CN113243889A - 获取生物组织的信息的方法和设备 - Google Patents

获取生物组织的信息的方法和设备 Download PDF

Info

Publication number
CN113243889A
CN113243889A CN202010796893.0A CN202010796893A CN113243889A CN 113243889 A CN113243889 A CN 113243889A CN 202010796893 A CN202010796893 A CN 202010796893A CN 113243889 A CN113243889 A CN 113243889A
Authority
CN
China
Prior art keywords
biological tissue
laser
tissue
wavelength
area
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Granted
Application number
CN202010796893.0A
Other languages
English (en)
Other versions
CN113243889B (zh
Inventor
岳蜀华
姚林
李锐
王璞
李琳
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Beihang University
Peking University First Hospital
Original Assignee
Beihang University
Peking University First Hospital
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Beihang University, Peking University First Hospital filed Critical Beihang University
Priority to CN202010796893.0A priority Critical patent/CN113243889B/zh
Publication of CN113243889A publication Critical patent/CN113243889A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN113243889B publication Critical patent/CN113243889B/zh
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/0093—Detecting, measuring or recording by applying one single type of energy and measuring its conversion into another type of energy
    • A61B5/0095—Detecting, measuring or recording by applying one single type of energy and measuring its conversion into another type of energy by applying light and detecting acoustic waves, i.e. photoacoustic measurements
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/08—Detecting organic movements or changes, e.g. tumours, cysts, swellings
    • A61B8/0833—Detecting organic movements or changes, e.g. tumours, cysts, swellings involving detecting or locating foreign bodies or organic structures
    • A61B8/085—Detecting organic movements or changes, e.g. tumours, cysts, swellings involving detecting or locating foreign bodies or organic structures for locating body or organic structures, e.g. tumours, calculi, blood vessels, nodules
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/44—Constructional features of the ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic device
    • A61B8/4416—Constructional features of the ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic device related to combined acquisition of different diagnostic modalities, e.g. combination of ultrasound and X-ray acquisitions
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/52—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/5215—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves involving processing of medical diagnostic data
    • A61B8/5238—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves involving processing of medical diagnostic data for combining image data of patient, e.g. merging several images from different acquisition modes into one image
    • A61B8/5261—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves involving processing of medical diagnostic data for combining image data of patient, e.g. merging several images from different acquisition modes into one image combining images from different diagnostic modalities, e.g. ultrasound and X-ray
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N21/00—Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using sub-millimetre waves, infrared, visible or ultraviolet light
    • G01N21/17—Systems in which incident light is modified in accordance with the properties of the material investigated
    • G01N21/1702—Systems in which incident light is modified in accordance with the properties of the material investigated with opto-acoustic detection, e.g. for gases or analysing solids
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N29/00—Investigating or analysing materials by the use of ultrasonic, sonic or infrasonic waves; Visualisation of the interior of objects by transmitting ultrasonic or sonic waves through the object
    • G01N29/04—Analysing solids
    • G01N29/06—Visualisation of the interior, e.g. acoustic microscopy
    • G01N29/0654—Imaging
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N21/00—Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using sub-millimetre waves, infrared, visible or ultraviolet light
    • G01N21/17—Systems in which incident light is modified in accordance with the properties of the material investigated
    • G01N21/1702—Systems in which incident light is modified in accordance with the properties of the material investigated with opto-acoustic detection, e.g. for gases or analysing solids
    • G01N2021/1706—Systems in which incident light is modified in accordance with the properties of the material investigated with opto-acoustic detection, e.g. for gases or analysing solids in solids

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Acoustics & Sound (AREA)
  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Analytical Chemistry (AREA)
  • Biochemistry (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Immunology (AREA)
  • Vascular Medicine (AREA)
  • Computer Vision & Pattern Recognition (AREA)
  • Ultra Sonic Daignosis Equipment (AREA)
  • Investigating Or Analysing Materials By Optical Means (AREA)

Abstract

本文公开了一种获取生物组织的信息的方法，包括以下步骤：向生物组织照射激光并接收所述生物组织响应于所述激光的照射而产生的声波，以获得光声图像；向组织发射超声波束并接收来自所述生物组织的所述超声波束的反射波，以获得超声图像；分别计算光声图像和超声图像的面积以作为第一面积和第二面积；并所述第一面积和第二面积的比值，其中当比值低于预定阈值时，确定生物组织为第一状态，其中当比值高于阈值时，确定所述生物组织为第二状态。本文还公开了一种用户执行上述方法的设备。

