高频高灵敏光声探头的光声内窥成像∗

杨董永 李章剑 杨 晨 谢 靖 George Seriadis,3简小华 崔崤峣

(1 中国科学技术大学生物医学工程学院(苏州) 苏州 215000)

(2 中国科学院苏州生物医学工程技术研究所医用声学技术研究室 苏州 215163)

(3 亥姆霍兹慕尼黑研究中心生物与医学影像研究所 慕尼黑 85764)

0 引言

光声成像作为一种新兴的成像技术，近年来得到了快速的发展。其能够提供目标组织的结构、功能和分子成像信息[1]。已经证明光声成像在乳腺癌等在肿瘤成像、内窥成像、微血管可视化成像和关节炎诊断等方面具有广泛应用[2-4]。

根据应用场景和医学需求的不同，光声成像可以分类为用于光声显微成像、光声计算断层成像和光声内窥成像等不同类型[5-6]。与光声显微成像和光声断层成像不同，光声内窥成像技术是一种体内成像技术，其特点是使用微小型成像探头深入病灶内部，实现近距离光声成像，为临床提供高精准的影像诊断信息。因此，深入组织内的内窥光声成像技术能近距离观测组织病变，成为光声成像研究的重要分支之一[7]。由于光声成像依靠超声换能器作为信号接收传感器，因此，光声信号的特性保留了超声的大成像深度。然而在更深的成像深度下，激光由于漫反射和组织吸收效率特性，光声信号能量在传播过程中有较大衰减，信噪比(Signal-to-noise ratio,SNR)快速下降。因此，结合光声内窥成像特点，如何实现光声探头小型化、高SNR 成为光声内窥成像的核心矛盾之一。

早在2007 年，Sethuraman 等[8]验证了使用高频光声内窥成像导管在体外模拟获取血管内光声图像的可行性，然而受限于电机步进值，一幅完整的内窥图像只有500 条扫描线，使得图像横向分辨率仅为5.5◦。2019 年，Li 等[9]对内窥镜成像系统进行了一些改进，得到了50 帧/s 高速内窥图像，为了实现这一目标，他们提出利用微型线圈旋转电机，在近端进行扫描。为保证信号SNR，Li 等定制了光学旋转接头，同时，滑环、电机驱动器和电机用屏蔽箔覆盖，以增强电磁屏蔽，除此之外还提出了一种去除系统末端的电噪声的算法，以期改善分辨率和系统灵敏度，系统激光器能量密度为15 mJ/cm2。2010年，Yuan 等[10]利用阵列环形换能器，在20 mJ/cm2的激光器能量密度下，成功得到人体肠道组织的差异化图像。由于使用的是环阵探头，因此成像速度大幅提高，但同时整个成像导管前端直径达95 mm，不适用于临床使用。

为了解决小型化和低能量阈值下的高SNR 的矛盾，国内外不少团队开始从光声采集探头入手，将前置放大器与光声换能器结合。如Wxygant等[11]和Kothapalli 等[12]将16×16 阵元电容式超声换能器阵列(Capacitive micromechanical ultrasonic transducer,CMUT)与前置放大电路定制至集成电路上，并使用线靶仿体的三位合成孔径图验证了前置集成放大器能有效降低寄生电容，提高图像SNR和横向分辨率。这是目前已知的首个从探头设计的角度，提高光声信号的SNR 的方法。本课题组提出了用集成放大芯片与锆钛酸铅换能器(PZT)相连的方案[13-14]。其利用自制的20 MHz 换能器，成功实现大鼠耳朵的三维光声显微结构成像，光声信号SNR 提高了10 dB 以上，由于该超声换能器尺寸大，无法用于内窥光声成像。

基于课题组前期研究成果，本文采用集成前端微型放大器光声探头方案，直接放大原始光声信号，实现信号阻抗耦合和低噪放大，经过一段同轴线缆将信号输出到后端二级放大器中进行放大至采集卡进行数据采集。基于此方案自制了光声换能器和光声内窥成像平台，并在自制仿体上进行了实验，验证了基于集成前置放大器的高灵敏光声探头对光声成像SNR提升的可行性。

