在光聲成像中，超聲信號通常需要采用接觸傳感器探測，這使其在很多應用中受到很大的限制，如腦功能成像。為了替代接觸探測器實現非接觸的光聲層析成像（NCPAT），激光干涉技術被用于遠程獲取超聲信號。本文搭建了非接觸光聲層析成像系統，系統采用波長為 532 nm、能量 17.5 mJ/cm2 的激光作為光聲激發源，激光外差干涉儀作為光聲信號的遠程探測系統，對實際生物組織模型進行了旋轉幾何的光聲信號探測。利用激光外差干涉儀探測到的光聲信號，進行反投影算法的圖像重建。實驗結果表明在具有組織散射特性的模型中，激光外差干涉儀在 2.25 MHz 帶寬（峰值下 15 dB 強度的信號寬帶）下，NCPAT 成像系統可以識別 500 μm 直徑的黑色微球，并實現了在強散射介質中多層結構的光學對比成像。這將擴展光聲和超聲在體成像在生物醫學領域的應用范圍。
引用本文： 王成, 蔡干, 董肖娜, 楊靜, 翁小阜, 魏勛斌. 生物組織非接觸光聲層析成像. 生物醫學工程學雜志, 2017, 34(3): 439-444. doi: 10.7507/1001-5515.201603045 復制
引言
光聲（photoacoustic，PA）成像是一種可以提供深層組織高分辨率功能信息的成像技術[1-2]。這種成像技術的信號來源于脈沖激光對生物組織的照射，被照射的生物組織吸收光能后將會產生一個瞬時溫升，發生熱彈性膨脹，產生超聲波，此現象被稱為光聲效應。光聲聲波在被檢測物質表面傳播并產生振動，由于超聲能量在空氣中的快速衰減，通常需要耦合介質耦合聲波至壓電材料表面使表面壓力強度轉變成電信號幅度，這是一般光聲探測常用的探測方式。而這種探測方法由于耦合材料的使用限制了超聲或光聲成像在某些領域的應用，如腦功能成像、燒傷探測、在線材料檢測等。
最近幾個研究團隊已經證實，采用光學干涉原理非接觸地探測組織中光聲信號具有可行性。他們使用一些自制系統探測組織表面的振動幅度或振動速度，獲得來自生物組織模型內部的光聲信號[3-6]。然而，由于有限的系統靈敏度以及傳播至組織深處有限的激光能量，在研究中只能使用低光散射材料[4]或非生物材料，例如具有較強熱膨脹性能的金屬線，來檢測系統性能[5-7]。這些模型都不能很好地模擬生物組織的光聲信號及其產生的樣品表面的位移量。若采用金屬絲，這種材料為強吸收、大熱膨脹率，表面的位移量遠大于真實組織的位移量，并不能模擬真實組織下無接觸光聲信號的探測情況。
本文采用激光外差干涉儀對生物組織進行非接觸光聲層析成像（non-contact photoacoustic tomography，NCPAT）。實驗中嵌入光學渾濁介質的生物樣本模型作為檢測組織，利用基于光聲信號的聲傳播時間的反投影光聲層析成像重建光聲圖像，以期實現對組織樣品的光聲非接觸層析成像。
1 理論分析
1.1 可測量表面位移的估計
當用短脈沖激光對物質照射時，激光能量造成物質內部的非均勻溫度分布，并產生內應變，最終發生熱彈性形變。通過計算可以確定其位移變化的時間函數。在研究中采用柱面坐標對應軸對稱幾何掃描，柱形模型內最初的光能量分布 I（r，z）可以通過沿縱軸的指數衰減和沿徑向的激光能量分布 L（r）估算得到：
| $I{\rm{(}}r{\rm{,}}z{\rm{)}} \cong {I_{\rm{0}}}\;L{\rm{(}}r{\rm{)exp(}} - {\mu _{{\rm{eff}}}}\;z{\rm{)}}\;\;z > 0$ |
其中，I0 為入射到組織表面的初始能量；μeff 為有效衰減系數；在渾濁介質中光被吸收和散射，根據輸運理論可得到有效穿透深度[8]：
| ${D_{{\rm{eff}}}} = \frac{1}{{{\mu _{{\rm{eff}}}}}} = \frac{1}{{{{[3{\mu _a}({\mu _a} + \mu _s')]}^{1/2}}}}$ |
μa和 分別表示輸運理論中的吸收系數和約化散射系數。在此模型中，我們可以近似模擬三維溫度場 T（r，z）隨著有效穿透深度衰減[7]：
| $T(r,z) = {T_0}\exp ( - {\mu _{{\rm{eff}}}}\;z)L(r),\;{T_0} = \frac{{\Phi {\mu _a}}}{{\rho {C_V}}}$ |
