一 引言 i,jPULzyjk
,zmGKn#n2
近年来，光波在生物组织中的传输与分布，以及光波尤其是近红外光(700~1300nm)与生物组织相互作用的问题引起了广泛关注。近红外光光学成像与以往放射技术相比，有如下优势: "I.PV$Rxl
5(kRFb'31F
(1)非电离化; hawE2k0p(
|U}al[
(2)不同软组织之间的鉴别; / 0Z_$Q&e
A%S6&!I:(
(3)自然生色团的特征吸收，以至获得生物组织体的某些功能信息; c%,~ 1l
X2PQL" `
(4)其光源价廉，可移动操作以及可较长时间地安全操作。 u\gPx4]4c
n DLr17
因此，利用近红外波段的光辐射进行生物组织的成像、诊断和检测是目前热门研究领域之一。 wIT0A-Por4
Ba-Ftkb
但是，光与生物组织的相互作用很复杂，与光波的特性、生物组织结构及其物理化学生物特性均有关系。700~ 1300nm的近红外光被称为“组织光窗(tissue optical window)”，因为生物组织对此波段近红外光的吸收和散射效应均是最小。即使这样，生物组织对近红外光而言仍然是一种高散射介质，且其散射远大于吸收。因此当光射入组织体，光的方向性、相干性、偏振性等都会遭到不同程度的“破坏”，从中提取有用的生物组织内部信息是研究人员面临的最大问题。 GrWzgO
TqURYnNd
二 生物组织光学成像基础 Bd8 ,~8
z?V'1L1gM
组织光学成像的首要问题是光源的选择。近红外光与可见光相比组织对其吸收小，散射也小，有高透射率，导致灼伤的可能性小，做常规扫描时，长时间曝光不会对组织产生影响。基于激光良好的方向性、相干性、单色性及短持续性等特性，使生物组织光学成像成为可能。 =sVB. P
:n36}VG|
生物组织是高散射介质，当激光入射到组织，一部分被吸收，大部分被散射。光的散射服从统计规律。经过组织的吸收和散射，入射光的特性(光强度、相干性、偏振性、方向性等)有所改变，其改变的程度取决于生物组织结构及入射光波长。 J}IHQZS
dY>oj<9
根据散射理论，透过生物组织的光有三种(见图1): 弹道光子; 蛇行光子; 漫射光子。 _B4H"2}[Y
NbyVBl0=
同时，生物组织的背向散射光也由三部分组成: 单次背向散射光，与弹道光相似; 几经散射的背向散射光，和蛇行光相似; 以及背向漫射光，和透过漫射光相似。 Vm
NC knG
871taL=
三 近红外光波段生物组织各种成像技术及其应用 D&KD5_Sw
=lIG#{`Q
生物组织光学成像技术在诊断中具有重大应用价值，主要由于其完全非侵入性、无损性、非电离化辐射，以及能够显示组织中各种化学组分，从而提供有用的功能信息。目前近红外光成像装置中一般可分为两种类型: 时间分辨型及频域调制型，如图2所示。 G b]t%\
kI5`[\
1. 时间分辨型
h"<-^=b
时间分辨型是测量组织对超短激光脉冲(皮秒量级)的时间响应，一般用同步条纹扫描相机或时间相关的单光子记数(tcspc)系统检测组织表面出射光的时间分布，利用光子飞行信息进行成像。弹道光子与蛇行光子合称为早期到达光，亦称为成像光，而漫射光是历经多次散射的，是非成像光。基于三种光子的特性，散射介质的时间分辨光学成像又大致分为以下两种类型: 直接成像法和间接成像法，如图3所示。 &sJZSrk|
! 9+xKr99
a.分离短飞行时间光子法，即所谓的直接法成像。利用各种“门”技术分离出飞行时间短的光子，即提取出成像光子直接进行成像。这种方法应用了共轴扫描几何学原理。目前已有多种比较成熟的门技术，如空间门、时间门、偏振门、相干门等。这些技术利用光子经过散射后某些性质的变化，如方向性、时间延迟、偏振性、相干性等，将成像光子分离出来。 J)R;NYl
>gNVL
(
(1)空间门是通过对组织表面的溢出光子进行空间滤波实现的。应用准直探测的空间门技术空间分辨率很差，尽管采用尽可能大的辐照剂量及尽可能灵敏的探测器，对于人体软组织可探测的极限深度也仅有几毫米; 应用该法对乳腺组织成像的尝试即是一例。 0. _)X
m4FT^ ^3yE
(2)偏振门利用线偏振光在散射介质中传播时偏振度会减小的特性，弹道光子的偏振度为1，而漫射光子的偏振度为0。 k`H#u, &
Zi$v- b*<
