專利名稱：具有光學(xué)橫向分辨率的共焦光聲顯微鏡的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明的領(lǐng)域大體上涉及無創(chuàng)成像(noninvasive imaging)，并且更加具體地，涉 及使用共焦光聲成像對對象的區(qū)域成像。
背景技術(shù)：
對活體內(nèi)毛細血管(最小的血管)進行無創(chuàng)成像的能力長期以來為生物學(xué)家所期 望，至少因為它提供在顯微水平上研究基本生理現(xiàn)象(例如神經(jīng)血管耦合)的窗口。然而， 現(xiàn)有的成像形態(tài)不能同時提供足以對毛細血管無創(chuàng)成像的靈敏度、對比度和空間分辨率。

發(fā)明內(nèi)容
在一個方面，提供用于對散射介質(zhì)無創(chuàng)成像的方法。該方法包括使用聚焦組件將 光脈沖聚焦至對象內(nèi)的預(yù)定區(qū)域中，并且將光聲信號變換為聲波，其中光聲信號由對象響 應(yīng)于光脈沖而發(fā)射。該方法還包括使用換能器(其放置成使得換能器和聚焦組件是共軸并 且共焦的)來探測聲波，并且基于由換能器產(chǎn)生的代表聲波的信號而形成對象內(nèi)的預(yù)定區(qū) 域的圖像。在另一個方面，提供共焦光聲成像設(shè)備。該設(shè)備包括配置成接收光脈沖并且將光 脈沖聚焦至對象內(nèi)區(qū)域中的聚焦組件、配置成接收由對象響應(yīng)于光脈沖所發(fā)射的聲波的換 能器，其中換能器放置成使得換能器和聚焦組件是共軸的。該設(shè)備還包括配置成記錄和處 理接收到的聲波的處理器。在另一個方面，提供共焦光聲顯微鏡系統(tǒng)，其包括配置成發(fā)射光脈沖的激光器、配 置成接收至少一個光脈沖和將光脈沖聚焦至對象內(nèi)區(qū)域中的聚焦組件、配置成接收由對象 響應(yīng)于光脈沖所發(fā)射的聲波的超聲換能器和配置成處理聲波并且產(chǎn)生對象內(nèi)區(qū)域的圖像 的電子系統(tǒng)。聚焦組件還配置成采用這樣的方式將光脈沖聚焦在對象上，使得聚焦組件的 焦點與超聲換能器的焦點一致。


本發(fā)明的方面可通過與附圖結(jié)合參考下列說明更好地理解。圖1是可與成像系統(tǒng)一起使用的光聲傳感器的圖。圖2是使用共焦光聲顯微鏡的系統(tǒng)的框圖。圖3是可與圖2中示出的成像系統(tǒng)一起使用的光聲傳感器的圖。圖4是可與圖2中示出的成像系統(tǒng)一起使用的備選光聲傳感器的圖。圖5是可與圖2中示出的成像系統(tǒng)一起使用的第二備選光聲傳感器的圖。
圖6是可與圖2中示出的成像系統(tǒng)一起使用的第三備選光聲傳感器的示意圖。圖7是可與圖2中示出的成像系統(tǒng)一起使用的第四備選光聲傳感器的示意圖。圖8是可與圖2中示出的成像系統(tǒng)一起使用的第五備選光聲傳感器的圖。圖9是可與圖2中示出的成像系統(tǒng)一起使用的第六備選光聲傳感器的示意圖。圖10是可與圖2中示出的成像系統(tǒng)一起使用的第七備選光聲傳感器的示意圖。圖11是可與圖2中示出的成像系統(tǒng)一起使用的第八光聲傳感器的示意圖。圖12A-12C是代表由成像系統(tǒng)使用浸入清液的分辨率測試目標(biāo)的橫向分辨率測 量的圖像。圖13A和13B是代表由成像系統(tǒng)的成像深度的測量的圖像。圖14A和14B是由成像系統(tǒng)的微脈管系統(tǒng)的光聲圖像。圖14C是由透射顯微鏡拍攝的圖14A和14B的微脈管系統(tǒng)的照片。圖15A和15B是在高強度激光處理前和后所采集的最大振幅投影(MAP)圖像。圖16A是使用成像系統(tǒng)捕獲的毛細血管床的活體內(nèi)圖像(in vivo image)。圖16B是使用成像系統(tǒng)捕獲的多級血管分叉(blood vessel bifurcation)的活 體內(nèi)圖像。
具體實施例方式盡管本發(fā)明的各種實施例的做出和使用在下文詳細論述，應(yīng)該意識到目前描述的 實施例提供可在許多種上下文中體現(xiàn)的許多可應(yīng)用發(fā)明性概念。本文論述的實施例僅是示 范性方式的說明性的以做出和使用本發(fā)明的實施例并且不限制本發(fā)明的范圍。為了便于目前描述的實施例的理解，許多術(shù)語在下文限定。本文限定的術(shù)語具有 如由與本發(fā)明的方面相關(guān)領(lǐng)域內(nèi)普通技術(shù)人員通常理解的含義。例如“一”、“一個”、“該” 和“所述”等術(shù)語不意在僅指單數(shù)實體，而包括一般種類，其具體示例可用于說明，并且意在 表示有元件中的一個或多個的意思。術(shù)語“包括”、“包含”和“具有”意為包括性的并且表 示除列出的元件之外可有另外的元件。在本文圖示和描述的本發(fā)明的實施例中的操作的執(zhí)行或?qū)嵭械捻樞虿皇潜匦璧?(除非另外規(guī)定)。即，操作可按任何順序?qū)嵭?除非另外規(guī)定)，并且本發(fā)明的實施例除本 文公開的那些之外可包括另外的或比其更少的操作。例如，設(shè)想特定操作在另一個操作之 前、同時或之后被執(zhí)行或?qū)嵭性诒景l(fā)明的方面的范圍內(nèi)。本文的術(shù)語用于描述本發(fā)明的實施例，但它們的使用不限制本發(fā)明。在本發(fā)明的實施例中，本文使用的術(shù)語遵循由美國光學(xué)學(xué)會(Optical Society of America) (0CIS章程)推薦的定義。在本發(fā)明的實施例中，術(shù)語“光聲顯微鏡法”包括但不限于探測由材料(例如但不 限于生物組織等)的體積中的光吸收產(chǎn)生并且傳播到材料表面的壓力波的光聲成像技術(shù)。 光聲顯微鏡法包括但不限于用于通過探測從處于研究的對象傳遞的聲和/或壓力波而獲 得材料的光學(xué)對比度的圖像的方法。此外，術(shù)語“光聲顯微鏡法”包括但不限于仍然在對象 內(nèi)的壓力波的探測。在本發(fā)明的實施例中，術(shù)語“光聲斷層攝影術(shù)(photoacoustic tomography) ”包括 但不限于探測由材料(例如但不限于生物組織等)的體積中的光吸收產(chǎn)生并且傳播到材料表面的聲和/或壓力波的光聲成像技術(shù)。在本發(fā)明的實施例中，術(shù)語“壓電探測器”包括但不限于利用當(dāng)受到壓力波的晶體 內(nèi)的體積變化時產(chǎn)生電荷的原理的聲波探測器。在本發(fā)明的實施例中，術(shù)語“反射模式”和“透射模式”包括但不限于激光光聲顯 微鏡系統(tǒng)，其使用從產(chǎn)生波的體積分別透射至被光學(xué)輻照的表面和在與被輻照的表面相對 的或大致上與被輻照的表面不同的表面的聲和/或壓力波的探測。在本發(fā)明的實施例中，術(shù)語“時間分辨探測”包括但不限于具有足以重建壓力波輪 廓的時間分辨率的壓力波的時間歷史的記錄。在本發(fā)明的實施例中，術(shù)語“換能器陣列”包括但不限于超聲換能器的陣列。在本發(fā)明的實施例中，術(shù)語“聚焦超聲探測器”、“聚焦超聲換能器”和“聚焦壓電換 能器”包括但不限于具有半球形表面的弧形超聲換能器或具有附連聲學(xué)透鏡的平面超聲換 能器或電子聚焦超聲陣列換能器。