其中，CV 是熱容量（恒容）， 是激光能量密度（每單位能量值），ρ 是質量密度。吸收光輻射產生的溫度分布使能量 H 升高為：
| $H(r,z) = {C_V}\;mT(r,z)$ |
m 為熱轉換效率，所以每單位體積能量值為：
| ${H'}(r,z) = \Phi {\mu _a}\exp ( - {\mu _{{\rm{eff}}}}\;z)L(r)$ |
假設熱函數為 H′，在聲波各向同性的非黏性介質中產生并傳播的聲壓 p（r，t）為：
| $[{\nabla ^2} - \frac{1}{{v_s^2}}\frac{{{\partial ^2}}}{{\partial {t^2}}}]p(r,t) = - \frac{\beta }{{{C_V}}}\frac{\partial }{{\partial t}}{H'}(r,z)$ |
在均勻照射的微球中，由短脈沖激光所引起的光聲壓 P 可寫為[9]：
| $P(r,t) = \frac{{{\mu _a}\beta \Phi v_s^2}}{{2{C_p}(r/a)}}\left( {1 - { \ ext{τ}} } \right){\Theta _{0,2}}({ \ ext{τ}} )$ |
其中 β 是熱膨脹系數；vs 是聲速；Cp 是比熱；a 是均勻照射球體的半徑；r 是激光源點和測量點之間的距離；來自球周長的無量綱延遲時間 τ 可定義為：
| ${ \ ext{τ}} = \frac{{{v_s}}}{a}\left( {t - \frac{{r - a}}{{{v_s}}}} \right)$ |
方波函數 可定義為
| ${\Theta _{\alpha ,\varepsilon }}\left( \zeta \right) = \left\{ \begin{array}{l}1\;\;\;\;\;\;\;\;\;\;\;\;\;{\rm{for}} \cdot \! \cdot \! \cdot \alpha < {\rm{\zeta }} < \varepsilon \\0\;\;\;\;\;\;\;\;\;\;\;\;\;{\rm{otherwise}}\end{array} \right.$ |
α、ε 是方波函數自變量的最小值和最大值；組織內部壓力與表面位移 δ（t）的關系：
| $\partial \delta \left( t \right) = \frac{{2P(t)}}{Z}\partial t$ |
其中 Z 代表介質內聲阻抗，軟組織內約為 1.5×106 Pa·s/m；方程（10）中的系數 2 依據：根據自由表面邊界條件，表面位移是介質內質點位移的兩倍；將方程（7）代入（10）中可得到
| $\delta \left( t \right) = {\int_0^{} ^t}{\frac{1}{Z}} \frac{{{\mu _a}\beta Fv_s^2}}{{{C_p}(\vec r/a)}}\left( {1 - \hat { \ ext{τ}} } \right){\Theta _{0,2}}(\hat { \ ext{τ}} ){\rm{d}}t$ |
1.2 激光外差干涉儀原理
在研究中采用激光外差干涉儀測量光聲的組織表面振動，其激光外差干涉儀測量原理可以參考文獻[10]，如圖 1 所示。簡單描述為：一束激光被分成兩部分：測量光束和參考光束。測量光束聚焦在被測樣品表面，而參考光束通過載波信號驅動的聲光調制器或 Bragg 盒產生一個穩定頻移。在短脈沖激光輻射到樣品表面時，樣品吸收光能量，表面產生了周期性的振動，也就是產生了超聲波。測量光束被后向散射原路返回到干涉儀，所產生的頻移正比于被測表面的瞬時速率。分束器將返回的測量光束反射到一對光電探測器，參考光束的頻移也反射到光電探測器，在光電探測器上兩束光混合形成的頻移與 Bragg 盒的參考頻率相疊加形成周期性的強度調制信號。然后這種載波信號利用 FM 到 AM 解調方法得到一個正比于被測表面瞬時速度的電壓。由被測表面所引起的調制相移也被解碼，輸出一個與位移成比例的電壓。
圖1
振動傳感的激光外差干涉儀測量原理 PBS：偏振分光棱鏡；QWP：四分子一波片
Figure1.
