廖宇1)2) 簡小華2) 崔崤峣2)? 張麒1)?

1)(上海大學通信與信息工程學院,上海 200444)

2)(中國科學院蘇州生物醫(yī)學工程技術(shù)研究所,蘇州215163)

一種基于雙波長的光聲測溫技術(shù)?

廖宇1)2) 簡小華2) 崔崤峣2)? 張麒1)?

1)(上海大學通信與信息工程學院,上海 200444)

2)(中國科學院蘇州生物醫(yī)學工程技術(shù)研究所,蘇州215163)

(2017年1月9日收到;2017年4月1日收到修改稿)

光聲測溫是一種利用光聲效應來進行溫度監(jiān)控的新方法,具有非侵入式、高靈敏度和探測深度較深等優(yōu)點.但現(xiàn)有的單波長光聲測溫方法極易受到系統(tǒng)及測量環(huán)境干擾而導致測量精度降低.為了解決這一問題,本文提出了一種雙波長光聲溫度測量方法.在光聲測溫理論的基礎上,分析推導了雙波長光聲測溫的基本原理,并進行了仿體及離體組織樣品的雙波長光聲測溫實驗.實驗結(jié)果顯示,與傳統(tǒng)單波長模式相比,雙波長模式下的光聲溫度測量誤差明顯減小,測量精度平均提高35%以上.研究結(jié)果表明雙波長光聲測溫方法能夠有效提高光聲溫度測量的精度和穩(wěn)定性,可作為一種更精準的光聲溫度監(jiān)控方法應用于醫(yī)療手術(shù)等領域.

光聲測溫,雙波長,溫度監(jiān)控

1 引言

光聲測溫是近幾年發(fā)展起來的一種新型溫度探測技術(shù),其基本原理是利用光聲效應所產(chǎn)生的光聲信號與溫度之間的關(guān)系進行目標的溫度探測[1,2].該技術(shù)用于生物組織的原理是:由于聲波速度和物質(zhì)的熱膨脹系數(shù)等隨著組織溫度的改變而發(fā)生變化,導致組織所產(chǎn)生的光聲信號幅度隨組織溫度變化而波動,在一定溫度范圍內(nèi)(10—55?C)呈良好的線性關(guān)系,這為利用光聲信號進行生物組織溫度測量提供了可能[3?7].

目前在醫(yī)學領域所使用的非接觸式的人體組織溫度探測方法有紅外熱成像、超聲溫度探測和核磁共振熱成像等.其中,紅外熱成像具有較高的靈敏度,但由于光的散射特性而穿透力較弱,多用于淺表層溫度探測[8].超聲測量方法具備較強的穿透能力,但在溫度分辨率上有所欠缺[9].而磁共振熱成像雖然兼穿透深度和分辨率的優(yōu)勢,但設備體積龐大且成像時間過長[10,11].因此,現(xiàn)有的組織溫度探測技術(shù)由于各自成像原理的限制仍分別具有一定的局限性,無法完全滿足臨床上光熱治療、射頻消融治療和光動力治療等醫(yī)療過程對于組織溫度精確監(jiān)控的需要.而在光聲溫度測量技術(shù)中,光聲信號的產(chǎn)生取決于生物組織對激光的吸收,使得光聲溫度測量具備光學測量的高靈敏度與高分辨率的特性;而超聲波在組織中有良好的穿透性能,使得光聲信號具備探測表層以下組織的潛力;并且光聲探測能夠?qū)崿F(xiàn)實時的溫度顯示[12?14].因此,光聲測溫有潛力成為一種在探測靈敏度和穿透性能上都具有優(yōu)勢的無創(chuàng)的人體組織測溫方法.