在本發(fā)明的實施例中，術(shù)語“衍射限制聚焦(diffraction-limited focus)”包括 但不限于在由衍射施加的限制內(nèi)的光的最佳可能的聚焦。在本發(fā)明的實施例中，術(shù)語“共焦(confocal) ”包括但不限于當(dāng)照射系統(tǒng)的焦點與 探測系統(tǒng)的焦點一致時的情況。本文描述的實施例涉及對毛細血管無創(chuàng)成像。實施例中的一些涉及使用聚焦 光學(xué)照射和聚焦超聲探測的顯微鏡光聲成像。例如，實施例實行光學(xué)分辨率光聲顯微鏡 (OR-PAM)，其便于基于內(nèi)生(endogenous)光學(xué)吸收對比度提供5微米(μ m)的橫向分辨率 和大于0.7毫米(mm)的最大成像深度。在老鼠耳朵中的健康的毛細血管網(wǎng)絡(luò)和激光凝固 微脈管(microvessel)的活體內(nèi)圖像例如作為OR-PAM在生物醫(yī)學(xué)研究中的應(yīng)用的示例而 呈現(xiàn)。在實施例中，橫向分辨率主要由光學(xué)焦點(optical focus)確定。緊密聚焦的光 學(xué)照射產(chǎn)生局部溫度升高(由于光吸收)。溫度升高導(dǎo)致熱膨脹，其引起光聲發(fā)射。光聲發(fā) 射可由高頻大數(shù)值孔徑球狀聚焦超聲換能器(其與光聚焦系統(tǒng)共軸和共焦)探測。光聲發(fā) 射還可由超聲換能器陣列、相敏光學(xué)相干斷層攝影術(shù)設(shè)備、激光光學(xué)干涉儀和/或電容性 表面位移傳感器測量。通過將光聚焦到直徑若干微米的焦斑，本發(fā)明的實施例顯著提高生 物組織或其他光學(xué)散射介質(zhì)的光聲顯微鏡的圖像分辨率。它結(jié)合光學(xué)共焦顯微鏡的高空間 分辨率和光聲斷層攝影術(shù)的高光學(xué)吸收對比度。本文描述的實施例提供使用聚焦光學(xué)照射的反射模式顯微鏡光聲成像。本發(fā)明的 實施例使用近衍射限制聚焦光學(xué)照射以獲得高空間分辨率。本發(fā)明的實施例使用高頻大 數(shù)值孔徑(NA)球狀聚焦超聲換能器的光學(xué)焦點和超聲焦點之間的共焦設(shè)置以獲得高靈敏 度。超聲換能器可用另一個能夠測量局部熱膨脹的探測器代替。通過緊密聚焦光，可克服 基于超聲聚焦系統(tǒng)的分辨率的現(xiàn)有光聲顯微鏡的橫向分辨率限制。另外，因為光聲信號與 在目標(biāo)處的光學(xué)注量成比例，當(dāng)前描述的實施例僅要求低激光脈沖能量，并且因此可相對 緊湊、快速和廉價地做出。在示范性實施例中，可使用大約100納焦(nj)的激光脈沖能量。此外，示范性實施例利用光學(xué)聚焦和激光引起的壓力波的時間分辨探測以獲得在 取樣體積內(nèi)的光學(xué)吸收對比度的分布的三維圖像。示范性實施例提供例如但不限于活體內(nèi) 生物組織等散射介質(zhì)的無創(chuàng)成像。示范性實施例提供高達大約一個光學(xué)傳送平均自由程深度的無創(chuàng)成像。對于大多數(shù)生物組織，光學(xué)傳送平均自由程是大約1.0毫米(mm)。在示范 性實施例中，大約1.0微米(μπι)的分辨率是可得到的。此外，示范性實施例對在高達大約 0. 7mm深的生物組織中的光學(xué)吸收對比度成像且具有大約5. 0 μ m的橫向分辨率。在本發(fā)明 的實施例中，大數(shù)值孔徑(NA)球狀聚焦超聲換能器采用與光聚焦光學(xué)器件的共焦共軸設(shè) 置而被使用以便于提供10. 0和15. 0 μ m之間的高軸向分辨率。使用共焦光聲成像系統(tǒng)的成像程序是可能實施例中之一并且針對醫(yī)學(xué)和生物應(yīng) 用。目前描述的實施例與可從純光學(xué)和超聲成像技術(shù)獲得并且可用于診斷、監(jiān)測或研究目 的的結(jié)構(gòu)信息是互補的。該技術(shù)的應(yīng)用包括但不限于人或動物中的活體內(nèi)動脈、靜脈、毛細 血管(最小的血管)、例如黑素瘤等色素瘤和皮脂腺的成像。目前描述的實施例可使用本征 光學(xué)對比度的光譜性質(zhì)以監(jiān)測血氧(血紅素的氧飽和度)、血容量(總血紅素濃度)和甚至 氧消耗的代謝率；它還可使用多種染料或其他造影劑的光譜性質(zhì)以獲得另外的功能的或分 子具體的信息。也就是說，目前描述的實施例能夠進行功能和分子成像。另外，目前描述的 實施例可用于監(jiān)測X射線放射療法、化學(xué)療法或其他治療期間可能的組織變化。此外，目前 描述的實施例還可用于監(jiān)測化妝品、潤膚霜、防曬乳或其他皮膚護理產(chǎn)品的局部應(yīng)用。目前 描述的實施例當(dāng)小型化時還可以內(nèi)窺鏡式使用，例如用于血管中的動脈粥樣硬化病變的成 像。此外，目前描述的實施例提供通過聚焦一個或多個激光脈沖在組織中感興趣區(qū)上 以便穿入組織并且照射感興趣區(qū)、使用一個或多個超聲換能器接收由光學(xué)吸收而在對象中 引起的壓力波(聚焦在相同感興趣區(qū)上)，以及記錄接收到的聲波使得對象的結(jié)構(gòu)或組成 可被成像來表征組織內(nèi)的目標(biāo)的方法。一個或多個激光脈沖由顯微鏡物鏡或相似的緊密 聚焦光學(xué)系統(tǒng)聚焦，其典型地包括透鏡和/或反射鏡的光學(xué)組件，其朝超聲換能器的焦點 會聚一個或多個激光脈沖。聚焦裝置可還使用一個或多個光學(xué)空間濾光器，其可以是光闌 (diaphragm)或單模纖維，以減小光學(xué)系統(tǒng)的焦斑為最小的可能尺寸使得可獲得最高的可 能空間分辨率。聚焦的一個或多個激光脈沖選擇性地加熱感興趣區(qū)，使對象膨脹并且產(chǎn)生 壓力波，壓力波的時間輪廓反映目標(biāo)的光學(xué)吸收和熱機械性質(zhì)。備選地，沿組織可使用超聲 換能器的環(huán)形陣列以通過使用綜合孔徑圖像重建來提高成像系統(tǒng)的場的深度。信號記錄包 括將接收到的聲波數(shù)字化并且傳送數(shù)字化的聲波到計算機用于分析。對象的圖像用記錄的 聲波形成。另外，目前描述的實施例還可包括與聚焦裝置、一個或多個超聲換能器或其的組 合通信的電子系統(tǒng)。在一個實施例中，電子系統(tǒng)包括XYZ或圓形掃描器或多個掃描器、放大 器、數(shù)字轉(zhuǎn)換器、激光波長調(diào)諧電子器件、計算機、處理器、顯示器、存儲裝置或其的組合。電 子系統(tǒng)的一個或多個部件可與電子系統(tǒng)的其他部件、設(shè)備或兩者遠程通信。圖1示出使用共焦光聲顯微鏡方法的示范性聚焦組件100的示意圖。從染料激光 器出來的光由用于空間濾光的光闌(針孔)2上面的聚光透鏡1聚焦。取樣分束器10用于 通過光電探測器11監(jiān)測激光輸出功率并且通過目鏡或用于對準(zhǔn)的對準(zhǔn)光學(xué)器件12對對象 表面光學(xué)成像。從空間濾光器出來的光由顯微鏡物鏡3聚焦到對象13上(通過束分離元 件6、7、9和聲學(xué)透鏡8)。放置在束分離元件上面的校正透鏡5補償由棱鏡和聲學(xué)透鏡引入 的像差。針孔和物鏡之間的距離是大約400毫米(mm)，其給出在水中大約200 (μπι)的聚焦 帶(focus zone)和直徑大約3. 