CN111398175B - 一种声速自适应的光声-超声双模态显微镜成像方法 - Google Patents

Abstract

本发明公开了一种声速自适应的光声‑超声双模态显微镜成像方法，该方法采用光声‑超声双模显微镜系统，逐点扫描采集各个位置的光声和超声信号，接着结合虚拟点换能器的概念，利用相邻信号的相位延迟和空间位置的几何关系，得到成像环境中的真实声速分布。然后将真实的声速分布情况与合成孔径聚焦技术结合，重构出修正声速后的光声‑超声图像。本发明所提出的方法，可在不依赖预设声速的情况下，准确地重构出图像的位置，并提高成像的景深、信噪比和分辨率。

Description

一种声速自适应的光声-超声双模态显微镜成像方法

技术领域

本发明涉及一种自适应不同组织声速的光声-超声双模态显微镜成像方法，具体来说是一种在结合虚拟点换能器概念、合成孔径聚焦技术、光声-超声双模显微镜技术的基础上，利用探测到的信号相位延迟提取生物组织的声速，并利用其改善光声和超声成像质量的方法。

背景技术

光声显微镜是近年来快速发展的一项新型成像技术之一。该技术的主要原理是光能到声能的转换，即光声效应。当一束脉冲激光照射生物组织时，组织内部的光吸收体吸收激光能量，发生热胀冷缩进而激发宽带的超声波，即光声信号。光声信号穿过组织，并被点聚焦超声换能器接收。根据接收到的光声信号的延时，幅度、以及预设的组织声速值，人们可以构建沿着换能器轴的一维图像。在此基础上，通过逐点的一维或二维扫描便可以获得样品的二维或三维图像。该光声显微镜的侧向分辨率取决于声焦点的大小。通常，光声显微镜可以有效地突破光学衍射极限的制约，达到几个毫米量级的成像深度，并具有几十微米量级的侧向分辨率。同时，受益于光吸收的丰富对比度和生物安全性，该项技术近期在很多方面实现了应用，例如活体脑成像、微循环监测、癌症检测、血液流速测量等等。此外，光声显微镜和超声扫描显微镜具有类似的声信号接收和处理系统，因此，光声显微镜可以以较低的软硬件成本，实现与超声扫描显微镜的融合，进而实现光声-超声双模态的显微成像系统的应用。

虚拟换能器是一项有效提高光声显微镜和超声显微镜成像质量的技术手段。虚拟换能器结合合成孔径聚焦技术，可以有效地拓展光声显微镜和超声显微镜的成像景深、提高它们非聚焦区域的成像分辨率和信噪比。

然而，无论是传统的固定焦点图像重构技术，还是基于虚拟换能器的动态焦点重构技术，都是依赖于已知准确的组织声速值的。这是由于：第一、光吸收体的准确轴向位置计算依赖于精确的声速值。第二、合成孔径聚焦的准确性依赖于精确的声速值。因此，声速是光声显微镜和超声显微镜成像的一个非常重要的参数，它决定了成像质量的好坏。通常，现有的成像技术需要根据经验预设生物组织的声速。但实际上，不同的组织会具有不同的声速，各种软组织的声速差异可以高达10％，甚至温度都会对声速产生影响。因此，根据经验知识预设的声速值和实际声速值的不匹配会导致图像质量的下降，例如分辨率降低，图像位置偏移等。

发明内容

发明目的：为了克服现有技术中存在的不足，本发明提供一种不依赖预设声速的、能够自适应于不同组织的光声-超声双模态显微镜成像的新方法，该方法结合了光声显微镜成像和超声扫描显微镜成像、虚拟换能器概念以及合成孔径聚焦技术，利用相邻虚拟换能器接收到的光声信号的延时关系自适应地提取组织声速，进而根据提取到得准确声速值，重构光声和超声图像，从而提升图像质量，例如修正图像位置和提高分辨率等。

技术方案：为实现上述目的，本发明采用的技术方案为：

一种声速自适应的光声-超声双模态显微镜成像方法，包括以下步骤：

步骤1：光声信号激发与采集

超声换能器同时与信号发生器和数据采集卡连接，脉冲激光器发出的激光脉冲照射在样品上，样品因此产生的光声信号被超声换能器接收；同时，光电二极管接收脉冲激光器发出的激光脉冲，并利用接收到的信号触发数据采集卡对超声换能器接收到的光声信号进行采集；所述超声换能器为点聚焦水浸式超声换能器；