A schematic of the laser heterodyne interferometer for vibration PBS: polarized beam splitter; QWP: quarter-wave plate
2 材料與方法
2.1 標定模型與組織模型
實驗中共制作三個圓柱形模型，如圖 2 所示。圖 2a 為用于系統性能標定的標定模型；由 10% 豬皮明膠溶液制作的直徑 25.4 mm、高度 50 mm 的透明模型。模型縱向橫切面中心嵌入一個直徑 500 μm 的 polyenthlyn 微球。圖 2b 和 2c 分別為模擬組織的組織模型，用于驗證采用激光外差干涉儀實現真實生物組織非接觸光聲層析成像的可行性。這兩個模型的外形尺寸均為直徑 50.8 mm、高度 50 mm；背景材料為 20% 脂肪乳和 10% 豬皮明膠溶液以 2∶1 的比例混合而成。背景材料的光學特性為：在 532 nm 下測得的吸收系數和約化散射系數分別為μa=0.08 mm–1，μs′=152 mm–1，與真實生物組織的光學特性一致[11-12]。圖 2b 中的嵌入物是三片直徑 3.2 mm 和厚度 1 mm 的黑色橡膠板，分別包埋在模型柱形上表面下約 0.8、1.3、1.7 mm 的位置。圖 2c 中的模型是由兩片邊長 4 mm 的雞胗嵌入到豬脂肪組織，如圖中黑色虛線內，然后再整體包埋在背景材料中模擬真實生物組織。雞胗包埋在位于離模型上表面下 1.7 mm 處。模型完成后，從模型頂部肉眼看不到這些嵌入物。
圖2
模型橫截面 a. 含有一個直徑 500 μm 黑色微球的透明模型；b. 含有三個橡膠板的模型；c. 含有兩片嵌入脂肪組織內的雞胗的模型，黑色虛線標記脂肪組織的邊界
Figure2.
Cross-sections of the phantoms a. transparent phantom with a black microsphere with diameter of 500 μm; b. phantom with three rubber plates; c. phantom with two pieces of chicken gizzards embedded in fat tissue. The dashed circle marked the boundary of the fat tissue
2.2 實驗裝置
本文搭建了非接觸光聲成像系統實驗裝置，如圖 3 所示。采用輸出波長 532 nm、每脈沖 800 mJ、重復頻率 10 Hz 的 Nd：YAG 激光器（Powerlite 8010，Continuum，美國）激發產生光聲信號。激發光經擴束系統后到達模型表面的直徑為 3 英寸，照射到模型表面的光能密度為每脈沖 17.5 mJ/cm2，恰處于由美國國家標準協會（American National Standards Institute，ANSI）所規定的激光能量安全極限值范圍內[13]。激光外差干涉儀采用德國 Polytec 公司 RSV-150 遠程激光測振儀，檢測波長為 1 550 nm，接收帶寬設定為 2.5 MHz，數據采集頻率設置為 5 MHz。考慮到聲速大約為 1 500 m/s，因此系統的理論分辨率為 600 μm。激光外差干涉儀的檢測光束與旋轉中心對齊，檢測光束經過一個長波通濾光片截止光聲激發光，防止激發光束進入到干涉儀。為了讓光聲激發光與測振儀信號采集同步，利用控制器采集光聲激發光的調 Q 信號來控制測振儀與激發光的同步。
圖3
非接觸光聲成像系統實驗裝置
Figure3.
Experiment setup for non-contact photoacoustic tomography imaging
當用圖 2a 中的定標模型做系統定標實驗時，使用一個與激光外差干涉儀相平行的帶寬為 20 MHz 的水聽器（HNC-1500，ONDA Co.，美國）評估激光外差干涉儀的性能。光聲信號由水聽器采集后，在數字示波器（TDS 540，Tektronix，Inc.，美國）記錄，由數據傳輸接口連接到電腦分析激光外差干涉儀的帶寬和信噪比（signal-noise ratio，SNR）。
在用圖 2b、c 所示的組織模型驗證系統性能時，使用旋轉幾何掃描方法，即模型被放置在一個旋轉臺上，模型的縱軸與旋轉臺的中心在同一條直線上。電機驅動旋轉臺轉動，轉動步長為 3°，樣品被掃描一圈共旋轉 120 個步長。測量表面振動瞬時速率，在每個測量點，采集 300 次瞬時速率求平均，以增強后面圖像重建的信噪比。得到的光聲信號，使用反投影算法重建其圖像。
3 結果
3.1 系統噪聲量化
在圖 4 中由圖 2a 中模型檢測到的單線信號表明系統可以識別出微球。假設激光外差干涉儀檢測到的表面位移速率和水聽器檢測到的表面壓力相等，噪聲等效壓力可由公式（12）確定：
| $\begin{aligned}& {p_{{\rm{vibrometer\_noise\_eqivalent}}}} = \\ & \frac{{{p_{{\rm{hydrophone}}}}}}{{{v_{{\rm{vibrometer\_signal}}}}}} \cdot {v_{{\rm{vibrometer\_noise}}}}\end{aligned}$ |
其中，Phydrophone 為水聽器測量 500 μm 小球得到的光聲壓大小為 8 100 Pa，vvibrometer_signal 為激光外差干涉儀的峰峰值信號幅度，vvibrometer_noise 為激光外差干涉儀的平均噪聲幅度。由圖 4 中信號強度可知 vvibrometer_signal 和 vvibrometer_noise 分別為 0.750、0.076 m/s，代入公式（12）可得激光外差干涉儀的等效噪聲壓力為 810 Pa。
圖4
500 μm 微球檢測到的單線信號 線框部分信號用于量化噪聲等效壓力
Figure4.