7微米(μπι)的光學(xué)聚焦斑點尺寸。在物鏡后測量的激光脈沖能量是大約100納焦(nj)。束分離元件由具有大約52. 5°的頂角的等腰三角形棱鏡6 和長斜方形52. 5°棱鏡7構(gòu)成。棱鏡6和7沿對角線表面毗連且之間具有大約0. Imm的間 隙。間隙9用光學(xué)折射率匹配、低聲阻抗、非揮發(fā)性液體填充，例如IOOOcSt硅油，其商業(yè)上 可從Clearco Products獲得。硅油和玻璃具有良好的光學(xué)折射率匹配(玻璃1. 5 ；硅油 1.4)，但具有大的聲阻抗錯配(玻璃12. lX106N-s/m3 ；硅油0. 95X 106N-s/m3) 0結(jié)果， 硅油層是光學(xué)透明的，但其充當(dāng)聲反射器。由目標(biāo)發(fā)射的光聲信號由聲學(xué)透鏡(具有大約 5. 2mm的曲率半徑、大約6. 35mm的直徑、水中大約0. 46的NA和大約27 μ m的超聲焦斑尺 寸)變換為在長斜方形棱鏡7中的平面彈性波，然后由例如型號V2012-BC換能器(商業(yè)上 可從Panametrics-NDT獲得，具有大約75MHz的中心頻率、大約80%的帶寬和大約6. 35mm 的有效元件直徑)等的高頻直接接觸超聲換能器4探測。在超聲換能器4的帶寬內(nèi)，在硅 油中的超聲吸收足夠高以在匹配層中減弱超聲回響(reverberation)從而最小化對圖像 的干擾。圖2是基于共焦光聲顯微鏡的系統(tǒng)200的框圖，其能夠進行輪廓掃描和定量光譜 測量。該系統(tǒng)包括脈沖可調(diào)諧激光器1 (包括由Q-開關(guān)的激光器泵浦的可調(diào)諧激光器)、聚 焦組件2、一個或多個超聲換能器4和電子系統(tǒng)。電子系統(tǒng)包括數(shù)據(jù)采集個人計算機(PC)3、 運動控制器9、第一和第二掃描器7和8、放大器5和數(shù)據(jù)采集子系統(tǒng)(DAQ) 6，其包括信號 調(diào)節(jié)器和數(shù)字轉(zhuǎn)換器。聚焦組件2接收一個或多個激光脈沖并且聚焦該一個或多個激光脈 沖至樣本對象10內(nèi)的區(qū)域中以便穿入組織并且照射感興趣的區(qū)域。該一個或多個超聲換 能器4聚焦在相同的感興趣區(qū)上并且接收由該一個或多個激光脈沖在感興趣區(qū)中引起的 聲或壓力波。該電子系統(tǒng)記錄并且處理接收的聲或壓力波。激光脈沖產(chǎn)生、數(shù)據(jù)采集和對 象掃描通過由電動機控制器產(chǎn)生的脈沖而同步(在關(guān)于對象10的激光焦點的程序化位置 處)。如上文描述的，聚焦組件2包括透鏡和/或反射鏡的光學(xué)組件，其采用這樣的方式聚 焦一個或多個激光束使得光學(xué)聚焦裝置的焦點與一個或多個超聲換能器的焦點一致。聚焦組件放置在XYZ平移臺上以實行沿對象表面的光柵掃描且同時調(diào)整傳感器 的軸向位置以補償對象表面的曲率。其他的實施例可使用不同方式的圖像形成，其包括 但不限于圓周掃描、扇形掃描、光學(xué)掃描、使用換能器陣列的電子聚焦和基于陣列的圖像重 建。記錄的壓力波時間歷史由計算機與聚焦組件位置來顯示以構(gòu)建在組織內(nèi)的光學(xué)對比度 的分布的三維圖像，即對象的三維斷層攝影圖像。系統(tǒng)200使用可調(diào)諧染色激光器(例如型號CBR-D激光器，商業(yè)上可從Sirah獲 得)作為輻照源，其由摻雜釹的釔鋰氟化物(Nd:YLF)激光器(例如INN0SLAB激光器，商業(yè) 上可從Edgewave獲得)來泵浦。激光脈沖持續(xù)時間是大約7納秒(ns)并且由外部觸發(fā)信 號控制的脈沖重復(fù)速率高達大約2千赫茲(kHz)。在備選實施例中，可使用多個穿透性輻 射(其可限于或集中于對象內(nèi)的小體積中)的源。這樣的源包括但不限于脈沖激光器、閃 光燈、其他脈沖電磁源、粒子束或它們的強度調(diào)制連續(xù)波對等物。一個或多個聚焦短激光脈沖遞送到處于研究的對象(例如，人或動物體、組織或 器官)，其中照射超聲換能器的聚焦區(qū)域內(nèi)的對象的小面積。激光波長選擇為期望的光穿透 深度和感興趣區(qū)結(jié)構(gòu)和周圍介質(zhì)之間的對比度之間的折中。由內(nèi)部結(jié)構(gòu)吸收的光引起瞬時 溫度升高，其由于介質(zhì)的熱彈性膨脹而產(chǎn)生可通過介質(zhì)傳播的彈性波。由激光脈沖在組織中產(chǎn)生的高頻超聲波由PC記錄和分析以形成三維圖像。光學(xué)
8對比度結(jié)構(gòu)的形狀和尺寸一般由激光引起的超聲波的時間輪廓和聚焦組件的位置確定。通 常，由聚焦組件的光柵掃描用于形成三維圖像。然而，可使用換能器陣列以減少掃描時間和 總曝光量。當(dāng)處于研究的組織是內(nèi)臟器官時，光學(xué)纖維和超聲換能器可結(jié)合進內(nèi)窺鏡中并 且放置在體內(nèi)。下列示例將提供用于圖示本發(fā)明的各種實施例的目的并且不意在采用任何 方式限制本發(fā)明。如在圖3-6中圖示的，目前描述的實施例提供光學(xué)分辨率共焦顯微鏡光聲成像技 術(shù)以對活體內(nèi)生物組織成像。示范性實施例具有高達大約5 μ m的橫向分辨率和大約0. 7mm 的最大成像深度。在備選實施例中，圖像分辨率可進一步通過增加超聲換能器的頻率和光 學(xué)物鏡的數(shù)值孔徑(可能以成像深度為代價)而提高。在圖12-16中示出的光聲圖像用最 小信號平均來獲得并且，因此在本發(fā)明的另一個實施例中可以通過平均而進一步改進，但 花費了數(shù)據(jù)采集時間。當(dāng)前成像速度由激光器的脈沖重復(fù)率限制。因為具有高達IOOKHz 的脈沖重復(fù)率的激光器現(xiàn)在是可獲得的，其他實施例涉及更快的光聲成像(其可以較少運 動偽像)和大范圍信號平均。目前描述的實施例包括使用任何種類的可產(chǎn)生良好聚焦(優(yōu)選地衍射限制)(限 于聚焦超聲換能器的聚焦區(qū)域)照射的反射鏡、透鏡、纖維和光闌的光聚焦的任何實現(xiàn)。目 前描述的實施例還涵蓋具有任何光傳輸和探測設(shè)置的任何共焦光聲技術(shù)，其中橫向分辨率 由入射輻射的聚焦而不是聲探測單元限定。下列實施例中的一個或多個可用于實現(xiàn)用于本文描述的目的的激光聚焦(1)將 良好準(zhǔn)直的單模激光束聚焦至近衍射限制點的光學(xué)顯微鏡物鏡，(2)形成感興趣區(qū)上的小 針孔的圖像的物鏡，(3)其中單模光學(xué)纖維代替針孔使用的聚焦系統(tǒng)，(4)其中擺動反射鏡 在超聲換能器的更大聚焦區(qū)域內(nèi)快速掃描光學(xué)焦點的聚焦系統(tǒng)。下列實施例和另外的備選 實施例還可用于實現(xiàn)激光聚焦用于另外未描述的目的。現(xiàn)在將參照圖3-10描述聚焦組件 的各種示例，其中聚焦組件包括例如光學(xué)聚焦裝置、采用壓電、光學(xué)或另一個形式的一個或 多個超聲換能器。圖3是成像系統(tǒng)200(在圖2中示出)的聚焦組件300的圖。定制立方體分束器 或直角棱鏡4(具有夾在兩個棱鏡之間的亞微米反射鋁涂層6)用于耦合光學(xué)和超聲輻射。 一對光學(xué)物鏡1將來自單模光學(xué)纖維的激光聚焦到對象內(nèi)感興趣區(qū)上，其中金屬涂層6用 于反射光束。