌现的电子内窥镜成像技术及基本原理和临床应用前景进行阐述。

1　电子内窥镜

电子内窥镜与纤维内窥镜的区别在于，电子内窥镜不通过光学镜头导像，也不通过光纤传像，而是通过内窥镜前端的电荷耦合元件(charge-coupled device，CCD)作为图像传感器，将光信号转变为电信号，再经由图像处理器处理后在监视器上获取出色彩真实、高清晰的画面。电子内窥镜的外径更细，图像显示清晰度高，照明亮度强。通常临床上使用的电子内窥镜系统主要由冷光源、图像处理器、监视器、电子内镜及附件组成。

2　高分辨放大内窥镜

高分辨放大内窥镜(magnified endoscope，ME)在常规内窥镜基础上，可将物像放大数十倍乃至上百倍，是具有高分辨率的电子内窥镜，可观察胃肠黏膜表面的微细结构及其变化[1-3]。在结构和原理上，放大内窥镜只比普通电子内窥镜增加了光学放大镜头和高分辨率的CCD器件，普通电子内窥镜清晰度一般为480线和576线，而高清放大内窥镜可达1080线。薛艳等[4]通过高清晰放大内窥镜观察非糜烂性反流病的改变，初步建立了诊断标准，其灵敏度和特异度分别为77.8%和75%；王成文等[5]通过放大内窥镜研究了不同大肠黏膜病变的腺管开口形态与肿瘤性和非肿瘤性病变的关联，其诊断准确率分别为96.05%和82.19%。在临床上，仅单独使用放大内窥镜诊断疾病的方式越来越少，近年来，高清放大内窥镜在各大医院被广泛使用，并常与染色内窥镜或虚拟染色内窥镜(computed virtual chromoendoscopy，CVC)联用，可更好的诊断早期黏膜病变，如消化道黏膜的微细血管和腺管开口等微细结构变化[6-7]。

3　虚拟染色内窥镜(CVC)

CVC是通过对待检组织的染色，使正常组织更容易与病变组织区分的内窥镜技术。根据不同的疾病特点和诊断需要，可选择不同的染色剂，美兰、龙胆紫、甲苯胺蓝、卢戈氏碘液等染色剂在正常组织与病变组织的吸收率不同。

近年来，CVC逐渐替代了染色内窥镜，其主要优点在于无需加入染料、省时省力、操作方便且安全性高。CVC主要通过滤光技术和图像处理技术，来突出黏膜微细结构和表浅血管，达到染色内窥镜的效果，同时可随时与白光视野进行切换，更好的满足临床需求。主流技术包括Olympus公司的窄带成像(narrow band imaging，NBI)技术[8-12]和Fujinon公司的智能分光比色内镜(fuji intelligent chromoendoscopy，FICE)[13-15]以及Pentax公司的iScan技术[16]。

3.1　NBI技术

NBI技术由日本国立癌中心医院和OLYMPUS公司共同开发，于1997年开始研究，2001年首次应用于消化系统疾病的诊断，2006年正式在日本上市销售，2008年引入我国，逐渐应用于消化、泌尿、呼吸、咽喉部等内窥镜检查中。该技术的应用显著地提高毛细血管形态的对比度，可以清晰地对浅表生物微血管形态改变及纹理进行可视化，对血管观察的优势使之在内窥镜检查与诊断中发挥了不可忽视的作用。

NBI技术是一种新型的无创性的光学图像增强技术，通过滤光片将可见光谱缩小至易被吸收的蓝光范围(450 nm)和绿光范围(540 nm)，由于血管中血红蛋白和周围黏膜对光的不同吸收率，可突出黏膜表面血管结构和腺管开口形态，从而获得图像增强的效果，其中蓝光穿透力弱，对黏膜层的腺体微细结构和表浅血管显示较好，绿光穿透力稍强，对黏膜下层的血管显示较好。

3.2　FICE技术

FICE染色内窥镜是由日本Chiba大学Yoichi Miyake发明，与NBI不同，其通过软件处理对获得的图像进行处理。FICE技术允许在400～600 nm波长范围内设定5 nm间隔的任意波长，将已获得的电子彩色图像分解为多个单一波长的分光图像，可以选用任何波长的红绿蓝(RGB)三色光的组合，显示胃黏膜不同的深度的解剖结构，如黏膜表层的细微结构及血管走形，有利于分析和判断病变的性质。

3.3　i-Scan技术

i-Scan与FICE技术类似，通过软件处理边缘增强功能、对比度增强以及色调增强3个方面，相比NBI技术获取的图像较暗。i-Scan技术可获得的图像与亮度无变化，也不需要放大内窥镜来观察损伤区域就可获得较好的效果。

