技术领域
[0001] 本
发明属于光声显微成像研究领域，具体涉及一种基于光声显微成像的鲜红斑痣血管定量化检测装置。
背景技术
[0002] 鲜红斑痣(Port Wine Stain，PWS)，被归类为一种良性的微血管畸形病变，这种
疾病的发病率约为3‰-5‰。它是一种病损部位深大真皮层
血管疾病，易发于面部，手臂和颈部。随着年龄的增长，
皮肤颜色会逐渐加深进而导致皮肤增厚及结节，不会自行消退。由于PWS会随着年龄的增大而病变区域的面积扩展，创伤后又易于出血，还可能会引起斯特奇-韦伯综合症(Sturge-Weber syndrome)，不仅对患者的心理带来严重压
力，还有可能会引起大脑皮层的组织
钙化及神经细胞损失。
[0003] 目前鲜红斑痣的诊断及
治疗方案主要凭医生的主观经验，但由于鲜红斑痣是复杂结构的微血管畸形病变，而且在皮肤颜色上存在浅红、深红、紫红、结节增厚等几种分类，不同年龄、不同类型的治疗方案都不一样，而且往往是多次治疗，反复治疗，给病人及其家庭带来很大痛苦。纠其原因是目前还没有一种有效的临床
无损检测方法能够对各种病变类型有效实时的进行术前检查、术中监测、术后
跟踪，以完整的记录该治疗过程中的微血管变化。
[0004] 在过去的研究中，病理切片是研究鲜红斑痣微血管管径、分布深度的最有效的方法，但由于病理切片只能是在术后进行取样(术前取样造成的血管破损对治疗有影响)，满足不了临床医生的需求，无法实时检测。目前，光学相干
断层扫描(Optical Coherence Tomography，OCT)和共聚焦
显微镜(Confocal Laser Scanning Microscope，CLSM或LSCM)在可以用于临床鲜红斑痣病变血管的结构成像，但这两种方法是通过背向反射光进行成像，其临床病理组织的穿透深度不超过1mm。激光
多普勒成像(Optical Doppler Tomography，ODT)和激光散斑成像(Laser Speckle Imaging，LSI)可以用于临床鲜红斑痣病变血管的血流监测，但由于这两种方法没有深度信息，而且也是靠背向散射光成像，因此其反映的血流信息还有待研究。
[0005]
光声成像(Photoacoustic Imaging，PAI)是近20年新发展起来的热
门成像方式，是通过将短脉冲激光入射到
生物组织，组织内的吸收体吸
热膨胀引起机械振动，从而产生超声。再通过组织外的超声探测器接收产生的超声，经一定的扫描方式和成像方法可以重建出组织内的光吸收分布特性，可以得到组织的结构及功能信息。由于光声成像激发源为段脉冲激光，接收的是超声
信号，而超声信号比激光的散射在组织内要小1000，因此光声成像比纯光学方法成像深度更深。光声显微成像(Photoacoustic Microscopy，PAM)是在PAI的
基础上发展起来的高
分辨率显微成像方法，通过将入射的激光进行光学聚焦可以实现亚微米的成像，并且成像深度可以达到几个mm。
发明内容
[0006] 为解决
现有技术的缺点和不足之处，本发明的目的在于提供一种基于光声显微成像的鲜红斑痣血管定量化检测装置，该装置通过高速二维扫描及高频超声检测技术，可以实现2mm深度范围的微米级分辨率，并且有三种扫描成像模式，可以解决目前临床鲜红斑痣实时检测的缺点及盲区。
[0007] 为实现上述发明目的，本发明采用如下技术方案：
[0008] 一种基于光声显微成像的鲜红斑痣血管定量化检测装置，所述装置包括
硬件和
软件两部分；其中硬件包括出光系统，光学快速扫描系统，光声探测系统，X、Y、Z轴
电机定位系统和主机系统；
软件包括各种硬件的驱动、去卷积、
滤波反投影算法和三种扫描成像模式；