A-line signal generated from a 500 μm microsphere the signal within the box was used to quantify the noise-equivalent-pressure
3.2 頻率響應
激光外差干涉儀的頻率響應也可以通過把圖 4 中的信號頻譜和水聽器收集的信號頻譜相比較量化得出。圖 5 為使用水聽器頻率響應校準過的激光外差干涉儀頻率響應。圖 5 顯示激光外差干涉儀峰值下 15 dB 的帶寬約為 2.25 MHz，這與預期接收帶寬相一致。
圖5
激光外差干涉儀校準后的頻率響應
Figure5.
Calibrated frequency response of the vibrometer
3.3 成像
經反投影算法得到如圖 6 所示的類組織模型的非接觸光聲圖像。圖 6 左圖為圖 2b 所示的類組織模型，從該圖中可以得到信噪比約為 6，模型中的三個橡膠片清晰成像。圖 6 右圖為圖 2c 所示的嵌入雞胗在脂肪組織中的組織模型，從該圖中可以得到信噪比約為 2；箭頭指向為雞胗的重建圖像，雞胗的方形輪廓清晰可見；在雞胗周圍的圖像為脂肪組織，即圖中虛線內的部分；盡管雞胗周圍的脂肪組織相比背景材料有較低的光吸收率，但仍可以識別出其輪廓。
圖6
非接觸光聲圖像重建
Figure6.
Non-contact photoacoustic reconstruction images
4 討論
傳統的光聲探測方式是基于聲探測器探測聲壓，而采用激光干涉儀測量的是表面粒子的位移或表面振動速度。根據我們前面的理論分析可知，聲壓、表面粒子位移和速度這三個量之間是相關的。在雞胗的光聲非接觸實驗中，雞胗吸收光子能量后，通過激光測振儀測得在模型表面產生了約 3 mm/s 的表面粒子振動速度，這個數值可以通過初始光聲壓（即在光子被吸收的同時微球附近的聲場強度）指標來驗證。初始條件為 t=0，探測器位置 r 略大于微球直徑 a，雞胗組織在波長 532 nm 的光吸收系數約為 1.2 cm–1[14]。光場強度為 17.5 mJ/cm2，根據公式（7）（8）（9）有
| ${P_0} = \frac{{\beta v_s^2}}{{{C_p}}}{\mu _a}\Phi $ |
其中，
| $\frac{{\beta v_s^2}}{{{C_p}}} = \Gamma $ |
Γ 為組織的 Grüneisen 參數，一般 25℃ 時取值約為 0.136 8。P0=0.136 8×1.2×17.5=2.96 mJ/cm3=2.96×103 Pa。
表面粒子的振動速度為
| ${v_{\max }} = 2 \times \frac{{{P_0}}}{Z} = 3.94\;{\rm{mm}}/{\rm{s}}$ |
其中，Z 是軟組織的聲阻抗，軟組織內大約為 1.5×106 Pa·s/m；速度表達式中因子取 2 是因為自由邊界條件的因素。理論計算得到的組織模型粒子最大的振動速度為 3.94 mm/s，這與實驗結果基本一致。
在提高信噪比方面，實驗中使用波長 532 nm 的激光照射，是因為在這個波長時激光具有較高的輸出能量以及雞胗具有較高的吸收系數。然而，根據散射理論，波長越短散射越強，532 nm 波長在生物組織內部快速衰減，穿透深度有限[15]。接近紅外的波長范圍（780～1 300 nm）對于真實組織的深度成像應該是更好的選擇[16]。圖 6 右圖中具有明顯吸收對比度的多層結構表明，在研究中盡管激光外差干涉儀有較低的信噪比，但仍具有理想的動態范圍。在實驗中，為了提高所測信號點的信噪比，我們在每個測量點采集 300 次光聲信號，取測量平均值。理論上信號是確定的，噪聲是隨機的，測量的次數越多，平均后越能抵消部分噪聲的幅值，從而提高信噪比；但是測量次數越多所用的時間也越多，降低了時間分辨率，這在實際應用中也是不可行的。為了增強光電探測器的信號強度，可以通過增加激光輸出功率、增加會聚透鏡的數值孔徑等方法進一步提高激光外差干涉儀輸出的信噪比。例如，可以利用顯微物鏡增加接收后向散射光的接收角，提高接收信號光強度。
5 結論
通過實驗結果和以上討論表明，采用激光外差干涉儀對深處高散射生物組織的非接觸光聲層析成像有足夠的靈敏度。在具有組織散射特性的模型中，用激光外差干涉儀探測到的光聲信號進行反投影算法的圖像重建，結果表明基于激光外差干涉儀的非接觸光聲層析成像系統可以識別 500 μm 直徑的黑色微球，并實現了在強散射介質中多層結構的光學對比成像。這將擴展光聲和超聲在體成像在生物醫學領域的應用范圍。