4　超声内窥镜

超声内窥镜(endoscopic ultrasound，EUS)是将内窥镜与超声融合为一体的新型检查技术，既可通过常规内窥镜直接观察消化道腔内的形貌，也可以进行实时超声扫描来获得消化道管壁及周围邻近脏器的超声图像。相比常规超声，EUS可以减少体内气体和骨胳对成像的影响，极大改善邻近腔道的深部脏器成像质量(可用于提高胰腺癌的诊断准确率)。

Gono等[10]首先将超声和内窥镜结合检查，并在动物实验中取得成功，开创了EUS的先河。最早的EUS原型设备是美国Cystoscope公司制造的直径13 mm的(ACMI FX-5)侧视内窥镜，设有一个长80 mm的刚性尖端，尖端上包含一个视野3 cm×4 cm、10 MHz的超声探头，可用一个手柄操控尖端的超声探头，只用于动物实验，而用于临床实验的(ACMI FX-8)内窥镜的刚性尖端只有35 mm[11]。经过多年的发展，目前临床上使用的EUS包括环扫型、线阵扫描型和高分辨小探头。①环扫型：频率一般为5～20 MHz，扫描角度为360°，主要用于常规诊断；②线阵扫描型：频率一般为5～7.5 MHz，扫描角度180°～270°，包含有彩色多普勒功能，同时扫描组织器官的血管及血流分布情况，也可用于EUS引导下细针穿刺活检和治疗；③高分辨小探头：频率一般为12～30 MHz，通过普通内窥镜治疗通道进入待检查部位，进行环形扫描，可用于消化道黏膜下微小病变和胆胰管内超声检查。

临床上常将EUS用于对消化道管壁黏膜下生长的病变性质进行鉴别诊断，在评估巴雷特食管、食管癌、胃癌、直肠癌、淋巴瘤、大便失禁、肛周疾病以及淋巴结和血管结构上也均有重要的作用，并可对消化道肿瘤进行术前分期，判断其侵袭深度和范围，鉴别溃疡的良恶性，并可诊断胰胆系统肿瘤。近年来，EUS引导下的穿刺术也得到了广泛的应用，并可用于静脉注射化疗药物，EUS引导胰囊肿胃吻合引流术，EUS引导腹腔神经丛阻滞等[12-14]。

5　分子影像内窥镜

目前，消化道早期癌诊断是通过普通内窥镜或通过图像增强观察病变，通过医生的判断为病变组织病理定性，对疑似组织进行病理活检。然而，由于多数早期癌症形态特征不明显，易造成漏诊，而在活检过程中，病变组织的选择取样位置的准确性，也是造成漏诊的重要原因。分子影像内窥镜新技术的发展，为准确及早诊断早期癌症提供了可能，主要发展方向为大视野荧光靶向成像与高分辨率显微组织成像两大类。

5.1　自体荧光成像(autofluorescence imaging，AFI)

随着分子结构发生改变，自体荧光就会发生特征性改变。基于此原理，病变组织与正常组织荧光光谱具有特征性差异。

AFI采用两个CCD成像，其中一个用于高分辨率白光内窥镜成像，另一个用于自荧光成像。AFI图像为伪彩色，由三幅图像合成：蓝光激发图像(395～475 nm)、反射绿光图像(540～560 nm)及反射红光图像(600～620 nm)。AFI图像特征为在绿色背景上的紫色，主要用于检测组织癌变，经常与白光内窥镜、NBI技术联合评估Barrett食管癌变的可能[22-24]。

癌变组织中的荧光团结构会发生改变，然而，炎症也同样可以引起类似的自荧光变化。因此，自体荧光技术主要用于对早期癌变检测，坏死组织和黏液干扰自体荧光信号，当炎性反应较重时黏膜明显增厚，大部分激发光不能穿透黏膜层到达胶原含量丰富的黏膜下层，因而荧光较弱，出现类似癌组织的光谱特征，以致假阳性率较高。因此，并不能取代病理活检，当结果与病理结果不符时，应以病理结果为准。

5.2　荧光分子成像(fluorescence molecular imaging，FLI)

FLI开创了体内的无创、实时及高灵敏度的特异性检测肿瘤病灶的新方法，并被广泛应用于多种肿瘤研究，检测灵敏度可达毫米级。静脉注射近红外荧光分子探针，该荧光分子探针可由组织蛋白酶B激活，进行结肠癌荧光分子成像，探针24 h后结肠癌病灶区域有很强的信号。但目前使用的多数荧光造影剂不能明确其药理毒性，因而FLI现阶段主要停留在动物模型研究阶段，研发靶向性强、低毒性、多功能的荧光分子探针将是未来的研究重点[25-28]。如将荧光材料与肿瘤形成、生长和转移有关的受体及抗体等结合形成靶向探针，人类表皮生长因子受体-2(human epidermal growth factor receptor-2，HER-2)、表皮生长因子受体(epidermal growth factor receptor，EGFR)抗体、存活素(survivin)抗体和血管内皮生长因子(vascular endothelial growth factor，VEGF)等。