取樣分束器8放置在物鏡1之間以用光電探測器9監(jiān)測激光輸出功率并且查 看對象表面以與目鏡或?qū)?zhǔn)光學(xué)器件10對準(zhǔn)。由對象11發(fā)射的超聲輻射通過聲學(xué)透鏡5、 鋁光學(xué)反射器并且到達超聲換能器2。圖4是成像系統(tǒng)200 (在圖2中示出)的聚焦組件400的圖。來自脈沖激光器的激 光脈沖由在用于空間濾光的光闌2上的聚光透鏡1聚焦。從空間濾光器2出來的光由擺動 反射鏡10反射，擺動反射鏡10在超聲換能器4的更寬聚焦區(qū)域內(nèi)實行快速光學(xué)掃描。激 光束由顯微鏡物鏡3聚焦至對象(通過束分離元件6、7、9和聲學(xué)透鏡8)。薄平凸光學(xué)透鏡 5放置在束分離元件6、7、9上面以補償由棱鏡6和7和聲學(xué)透鏡8引入的像差。束分離元 件6、7、9由具有大約52.5°的頂角的等腰三角形棱鏡6和長斜方形52. 5°棱鏡7構(gòu)成。棱 鏡6和7沿對角線表面毗連但由折射率匹配、低聲阻抗和非揮發(fā)性液體(例如低分子量硅 油9)的薄層分開。由對象發(fā)射的光聲信號由聲學(xué)透鏡8變換為長斜方形棱鏡7中的平面 彈性波。從硅油9的邊界的超聲反射轉(zhuǎn)換至少入射縱波的能量的98%為橫波的能量，其在長斜方形棱鏡7的自由表面上被變換回縱波，然后由高頻直接接觸超聲換能器4探測。因 為聲學(xué)焦點一般比光學(xué)焦點寬若干倍，在該實施例中利用快速光學(xué)掃描的優(yōu)勢可顯著減少 圖像采集時間。圖5是成像系統(tǒng)200(在圖2中示出)的聚焦組件500的圖。光學(xué)物鏡2將單模 光學(xué)纖維1的輸出孔徑聚焦至對象(通過放置在光學(xué)透明基底5上的一維超聲陣列換能器 4中的光學(xué)清楚的狹縫窗口)?；?充當(dāng)聲波的波導(dǎo)并且可在它的外表面上具有柱面聚 焦聲學(xué)透鏡。從空間濾光器出來的光由擺動反射鏡3反射，擺動反射鏡3實行快速光學(xué)掃 描。由對象發(fā)射的超聲輻射由超聲換能器陣列4收集。多元件壓電換能器陣列由于換能器 陣列的電子聚焦可在一個維度上加速圖像采集時間。由組件500提供的聲學(xué)焦點跟隨激光 束的焦點位置而不機械地掃描在對象上的超聲換能器。三維圖像可通過垂直于狹縫機械平 移聚焦組件而被采集。圖6是成像系統(tǒng)200(在圖2中示出)的聚焦組件600的圖。從單模光學(xué)纖維1 輸出的光由反射鏡掃描器2反射，由光學(xué)物鏡或激發(fā)透鏡3準(zhǔn)直，通過二向色鏡4，然后由在 感興趣區(qū)上的另一個物鏡5聚焦以通過Fabry-Perot標(biāo)準(zhǔn)具6，其聲學(xué)地耦合于對象。反 射鏡掃描器2通過掃動激發(fā)激光束實行對象的快速2D光柵掃描。來自對象的光聲波引起 Fabry-Perot標(biāo)準(zhǔn)具6中的瞬態(tài)應(yīng)變分布，其改變它的諧振波長。以不同光學(xué)波長工作的另 一個激光器(探測激光器)9在Fabry-Perot標(biāo)準(zhǔn)具6上通過第二反射鏡掃描器8、第二物 鏡7和二向色鏡4掃描以讀取在Fabry-Perot標(biāo)準(zhǔn)具6中的應(yīng)變分布。該應(yīng)變?nèi)缓筠D(zhuǎn)換為 光聲壓力分布。在示范性實施例中，沒有機械掃描對形成對象的3D圖像是必需的。圖7是成像系統(tǒng)200(在圖2中示出)的聚焦組件700的圖。光學(xué)物鏡4將單模 光學(xué)纖維1的輸出孔徑聚焦進入在對象中的感興趣區(qū)以激發(fā)光聲波。2D反射鏡掃描器3在 光程中引入以實行對象的2D掃描。以不同光學(xué)波長工作的相敏光學(xué)相干斷層攝影術(shù)(OCT) 系統(tǒng)5由光學(xué)物鏡4和2D反射鏡掃描器3聚焦在相同的感興趣區(qū)上。不同波長的兩個光 束由二向色鏡2耦合。相敏OCT系統(tǒng)在對象內(nèi)部的光學(xué)焦斑內(nèi)測量由激光脈沖的吸收引起 的光熱效應(yīng)。在對象中的光熱效應(yīng)在壓力波傳播到對象的表面之前被測量。在示范性實施 例中，聚焦組件700形成3D圖像而沒有平移物鏡并且不要求與對象的直接接觸。相應(yīng)地， 它可可能是非?？斓牟⑶铱墒褂迷诜墙佑|式成像是優(yōu)選的地方。圖8是適用于手持操作的聚焦組件800的備選實施例的圖。光學(xué)物鏡4將單模光 學(xué)纖維1的孔徑通過在球狀聚焦的超聲換能器5中的光學(xué)清楚窗口成像到在對象中的感興 趣區(qū)上。取樣分束器2反射入射光的小部分以用光電探測器3監(jiān)測激光輸出功率。由對象 發(fā)射的超聲輻射由超聲換能器5接收。超聲組件安裝在擺6上，擺6通過活動架(例如平 板彈簧7等)連到框架8?？蚣苁遣煌杆牟⑶野鈱W(xué)透明聲耦合流體，例如水等，用于 光傳輸和聲耦合。由致動器9移動的擺6可快速實行對象的扇形掃描。位置傳感器10監(jiān) 測光學(xué)焦點的位置并且用于使脈沖激光器同步使得由于改變掃描速度引起的圖像失真最 小化。圖9是適用于例如脈管間成像等的體腔內(nèi)部應(yīng)用的聚焦組件900的另一個備選實 施例的圖。由單模纖維1傳輸?shù)募す饷}沖由光學(xué)透鏡組件4通過在球狀聚焦的超聲換能器 6中的光學(xué)清楚窗口聚焦在對象中的感興趣區(qū)上。超聲換能器6與直角棱鏡5 —起連接到 位于導(dǎo)管3內(nèi)部的撓性軸2。光學(xué)和聲學(xué)透明的圓形窗口 7允許光束和超聲輻射自由傳送到對象和從對象傳送。光聲圖像通過關(guān)于導(dǎo)管的軸線旋轉(zhuǎn)軸2并且軸向平移導(dǎo)管而形成。圖10是聚焦組件1000的另一個備選實施例的框圖，其與光學(xué)共焦顯微鏡同時使 用共焦光聲顯微鏡方法。從脈沖激光器出來的光由聚光透鏡1聚焦在用于空間濾光的光闌 (針孔)2上。二向色分束器或反射鏡10用于用光電探測器11監(jiān)測激光輸出功率并且形成 對象的光學(xué)熒光共焦圖像。光學(xué)熒光共焦成像部分由針孔或光闌12、聚焦系統(tǒng)或透鏡13、 低通光學(xué)濾光器15和光電探測器(例如光電倍增器等)14構(gòu)成。從空間濾光器出來的光由 顯微鏡物鏡3通過分束元件聚焦在對象上。分束元件由具有52. 5°的頂角的等腰三角形棱 鏡6和長斜方形52. 5°棱鏡7構(gòu)成。棱鏡6和7沿對角線表面毗連且在之間具有間隙9。 間隙9用折射率匹配、低聲阻抗和非揮發(fā)性液體填充。校正透鏡5放置在分束元件上面以 補償由棱鏡和聲學(xué)透鏡引入的像差。由對象發(fā)射的光聲信號由聲學(xué)透鏡8變換為在長斜方 形棱鏡7中的平面彈性波。從棱鏡的邊界的超聲反射將入射縱彈性波轉(zhuǎn)換為橫波。橫波朝 長斜方形棱鏡的自由表面?zhèn)鞑?，在這里它變換回縱波并且由高頻直接接觸超聲換能器4探 測以用于目標(biāo)的圖像形成和光譜測量。光學(xué)共焦顯微鏡和光聲顯微鏡的融合提供關(guān)于對象的互補信息。一個特征是通 過同時使用來自光學(xué)共焦顯微鏡的熒光信號和來自聲光顯微鏡的光聲信號的對象的光學(xué) 吸收光譜的定量測量。對象的光學(xué)吸收光譜的定量測量要求對在焦點處激發(fā)光學(xué)注量 (optical fluence)的光譜變化的了解，其可使用如下文說明的熒光信號測量。在示范性實施例中，使用兩個激發(fā)光學(xué)波長。如果熒光染料存在，在第i激發(fā)波長 Xxi和發(fā)射波長λ m的探測的熒光信號VfUxi, λ J是未知局部激發(fā)光學(xué)注量F(Xxi)、染 料的濃度C、染料的已知摩爾光學(xué)吸收系數(shù)ε af( λ xi)、染料的量子產(chǎn)額Q和熒光探測靈敏度 Sf(Am)的乘積。對于i = 1和2，在方程(1)中的下列比率是存在的ΣΜ ιφφμ⑴