步骤2：超声信号的激发与采集

在光声信号采集完成后，再经过设定时间的延时，信号发生器产生窄脉冲信号并被加载在超声换能器上，超声换能器通过电声转换将窄脉冲信号转换为超声脉冲发射至样品上，样品因此产生的超声回波信号被超声换能器接收；数据采集卡对超声换能器接收到的超声回波信号进行采集；

步骤3：逐点扫描样品

沿着x-y平面对样品进行逐个成像点的扫描，即对每个成像点执行步骤1和步骤2，得到每个成像点的光声信号和超声回波信号；

步骤4：提取样品声速值

在光声信号的采集过程中，将超声换能器的焦点当作一个有固定指向角度的点探测器，将该点探测器称为虚拟换能器，虚拟换能器v的位置记为(x_v,y_v,z_v)，成像点的位置记为(x,y,z)，则存在如下关系：

r(x_v,y_v)²＝c²T(x_v,y_v)²-(z-z_v)²,v＝0,1,2,3… (1)

其中：c表示样品声速，

表示成像点上的光吸收体和虚拟换能器v在x-y平面上的水平距离，T(x_v,y_v)表示光声信号从光吸收体到虚拟换能器v的传播时间，|z-z_v|表示光吸收体与虚拟换能器v在z方向上的垂直距离；通过T(x_v,y_v)和r(x_v,y_v)的线性拟合结果的斜率计算c²，进而得到样品声速c；

步骤4.1：通过下式计算T(x_v,y_v)：

T(x_v,y_v)＝T₀+ΔT,v＝1,2,3… (2)

其中：T₀表示光声信号从光吸收体到虚拟换能器0的传播时间，虚拟换能器0的位置为(x₀,y₀,z_v)；为了方便起见，取(x₀,y₀)＝(x,y)；ΔT表示虚拟换能器0和虚拟换能器v接受同一光声信号的信号延迟；

步骤4.2：通过计算虚拟换能器v的接收信号

和虚拟换能器0的接收信号

之间互相关的最大值求取ΔT，即：

其中：

和

表示t和t-Δt时刻虚拟换能器v的接收信号，

表示t时刻虚拟换能器0的接收信号；

步骤5：基于虚拟换能器和合成孔径聚焦方法重建大景深的光声和超声图像。

具体的，所述步骤5中，光声和超声图像的任意位置(x,y,z)的像素值A(x,y,z)均通过对相邻位置虚拟换能器接收到的光声信号或超声回波信号进行延迟和叠加获得：

其中：x'＝x-x_v，y'＝y-y_v，z'＝z-z_v；

是加载在虚拟换能器上的相位补偿，基于该相位补偿，利用合成孔径技术将满足x'²+y'²≤R²条件的所有虚拟换能器合成为点聚焦换能器，该点聚焦换能器的焦点位于(x,y,z)；

α是一个参数：当z'＞0时，α＝+1；当z'＜0时，α＝-1；

R表示合成孔径的半径大小；

H[·]表示希尔伯特变换；

p_(x,y)表示接收到的光声信号或超声回波信号；

对于光声显微镜成像κ＝1；对于超声显微镜成像时κ＝2；

CF(t)是相干系数，用来增加侧向分辨率，抑制成像时出现的旁瓣伪像。

优选的，所述步骤4.2中，将与光吸收体的水平距离均为r(x_v,y_v)的虚拟换能器的接收信号进行叠加，根据叠加后的接收信号和接收信号

之间互相关的最大值求取ΔT，即：

其中：

采用叠加后的信号求取ΔT，可以提高信噪比。

有益效果：本发明提供的声速自适应的光声-超声双模态显微镜成像方法，能够自适应地提取组织声速值，而不依赖于预设的经验声速值，能够有效地避免的组织差异、温度差异等因素导致的预设声速和实际声速差异，有效地提高成像的景深、分辨率和信噪比。