(3)超快快门又称为时间门技术，依据光子经过散射介质后到达探测器的时间不同而加以区分。可将其理解为一个快门，开启时间很短，只有几个皮秒(~10-12s)，让早到达的光子通过之后关闭，滞后的漫射光子不能通过。可以利用非线性光学现象的快门进行取样，取样的过程是对通过的强度进行调制，或对感兴趣的信号进行非线性放大，或对不要的光进行衰减。由于有限的动态范围和有限数量的被检测光子，该种技术穿透深度不超过几个毫米。基于这种原理的时间门有: 光学kerr门(optical kerr gate，okg); raman放大器(raman amplifier，ra); 二次谐波产生(second harmonic generation，shg); 光学参量放大器(optical parametric amplifier，opa); 等等。 U2 0@B`<
+c@s
(4)相干门利用漫射光子相干性的“破坏”分离出成像光子，并使其与原入射光分出来的参考光相互干涉进行成像。相干门技术亦有许多种，如全息门法，光学相干层析成像法等。 uH'n.d"WG
f>d aK9$(
新近发展起来的光学相干层析成像技术(optical coherence tomography，oct)以其成像快速、非侵入、高分辨率等优良特性对生物组织研究及临床应用均具有重要价值。oct利用宽带光源的短程相干特性对活体组织内部结构断层成像。oct系统一般由低相干光源(sld或超快激光器)和迈克尔逊光纤干涉仪组成。oct是结合了空间门、相干门及其他形式的门技术。目前oct可探测深度由几个毫米到厘米量级，空间分辨率达到2~20mm。自1991年d.huang利用oct获得视网膜和动脉壁的显微结构开始，oct在十年之间飞速发展。基于原有oct原理，已开发出反映组织不同特征信息的多种成像模式。目前眼科oct渐趋于成熟，已有产品应用于临床，其他领域的研究也在深入开展。 XI#1)
O=c^Ak
弹道光子在散射介质中传播满足朗伯比尔指数衰减定律，理想弹道光子的探测由量子点噪声决定穿透深度，因此弹道光子的探测深度有限，大约能穿透30个散射自由程，而人体乳房组织却有上千个散射自由程的厚度，利用蛇行光子成像，组织的探测深度可提高到厘米量级，但空间分辨率较低。那么，利用所有的漫射光子进行成像是否能满足分辨率和探测深度的要求呢？这就是间接法成像要解决的问题。 7;H!F!K]
Nrp0z:
b.记录全部tpsf(时间点扩展函数)方法，即间接法成像。漫射光子虽已失去入射光的特性，不再是介质内部结构的显函数，但漫射光子毕竟源于介质，介质的结构特征一定隐含在漫射光中。利用所有散射光子找到光的散射规律，提供漫射光的参数，通过合适的数学模型和算法，沿着光散射路径逆向追溯重建散射介质结构图像，将成像技术演变为利用适当的光子传输模型进行逆向问题求解。 Q9v
O Y8
^(5Up=.EA
在间接法中探测器沿组织体圆周安放，源沿着同样的圆周连续运动，测量源光纤在每一点时探测光纤处的tpsf。短(皮秒)光脉冲通过高散射介质后得到的光子瞬时分布为tpsf，对于厚几厘米以上的软组织，tpsf将扩展到纳秒。超高速扫描摄像机(streak camera，sc)及时间相关的单光子记数系统(time-correlated single photon counting system，tcspc系统)分别利用扫描相机和时间幅度转换器(time-amplitude converter，tac)快速探测器记录全部tpsf。sc因其价格昂贵、受光有效面积小(约1mm2)、较低的动态范围(104)及明显的时域非线性而限制了使用。而tcspc拥有非常高的动态范围和优良的时域线性。pmt(photo-multiplier-tube)或mcp-pmt(micro-channel-platepmt)的应用使其具有较大的受光面积。另外雪崩式光敏二极管(avalan-che photodiode，apd)以其紧凑、低成本作为检测器的应用使tcspc方法成为研究重点。tcspc的缺陷在其相对较低的时间分辨率(一般几十到几百皮秒)。ucl(university college london)大学的hebden博士开发了基于高速扫描相机的时间分辨系统对固体乳腺模型进行成像，应用时间外推法极大地提高了图像分辨率，从而得到了乳腺模型中亚厘米量级的低对比度的“肿瘤”图像。 v`i9LD0(