Vf(^m) ^af(Ax2)F(Ax2)因此，局部激發(fā)光學(xué)注量比率可如在方程(2)中重新獲得(2)相似地，探測到的光聲信號Vpa( λ J是局部激發(fā)光學(xué)注量F( λ xi)、主吸收血紅素 的光學(xué)吸收系數(shù)PahUxi)和聲探測靈敏度Sa的乘積。假設(shè)血紅素吸收超過熒光染料，產(chǎn) 生方程⑶中的下列比率γρα^λη) = μαΧΚι)Ρ{λΛ)⑶
Vpa{K2^n) ^Ux2 W^2)‘從上文的兩個方程，血紅素吸收系數(shù)的比率可在方程(4)中重新獲得= VpXKx^n) VfiKl^m) Saf(Axl)(4) μΛΚι) Vpa(Ax2iAm) Vf(AxlfAm) εα (λχ2)'該比率可用于量化血紅素的氧飽和度和血紅素的相對總濃度。當(dāng)然，該示例僅說 明原理，其可擴展至使用兩個或多個激發(fā)光學(xué)波長的其他光學(xué)吸收體的測量。目前描述的實施例可用于通過結(jié)合進入和從感興趣區(qū)出來的血流量和充氧的測 量來估計在組織和器官中的氧代謝。氧代謝率(MR02)是每單位時間每100克(g)感興趣
11組織或器官的在給定組織區(qū)域中消耗的氧量。因為在典型的生理條件下，血紅素是氧的主 要載體，血充氧的關(guān)鍵測量是血紅素的氧飽和度(S02)，在方程(5)中列舉如下MRO2 χ (SO21n 一 SO2out YCm-Ain-Vin.(5)這里，Ain是進入脈管(incoming vessel)的面積，是在進入脈管中的血的平均
流速，并且CHb是血紅素的總濃度。盡管Ain和^^可使用超聲成像估計，S02和相對Csb可從 多波長光聲方法估計。光聲顯微鏡超過傳統(tǒng)光學(xué)和超聲成像的示范性優(yōu)勢包括以超聲分辨率的內(nèi)生光 學(xué)吸收對比度的探測。在光聲顯微鏡中，脈沖激光束被聚焦至生物組織中以產(chǎn)生由于光聲 效應(yīng)引起的超聲波的發(fā)射。短波長脈沖超聲波然后用聚焦超聲換能器探測以形成高分辨率 斷層攝影術(shù)圖像。在現(xiàn)有光聲成像技術(shù)中，空間分辨率幾乎唯一取決于包括中心頻率、帶寬 和數(shù)值孔徑(NA)的超聲參數(shù)。例如，使用暗場共焦PAM，已經(jīng)用大約50兆赫茲(MHz)的中 心頻率和大約0. 44的NA獲得大約50 μ m的橫向分辨率。來自現(xiàn)有系統(tǒng)的分辨率不足以用 內(nèi)生光學(xué)吸收對比度分辨例如直徑在大約3 μ m和大約7 μ m之間的毛細血管等較小結(jié)構(gòu)。 本發(fā)明的方面提供提高的空間分辨率。如果這樣的提高通過增加超聲聚焦能力獲得，大約5μπι的橫向分辨率要求大于 300MHz的超聲中心頻率。遺憾的是，以這樣高的頻率，在水中大約400 μ πΓ1并且在組織中 大約100 μ πΓ1的超聲衰減限制穿透深度到大約100 μ m。備選項是使用精細光學(xué)聚焦以提 供橫向分辨率同時超聲時間探測提供軸向分辨率。這樣的備選項稱為0R-PAM，主要對光學(xué) 吸收對比度靈敏，而常規(guī)反射模式光學(xué)共焦顯微鏡主要對散射或熒光靈敏。圖11是OR-PAM成像系統(tǒng)的另一個示范性實施例的示意圖。在該實施例中，系統(tǒng) 使用具有明場光學(xué)照射的近衍射限制光學(xué)聚焦以獲得ym級橫向分辨率。由Nd:YLF激光 器泵浦的染色激光器(例如商業(yè)上可從Sirah獲得的CBR-D激光器等)用作輻照源。激光 脈沖持續(xù)時間是大約5ns并且由外部觸發(fā)器控制的脈沖重復(fù)率高達2kHz。來自染色激光器 的光衰減一千倍，通過空間濾光器(例如25 μ m針孔等，商業(yè)上可如P250S從Thorlabs獲 得)，然后由顯微鏡物鏡聚焦，該物鏡例如可從Thorlabs獲得的RMS4X，并且包括大約0. 1 的NA、大約45mm的焦距和大約22mm的工作距離。針孔和物鏡之間的距離是大約400mm。 顯微鏡物鏡的入射孔徑是空間濾光器的埃里斑的直徑的大約0. 8倍。結(jié)果，在水中物鏡的 衍射限制焦點直徑是大約3. 7 μ m并且聚焦帶是大約200 μ m。在物鏡后的激光脈沖能量測 得是大約lOOnJ。可選分束器位于針孔和物鏡之間以便于焦點調(diào)整和系統(tǒng)對準(zhǔn)。兩個直角 棱鏡(可從Edmund Optics獲得的NT32-545棱鏡)，例如形成立方體且斜邊之間具有大約 0. Imm的間隙。間隙用硅油填充。如上文描述的，硅油和玻璃具有良好的光學(xué)折射率匹配但 具有大的聲阻抗錯配。結(jié)果，該硅油層是光學(xué)透明的但是聲學(xué)反射性的。超聲換能器(例 如可從Panametrics-NDT獲得的V2012-BC換能器等，具有75MHz的中心頻率、80%的帶寬 和6. 35mm的有效元件直徑)連至底部棱鏡的中直線，如在圖11中示出的。具有大約5. 2mm 的曲率半徑和大約6. 35mm曲率的平凹透鏡連至立方體的底部以起聲學(xué)透鏡的作用，其具 有在水中大約0. 46的NA和大約27 μ m的焦點直徑。當(dāng)然，該透鏡還起負光學(xué)透鏡的作用， 其由放置在立方體頂部的矯正用的正光學(xué)透鏡補償。由超聲換能器探測的光聲信號使用例如兩個ZFL 500LN放大器(商業(yè)上可從Mini-Circuits獲得)放大大約48dB，然后使用例如來自Gage Applied Sciences的 CompuScope 12400由14-bit數(shù)字采集板來數(shù)字化。光柵掃描由獨立PC控制，其觸發(fā)數(shù)據(jù) 采集PC和泵浦激光器。觸發(fā)信號與來自數(shù)字采集板的時鐘輸出信號同步。聲學(xué)透鏡浸入在被加熱的容器內(nèi)的水中。在容器的底部打開窗口并且用超聲和光 學(xué)透明的25 μ m厚聚乙烯膜片密封。動物放在水箱下面，其中感興趣區(qū)(ROI)暴露在窗口 下面。超聲凝膠(例如可從SonoTech獲得的Clear Image)應(yīng)用于ROI以供聲耦合。為了 簡單起見，光柵掃描通過沿水平(x_y)面一起平移水箱和動物而實現(xiàn)。在每個水平位置的 一維(ID)光聲信號(A線)以200MS/S的取樣率記錄1 μ s。容積光聲圖像通過結(jié)合時間分 辨光聲信號形成并且可采用直接容積成像、橫截面(B掃描)圖像或最大振幅投影(MAP)圖 像來查看。圖12A-12C是代表由成像系統(tǒng)的橫向分辨率測量的圖像。圖12A是空軍分辨率測 試目標(biāo)的MAP圖像，圖12B是在圖12A的虛線框內(nèi)的區(qū)域的放大圖像，并且圖12C是6μπι 直徑碳纖維的MAP圖像。