引言
光聲（photoacoustic，PA）成像是一種可以提供深層組織高分辨率功能信息的成像技術[1-2]。這種成像技術的信號來源于脈沖激光對生物組織的照射，被照射的生物組織吸收光能后將會產生一個瞬時溫升，發生熱彈性膨脹，產生超聲波，此現象被稱為光聲效應。光聲聲波在被檢測物質表面傳播并產生振動，由于超聲能量在空氣中的快速衰減，通常需要耦合介質耦合聲波至壓電材料表面使表面壓力強度轉變成電信號幅度，這是一般光聲探測常用的探測方式。而這種探測方法由于耦合材料的使用限制了超聲或光聲成像在某些領域的應用，如腦功能成像、燒傷探測、在線材料檢測等。
最近幾個研究團隊已經證實，采用光學干涉原理非接觸地探測組織中光聲信號具有可行性。他們使用一些自制系統探測組織表面的振動幅度或振動速度，獲得來自生物組織模型內部的光聲信號[3-6]。然而，由于有限的系統靈敏度以及傳播至組織深處有限的激光能量，在研究中只能使用低光散射材料[4]或非生物材料，例如具有較強熱膨脹性能的金屬線，來檢測系統性能[5-7]。這些模型都不能很好地模擬生物組織的光聲信號及其產生的樣品表面的位移量。若采用金屬絲，這種材料為強吸收、大熱膨脹率，表面的位移量遠大于真實組織的位移量，并不能模擬真實組織下無接觸光聲信號的探測情況。
本文采用激光外差干涉儀對生物組織進行非接觸光聲層析成像（non-contact photoacoustic tomography，NCPAT）。實驗中嵌入光學渾濁介質的生物樣本模型作為檢測組織，利用基于光聲信號的聲傳播時間的反投影光聲層析成像重建光聲圖像，以期實現對組織樣品的光聲非接觸層析成像。
1 理論分析
1.1 可測量表面位移的估計
當用短脈沖激光對物質照射時，激光能量造成物質內部的非均勻溫度分布，并產生內應變，最終發生熱彈性形變。通過計算可以確定其位移變化的時間函數。在研究中采用柱面坐標對應軸對稱幾何掃描，柱形模型內最初的光能量分布 I（r，z）可以通過沿縱軸的指數衰減和沿徑向的激光能量分布 L（r）估算得到：
| $I{\rm{(}}r{\rm{,}}z{\rm{)}} \cong {I_{\rm{0}}}\;L{\rm{(}}r{\rm{)exp(}} - {\mu _{{\rm{eff}}}}\;z{\rm{)}}\;\;z > 0$ |
其中，I0 為入射到組織表面的初始能量；μeff 為有效衰減系數；在渾濁介質中光被吸收和散射，根據輸運理論可得到有效穿透深度[8]：
| ${D_{{\rm{eff}}}} = \frac{1}{{{\mu _{{\rm{eff}}}}}} = \frac{1}{{{{[3{\mu _a}({\mu _a} + \mu _s')]}^{1/2}}}}$ |
μa和 分別表示輸運理論中的吸收系數和約化散射系數。在此模型中，我們可以近似模擬三維溫度場 T（r，z）隨著有效穿透深度衰減[7]：
| $T(r,z) = {T_0}\exp ( - {\mu _{{\rm{eff}}}}\;z)L(r),\;{T_0} = \frac{{\Phi {\mu _a}}}{{\rho {C_V}}}$ |
其中，CV 是熱容量（恒容）， 是激光能量密度（每單位能量值），ρ 是質量密度。吸收光輻射產生的溫度分布使能量 H 升高為：
| $H(r,z) = {C_V}\;mT(r,z)$ |
m 為熱轉換效率，所以每單位體積能量值為：
| ${H'}(r,z) = \Phi {\mu _a}\exp ( - {\mu _{{\rm{eff}}}}\;z)L(r)$ |
假設熱函數為 H′，在聲波各向同性的非黏性介質中產生并傳播的聲壓 p（r，t）為：
| $[{\nabla ^2} - \frac{1}{{v_s^2}}\frac{{{\partial ^2}}}{{\partial {t^2}}}]p(r,t) = - \frac{\beta }{{{C_V}}}\frac{\partial }{{\partial t}}{H'}(r,z)$ |
在均勻照射的微球中，由短脈沖激光所引起的光聲壓 P 可寫為[9]：
| $P(r,t) = \frac{{{\mu _a}\beta \Phi v_s^2}}{{2{C_p}(r/a)}}\left( {1 - { \ ext{τ}} } \right){\Theta _{0,2}}({ \ ext{τ}} )$ |
其中 β 是熱膨脹系數；vs 是聲速；Cp 是比熱；a 是均勻照射球體的半徑；r 是激光源點和測量點之間的距離；來自球周長的無量綱延遲時間 τ 可定義為：