光聲測溫技術(shù)在生物組織溫度監(jiān)控上的應用目前已得到大量研究和實驗的驗證.2005年,Larina等[3]首次利用光聲信號進行生物組織溫度測量,并證明了光聲測溫在腫瘤熱療手術(shù)中的應用潛力.此后Pramanik和Wang[4]將光聲測溫與熱聲測溫技術(shù)結(jié)合,實現(xiàn)了光聲信號對溫度的實時探測.2015年,Li等[15]嘗試了將光聲測溫技術(shù)結(jié)合到光熱治療中,對組織溫度進行實時反饋,實現(xiàn)了光熱治療溫度的自動控制.但在現(xiàn)有的研究報道中,光聲測溫都僅使用單個波長的激光作為信號激發(fā)光源,在這種模式下,系統(tǒng)誤差諸如激光能量的波動、換能器或目標的微小移動等、組織結(jié)構(gòu)的復雜度等[16,17]都會對測量結(jié)果造成影響.為了降低測量過程中隨機干擾的影響,本文提出了一種雙波長光聲溫度測量方法.其基本思路是通過利用兩個不同波長的激光作為光聲信號激發(fā)源,分別對同一目標進行快速的溫度探測,并綜合兩個波長下所從而獲得的測量結(jié)果從而獲得最終溫度探測結(jié)果.實驗結(jié)果表明,雙波長光聲探測方法有助于提高溫度測量精確度、減小系統(tǒng)誤差、提升測量的穩(wěn)定性,有潛力成為一種更精準和可靠的溫度探測方法而應用于醫(yī)療等領域中.

2 雙波長光聲測溫原理

在激光所帶來的熱量擴散及體積脹縮可忽略不計的情況下,生物組織中的光聲效應引起的聲壓P可表示為[3,18]

其中Γ表示格魯內(nèi)森系數(shù),F為光入射通量,z表示光的一維入射深度,μa為組織的光吸收系數(shù),μs為光散射系數(shù),g為不均勻因素,λ為激光波長.已有研究證明,格魯內(nèi)森系數(shù)與組織的局部溫度呈線性關(guān)系,表示為[5]

其中c為超聲波傳播速度,β為組織熱膨脹系數(shù),Cp為等壓比熱容,A和B為常數(shù),T為對應的組織溫度.因此,光聲信號可以表示為

在本文中,采用雙波長激光來激發(fā)光聲信號,并獲取兩組光聲信號及溫度的測量結(jié)果.由于生物組織對不同激光波長的吸收系數(shù)、光散射系數(shù)以及入射光通量等有所差異[19,20],因此,在采用λ1和λ2作為激發(fā)激光的雙波長模式中,不同激光波長下的兩組光聲信號可分別表示為

對應地,雙波長模式下所得到的組織溫度可以分別表示為

其中C和D為與探測波長相關(guān)的常數(shù).

為了達到減小誤差、提升測量準確度的目的,雙波長光聲溫度測量法綜合兩組不同波長下的測量溫度,得到最終的溫度測量結(jié)果Tdual:

式中f為雙波長溫度的處理算法,為了計算方便,本文對兩組測量溫度采取平均處理的方式.

3 實驗設置

圖1為實驗系統(tǒng)結(jié)構(gòu)示意圖.樣品被放置在充滿水的水槽中,光學參量振蕩器(OPO)激光器(波長范圍680—950 nm,脈寬為5 ns,脈沖能量約為20 mJ,重復頻率為10 Hz,PhocusTM,OPOTEK Inc.)發(fā)出的激光經(jīng)過準直鏡后照射到樣品上,入射光斑直徑約為1 mm.超聲探頭為自制的中心頻率為20 MHz、帶寬為60%的非聚焦光聲探頭,尺寸為3 mm×1.2 mm,從樣品背面接收光聲信號.實驗時,水槽底部放置一塊加熱板,用以均勻地對樣品進行加熱.將一個測量精度約為0.1?C的電子溫度計(SSN-13E,YUWESE)放置在水槽中與樣品相對稱的位置,進行溫度記錄,作為樣品的實際溫度對比標準[15].

圖1 實驗系統(tǒng)結(jié)構(gòu)示意圖Fig.1.Schematic of experimental setup.

激光在樣品中所激發(fā)產(chǎn)生的光聲信號經(jīng)探頭接收后,首先經(jīng)過脈沖函數(shù)發(fā)生接收器(DPR500,OLYMPUS)放大,再由示波器(OP05034,Tek.Inc.)存儲和顯示,最終保存到計算機中.

為了進行初步的雙波長光聲測溫理論驗證,我們首先采用成分較為單一的石墨仿體進行實驗;得到初步的實驗結(jié)果后,進一步在離體的豬血組織中進行實驗.其中石墨仿體密度約為2.25 g/cm3,直徑為3 mm;豬血凝塊密度約為1.05 g/cm3,尺寸為4 cm×3 cm×1 cm.仿體溫度提升范圍設置為26—47.5?C,離體組織樣品溫度范圍設置為23.5—48?C,每隔0.5?C記錄一次信號.為避免隨機干擾,在每一個溫度記錄點共采集10個信號點取平均值作為該溫度點的光聲信號,每兩個信號點的間隔時間為0.1 s.