OR-PAM系統(tǒng)的橫向分辨率通過對浸入清液中的空軍分辨率測試 目標(biāo)成像而被試驗測量。在大約590nm的光學(xué)波長采集圖像并且在數(shù)據(jù)采集期間不實行信 號平均。在圖12A和12B中，突出的分辨良好的條(示為組6元件5)具有大約4. 9 μ m的 間隙、大約102mm 1的空間頻率和0. 65的調(diào)制傳遞函數(shù)值。其他成對的空間頻率和調(diào)制傳 遞函數(shù)值包括例如64mm 1空間頻率與0. 95調(diào)制傳遞函數(shù)值和80mm 1空間頻率與0. 8調(diào)制 傳遞函數(shù)值。調(diào)制傳遞函數(shù)的非線性擬合產(chǎn)生大約5 μ m的橫向分辨率，其比3. 7 μ m的衍 射限制大30%。作為橫向分辨率的說明，浸入水中的6 μ m直徑碳纖維的MAP圖像在圖12C 中示出。成像的纖維的平均半最大全寬(FWHM)值是大約9.8μπι，其比纖維直徑寬3.8μπι 并且因此符合 5 μ m分辨率。軸向分辨率基于采用只接收模式測量的大約IOOMHz的換能 器帶寬和大約1. 5mm/μ s的在組織中的聲速而估計為大約15 μ m。在組織中，分別因為光學(xué) 散射和頻率依賴聲衰減，橫向和軸向分辨率都隨成像深度而變差。圖13A和13B是代表由成像系統(tǒng)的成像深度的測量的圖像。圖13A是用OR-PAM 系統(tǒng)采集的放置在一塊鼠皮上面和下面的兩條馬鬃的MAP圖像。圖13B是在圖13A中由虛 線標(biāo)記的位置的B掃描圖像。該系統(tǒng)的成像深度通過對放置在一塊新切除的鼠頭皮上面和 下面的具有大約200 μ m的直徑的兩條馬鬃成像而被測量。光聲圖像在630nm的光學(xué)波長 用32倍信號平均來采集。兩根馬鬃都是清楚可見的，其中因為在皮中的光和聲衰減，底部 鬃毛示出較弱的光聲信號。B掃描圖像示出底部鬃毛在組織中深700 μ m。因此，最大成像 深度至少是700 μ m。在裸鼠的耳朵中微脈管由該OR-PAM在570nm的光學(xué)波長被進行活體內(nèi)成像。具 有大約300 μ m厚的裸鼠耳朵具有發(fā)育良好的脈管系統(tǒng)并且已經(jīng)廣泛用于研究腫瘤血管生 成和其他微脈管疾病。在圖像采集期間，使用呼吸麻醉系統(tǒng)保持動物不動并且使用紅外線 燈保暖。不像在別處公布的研究那樣，沒有光學(xué)清潔劑應(yīng)用于皮膚表面。Imm2的面積用大 約1. 25 μ m的步長掃描。對于每個像素，16 (即，4乘4)個近鄰A線被平均以增加信噪比 (SNR)。對于完整容積數(shù)據(jù)集的掃描時間是大約18分鐘。在數(shù)據(jù)采集后，動物自然恢復(fù)而 沒有可觀察到的激光損傷。圖14A和14B是由成像系統(tǒng)的微脈管系統(tǒng)的光聲圖像。圖14C是由透射顯微鏡拍 攝的圖14A和14B的微脈管系統(tǒng)的照片。更具體地，圖14A是在裸鼠耳朵中的微脈管系統(tǒng)的活體內(nèi)光聲圖像，圖14B是用偽彩色的容積光聲數(shù)據(jù)的3D可視化，而圖14C是用透射照射 (trans-illumination)光學(xué)顯微鏡拍攝的照片。在圖14A-14C中，指示為C的區(qū)域時毛細 血管，指示為CB的區(qū)域是毛細血管床，而指示為SG的區(qū)域是皮脂腺。微脈管系統(tǒng)的光聲圖 像(圖14A和14B)與從透射顯微鏡用4X放大率拍攝的照片(圖14C) 一致。然而，毛細血 管僅由上文描述的OR-PAM系統(tǒng)成像。血管和背景之間的光聲振幅的平均比率是20 1，其 證實高的內(nèi)生的基于光吸收的成像對比度。一些脈管(例如在圖14A中標(biāo)有C的脈管)僅 占用單個像素，其可能指示具有大約5μπι直徑的毛細血管。光聲數(shù)據(jù)的容積渲染(圖14Β) 示出血管的三維連通性。平行小動脈小靜脈對和它們的分支被清楚地觀察到。在圖14Α和 14Β中的虛線框內(nèi)的脈管的直徑和形態(tài)圖案暗示這些微脈管屬于毛細血管床。因此，如上文 描述的OR-PAM能夠用由于血紅素引起的內(nèi)生光吸收對比度而對活體內(nèi)毛細血管成像。另 外，皮脂腺也可同時成像。圖15Α和15Β是在高強度激光處理前和后采集的MAP圖像。圖15A是在激光處理 前在Swiss Webster鼠耳朵中的激光引起脈管破壞的活體內(nèi)光聲圖像。圖15B是在激光處 理后的活體內(nèi)光聲圖像。在圖15A和15B中，指示為T的區(qū)域是被激光處理的區(qū)域，指示為W 的區(qū)域是變寬的血管，并且指示為H的區(qū)域是可能的出血。為了進一步證明OR-PAM的潛力， 對在Swiss Webster鼠的耳朵中的微脈管的高強度激光破壞進行成像。該類型的破壞臨床 上用于移除人的鮮紅斑痣。圖15A和15B示出在高強度激光處理之前和之后采集的MAP圖 像。在健康的脈管系統(tǒng)由OR-PAM系統(tǒng)成像(在圖15A中示出)后，測量大約0. 25X0. 25mm2 的中心區(qū)域通過采用大約1. 25 μ m的步長掃描的具有大約lOJ/cm2的峰值光學(xué)注量的高強 度激光脈沖進行處理。對于高強度照射，衰減器和針孔從光路移除。第二圖像(在圖15B 中示出)在激光處理15分鐘后被采集。在處理區(qū)域內(nèi)的脈管的破裂在虛線框中被清楚地 觀察到。此外，血管的破壞使若干鄰近的脈管張大并且可能產(chǎn)生出血。圖16A是使用具有大約50 μ m的聚焦深度的OR-PAM成像系統(tǒng)捕獲的在鼠耳中的 毛細血管床的活體內(nèi)光聲圖像。圖16B是使用具有大約150 μ m的聚焦深度的OR-PAM成像 系統(tǒng)捕獲的在鼠耳中的多級血管分叉的活體內(nèi)光聲圖像。本文描述的實施例使用(1)光學(xué)聚焦以獲得高橫向分辨率，(2)激光引起壓力波 的時間分辨探測以獲得高軸向分辨率，和/或(3)光學(xué)激發(fā)和超聲接收焦點之間的共焦設(shè) 置以獲得高靈敏度。在備選實施例中，聚焦超聲接收可用直接在對象內(nèi)部的光熱效應(yīng)的光 學(xué)感測代替。采集了在取樣體積內(nèi)的光學(xué)對比度的分布的三維圖像。在現(xiàn)有系統(tǒng)中，輻射的強度調(diào)制連續(xù)波束與光聲信號的大小的探測結(jié)合。在本文 描述的實施例中，短脈沖激發(fā)與光聲信號的時間分辨探測結(jié)合，其具有基于飛行時間的軸 向分辨率的優(yōu)勢。因此，與現(xiàn)有系統(tǒng)相對比，目前描述的實施例提供例如(a)提高的軸向分 辨率、(b)從2D光柵掃描的光學(xué)對比度的3D成像和(c)最小圖像偽像(由于來自光照射 體積內(nèi)各種目標(biāo)的光聲波的干擾而引起的)。另一個現(xiàn)有系統(tǒng)使用聚焦光以產(chǎn)生熱膨脹并且使用光學(xué)探測(基于熱透鏡效應(yīng)) 或超聲探測器以監(jiān)測所得的壓力/密度瞬態(tài)。這樣的系統(tǒng)缺乏軸向分辨率。另外，這樣的 系統(tǒng)的橫向分辨率由探測器而不是激發(fā)光學(xué)器件確定。熱透鏡效應(yīng)在這樣的系統(tǒng)中的利用 要求光學(xué)清楚介質(zhì)中的透射照射，其限制該技術(shù)的應(yīng)用。此外，在使用未聚焦超聲換能器和 未聚焦超聲探測器中，激發(fā)束具有大間隔(separation)，其影響探測靈敏度。光聲波的中心