| ${ \ ext{τ}} = \frac{{{v_s}}}{a}\left( {t - \frac{{r - a}}{{{v_s}}}} \right)$ |
方波函數 可定義為
| ${\Theta _{\alpha ,\varepsilon }}\left( \zeta \right) = \left\{ \begin{array}{l}1\;\;\;\;\;\;\;\;\;\;\;\;\;{\rm{for}} \cdot \! \cdot \! \cdot \alpha < {\rm{\zeta }} < \varepsilon \\0\;\;\;\;\;\;\;\;\;\;\;\;\;{\rm{otherwise}}\end{array} \right.$ |
α、ε 是方波函數自變量的最小值和最大值；組織內部壓力與表面位移 δ（t）的關系：
| $\partial \delta \left( t \right) = \frac{{2P(t)}}{Z}\partial t$ |
其中 Z 代表介質內聲阻抗，軟組織內約為 1.5×106 Pa·s/m；方程（10）中的系數 2 依據：根據自由表面邊界條件，表面位移是介質內質點位移的兩倍；將方程（7）代入（10）中可得到
| $\delta \left( t \right) = {\int_0^{} ^t}{\frac{1}{Z}} \frac{{{\mu _a}\beta Fv_s^2}}{{{C_p}(\vec r/a)}}\left( {1 - \hat { \ ext{τ}} } \right){\Theta _{0,2}}(\hat { \ ext{τ}} ){\rm{d}}t$ |
1.2 激光外差干涉儀原理
在研究中采用激光外差干涉儀測量光聲的組織表面振動，其激光外差干涉儀測量原理可以參考文獻[10]，如圖 1 所示。簡單描述為：一束激光被分成兩部分：測量光束和參考光束。測量光束聚焦在被測樣品表面，而參考光束通過載波信號驅動的聲光調制器或 Bragg 盒產生一個穩定頻移。在短脈沖激光輻射到樣品表面時，樣品吸收光能量，表面產生了周期性的振動，也就是產生了超聲波。測量光束被后向散射原路返回到干涉儀，所產生的頻移正比于被測表面的瞬時速率。分束器將返回的測量光束反射到一對光電探測器，參考光束的頻移也反射到光電探測器，在光電探測器上兩束光混合形成的頻移與 Bragg 盒的參考頻率相疊加形成周期性的強度調制信號。然后這種載波信號利用 FM 到 AM 解調方法得到一個正比于被測表面瞬時速度的電壓。由被測表面所引起的調制相移也被解碼，輸出一個與位移成比例的電壓。
圖1
振動傳感的激光外差干涉儀測量原理 PBS：偏振分光棱鏡；QWP：四分子一波片
Figure1.
A schematic of the laser heterodyne interferometer for vibration PBS: polarized beam splitter; QWP: quarter-wave plate
2 材料與方法
2.1 標定模型與組織模型
實驗中共制作三個圓柱形模型，如圖 2 所示。圖 2a 為用于系統性能標定的標定模型；由 10% 豬皮明膠溶液制作的直徑 25.4 mm、高度 50 mm 的透明模型。模型縱向橫切面中心嵌入一個直徑 500 μm 的 polyenthlyn 微球。圖 2b 和 2c 分別為模擬組織的組織模型，用于驗證采用激光外差干涉儀實現真實生物組織非接觸光聲層析成像的可行性。這兩個模型的外形尺寸均為直徑 50.8 mm、高度 50 mm；背景材料為 20% 脂肪乳和 10% 豬皮明膠溶液以 2∶1 的比例混合而成。背景材料的光學特性為：在 532 nm 下測得的吸收系數和約化散射系數分別為μa=0.08 mm–1，μs′=152 mm–1，與真實生物組織的光學特性一致[11-12]。圖 2b 中的嵌入物是三片直徑 3.2 mm 和厚度 1 mm 的黑色橡膠板，分別包埋在模型柱形上表面下約 0.8、1.3、1.7 mm 的位置。圖 2c 中的模型是由兩片邊長 4 mm 的雞胗嵌入到豬脂肪組織，如圖中黑色虛線內，然后再整體包埋在背景材料中模擬真實生物組織。雞胗包埋在位于離模型上表面下 1.7 mm 處。模型完成后，從模型頂部肉眼看不到這些嵌入物。
圖2
模型橫截面 a. 含有一個直徑 500 μm 黑色微球的透明模型；b. 含有三個橡膠板的模型；c. 含有兩片嵌入脂肪組織內的雞胗的模型，黑色虛線標記脂肪組織的邊界
Figure2.