1 原理

光声成像技术是基于光声效应的一种成像方式，其成像基本原理图如图1 所示。光声成像利用重复纳秒级别的超短脉冲激光，以特定重复频率激发待成像组织，生物组织吸收能量转化为内能，短时间的温度上升引发组织体积膨胀，然后在短脉冲激光照射突然消失的瞬间，组织体积收缩，这种周期性的膨胀和收缩会向周围辐射超声波，这个过程称之为光声效应[15]。通过这种机制产生的超声信号称之为光声信号。

图1 光声成像的基本原理图Fig.1 Basic schematic of photoacoustic imaging

光声信号携带待测组织的生理和结构信息，利用光声换能器探测光声信号，将之转化为电信号，并加以处理和图像重建，即完成一幅光声图像的采集[16]。激光激发组织产生的初始光声声压的公式为

式(1)中：p(z)为初始声压(Pa)，Γ是格林乃森参量(无量纲)，u(z) 为光吸收参数(cm-1)，F(z)为光通量(J/cm2)。根据美国安全规范标准，人体安全激光能量上限是20 mJ/cm2，在激光器能量(即光通量F(z))、光声信号传播条件相同的条件下，声压和接收到光声信号的能量是同一数量级的。为了得到SNR更高的光声图像，采用高灵敏换能器和信号的采样放大环节是关键。

2 微型高灵敏光声探头设计与制备

本文采用一个课题组自制的微型单阵元高频超声换能器，结合集成的微型化前端放大模块，组成高灵敏光声探头。换能器采用最常见的压电陶瓷型(压电层为锆钛酸铅PZT 材料)，其特点为介电常数范围相对较宽[17]，可以根据实际应用选择物理尺寸和中心频率，这为光声传感器的设计带来很大灵活性。本文中采用的高频单阵元PZT 换能器的中心频率为30 MHz，带宽为50%，设计阻抗50 Ω，物理尺寸仅为3 mm×1.5 mm×0.4 mm，其尺寸是为自然腔道内光声内窥成像专门设计。

本文设计的微型高灵敏光声探头设计原理图如图2(a)所示。将高频换能器与微型放大器集成在一块宽度仅为2.5 mm 的印刷电路板(Printed circuit board,PCB)，这样做的好处是微型换能器和微放大器结构紧凑，微弱的原始光声信号在微型换能器端转化为电信号后，直接接入微型放大器，缩短了原始信号传导长度，避免过长的导线上耦合进来噪声，以及减少本来就微弱的光声信号在过长导线上的衰减。

图2 内窥成像探头原理图Fig.2 Schematic diagram of endoscopy imaging probes

利用KLM 网络等效高频超声换能器[18]如图2(b)所示，换能器由等效电阻Rrad、换能器等效电容C、介电损失电阻Rde串联电路模型进行等效，PZT 换能器阻抗可以表示为,Rrad+Rde-j/(2π·f·C)。微型放大器可以等效为输入阻抗Rs(50 Ω)与理想放大器的串联。根据射频信号的无失真电压传输理论，当负载阻抗等于信号源阻抗时，即阻抗的模和相角分别相等时，输出电压可以无失真地进行传输。因此，在微放大器前增加匹配电容C1，其容值与换能器等效电容C相同来实现光声信号的无失真传输。作为对照组，将中心频率同为30 MHz 的同一批次换能器直接焊接在PCB 上，得到的传统光声探头控制其他条件不变，其示意图如图2(c)所示。

装配好的高灵敏光声探头的横截面示意图如图3(a)所示。图3(b)上半部分所展示的是焊接完成的高灵敏光声探头实物图照片，下半部分分别展示了微型换能器和微型放大器的细节图。

图3 高灵敏光声探头装配截面图及实物图Fig.3 Assembly sectional view and physical drawing of high sensitive photoacoustic probe

3 内窥光声成像实验研究

3.1 光声内窥成像系统

为了实现光声内窥成像，图4 所示的是搭建的成像系统的装置示意图，其由激光器、系列光学透镜、光纤、光声换能器、电机、后置放大器、数据采集卡和图像处理计算机组成。其成像流程是：由脉冲激光器(OPOTEK-Phocus 532型)产生脉宽约10 ns、重复频率10 Hz 的短脉冲激光，设置其输出激光的波长为750 nm。脉冲激光首先经过系列透镜和多模光纤将激光引入到待测仿体表面。经过激光功率计计量，到达待测目标组织处激光能量密度仅为7 mJ/cm2。光声探头接收到的光声信号，接入后端放大器，其采用射频放大模块HMC580，在30 MHz 处增益最大可达22 dB，完成光声信号的增强。输出信号经过一个截止频率为32 MHz 的低通滤波器(Mini-Circuits-15542，BLP-30+)后，在激光器的同步信号同步下接入输入阻抗为50 Ω、最高采样率250 Msps 的数据采集卡(Queentest-QT1138)，将光声信号转化为数字信号，并存储于实验计算机中。表1展示的是此成像系统的核心参数的汇总。