14頻率(> 100MHz)和超聲換能器的中心頻率(< IOMHz)之間的頻率錯配也限制這樣的系 統(tǒng)的SNR。另一個現(xiàn)有系統(tǒng)使用采用與聚焦超聲探測的共焦設(shè)置的激光激發(fā)。然而，在這樣 的系統(tǒng)中使用的激光束沒有聚焦。實際上，激光束是發(fā)散的，因為正聲學(xué)透鏡起負光學(xué)透鏡 的作用。負光學(xué)透鏡實際上使光束變寬。更重要地，這樣的系統(tǒng)既不獲得也不要求光學(xué)限 定的橫向分辨率，其在目前描述的實施例中是關(guān)鍵特征。對例如在皮膚或大腦皮層中的微脈管網(wǎng)絡(luò)等的微結(jié)構(gòu)成像和監(jiān)測組織的生理功 能的能力是極有價值的。用于實現(xiàn)該目的的有前景的技術(shù)中之一是光聲顯微鏡。當(dāng)前高分 辨率的光學(xué)成像技術(shù)(例如光學(xué)相干斷層攝影術(shù)等)，可以向生物組織中大約一個運輸平 均自由程(高達1至2mm之間)成像。然而，這樣的技術(shù)對涉及組織形態(tài)的背散射靈敏，并 且對涉及重要的生物化學(xué)信息的光吸收不靈敏。例如共焦顯微鏡和多光子顯微鏡等其他已 知的技術(shù)具有甚至更多限制性的穿透深度限制并且常常涉及外生染料的引入，其在少數(shù)值 得注意的例外情況下具有相對高的毒性。聲學(xué)顯微成像和光譜系統(tǒng)對聲阻抗變化靈敏，這 些聲阻抗變化幾乎沒有關(guān)于生物組織的功能信息并且在軟組織中具有低對比度。例如擴散 光學(xué)斷層攝影術(shù)或熱波顯微鏡等其他成像技術(shù)具有低的深度與分辨率比。如在本發(fā)明的實 施例中的光聲成像提供高光吸收對比度而保持高穿透深度和高超聲分辨。此外，因為光聲 波大小(在某些界限內(nèi))與光學(xué)對比度成線性比例，光學(xué)光譜測量可以實行以獲得功能的 (即生理的)信息，例如局部血充氧水平。然而，增加分辨能力超出幾十微米面對嚴重的挑 戰(zhàn)。在獲得這樣的分辨率所要求的超聲頻率(其超過大約100MHz)，在組織中的超聲吸收逐 漸變成與超聲頻率的平方成比例。因此，若干微米的分辨率將具有幾十微米的穿透深度，其 比例如共焦顯微鏡等其他光學(xué)成像技術(shù)的穿透深度小得多。本發(fā)明的實施例通過使用光學(xué) 聚焦以獲得高橫向分辨率和超聲探測以獲得軸向分辨率而克服該分辨率限制。盡管微脈管自己的光熱處理的成像是生物醫(yī)學(xué)重要的，OR-PAM對毛細血管中生理 和病理變化成像的能力具有更廣的應(yīng)用。其他可能的應(yīng)用包括在中風(fēng)典型中的血管舒張和 血管收縮、腫瘤血管生成和腫瘤外滲的成像。鼠耳被選擇為最初的器官來測試0R-PAM，因為 透射光學(xué)顯微鏡可以用于證實光聲圖像。因為OR-PAM采用反射模式操作，它可應(yīng)用于許多 其他的解剖部位。若干備選實施例是可能的。首先，光聲圖像可通過代替樣本和換能器容器而掃描 光聲雙焦點來采集。第二，僅掃描在聲學(xué)聚焦區(qū)域內(nèi)的光學(xué)焦點以顯著減少圖像采集時間 是可能的。第三，通過改變激發(fā)光學(xué)波長，例如血紅素氧飽和度和血容量等生理參數(shù)可量化 用于使用內(nèi)生對比度的活體內(nèi)功能成像。相似地，例如吲哚青綠(ICG)和納米粒子等定向 外生造影劑可量化用于活體內(nèi)分子成像。第四，可制作聲耦合立方體以更有效十倍地發(fā)送 光聲波而沒有從P波變換為sv波使得可改進SNR。在透鏡上的聲抗反射涂層應(yīng)該進一步增 加SNR大約IOdB。當(dāng)光學(xué)焦點在組織表面下面100 μ m時，表面光學(xué)注量在可見光譜區(qū)域中接近 20mJ/cm2的ANSI安全限制。盡管ANSI標(biāo)準(zhǔn)僅管理表面注量，空間峰值光學(xué)注量在水中的 焦點處計算，其是大約500mJ/cm2。該焦點注量仍然小于在活組織中試驗觀察到的傷害閾 值。在前面提到的改進被實現(xiàn)后，光學(xué)注量可減小而不影響SNR。將理解，本文描述的特定實施例通過圖示的方式示出并且不作為本發(fā)明的限制。在本發(fā)明的實施例中的主要特征可采用各種實施例來使用而不偏離本發(fā)明的范圍。那些本 領(lǐng)域中技術(shù)人員將只使用例行試驗認識到或能夠查明與本文描述的程序的許多等同物。這 樣的等同物被認為是在本發(fā)明的范圍內(nèi)并且由權(quán)利要求涵蓋。本文公開和要求保護的所有組成和/或方法可根據(jù)本公開而做出且執(zhí)行而無需 過度的試驗。盡管本發(fā)明的實施例已經(jīng)根據(jù)優(yōu)選實施例來描述，變型可應(yīng)用于本文描述的 組成和/或方法以及在方法的步驟中或在方法的步驟順序中而不偏離本發(fā)明的概念、精神 和范圍，這對本領(lǐng)域內(nèi)那些技術(shù)人員將是明顯的。對本領(lǐng)域內(nèi)那些技術(shù)人員明顯的所有這 樣的相似的替換和修改認為是在如由附上的權(quán)利要求限定的本發(fā)明的精神、范圍和概念 內(nèi)。本領(lǐng)域內(nèi)那些技術(shù)人員將理解，信息和信號可使用任何多種不同的工藝和技術(shù)來 表示(例如，數(shù)據(jù)，指令、命令、信息、信號、比特、符號和芯片可由電壓、電流、電磁波、磁場 或粒子、光場和粒子或其的任意組合來表示)。同樣地，本文描述的各種說明性邏輯框、模 塊、電路和算法步驟可實現(xiàn)為電子硬件、計算機軟件或其二者的組合，這取決于應(yīng)用和功能 性。此外，本文描述的各種邏輯框、模塊和電路可用通用處理器(例如，微處理器、常規(guī)處理 器、控制器、微控制器、狀態(tài)機和/或計算裝置的組合)、數(shù)字信號處理器(“DSP”)、專用集 成電路(“ASIC”)、現(xiàn)場可編程門陣列(“FPGA”)或其他可編程邏輯裝置、分立柵或晶體管 邏輯、分立硬件部件或其的設(shè)計成實行本文描述的功能的任何組合來實現(xiàn)或?qū)嵭?。相似地?本文描述的方法或過程的步驟可直接采用硬件、采用由處理器執(zhí)行的軟件模塊或采用這兩 者的組合體現(xiàn)。軟件模塊可位于RAM存儲器、閃存、ROM存儲器、EPROM存儲器、EEPROM存儲 器、寄存器、硬盤、可換磁盤、CD-ROM或在本領(lǐng)域內(nèi)已知的任何其他形式的存儲介質(zhì)。盡管 本發(fā)明的實施例已經(jīng)詳細描述，本領(lǐng)域內(nèi)那些技術(shù)人員將理解，本文可做出各種修改而不 偏離如在附上的權(quán)利要求中闡述的本發(fā)明的精神和范圍。該書面說明使用示例以公開本發(fā)明，包括最佳模式，并且還使本領(lǐng)域內(nèi)的任何技 術(shù)人員能夠?qū)嵺`本發(fā)明，包括制作和使用任何裝置或系統(tǒng)并且實行任何包含的方法。本發(fā) 明的可授權(quán)的范圍由權(quán)利要求限定，并且可包括本領(lǐng)域內(nèi)那些技術(shù)人員想起的其他示例。 這樣的其他示例規(guī)定為在權(quán)利要求的范圍內(nèi)(如果它們具有不與權(quán)利要求的字面語言不 同的結(jié)構(gòu)元件，或如果它們包括與權(quán)利要求的字面語言無實質(zhì)區(qū)別的等同結(jié)構(gòu)元件)。