Cross-sections of the phantoms a. transparent phantom with a black microsphere with diameter of 500 μm; b. phantom with three rubber plates; c. phantom with two pieces of chicken gizzards embedded in fat tissue. The dashed circle marked the boundary of the fat tissue
2.2 實驗裝置
本文搭建了非接觸光聲成像系統實驗裝置，如圖 3 所示。采用輸出波長 532 nm、每脈沖 800 mJ、重復頻率 10 Hz 的 Nd：YAG 激光器（Powerlite 8010，Continuum，美國）激發產生光聲信號。激發光經擴束系統后到達模型表面的直徑為 3 英寸，照射到模型表面的光能密度為每脈沖 17.5 mJ/cm2，恰處于由美國國家標準協會（American National Standards Institute，ANSI）所規定的激光能量安全極限值范圍內[13]。激光外差干涉儀采用德國 Polytec 公司 RSV-150 遠程激光測振儀，檢測波長為 1 550 nm，接收帶寬設定為 2.5 MHz，數據采集頻率設置為 5 MHz。考慮到聲速大約為 1 500 m/s，因此系統的理論分辨率為 600 μm。激光外差干涉儀的檢測光束與旋轉中心對齊，檢測光束經過一個長波通濾光片截止光聲激發光，防止激發光束進入到干涉儀。為了讓光聲激發光與測振儀信號采集同步，利用控制器采集光聲激發光的調 Q 信號來控制測振儀與激發光的同步。
圖3
非接觸光聲成像系統實驗裝置
Figure3.
Experiment setup for non-contact photoacoustic tomography imaging
當用圖 2a 中的定標模型做系統定標實驗時，使用一個與激光外差干涉儀相平行的帶寬為 20 MHz 的水聽器（HNC-1500，ONDA Co.，美國）評估激光外差干涉儀的性能。光聲信號由水聽器采集后，在數字示波器（TDS 540，Tektronix，Inc.，美國）記錄，由數據傳輸接口連接到電腦分析激光外差干涉儀的帶寬和信噪比（signal-noise ratio，SNR）。
在用圖 2b、c 所示的組織模型驗證系統性能時，使用旋轉幾何掃描方法，即模型被放置在一個旋轉臺上，模型的縱軸與旋轉臺的中心在同一條直線上。電機驅動旋轉臺轉動，轉動步長為 3°，樣品被掃描一圈共旋轉 120 個步長。測量表面振動瞬時速率，在每個測量點，采集 300 次瞬時速率求平均，以增強后面圖像重建的信噪比。得到的光聲信號，使用反投影算法重建其圖像。
3 結果
3.1 系統噪聲量化
在圖 4 中由圖 2a 中模型檢測到的單線信號表明系統可以識別出微球。假設激光外差干涉儀檢測到的表面位移速率和水聽器檢測到的表面壓力相等，噪聲等效壓力可由公式（12）確定：
| $\begin{aligned}& {p_{{\rm{vibrometer\_noise\_eqivalent}}}} = \\ & \frac{{{p_{{\rm{hydrophone}}}}}}{{{v_{{\rm{vibrometer\_signal}}}}}} \cdot {v_{{\rm{vibrometer\_noise}}}}\end{aligned}$ |
其中，Phydrophone 為水聽器測量 500 μm 小球得到的光聲壓大小為 8 100 Pa，vvibrometer_signal 為激光外差干涉儀的峰峰值信號幅度，vvibrometer_noise 為激光外差干涉儀的平均噪聲幅度。由圖 4 中信號強度可知 vvibrometer_signal 和 vvibrometer_noise 分別為 0.750、0.076 m/s，代入公式（12）可得激光外差干涉儀的等效噪聲壓力為 810 Pa。
圖4
500 μm 微球檢測到的單線信號 線框部分信號用于量化噪聲等效壓力
Figure4.