表1 成像系统参数汇总Table 1 Summary of imaging system parameters

图4 光声内窥成像系统的装置示意图Fig.4 Schematic diagram of the photoacoustic endoscopy imaging system

3.2 仿体制备

为了在图像层面进一步评估带集成前端放大器的光声换能器的性能，制备了与人体声学参数类似的聚丙烯酰胺凝胶仿体[19]，其示意图如图5所示，该仿体为中空圆柱形半透明仿体，其内径3 mm，外径8 mm。内径大于光声探头宽度(2.5 mm)，保证光声探头旋转时不被干涉。在仿体内部放置总计3 根铅笔芯作为成像目标，在距离中心约6.0 mm分别放置两根石墨棒，其直径分别为0.35 mm 和0.15 mm，在距离中心约6.5 mm 放置1 根直径为0.35 mm 石墨棒。

图5 自制仿体示意图Fig.5 Self-made phantom sketch map

4 实验结果

4.1 光声信号SNR对比

为了表征自制高灵敏光声探头对光声成像SNR 的提升，图6 比较了传统光声探头和自制的带前端集成放大的高灵敏光声探头，在相同激光能量(1.5 mJ)照射黑色胶带表面，接收到的光声信号的SNR。采集到的信号输入到计算机中，依次进行去直流分量、希尔伯特变换、取绝对值来求取光声信号包络，然后分别截取光声信号和噪声信号求取换能器SNR，其计算公式如下所示：

图6 光声探头SNR 对比Fig.6 Comparison of SNR of photoacoustic probes

计算结果表明，自制的光声换能器接收到光声信号SNR 为35.4 dB，比无放大器的传统光声换能器SNR 提升了11.5 dB。在信号层面验证了，自制的带有集成前端放大器的高灵敏光声换能器对光声信号SNR提升具有意义。

4.2 仿体成像对比实验和分辨率标定

图7(a)、图7(b)分别是传统光声探头和自制的高灵敏的光声探头，在自制仿体中旋转一周，接收到的光声内窥图像。图7(c)、图7(d) 分别是传统光声探头和高灵敏的光声探头的得到的石墨棒的局部放大图。设计的电机旋转步进是0.35◦，内窥图像共计1040 条扫描线。所得数据在计算机里将这些数据去直流分量、求包络、中值滤波后，对数变换等操作得到最终光声内窥图像，设置图像动态范围为20 dB。值得注意的是，高灵敏的光声探头得到的内窥图像近场噪声几乎被滤除干净，整体图像质量更高。

图7 光声换能器内窥成像对比Fig.7 Comparison of endoscopy images of photoacoustic transducers

图8提取的是高灵敏光声探头对0.15 mm石墨棒的中心成像结果，并使用数据处理软件对图像进行插值处理，并将横坐标角度坐标，转为其所在圆的周长，用长度作为横坐标单位。计算图像的半峰全宽(FWHM)可得出系统的横向分辨率为144.9 µm，纵向分辨率为111.1 µm。

图8 高灵敏光声换能器分辨率标定Fig.8 High sensitivity photoacoustic transducer resolution calibration

5 结论与展望

为提高光声信号的SNR，本文设计了集成前端放大器的高灵敏光声探头，搭建了光声内窥成像系统，并在信号级和仿体图像上进行实验验证。结果表明，此方案能使光声信号放大11.5 dB，图像横向分辨率可达144.9 µm，纵向分辨率111.1 µm，并且使得图像噪声更小，目标更加突出。本文设计的光声换能器探头整体宽度只有2.5 mm，在提高光声信号SNR的同时保持了结构紧凑，在解决光声成像探头小尺寸和高SNR的矛盾方面，提供了一种在探头端改进的思路，其在相关疾病的早期发现、精准诊断、治疗引导和评价等方面具有实用价值。在后续的研究中，将利用光学技术实现内部照射方式，提供活体深层组织体内有价值的光声内窥医学图像。