[0009] 所述出光系统，光学快速扫描系统，光声探测系统和X、Y、Z轴电机定位系统分别与主机系统电气连接；所述出光系统和光学快速扫描系统通过连接器连接；所述光学快速扫描系统和光声探测系统连接；
[0010] 所述出光系统包括短脉冲
激光器和、空间滤波及
准直系统，所述空间滤波及准直系统包括第一透镜、第二透镜和针孔；所述光学快速扫描系统包括振镜A和振镜B；所述光声探测系统包括依次连接的光学物镜、中空环形平面超声探测器及锥形的耦合杯；所述主机系统包括CPU卡、放大系统、
数据采集卡、控制卡和
驱动器；
[0011] 所述短
脉冲激光器产生的激光经空间滤波及准直系统的第一透镜聚焦后入射到针孔上，通过针孔的激光经第二透镜进行准直，准直后的激光通过连接器入射到光学快速扫描系统；入射到光学快速扫描系统的激光经振镜A和振镜B的偏转后进入光声探测系统；进入光声探测系统的激光经光学物镜聚焦后入射到被测组织，激发出超声，超声通过中空环形平面超声探测器接收并转换为
电信号进入主机系统；进入主机系统的电信号经放大系统进行放大，然后经数据采集卡转换为
数字信号，储存于CPU卡中，最后通过软件部分去卷积和滤波反投影算法处理获得所需的被测组织信息。
[0012] 优选的，所述短脉冲激光器
波长为532nm，重复
频率为5KHz～10KHz，单脉冲
能量为5μJ，脉宽τ为1～10ns；所述第一透镜和第二透镜的焦长均为25mm，所述针孔的内直径为20μm。
[0013] 作为优选，所述短脉冲激光器波长选为532nm；此外由于短脉冲激光器的脉宽τ决定了系统最高的轴向分辨率，而正常PWS的血管管径d为十几个微米，在d＝15μm时，其中υs为组织内的声速，另外考虑光声信号的激发效率，因此激光器的脉宽τ为1～10ns；重复频率为5KHz～10KHz；单脉冲能量为5μJ。
[0014] 优选的，所述振镜A和振镜B最大扫描
角度为40°，小步长阶跃响应时间为0.2ms，最大零点漂移为15μrad/℃，重复
精度为8mrad。
[0015] 本发明装置中两个振镜独立，可以实现入射的短脉冲激光在
水平(XY平面)一定范围内偏转。
[0016] 优选的，所述光学物镜放大倍数为4倍，焦长为28.8mm；所述中空环形平面超声探测器主频为16MHz，-6dB带宽为23MHz，高频截止频率为27.5MHz；所述耦合杯采用PS(Polystyrene，聚苯乙烯)塑料，耦合杯下表面设有与人体皮肤
接触的PE(Poly Ethylene，聚乙烯)透明
薄膜，透明薄膜的厚度为7μm。
[0017] 更优选的，根据上述放大倍数为4倍、焦长为28.8mm的光学物镜及主频为16MHz、-6dB带宽为23MHz、高频截止频率为27.5MHz的中空环形平面超声探测器，本发明所述检测装置的横向分辨率为3.8μm，轴向分辨率为40μm。
[0018] 本发明中所述X、Y、Z轴定位系统包括X、Y、Z三轴电机，用于调整出光系统、光学快速扫描系统和光声探测器系统的
位置，并使得光声探测系统中耦合杯下表面的透明薄膜与PWS部位皮肤上表面紧密接触。
[0019] 所述光学物镜与超声探测器、超声探测器与耦合杯依次通过
螺纹紧密连接。耦合杯内填充满水，内壁涂有厚度为0.3mm的防超声反射层。
[0020] 优选的，所述数据采集卡基于
PCI总线，16bit精度，
采样率为100MS/s，256MB的板载内存，最小
电压分辨率为6.1μV；所述驱动器包括振镜驱动器、X、Y、Z轴电机驱动器和激光器驱动器，所述控制卡包括振镜控制卡和X、Y、Z轴电机控制卡。
[0021] 所述数据采集卡用于将
模拟信号转换为数字信号。
[0022] 优选的，所述去卷积方法如下：
[0023] (1)测量系统的脉冲响应函数H(t)；
[0024] (2)计算系统的噪声自