權(quán)利要求
一種用于對散射介質(zhì)無創(chuàng)成像的方法，所述方法包括使用聚焦組件將至少一個光脈沖聚焦至對象內(nèi)的預(yù)定區(qū)域中；將光聲信號變換為聲波，所述光聲信號由所述對象響應(yīng)于所述光脈沖而發(fā)射；使用至少一個換能器探測所述聲波，所述換能器放置成使得所述換能器和所述聚焦組件是共軸且共焦的；以及基于所述換能器產(chǎn)生的代表所述聲波的信號而形成所述對象內(nèi)的所述預(yù)定區(qū)域的圖像。
2.如權(quán)利要求1所述的方法，其中聚焦至少一個光脈沖包括使用聚焦光學(xué)系統(tǒng)聚焦所 述至少一個光脈沖使得所述至少一個光脈沖會聚在所述換能器的焦點。
3.如權(quán)利要求2所述的方法，其中聚焦至少一個光脈沖還包括減小所述聚焦光學(xué)系統(tǒng) 的焦點以便于增加空間分辨率。
4.如權(quán)利要求1所述的方法，其中形成圖像包括記錄和數(shù)字化所接收的聲波使得可對 所述對象內(nèi)的所述預(yù)定區(qū)域成像。
5.一種共焦光聲成像設(shè)備，包括配置成接收至少一個光脈沖并且將所述光脈沖聚焦至對象內(nèi)的區(qū)域中的聚焦組件； 配置成接收由所述對象響應(yīng)于所述光脈沖而發(fā)射的聲波的至少一個換能器，所述至少 一個換能器放置成使得所述至少一個換能器和所述聚焦組件是共軸的；以及 配置成記錄和處理所述接收的聲波的處理器。
6.如權(quán)利要求5所述的共焦光聲成像設(shè)備，其中所述聚焦組件包括透鏡和反射鏡的光 學(xué)組件，其配置成采用這樣的方式在所述對象上聚焦所述至少一個光脈沖使得所述聚焦組 件的焦點與所述至少一個超聲換能器的焦點一致。
7.如權(quán)利要求5所述的共焦光聲成像設(shè)備，其中所述聚焦組件放置在XYZ平移臺上以 便實行沿所述對象的表面的光柵掃描且同時調(diào)整所述設(shè)備的軸向位置以補償所述對象的 表面的曲率。
8.如權(quán)利要求5所述的共焦光聲成像設(shè)備，其中所述聚焦組件包括配置成聚焦所述至 少一個光脈沖至近衍射限制點的光學(xué)顯微鏡物鏡。
9.如權(quán)利要求5所述的共焦光聲成像設(shè)備，其中所述聚焦組件包括配置成在所述對象 內(nèi)的所述區(qū)域上形成小針孔的圖像的物鏡。
10.如權(quán)利要求5所述的共焦光聲成像設(shè)備，其中所述聚焦組件包括配置成在比所述 至少一個換能器的聚焦區(qū)域更大的聚焦區(qū)域內(nèi)快速掃描光學(xué)焦點的擺動反射鏡。
11.一種共焦光聲顯微鏡系統(tǒng)，包括 配置成發(fā)射至少一個光脈沖的激光器；配置成接收所述至少一個光脈沖并且將所述光脈沖聚焦至對象內(nèi)的區(qū)域中的聚焦組件；配置成接收由所述對象響應(yīng)于所述光脈沖而發(fā)射的聲波的至少一個超聲換能器，其中 所述聚焦組件進一步配置成采用這樣的方式將所述至少一個光脈沖聚焦在所述對象上使 得所述聚焦組件的焦點與所述至少一個超聲換能器的焦點一致；以及配置成處理所述聲波并且產(chǎn)生所述對象內(nèi)的所述區(qū)域的圖像的電子系統(tǒng)。
12.如權(quán)利要求11所述的共焦光聲顯微鏡系統(tǒng)，其中所述聚焦組件放置在XYZ平移臺上以便實行沿所述對象的表面的光柵掃描且同時調(diào)整所述設(shè)備的軸向位置以補償所述對 象的表面的曲率。
13.如權(quán)利要求11所述的共焦光聲顯微鏡系統(tǒng)，其中所述聚焦組件包括配置成聚焦所 述至少一個光脈沖為近衍射限制點的光學(xué)顯微鏡物鏡。
14.如權(quán)利要求11所述的共焦光聲顯微鏡系統(tǒng)，其中所述聚焦組件包括配置成在所述 對象內(nèi)的所述區(qū)域上形成小針孔的圖像的物鏡。
15.如權(quán)利要求11所述的共焦光聲顯微鏡系統(tǒng)，其中所述聚焦組件包括配置成發(fā)射聚 焦的至少一個光脈沖的單模光學(xué)纖維。
16.如權(quán)利要求11所述的共焦光聲顯微鏡系統(tǒng)，其中所述聚焦組件包括配置成在比所 述至少一個換能器的聚焦區(qū)域更大的聚焦區(qū)域內(nèi)快速掃描光學(xué)焦點的擺動反射鏡。
17.如權(quán)利要求11所述的共焦光聲顯微鏡系統(tǒng)，其中所述電子系統(tǒng)配置成記錄所述聲 波并且顯示所述記錄的聲波與所述聚焦組件的對應(yīng)位置以便產(chǎn)生所述圖像。
18.如權(quán)利要求17所述的共焦光聲顯微鏡系統(tǒng)，其中所述電子系統(tǒng)包括配置成使數(shù)據(jù) 采集和對象掃描與關(guān)于所述對象的所述激光焦點的程序化位置處的至少一個光脈沖同步 的電動機控制器。
19.一種用于使用手持裝置確定生物組織內(nèi)的血紅素吸收比的方法，所述方法包括 使用至少一個激發(fā)波長將至少一個光脈沖聚焦至對象內(nèi)的預(yù)定區(qū)域中，其中熒光信號至少基于所述預(yù)定區(qū)域中的熒光團的性質(zhì)和局部激發(fā)光學(xué)注量；接收由所述對象響應(yīng)于所述至少一個光脈沖而發(fā)射的光聲信號，所述光聲信號是所述 局部激發(fā)光學(xué)注量、血紅素的光學(xué)吸收系數(shù)和聲探測靈敏度的乘積；基于血紅素吸收系數(shù)確定血紅素吸收的所述比率，所述血紅素吸收系數(shù)至少部分基于 所述熒光信號和所述光聲信號。
20.一種用于使用手持裝置確定生物組織內(nèi)的氧代謝率(MR02)的方法，所述方法包括將至少一個光脈沖聚焦至對象內(nèi)的預(yù)定區(qū)域； 接收由所述對象響應(yīng)于所述至少一個光脈沖而發(fā)射的聲波；以及 基于在所述預(yù)定區(qū)域內(nèi)的進入脈管的面積、在進入脈管中的血的平均流速和血紅素的 總濃度來確定MR02，其中所述進入脈管的面積和所述平均流速可基于由超聲成像、光學(xué)相 干斷層攝影術(shù)和流動成像技術(shù)中之一獲得的測量，并且其中血紅素的所述總濃度基于由所 述至少一個光脈沖獲得的測量。
全文摘要
一種共焦光聲顯微鏡系統(tǒng)包括配置成發(fā)射光脈沖的激光器、配置成接收光脈沖并且將光脈沖聚焦至對象內(nèi)的區(qū)域中的聚焦組件、配置成接收由對象響應(yīng)于光脈沖而發(fā)射的聲波的超聲換能器和配置成處理聲波并且產(chǎn)生在對象內(nèi)的區(qū)域的圖像的電子系統(tǒng)。聚焦組件進一步配置成采用這樣的方式將光脈沖聚焦在對象上使得聚焦組件的焦點與至少一個超聲換能器的焦點一致。
文檔編號G01N21/00GK101918811SQ200880123561
公開日2010年12月15日 申請日期2008年10月24日 優(yōu)先權(quán)日2007年10月25日
發(fā)明者K·馬斯洛夫, 汪立宏 申請人:圣路易斯華盛頓大學(xué)