附图说明

图1为实施本发明方法的光声-超声双模显微镜系统；

图2为虚拟换能器原理示意图；

图3为数值模拟中提取样品声速过程示意图；

图4为数值模拟结果中传统光声成像方法、合成孔径聚焦方法与本方法的对比；

图5为仿体实验中光声显微镜结果、超声显微镜成像结果与本方法的对比；

图6为离体生物实验中传统光声显微镜和本方法的三层C平面图像对比。

具体实施方式

下面结合附图对本发明作更进一步的说明。

如图1所示为实施本发明的声速自适应的光声-超声双模态显微镜成像方法的光声-超声双模显微镜系统示意图，该包括以下步骤：

步骤1：光声信号激发与采集

超声换能器同时与信号发生器和数据采集卡连接，脉冲激光器发出的激光脉冲照射在样品上，样品因此产生的光声信号被超声换能器接收；同时，光电二极管接收脉冲激光器发出的激光脉冲，并利用接收到的信号触发数据采集卡对超声换能器接收到的光声信号进行采集；所述超声换能器为点聚焦水浸式超声换能器。

步骤2：超声信号的激发与采集

在光声信号采集完成后，再经过设定时间的延时，信号发生器产生窄脉冲信号并被加载在超声换能器上，超声换能器通过电声转换将窄脉冲信号转换为超声脉冲发射至样品上，样品因此产生的超声回波信号被超声换能器接收；数据采集卡对超声换能器接收到的超声回波信号进行采集。

经步骤1和步骤2后，同一个超声换能器执行了包括光声信号接收、超声脉冲发射和超声回波信号接收在内的动作。

步骤3：逐点扫描样品

沿着x-y平面对样品进行逐个成像点的扫描，即对每个成像点执行步骤1和步骤2，得到每个成像点的光声信号和超声回波信号。

步骤4：提取样品声速值

在光声信号的采集过程中，将超声换能器的焦点当作一个有固定指向角度的点探测器，将该点探测器称为虚拟换能器；如图2所示，虚拟换能器v的位置记为(x_v,y_v,z_v)，成像点的位置记为(x,y,z)，则存在如下关系：

r(x_v,y_v)²＝c²T(x_v,y_v)²-(z-z_v)²,v＝0,1,2,3… (1)

其中：c表示样品声速，

表示成像点上的光吸收体和虚拟换能器v在x-y平面上的水平距离，T(x_v,y_v)表示光声信号从光吸收体到虚拟换能器v的传播时间，|z-z_v|表示光吸收体与虚拟换能器v在z方向上的垂直距离；通过T(x_v,y_v)和r(x_v,y_v)的线性拟合结果的斜率计算c²，进而得到样品声速c。

这里以图3、4的数值模拟为例来具体说明。在该数值模拟中，光声信号由中心频率为30MHz、焦距为19mm的球聚焦换能器接收。四个球形光吸收体以2mm的步长固定在19mm至25mm的深度处。介质从上到下具有三个声速不同的层，声速值分别为1300m/s、1500m/s和1700m/s。图3展示了自适应声速提取的过程。附图3(a)给出了距光吸收体五个不同水平距离的虚拟换能器r＝0mm、0.25mm、0.4mm、0.5mm、0.65mm检测到的光声信号波形，该光声信号对应的光吸收体位于23mm深处。因为虚拟换能器到光吸收体的距离不同，所以每个光声信号都有不同的传播时间。

步骤4.1：对于实际光声信号，光声信号的传播时间T(x_v,y_v)常常难以直接测量；为此，我们通过下式计算T(x_v,y_v)：

T(x_v,y_v)＝T₀+ΔT,v＝1,2,3… (2)

其中：T₀表示光声信号从光吸收体到虚拟换能器0的传播时间，虚拟换能器0的位置为(x₀,y₀,z_v)，为了方便起见，我们通常令(x₀,y₀)＝(x,y)；ΔT表示虚拟换能器0和虚拟换能器v接受同一光声信号的信号延迟。

步骤4.2：通过计算虚拟换能器v的接收信号

和虚拟换能器0的接收信号

之间互相关的最大值求取ΔT，即：

其中：

和

表示t和t-Δt时刻虚拟换能器v的接收信号，

表示t时刻虚拟换能器0的接收信号。

优选的，将与光吸收体的水平距离均为r(x_v,y_v)的虚拟换能器的接收信号进行叠加，根据叠加后的接收信号和接收信号

之间互相关的最大值求取ΔT，即：

如附图3(b)所示，ΔT可以通过最大化光声信号之间的互相关来估计。r²和T²之间的关系在附图3(c)中用点标出。通过对r²-T²的数据进行线性拟合(附图3(c)中的黑线)，我们可以提取r²-T²曲线的斜率并获得c＝1401.2m/s，它非常接近于该光吸收体和虚拟换能器之间两层介质的实际平均值1400m/s。