功率谱及光声信号的自功率谱，并得到这两个谱的比值γ；
[0025] (3)将采集到的光声信号Y(t)及脉冲响应函数H(t)进行傅里叶变换，得到Y(ω)和H(ω)；
[0026] (4)依照公式 计算；
[0027] (5)将X’(ω)进行反傅里叶变换得到X’(t)；
[0028] 所述三种扫描成像模式包括A-line模式、B-Scan模式和Full-Field模式。
[0029] A-line模式为两个振镜固定在一个角度，使得激光在XY平面只在一个点激发产生光声信号，此时得到的是A-line图(光声信号幅值随深度变化的曲线)。
[0030] A-line图横轴范围可以优选为0～2mm。
[0031] B-Scan模式为一个振镜固定(振镜A或振镜B均可)，另一个振镜来回连续偏转，使得激光在XY平面激发点沿着一条线来回移动，这样可以得到一条线上每个激发点处的A-line图，然后通过一定的算法可以得到B-Scan图(深度方向的切面)。
[0032] Full-Field模式为一个振镜来回连续快速偏转(振镜A或振镜B均可)，另一个振镜沿单个方向慢速运动，使得激光在XY平面激发点形成一个面。这样可以得到多个B-Scan图，又可以将这些B-Scan图重建为三维图。
[0033] 更优选的，所述B-Scan模式扫描步距为2.5μm或5μm，扫描范围为0.5mm或1mm，图像深度方向尺寸为2mm；
[0034] 所述Full-Field模式下，振镜的步距为2.5μm或5μm，快速振镜的扫描范围为0.5mm或1mm，慢速扫描振镜的范围为0～1mm任意可选。
[0035] 更为优选的，在短脉冲激光器重复频率为5KHz、振镜小步长阶跃响应时间为0.2ms、振镜步距2.5μm以及扫描范围0.5mm时，B-Scan速度为25
帧/s，Full-Field模式下扫描一幅三维8s钟即可完成。
[0036] 更为优选的，在B-Scan模式下可以得到PWS血管的深度和血管管径，在Full-Field模式下可以得到PWS沿深度方向分布的血液体积百分比曲线。
[0037] 本发明的原理是：基于光声显微成像的鲜红斑痣血管定量化检测是利用组织内血液对532nm激光的特异性吸收，通过聚焦光束的扫描及高频超声的检测，可以重建出组织内的血管分布。在此基础上，采用组合扫描甚至可以得到扫描范围内血管的三维分布信息，从而得到血管的管径、深度及沿深度方向分布的相对血液体积百分比等信息。
[0038] 与现有技术相比，本发明具有以下优点及有益效果：
[0039] (1)本发明装置的成像深度为2mm，横向分辨率为3.8μm，轴向分辨率为40μm，成像范围为0.5mm或1mm，即在2mm的深度可以实现微米分辨率，解决了纯光学方法无法达到的成像深度及超声无法达到的分辨率。
[0040] (2)本发明装置采用血液强吸收的532nm波长，使图像中的血液及黑色素
对比度很高，排除了组织内其他结构的干扰。
[0041] (3)本发明装置采用5KHz的准连续激光器及快速扫描振镜，在0.5mm扫描范围，2.5μm步距情况下使B-Scan的帧频达到25帧/s，实现B-Scan模式下的实时成像，即使是在Full-Filed模式下，8秒钟便可以得到一组三维的空间信息。足以防止检测过程中人体呼吸等因素造成三维图像的畸变。
[0042] (4)本发明装置采用A-line、B-Scan及Full-Field三种成像模式，方便临床的灵活使用，实时动态观察血管的变化时可以选择连续的B-Scan模式，要准确计算血液的含量的变化可以选择Full-Field模式。
[0043] (5)由于本发明装置采用的是二维及三维结构成像，可以定量的统计血管的管径、深度及沿深度方向分布的相对血液体积百分比等参数，解决了现在临床PWS检测技术的不足及缺点，为PWS病理研究提供了无损实时多模式的检测方法。