為了保證激光在樣品中有較高的穿透深度[21],以及光聲信號的強度,我們在近紅外光波長中分別選取了吸收較強的760和900 nm作為石墨仿體樣品的信號激發(fā)激光波長;選用820和860 nm的激光作為離體豬血樣品的信號激發(fā)激光波長[22].不同波長激光在同一溫度點間隔約2 s分別發(fā)射,并分別存取相應光聲信號;因為加熱器對水槽內(nèi)容物加熱緩慢(上升速度平均約為0.03?C/s),兩個激光波長下所采集的信號可視為在同一溫度值下所采集.對同一樣品進行兩組信號采集,將第一組采集到的信號與實際溫度進行線性擬合得到該條件下樣品的溫度與光聲信號的數(shù)學模型;隨后,在同等溫度范圍和實驗條件下采集第二組光聲信號,利用第一組信號計算得出的數(shù)學模型推算組織溫度,并與實際溫度進行比較驗證.

4 結(jié)果與討論

4.1 仿體測量結(jié)果

圖2所示是在以石墨仿體為樣品的實驗中,在760和900 nm激光下采集到的第一組信號所得到的組織溫度與光聲信號的擬合曲線,其相關(guān)系數(shù)分別為0.94和0.97.通過線性擬合得到了該實驗條件下組織溫度T與光聲信號P的關(guān)系式,分別為T(λ1)=0.11P(λ1)?19.77和T(λ2)=0.09P(λ2)?23.62(如表1所列),并以此作為后續(xù)探測組織溫度的數(shù)學模型.

圖3是在不同激光波長模式下采集的第二組信號通過對應關(guān)系式計算得到的的仿體測量溫度與實際溫度的對比,圖中直線為標準擬合結(jié)果.圖3(a)和圖3(b)分別代表760和900 nm激光波長下測量溫度與實際溫度的擬合結(jié)果,相關(guān)系數(shù)R都約為0.96.而圖3(c)所示的雙波長模式下的擬合結(jié)果的相關(guān)系數(shù)達到0.98,比單波長模式有著更高的擬合度.

圖2 仿體溫度與光聲信號幅度擬合曲線Fig.2.Linear fi t of temperature and amplitude of photoacoustic signal in phantom.

表1 仿體光聲溫度測量模型參數(shù)Table 1.Parameters of temperature measuring model for phantom.

為了量化分析各波長模式下光聲測溫的準確度,分別對其測量誤差進行了計算和分析比較.圖4所示為不同激光波長模式下仿體樣品溫度測量誤差的分布,圖中的直線代表實際溫度,作為對比標準.其中,圖4(a)所代表的760 nm激光波長和圖4(b)所代表的900 nm激光波長所得到的測量標準誤差分別為1.38和1.25?C;而在雙波長模式下,如圖4(c)所示,標準誤差為0.88?C,與兩個單波長模式相比分別減少36%和30%.兩個單波長模式下測量溫度的絕對誤差的標準方差分別為1.67和1.73?C,說明在單波長模式下溫度測量結(jié)果相對于標準參考值上下波動較大.而雙波長模式下的絕對誤差的標準方差為1.06?C,與單波長模式相比分別減少37%和39%.表2總結(jié)了仿體光聲溫度測量結(jié)果的不同參數(shù).從實驗結(jié)果可以得出結(jié)論:在仿體實驗中,與單波長模式相比,雙波長方法明顯減小了測量誤差,并且顯著減小了測量誤差的波動,增加了系統(tǒng)測量的穩(wěn)定性.

圖3 仿體光聲測量溫度與實際溫度擬合結(jié)果(a)760 nm激光;(b)900 nm激光;(c)雙波長綜合Fig.3.Temperature measured from photoacoustic signal versus actual temperature of phantom:(a)Laser of 760 nm;(b)laser of 900 nm;(c)dual-wavelengths.