步骤5：基于虚拟换能器和合成孔径聚焦方法重建大景深的光声和超声图像

光声和超声图像的任意位置(x,y,z)的像素值A(x,y,z)均通过对相邻位置虚拟换能器接收到的光声信号或超声回波信号进行延迟和叠加获得：

其中：x'＝x-x_v，y'＝y-y_v，z'＝z-z_v；

是加载在虚拟换能器上的相位补偿，基于该相位补偿，利用合成孔径技术将满足x'²+y'²≤R²条件的所有虚拟换能器合成为点聚焦换能器，该点聚焦换能器的焦点位于(x,y,z)；

α是一个参数：当z'＞0时，α＝+1；当z'＜0时，α＝-1；

R表示合成孔径的半径大小；

H[·]表示希尔伯特变换；

p_(x,y)表示接收到的光声信号或超声回波信号；

对于光声显微镜成像κ＝1；对于超声显微镜成像时κ＝2；

CF(t)是相干系数，用来增加侧向分辨率，抑制成像时出现的旁瓣伪像。

图4(a)和(b)分别展示了预设声速为1500m/s的传统光声显微镜图像和预设声速为1300m/s获得的合成孔径聚焦法处理的光声图像。可以看出，这两个图像在非聚焦区域深度位置不够准确，分辨率也不够理想。尽管合成孔径聚焦可以扩展成像的深度，但是由于声速的不准确，其在非聚焦区域的信号强度仍然很低。图4(c)是通过我们提出的方法获得的图像。图4(d)比较了通过三种方法获得的四个吸收体图像的一维分布(Amplitude表示幅度，PAM表示采用常规定焦点、预设声速的光声显微镜获得的结果，SAFT表示采用预设声速的合成孔径方法获得的结果，Correction表示本发明方法获得的结果)。得益于自适应声速，本方法获得的图像在不同深度下具有正确的位置，并在较大的景深下保持较好的分辨率。同时，非聚焦区域中的信号强度也有大的提升。以深度23mm(离焦点4mm)的吸收体为例，经过合成孔径聚焦处理和本方法处理后，图像强度分别提高116.3％和283.3％，成像分辨率提高2.2倍和5.5倍。

下面结合具体实施例，对本发明做出进一步的说明。

具体实施例一：

选用若干直径200μm左右的黑色聚酯小球，随机排布在一块声速不均匀的琼脂块的上层和下层。在琼脂块的左边部分加入正丙醇使得左侧的声速变为约1588m/s，右边部分琼脂和水的质量比为0.5％，声速约为1497m/s。利用图1所示系统对该样品首先逐点进行光声/超声信号采集，然后利用传统光声/超声显微镜方法、合成孔径聚焦方法和本方法重构出光声和超声的双模图像，这里扫描步长50μm、扫描范围8×8mm。样品的下表面到焦点位置的距离为2mm。附图5中的三列图分别展示了样品下表面焦点固定的传统成像【附图5(a)(d)】(预设声速1500m/s)，合成孔径聚焦【附图5(b)(e)】(预设声速1500m/s)，本方法【附图5(c)(f)】(自适应声速)的光声/超声图像结果对比。可以发现，在非聚焦区域，传统的两种方法的信号强度和分辨率会因为声速的不匹配而降低，同时声速的不均匀会引起成像位置在z方向的偏移，因此无法在同一平面上清晰地同时呈现左边和右边的小球。利用自适应声速方法进行处理后可以得到整个样品清晰的图像。

具体实施例二：

取新鲜小鼠大脑组织，大脑组织中有丰富的毛细血管网络。利用图1所示系统对其进行逐点扫描采集信号，并利用传统光声显微镜方法和本方法分别得到三维图像。这里扫描步长50μm、扫描范围15×10mm。附图6的左边列和右边列分别展示了预设声速1500m/s时该样品三层C平面的图像以及利用本方法得到的处理后对应的三层C平面的图像。对比结果可以发现，受益于自适应声速，在声速修正前后，本方法可以有效地提高成像质量，包括提高分辨率和信号强度，以及修正成像位置的偏差。