附图说明
[0044] 图1是本发明装置的原理图；其中1为出光系统，1-1为短脉冲激光器，1-2为空间滤波及准直系统，1-2-1为球面透镜A，1-2-2为针孔，1-2-3为球面透镜B，1-3为连接器，2为光学快速扫描系统，2-1为振镜A，2-2为振镜B，3为光声探测系统，3-1为光学物镜，3-2为中空环形平面超声探测器，3-3为耦合杯，4为X、Y、Z轴电机定位系统，5为主机系统，5-1为CPU卡，5-2为数据采集卡，5-3为振镜控制卡，5-4为X、Y、Z轴电机控制卡，5-5为放大系统，5-6为振镜驱动器，5-7为X、Y、Z轴电机驱动器，5-8为激光器驱动器。
[0045] 图2是本发明方法去卷积效果图；其中，(a)为模拟的原始光声信号X(t)，(b)为系统脉冲响应函数H(t)，(c)为采集到的光声信号Y(t)，(d)为去卷积得到原始光声信号X’(t)。
[0046] 图3是本发明方法三种扫描模式示意图。
[0047] 图4是本发明装置的横向分辨率。
[0048] 图5是本发明装置的轴向分辨率。
[0049] 图6是本发明装置PWS检测B-Scan模式下结果图；其中6为表皮，7为微小血管。
[0050] 图7是本发明装置PWS检测Full-Field模式下三维结果图；其中8为沿深度方向表皮的
像素值分布，9为沿深度方向血管的像素值分布。
具体实施方式
[0051] 下面结合
实施例和附图对本发明作进一步详细的描述，但本发明的实施方式不限于此。
[0052] 实施例1
[0053] 一种基于光声显微成像的鲜红斑痣血管定量化检测装置，包括硬件和软件两部分；其中硬件如图1所示，包括出光系统1，光学快速扫描系统2，光声探测系统3，X、Y、Z轴电机定位系统4和主机系统5；软件包括各种硬件的驱动、去卷积、滤波反投影算法和三种扫描成像模式；所述三种扫描成像模式包括A-line模式、B-Scan模式和Full-Field模式。所述出光系统1，光学快速扫描系统2，光声探测系统3和X、Y、Z轴电机定位系统4分别与主机系统5电气连接；所述出光系统1和光学快速扫描系统2通过连接器1-3连接；所述光学快速扫描系统2和光声探测系统3连接；
[0054] 所述出光系统1包括短脉冲激光器1-1和、空间滤波及准直系统1-2，所述空间滤波及准直系统1-2包括第一球面透镜A 1-2-1、第二球面透镜B 1-2-3和针孔1-2-2；
[0055] 所述光学快速扫描系统2包括振镜A2-1和振镜B2-2，可以实现入射的光在水平(XY平面)一定范围内偏转，所述振镜A、B的最大扫描角度为40度，小步长阶跃响应时间为0.2ms，最大零点漂移为15μrad/℃，
重复精度为8mrad；
[0056] 所述光声探测系统3包括依次连接的光学物镜3-1、中空环形平面超声探测器3-2及锥形的耦合杯3-3；耦合杯3-3内填充满水，并在下表面贴有一层透明薄膜。所述光学物镜放大倍数为4倍，焦长为28.8mm；所述中空环形平面超声探测器的主频为16MHz，-6dB带宽为23MHz；所述耦合杯为PS(Polystyrene，聚苯乙烯)塑料，内壁涂有厚度为0.3mm的防超声反射层；所述透明薄膜为PE材质(Poly Ethylene，聚乙烯)，厚度为7μm；
[0057] 所述主机系统5包括CPU卡5-1、数据采集卡5-2、振镜控制卡5-3、X、Y、Z轴电机控制卡5-4、放大系统5-5、振镜驱动器5-6、X、Y、Z轴电机驱动器5-7和激光器驱动器5-8；所述数据采集卡5-2基于PCI总线，16bit精度，采样率为100MS/s，256MB的板载内存，最小电压分辨率为6.1μV，用于将中空环形平面超声探测器3-2输出的模拟信号转换为数据信号；