圖4 仿體光聲測量溫度誤差分布(SE,標準誤差;SD,標準方差)(a)760 nm激光;(b)900 nm激光;(c)雙波長綜合Fig.4.Deviation of temperature measured from photoacoustic signal and actual temperature for phantom(SE,standard error;SD,standard deviation):(a)Laser of 760 nm;(b)laser of 900 nm;(c)dual-wavelengths.

表2 仿體光聲溫度測量結(jié)果參數(shù)Table 2.Parameters of temperature measuring results for phantom.

4.2 離體組織樣品測量結(jié)果

在仿體中得到初步測量結(jié)果后,本文進一步采用離體的豬血凝塊作為樣品進行了光聲溫度測量實驗.圖5為離體組織樣品在820和860 nm波長激光下采集的第一組信號所得到的組織溫度與光聲信號的擬合曲線,并得到了相應的擬合關(guān)系式T(λ1)=0.38P(λ1)?25.22和T(λ2)=0.25P(λ2)?13.33(如表3所列);擬合結(jié)果的相關(guān)系數(shù)分別為0.97和0.95.將所得的擬合關(guān)系式作為離體組織中后續(xù)探測組織溫度的數(shù)學模型.

表3 離體組織光聲溫度測量模型參數(shù)Table 3.Parameters of temperature measuring model for ex vivo tissue.

圖6為離體組織在不同激光波長模式下采集的第二組信號通過對應關(guān)系式計算所得的組織測量溫度與實際溫度的擬合對比,圖中直線為標準擬合結(jié)果.圖6(a)為820 nm激光波長下的擬合結(jié)果,圖6(b)為860 nm激光波長下的擬合結(jié)果,兩者擬合系數(shù)都約為0.97;而圖6(c)為雙波長模式下的擬合結(jié)果,擬合系數(shù)為0.99.

圖6 離體組織光聲測量溫度與實際溫度擬合結(jié)果(a)820 nm激光;(b)860 nm激光;(c)雙波長綜合Fig.6.Temperature measured from photoacoustic signal versus actual temperature of ex vivo tissue:(a)Laser of 820 nm;(b)laser of 860 nm;(c)dual-wavelengths.

圖7為離體組織在不同波長激光模式下所得到的光聲溫度測量誤差的分布.圖7(a)所示為820 nm激光波長下測量結(jié)果的標準誤差約1.31?C;圖7(b)所示為860 nm激光波長下測量結(jié)果的標準誤差約1.59?C.如圖7(c)所示,雙波長模式下測量標準誤差被減小到0.90?C,與兩個單波長模式相比分別減少31%和43%.在單波長模式下誤差的標準方差分別為1.48和1.85?C,而在雙波長模式中,這一數(shù)值為1.14?C,與單波長模式相比分別減少23%和38%.表4為離體組織光聲溫度測量結(jié)果的參數(shù)總結(jié).由以上結(jié)果可以得出,在豬血的離體組織實驗中,雙波長方法也有效減小了測量誤差,提高了測量結(jié)果的精確度及穩(wěn)定性.

圖7 離體組織光聲測量溫度誤差分布(a)820 nm激光;(b)860 nm激光;(c)雙波長綜合Fig.7.Deviation of temperature measured from photoacoustic signal and actual temperature for ex vivo tissue:(a)Laser of 820 nm;(b)laser of 860 nm;(c)dual-wavelengths.

表4 離體組織光聲溫度測量結(jié)果參數(shù)Table 4.Parameters of temperature measuring results for ex vivo tissue.

5 結(jié)論

利用光聲信號對生物組織溫度進行實時探測是一種在醫(yī)學治療等領域十分有應用前景的溫度探測技術(shù).本文在單波長光聲溫度探測的基礎上提出了基于雙波長的光聲溫度探測方法,并分別在石墨仿體和離體的豬血組織中進行了實驗驗證.結(jié)果顯示,在仿體實驗中,雙波長光聲探測方法將測量誤差由單波長下的1.38?C和1.25?C減小到0.88?C;在離體組織實驗中,雙波長探測方法使誤差由單波長下的1.31?C和1.59?C減小到0.90?C.此外,無論是在仿體還是離體組織樣品中,雙波長探測方法都明顯減小了實驗結(jié)果偏差的波動,有效提高了探測的穩(wěn)定性.實驗結(jié)果表明,與原來的單波長探測模式相比,本文提出的雙波長光聲溫度探測方法,不論是在溫度測量準確度還是穩(wěn)定性上都有著明顯更為優(yōu)越的效果.在后續(xù)的研究中,我們將會對光波長的選擇對光聲測溫精確度的影響、多波長光聲測溫的算法優(yōu)化及其在各類生物組織例如肝臟和脂肪的測量效果等進行深入的探究.