5.3　光相干断层扫描(optical coherence tomography，OCT)

OCT的成像原理在于组织的不同光反射性质，其断层图像与B超相似，B超采用超声波，而OCT则采用近红外光，其分辨率为B超的10倍以上，甚至分辨率可达10 μm，比共聚焦内窥镜能够更深的穿透组织，从而更好的呈现黏膜和黏膜下层状态，判断黏膜下层是否有病变。其原理为采用干涉法测量同源两条光束的干涉，一条照射样本，一条作为参考点，两条光束的反射光汇聚在接收器上，沿轴分析一点上不同深度的情况[29-30]。OCT对组织的微观结构的观察接近组织学水平，无需对组织进行切除和后处理，可用于不宜作活检病理检查的组织进行在体成像或避免不必要的损伤。Zagaynava等[31]使用OCT诊断Barrett食管癌变的特异度为68%、灵敏度为71%～85%，诊断Barrett食管肠上皮化生的灵敏度为85%、特异度为95%[32]。该技术主要用于Barrett食管、胆总管和胰管肿瘤的鉴别和诊断，对于胃肠目前技术上还无法实现较好的成像，因而限制了其应用[33]。但OCT的检测可能受炎症影响，导致假阳性率增加[34-36]。

5.4　共聚焦激光显微内窥镜(confocal laser endomicroscopy，CLE)

共聚焦成像其原理是由光源出射的光准确地入射到位于共轭点处的被测物，由被测物反射的光束被物镜准确地聚焦到针孔处形成点像，探测器所接收的离焦信号强度远远低于焦点信号强度。可突破光学极限分辨率限制，极大提高成像分辨率。临床上将共聚焦成像技术与内窥镜技术相结合，实现形态学和组织学联合诊断。临床使用的CLE一般有两种结构，将共聚焦探头安装在传统内窥镜前端的集成式内窥镜，或通过传统内窥镜活检管道送入共聚焦小探头。这两种类型的设备各有其优缺点，集成式共聚焦内窥镜视野范围大，分辨率高，逐层扫描且扫描速度慢；探头式共聚焦内窥镜，可灵活搭配各种传统内窥镜，扫描速度快，但是视野范围较小，分辨率较低，扫描深度固定。

世界上第一个商业化的CLE是由日本Pentax公司于2006年推出，镜管直径12.8 mm。该产品共聚焦成像视场为500 μm×500 μm，径向分辨率0.7 μm，轴向分辨率7 μm，单根光纤实现激光的导入与荧光的收集，可获取最高为1024×1024像素的图像。

CLE通过高分辨成像的方式对黏膜层的细胞及亚细胞结构实现实时观察，可对病灶准确定位，提高内窥镜下病灶活检准确性[37-40]。结合特异性荧光探针，可实现准确和高效的检测。常用静脉注射荧光素钠，可以高效的在组织中分布，并高分辨显示细胞和亚细胞的细节，结缔组织，但无法标记细胞核。作为补充，吖啶黄可用于结肠黏膜的细胞核标记[41-43]。

分子影像内窥镜新技术的研究和应用初步实现了即时组织病理成像与特异性功能成像，将对病灶的探查能力由原有的组织结构水平提高到分子功能水平，提高了早期癌症的检出率，展现了良好的应用前景。目前分子成像技术在电子内窥镜临床转化应用中还有很多问题需要解决，首先需要稳定和成熟的分子成像内镜设备，研制低毒性、高特异性分子探针等。

6　展望

由于光学成像的技术进步、光谱技术和功能分子影像技术的引入，消化内窥镜正经历着一次巨大的变革。光谱检测技术的引入有望对待检区域进行预评估，分析在一定范围内是否存在癌变组织，从而判断该区域是否需进一步的检查，以提高检测效率。光学的技术进步将带来的是分辨率的提高和视野的拓展，画面质量随之提升，减少腺瘤和癌症的漏诊，也将有利于诊断的个性化和精准化，可以细化疾病结果并预判治疗所带来的影响。通过体内细胞相互作用的实时观察，可进一步研究体内组织病理学，理解疾病的成因。值得期待的是，分子影像技术的引入，使得内窥镜正在成为新的诊断工具，如代替病理活检。内窥镜成像新技术将会在不断探索中完善，最终替代传统诊疗方式。

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