[0058] 所述短脉冲激光器1-1产生波长为532nm、频率为5KHz、单脉冲能量为5μJ、脉宽为1ns的激光，激光经空间滤波及准直系统1-2的第一球面透镜A 1-2-1聚焦后入射到针孔1-2-2上，针孔1-2-2会滤掉一部分光，通过针孔1-2-2的激光经第二球面透镜B 1-2-3进行准直，准直后的激光通过连接器1-3入射到光学快速扫描系统2；
[0059] 入射到光学快速扫描系统2的激光经振镜A和振镜B的偏转后进入光声探测系统3；
[0060] 进入光声探测系统3的激光经光学物镜3-1聚焦后入射到被测组织，激发出超声，产生光声信号，光声信号通过中空环形平面超声探测器3-2接收并转换为电信号进入主机系统5；
[0061] 进入主机系统5的电信号经放大系统进行放大，然后经数据采集卡转换为数字信号，储存于CPU卡中，最后数字化的光声信号通过滤波、去卷积算法，可以得到该位置的声压随时间的变化函数。
[0062] 本实施例通过上述基于光声显微成像的鲜红斑痣血管定量化检测装置对某PWS病人病变部位进行检测，具体步骤如下：
[0063] (1)通过X、Y、Z轴定位系统4调节出光系统1、光学快速扫描系统2和光声探测系统3在空间上移动，将光声探测系统3的耦合杯下表面轻轻贴在PWS病变部位；
[0064] (2)出光系统1产生短脉冲激光，经过光学快速扫描系统2控制振镜2-1和2-2偏转一定的角度，脉冲激光经光声探测系统2中的光学物镜3-1聚焦后入射组织内；
[0065] (3)PWS中微小血管吸收激光产生光声信号，由光声探测系统3中的中空环形平面超声探测器3-2转换为电信号，然后通过主机系统5中的放大系统5-5进行放大再经数据采集卡5-2转换为数字信号；
[0066] (4)数字化的光声信号通过滤波、去卷积算法，可以得到该位置的声压随时间的变化函数，根据组织内的声速υ，可以得到声压随深度变化的函数；
[0067] (5)重复(2)、(3)、(4)，每次只改变振镜2-1和2-2的偏转角度，这样根据振镜的偏转规律及一定的成像算法可以三种成像模式；
[0068] (6)对得到的图像进行统计，得到PWS部位微小血管的管径、深度及沿深度方向分布的相对血液体积百分比。
[0069] 步骤(4)所述去卷积算法采用Wiener
滤波器，声速υ是随着不同组织成分而变化的。组织内声速υ为1.52mm/μm～1.58mm/μm。
[0070] Wiener滤波器去卷积的步骤如下：
[0071] A.测量系统的脉冲响应函数H(t)：在盖玻片上滴上0.1mL的兔血，用酒精清洗光声探测系统中耦合杯下表面的透明薄膜，再通过X、Y、Z轴定位系统将透明薄膜移动到兔血的上表面并轻轻接触。调整光学快速扫描系统中的振镜，使激光垂直于薄膜表面入射到兔血中，然后采集此时的光声信号，便得到了系统的脉冲响应函数H(t)；
[0072] B.计算系统的噪声自功率谱及光声信号的自功率谱，并得到这两个谱的比值γ；
[0073] C.将采集到的光声信号Y(t)及脉冲响应函数H(t)进行傅里叶变换，得到Y(ω)和H(ω)；
[0074] D.依照公式 计算；
[0075] E.将X’(ω)进行反傅里叶变换得到X’(t)，即为声压随时间的变化函数。
[0076] 步骤(6)对图像进行统计是在B-Scan模式或者是Full-Field模式下，在B-Scan模式下可以得到微小血管的管径、深度，在Full-Field模式下还可以得到沿深度方向分布的相对血液体积百分比。
[0077] 血管的深度是以B-Scan图中皮肤角质层的上边界为起始点；