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PACS:78.20.Pa,81.70.Cv,95.75.Qr,43.58.KrDOI:10.7498/aps.66.117802

Photoacoustic temperature measurement based on dual-wavelength method?

Liao Yu1)2)Jian Xiao-Hua2)Cui Yao-Yao2)?Zhang Qi1)?
1)(School of Communication and Information Engineering,Shanghai University,Shanghai 200444,China)
2)(Suzhou Institute of Biomedical Engineering and Technology,Chinese Academy of Sciences,Suzhou 215163,China)

9 January 2017;revised manuscript

1 April 2017)

Photoacoustic temperature measurement is a novel technique in which photoacoustic e ff ect is used to measure temperature.It has the advantages of non-invasiveness,high sensitivity and deep penetration depth,which is suitable for monitoring the temperature distribution for the safe deposition of heat energy and efficient destruction of tumor cells during thermotherapy or cryotherapy.However,the present reported methods usually use one single wavelength for photoacoustic temperature measuring and are vulnerable to systematic and environmental in fl uence,including the instability of system caused by fl uctuation of laser energy,position displacement of transducer,and tissue complexity,which could reduce the measuring accuracy and stability.To solve this problem,a new photoacoustic temperature measuring method by employing two laser wavelengths is proposed in this paper.Firstly a brief theoretical analysis of dual-wavelengths photoacoustic temperature method is performed based on the linear relationship between photoacoustic signal and tissue temperature under two di ff erent wavelengths.Then two di ff erent samples including phantom of graphite and ex vivo pig blood are experimented respectively.The experimental temperature is set to be in a range of 26?C–48?C,which is controlled by a precise hot plate.And for improving the detection accuracy,the dual-wavelengths are selected as 760 and 900 nm for graphite phantom,820 nm and 860 nm for ex vivo pig blood according to their absorption spectrum repetitively.The obtained results reveal that the temperature measuring correlation coefficients by dual-wavelength method can reach to 0.98 in graphite phantom and 0.99 in ex vivo tissue,respectively.And the average measurement deviation decreases to 0.88?C in dual-wavelength method from 1.31?C for the traditional single wavelength method for graphite phantom.While in ex vivo tissue,the measurement deviation decreases to 0.90?C in dual-wavelength method from the average value 1.45?C for the single wavelength method.Furthermore,the standard deviations of error are respectively reduced by an average of 38%in graphite phantom and an average of 30%in ex vivo tissue,respectively.These results indicate that the dual-wavelength method of photoacoustic temperature measurement can improve both the measuring accuracy and stability,and has a potential to be applied to medical therapy and other biomedical fi elds.

photoacoustic temperature measurement,dual-wavelengths,temperature monitoring

10.7498/aps.66.117802

?江蘇省國際科技合作項目(批準號:BZ2016023)、科技部重點研發(fā)項目(批準號:2016YFC0103302)、國家博士后面上項目(批準號:2015M581409)、江蘇省面上研究項目(批準號:BK20161235)和蘇州市前瞻性應用研究(批準號:SYG201607,SZS201510,SYS201456)資助的課題.

?通信作者.E-mail:cuiyy@sibet.ac.cn

?通信作者.E-mail:zhangq@shu.edu.cn

?2017中國物理學會Chinese Physical Society

http://wulixb.iphy.ac.cn

*Project supported by the International Scienti fi c Collaboration Program of Jiangsu Province,China(Grant No.BZ2016023),the National Key Research and Development Program of the Ministry of Science and Technology of China(Grant No.2016YFC0103302),the National Post-doctoral General Program,China(Grant No.2015M581409),the General Program of Jiangsu Province,China(Grant No.BK20161235),and the Prospective Application Research of Suzhou,China(Grant Nos.SYG201607,SZS201510,SYS201456).

?Corresponding author.E-mail:cuiyy@sibet.ac.cn

?Corresponding author.E-mail:zhangq@shu.edu.cn