A-line signal generated from a 500 μm microsphere the signal within the box was used to quantify the noise-equivalent-pressure
3.2 頻率響應
激光外差干涉儀的頻率響應也可以通過把圖 4 中的信號頻譜和水聽器收集的信號頻譜相比較量化得出。圖 5 為使用水聽器頻率響應校準過的激光外差干涉儀頻率響應。圖 5 顯示激光外差干涉儀峰值下 15 dB 的帶寬約為 2.25 MHz，這與預期接收帶寬相一致。
圖5
激光外差干涉儀校準后的頻率響應
Figure5.
Calibrated frequency response of the vibrometer
3.3 成像
經反投影算法得到如圖 6 所示的類組織模型的非接觸光聲圖像。圖 6 左圖為圖 2b 所示的類組織模型，從該圖中可以得到信噪比約為 6，模型中的三個橡膠片清晰成像。圖 6 右圖為圖 2c 所示的嵌入雞胗在脂肪組織中的組織模型，從該圖中可以得到信噪比約為 2；箭頭指向為雞胗的重建圖像，雞胗的方形輪廓清晰可見；在雞胗周圍的圖像為脂肪組織，即圖中虛線內的部分；盡管雞胗周圍的脂肪組織相比背景材料有較低的光吸收率，但仍可以識別出其輪廓。
圖6
非接觸光聲圖像重建
Figure6.
Non-contact photoacoustic reconstruction images
4 討論
傳統的光聲探測方式是基于聲探測器探測聲壓，而采用激光干涉儀測量的是表面粒子的位移或表面振動速度。根據我們前面的理論分析可知，聲壓、表面粒子位移和速度這三個量之間是相關的。在雞胗的光聲非接觸實驗中，雞胗吸收光子能量后，通過激光測振儀測得在模型表面產生了約 3 mm/s 的表面粒子振動速度，這個數值可以通過初始光聲壓（即在光子被吸收的同時微球附近的聲場強度）指標來驗證。初始條件為 t=0，探測器位置 r 略大于微球直徑 a，雞胗組織在波長 532 nm 的光吸收系數約為 1.2 cm–1[14]。光場強度為 17.5 mJ/cm2，根據公式（7）（8）（9）有
| ${P_0} = \frac{{\beta v_s^2}}{{{C_p}}}{\mu _a}\Phi $ |
其中，
| $\frac{{\beta v_s^2}}{{{C_p}}} = \Gamma $ |
Γ 為組織的 Grüneisen 參數，一般 25℃ 時取值約為 0.136 8。P0=0.136 8×1.2×17.5=2.96 mJ/cm3=2.96×103 Pa。
表面粒子的振動速度為
| ${v_{\max }} = 2 \times \frac{{{P_0}}}{Z} = 3.94\;{\rm{mm}}/{\rm{s}}$ |
其中，Z 是軟組織的聲阻抗，軟組織內大約為 1.5×106 Pa·s/m；速度表達式中因子取 2 是因為自由邊界條件的因素。理論計算得到的組織模型粒子最大的振動速度為 3.94 mm/s，這與實驗結果基本一致。
在提高信噪比方面，實驗中使用波長 532 nm 的激光照射，是因為在這個波長時激光具有較高的輸出能量以及雞胗具有較高的吸收系數。然而，根據散射理論，波長越短散射越強，532 nm 波長在生物組織內部快速衰減，穿透深度有限[15]。接近紅外的波長范圍（780～1 300 nm）對于真實組織的深度成像應該是更好的選擇[16]。圖 6 右圖中具有明顯吸收對比度的多層結構表明，在研究中盡管激光外差干涉儀有較低的信噪比，但仍具有理想的動態范圍。在實驗中，為了提高所測信號點的信噪比，我們在每個測量點采集 300 次光聲信號，取測量平均值。理論上信號是確定的，噪聲是隨機的，測量的次數越多，平均后越能抵消部分噪聲的幅值，從而提高信噪比；但是測量次數越多所用的時間也越多，降低了時間分辨率，這在實際應用中也是不可行的。為了增強光電探測器的信號強度，可以通過增加激光輸出功率、增加會聚透鏡的數值孔徑等方法進一步提高激光外差干涉儀輸出的信噪比。例如，可以利用顯微物鏡增加接收后向散射光的接收角，提高接收信號光強度。
5 結論
通過實驗結果和以上討論表明，采用激光外差干涉儀對深處高散射生物組織的非接觸光聲層析成像有足夠的靈敏度。在具有組織散射特性的模型中，用激光外差干涉儀探測到的光聲信號進行反投影算法的圖像重建，結果表明基于激光外差干涉儀的非接觸光聲層析成像系統可以識別 500 μm 直徑的黑色微球，并實現了在強散射介質中多層結構的光學對比成像。這將擴展光聲和超聲在體成像在生物醫學領域的應用范圍。