|7G +O+j
2. 频域调制型 4N&4TUIM
频域调制方法中，组织被强度调制的光束照明，激励生物组织漫射光子在组织中传播，强度随时间和位置而变化形成光子密度波(diffuse photon density wave，dpdw)，出射的dpdw的幅度、相位和调制深度通常应用外差法进行测量。频域方法采用连续波光源和探测器，价格较低。频域法是基于漫射光子密度波图像形成的基础，由计算机重建不均匀介质的图像。漫射光子密度波与组织的吸收系数和散射系数有关，通过这些变化的测量数据利用某些合适的逆算法进行成像。频域法缺点是目前难以得到大功率高重复频率源，目前一般采用的都是几兆赫兹，等效于几个纳秒的时间分辨率，光子密度波长为米量级。 Dk$[b9b
NbPv>/r
四 生物组织其他方式光学成像技术的发展概况 tz{W69k+
tE"aNA#=
1. 超声辅助光学成像(uaoi) @"[xX}xK;
超声具有良好的穿透性、可聚焦性等特点，但声信号检测时抗电磁干扰能力较差。根据生物组织光学特性参数的差异成像的方法前面已经介绍，但由于光的传输规律，外部激发光源很难选择性地激发生物组织内部特定的待测区域。将光学技术和声学技术结合起来，可充分发挥二者各自的优点。目前已经开展的该领域研究有三个方面: 光声成像、声光成像及声荧光成像。 )@"iWQ 3K
(<RZZ{m
a.光声效应是一种能量转换过程，光声信号的传播与介质的声学特性有关，因而用光声信号来成像可大大丰富图像信息，提高诊断的准确度。 ,1-n=eTQ
s?h=%; T[
b.生物组织声光成像的研究近几年刚开始，且一般都限于模拟实验。 zqqu7.`
@k_xA -a
c.声荧光成像通过接收声致发光产生的光信号进行成像。 (+Ia:D
NY.Y=CF("
光声结合用于生物组织成像，可改善接收信号的信噪比，所得图像的对比度不仅取决于目标周围的声学参数差异，还与光学参数，甚至热学参数的差异有关，因此图像的分辨率会大大提高。 W- 9?|ei
%au2kG,
2. 荧光成像 QH:PClW![
因光波波长在散射介质中传播时发生变化，以荧光成像为主的新的成像技术相继发展起来。当激励光子发生非弹性散射时，就会产生荧光、磷光及raman散射等。荧光的光谱分布、量子产率、荧光寿命等可以用作产生成像对比度的物理参量。利用荧光光谱的成像有单光子、双光子和多光子荧光显微成像。基于激发荧光信号与自发荧光信号在光谱段的重叠，为了减少自发荧光的干扰，有研究者利用时间门和荧光光谱成像结合起来。利用荧光的时间特性或荧光寿命进行成像是荧光成像的另一个方向，是一种功能成像方法，在医学成像中发挥很大作用。前述的各种成像方法均可以用于荧光成像，如演变为荧光dpdw、时间分辨的荧光成像等，但需要加光谱分辨装置选取合适的光谱范围。 )m . KV5K!
q'u^v PO
五 结束语 p
BU,"Yy&
[~cb&6|M
光学成像不仅可以实现对活体组织的无损伤、非侵入、非电离辐射及实时的探测和成像，而且可用于活体生物组织的显微结构分析、特性参数测量及疾病的诊断和治疗。因此，生物组织光学成像技术发展迅速，应用范围也在日益扩大。目前注重于临床应用研究的几个主要方面: 普查用乳腺肿瘤成像、区分皮肤良恶性肿瘤的表皮和真皮成像、运动医学中肌肉功能成像、成人大脑皮质的功能性成像以及新生儿大脑组织生色团的层析成像等。 ? OrRTRW
:Osw4u]JXd
时间分辨法适用于对生物组织中隐埋物(如乳腺中的肿瘤)进行探测和成像，其探测深度可达到厘米量级，其缺点是所采用的超短脉冲激光器设备昂贵，且数据处理繁杂，目前应用于临床的条件不成熟。uaoi成像技术使图像的分辨率大大提高，但其应用受到光的穿透深度的限制，而且目前uaoi的理论亦不成熟，尚待进一步研究。荧光成像技术也正在发展之中，它将在医学成像中发挥很重要的作用，未来的研究重点为: 开发能满足临床医学诊断要求、结构紧凑、性能优良的实用化荧光寿命显微成像装置。频域调制法中的dpdw方法根据相速度的变化来确定组织的光学性质，连续光源和检测器的应用使该法的成本远远低于时间分辨方法。该方法的研究正在逐渐受到重视，且已经有一些大学和公司有商品即将走向市场。总之，虽然各种光学成像技术均在发展之中，且在理论上以及在体和离体的实验上均有许多工作要做，但其发展趋势势不可挡，将会占有生物组织成像设备的主要市场。