[0078] 沿深度方向分布的相对血液体积百分比是Full-Field模式下重建三维后，在每个深度处，取X、Y平面内的血液所占的百分比，这样可以得到一条沿深度方向分布的血液体积百分比的曲线(其中横轴为深度，纵轴为血液体积百分比)。
[0079] 如图2所示为模拟的去卷积结果，首先通过模拟的声压随时间变化的函数X(t)，如图2中的(a)图所示，将模拟的X(t)与H(t)(如图2中的(b)图所示)进行卷积并加上白噪声后得到Y(t)(如图2中的(c)图所示)，最后按照上述去卷积的方法得到X’(t)(如图2中的(d)图所示)。对比图2中的(c)图与(a)图可以看出，如果不进行去卷积所得到的信号与原始信号相差很大，而进行去卷积后(对比图2中的(d)图与(a)图)，可以基本还原原始的信号。
[0080] 得到原始的光声信号后，通过振镜A 2-1和振镜B 2-2的组合扫描可以得到三种不同的成像模式：A-line模式、B-Scan模式和Full-Field模式，三种成像模式如图3所示。
[0081] 图3中的(a)图为A-line模式：两个振镜固定在一个角度，使得激光在XY平面只在一个点激发产生光声信号，此时可以得到A-line图(光声信号幅值随深度变化的曲线)。
[0082] 图3中的(b)图为B-Scan模式：此时一个振镜固定，另一个振镜来回连续偏转，使得激光在XY平面激发点沿着一条线来回移动。此时可以得到B-Scan图(深度方向的切面)。B-Scan模式下，扫描步距为2.5μm或5μm，扫描范围为0.5mm或1mm，图像深度方向尺寸为2mm；
[0083] 图3中的(c)图为Full-Field模式：为一个振镜来回连续快速偏转，另一个振镜沿单个方向慢速运动，使得激光在XY平面激发点形成一个面。此时可以得到多个B-Scan图，又可以将这些B-Scan图重建为三维图。Full-Field模式下，振镜的步距为重建为2.5μm或5μm，快速振镜的扫描范围为0.5mm或1mm，慢速扫描振镜的范围为0～1mm任意可选。
[0084] 图4为系统的横向分辨率，其中图4中的(a)图为在Full-Field模式下扫描分辨率板(型号为GCG-020101M)上标示40(即40线/mm，则线宽为25μm)处，将获取的三维图沿着Z轴做最大值投影得到的。获取图4中的(a)图中X’箭头处的像素值分布，并进行归一化便得到图4中的(b)图，取图4中的(b)图中的归一化像素值分布的上升沿，上升沿对应的水平方向距离便为系统的横向分辨率，本发明装置的横向分辨率为3.8μm。
[0085] 图5为系统的轴向分辨率，其中图5中的(a)图为中空环形平面超声探测器3-2的脉冲回波信号，图5中的(b)图为其幅频特性曲线，从幅频特性曲线上可以看出系统的主频为16MHz，-6dB带宽为23MHz，高频截止频率为27.5MHz，轴向分辨率为40μm。
[0086] 图6为该PWS病人病变部位的一幅B-Scan图像。图中有X轴及Z轴标尺，X轴为水平方向，标尺范围为0～0.5mm，Z轴为深度方向，标尺范围为0～2mm，图中虚线之间的部位10为PWS部位皮肤的表皮层，白色箭头标示的部位11为血管。以表皮上表面为起始点可以计算出该B-Scan图上的血管最深为1.95mm，最大血管管径为110μm。
[0087] 图7中的(a)图为该PWS病人病变部位Full-Field模式重建的三维光声成像图，图7中的(b)图为沿深度方向分布的相对血液体积百分比，从图7中的(b)图也可以看出皮肤表皮层12及血管13在深度方向上的分布。
[0088] 上述实施例为本发明较佳的实施方式，但本发明的实施方式并不受上述实施例的限制，其他的任何未背离本发明的精神实质与原理下所作的改变、修饰、替代、组合、简化，均应为等效的置换方式，都包含在本发明的保护范围之内。