以上所述仅是本发明的优选实施方式，应当指出：对于本技术领域的普通技术人员来说，在不脱离本发明原理的前提下，还可以做出若干改进和润饰，这些改进和润饰也应视为本发明的保护范围。

Claims (2)

1.一种声速自适应的光声-超声双模态显微镜成像方法，其特征在于：包括以下步骤：

步骤1：光声信号激发与采集

超声换能器同时与信号发生器和数据采集卡连接，脉冲激光器发出的激光脉冲照射在样品上，样品因此产生的光声信号被超声换能器接收；同时，光电二极管接收脉冲激光器发出的激光脉冲，并利用接收到的信号触发数据采集卡对超声换能器接收到的光声信号进行采集；所述超声换能器为点聚焦水浸式超声换能器；

步骤2：超声信号的激发与采集

在光声信号采集完成后，再经过设定时间的延时，信号发生器产生窄脉冲信号并被加载在超声换能器上，超声换能器通过电声转换将窄脉冲信号转换为超声脉冲发射至样品上，样品因此产生的超声回波信号被超声换能器接收；数据采集卡对超声换能器接收到的超声回波信号进行采集；

步骤3：逐点扫描样品

沿着x-y平面对样品进行逐个成像点的扫描，即对每个成像点执行步骤1和步骤2，得到每个成像点的光声信号和超声回波信号；

步骤4：提取样品声速值

在光声信号的采集过程中，将超声换能器的焦点当作一个有固定指向角度的点探测器，将该点探测器称为虚拟换能器，虚拟换能器v的位置记为(x_v,y_v,z_v)，成像点的位置记为(x,y,z)，则存在如下关系：

r(x_v,y_v)²＝c²T(x_v,y_v)²-(z-z_v)²,v＝0,1,2,3… (1)

其中：c表示样品声速，

表示成像点上的光吸收体和虚拟换能器v在x-y平面上的水平距离，T(x_v,y_v)表示光声信号从光吸收体到虚拟换能器v的传播时间，|z-z_v|表示光吸收体与虚拟换能器v在z方向上的垂直距离；通过T(x_v,y_v)和r(x_v,y_v)的线性拟合结果的斜率计算c²，进而得到样品声速c；

步骤4.1：通过下式计算T(x_v,y_v)：

T(x_v,y_v)＝T₀+ΔT,v＝1,2,3… (2)

其中：T₀表示光声信号从光吸收体到虚拟换能器0的传播时间，虚拟换能器0的位置为(x₀,y₀,z_v)，取(x₀,y₀)＝(x,y)；ΔT表示虚拟换能器0和虚拟换能器v接受同一光声信号的信号延迟；

步骤4.2：通过计算虚拟换能器v的接收信号

和虚拟换能器0的接收信号

之间互相关的最大值求取ΔT，即：

其中：

和

表示t和t-Δt时刻虚拟换能器v的接收信号，

表示t时刻虚拟换能器0的接收信号；

步骤5：基于虚拟换能器和合成孔径聚焦方法重建大景深的光声和超声图像；

光声和超声图像的任意位置(x,y,z)的像素值A(x,y,z)均通过对相邻位置虚拟换能器接收到的光声信号或超声回波信号进行延迟和叠加获得：

其中：x'＝x-x_v，y'＝y-y_v，z'＝z-z_v；

是加载在虚拟换能器上的相位补偿，基于该相位补偿，利用合成孔径技术将满足x'²+y'²≤R²条件的所有虚拟换能器合成为点聚焦换能器，该点聚焦换能器的焦点位于(x,y,z)；

α是一个参数：当z'＞0时，α＝+1；当z'＜0时，α＝-1；

R表示合成孔径的半径大小；

H[·]表示希尔伯特变换；

p_(x,y)表示接收到的光声信号或超声回波信号；

对于光声显微镜成像κ＝1；对于超声显微镜成像时κ＝2；

CF(t)是相干系数，用来增加侧向分辨率，抑制成像时出现的旁瓣伪像。

2.根据权利要求1所述的声速自适应的光声-超声双模态显微镜成像方法，其特征在于：所述步骤4.2中，将与光吸收体的水平距离均为r(x_v,y_v)的虚拟换能器的接收信号进行叠加，根据叠加后的接收信号和接收信号

之间互相关的最大值求取ΔT，即：

其中：

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