Description

获取生物组织的信息的方法和设备
技术领域
本文涉及从生物组织获取信息以确定生物组织的状态的方法和设备。
背景技术
对于从生物组织(例如人体的器官组织，如肾脏)获取信息以确定生物组织的状态，例如，确定该生物组织是否处于正常状态或异常状态(例如发生诸如癌变的病变)的技术，目前用于辨别生物组织状态的常规技术是病理切片。
然而，病理切片由于其制作流程需要长时间复杂的操作，所以对于快速检测生物组织状态来说并没有很大的用处。如果病理切片发现手术后病人有病变组织的残留，这会使得患者局部病症(例如癌症)复发的可能性变高。
近年来，也出现了一些生物组织状态检测的方法，可以用来区分正常组织和异常组织，但其敏感性和成像深度也不理想。
有一些光谱学的技术被采用，如荧光光谱和漫反射光谱，还有拉曼光谱。但这些技术成像速度较慢且灵敏度较低，限制了这些技术在临床中的应用。
术中超声的方法也可以对生物组织进行检测，例如，在该生物组织是肾脏组织的情况下，在术中取出病变组织之前使用腹腔镜超声探头对腹腔镜内袋中的病变组织进行成像，该技术可以帮助医生辨别肾实质边缘是否存在病变组织的残留。但该技术介入手术，会对医生术中造成妨碍。
结构照明荧光显微镜对手术切除样本可以进行荧光成像，可以成像整个组织标本，但这些成像结果仍需要专业医生的辨别，并且缺乏成像深度，并对标本造成了一定的影响。
有一些手术使用了术中快速冰冻切片，这为术中病变组织辨别提供了一个可用的方式，但取下的组织有限，有可能不能代表病变特征，且其诊断结果的准确性和快速性与传统的组织学分析相比，准确性降低，而且这种方法也会对样品造成永久性的损失。
目前虽然有一些成像技术用于或可能用于生物组织检测(例如肾脏检测)，但这些技术共同的缺点是：
1、和金标准病理组织学诊断(即，病理切片)相比，敏感性并不十分理想。
2、成像速度不足或对医生的手术有所介入。
3、诊断的准确性依赖于操作者的经验，学习曲线长，经验不足的观察者之间的一致性不高。
因此，存在如下所述的从生物组织获取信息以确定生物组织的状态的方法和设备的需求，其够以较短的检测时间对生物组织进行有深度的成像，并能够以较高的灵敏度检测生物组织以确定生物组织的状态。
发明内容
为了能够解决现有技术中检测时间长且灵敏度不高，无法快速对整个组织进行有深度的成像的缺陷，本文采用多模态光声成像的方法，利用光声提供的分子学信息和超声提供的物理学信息区分正常生物组织和异常生物组织,实现高灵敏度和特异性的成像。并且，本文使用二维扫描平台移动和一共线探头进行扫描成像,实现对整个组织的快速有深度的成像。
为此，根据本文的一个方面，提供了一种获取生物组织的信息的方法，包括以下步骤：
向所述生物组织照射激光，并接收所述生物组织响应于所述激光的照射而产生的声波，以获得光声图像；
向所述组织发射超声波束，并接收来自所述生物组织的所述超声波束的反射波，以获得超声图像；
计算所述各波长下光声图像的面积以作为第一面积；
计算所述超声图像的面积以作为第二面积；和
计算所述第一面积和第二面积的比值，
其中当所述比值低于预定阈值时，确定所述生物组织为第一状态，其中当所述比值高于所述阈值时，确定所述生物组织为第二状态。
可选的，在上述方法中，所述激光为脉冲激光，其波长为355nm至2600nm，频率为1-50Hz，周期为1-20ns。
可选的，在上述方法中，所述激光为波长为1197nm的红外激光，以获得所述生物组织的关于脂质的光声图像。
可选的，在上述方法中，其中所述生物组织为肾脏组织，所述阈值为5％至57％。
可选的，在上述方法中，所述阈值为5.54％。
可选的，在上述方法中，其中所述激光为波长为1064nm的红外激光，以获得所述生物组织的关于血液的光声图像。
可选的，在上述方法中，其中所述生物组织为肾脏组织，所述阈值为20％至45％。
可选的，在上述方法中，进一步包括以下步骤：沿着垂直于所述生物组织的深度方向的平面扫描整个所述生物组织，以获得多个光声图像和多个超声图像，基于所述多个光声图像和所述多个超声图像计算多个比值，从而确定所述生物组织的具有所述第一状态的部分和具有所述第二状态的部分的边界。
此外，根据本文的另一个方面，还提供了一种获取生物组织的信息的设备，包括：
探头，所述探头容纳有激光照射装置和超声波换能器，所述激光照射装置包括用于产生激光的激光器和用于将所述激光引导至所述生物组织的表面的光纤束，所述超声波换能器被配置为接收所述生物组织响应于所述激光的照射而产生的声波信号，产生超声波束并将所述超声波束发射至所述生物组织，和接收来自所述生物组织的所述超声波束的反射波信号；和
计算装置，与所述探头通信，所述计算装置被配置为实现以下功能：分别基于所获取的所述声波信号和所述反射波信号生成光声图像和超声图像；计算所述光声图像的面积以作为第一面积，计算所述超声图像的面积以作为第二面积的比值；和计算所述第一面积和第二面积的比值，其中所述比值低于预定阈值时，所述计算装置输出指示所述生物组织为第一状态的信息，其中当所述比值高于所述阈值时，所述计算装置输出指示所述生物组织为第二状态的信息。
可选的，在上述设备中，具有所述第一状态的生物组织为透明细胞肾细胞癌的癌变肾组织，具有所述第二状态的生物物质为正常肾组织。
可选的，在上述设备中，所述激光器产生波长为355nm至2600nm，频率为1-50Hz并且周期为1-20ns的脉冲红外激光。
可选的，在上述设备中，所述脉冲红外激光的波长为1197nm，所述阈值为5％至57％。
可选的，在上述设备中，所述阈值为5.54％。
可选的，在上述设备中，所述脉冲红外激光的波长为1064nm，所述阈值为20％至45％。
可选的，在上述设备中，所述激光器为具有增益介质的双波长全固态拉曼激光器，其中所述双波长全固态拉曼激光器输出所述第一波长为1064nm的激光作为泵浦激光，并且所述增益介质为Ba(NO3)2晶体，以根据所述泵浦激光和所述增益介质的拉曼位移来输出所述第二波长为1197nm的激光。
可选的，在上述设备中，进一步包括被配置为同步显示所述光声图像和所述超声图像的显示装置。
可选的，在上述设备中，所述探头进一步包括设置在所述光纤束的光出射端和所述超声波换能器的超声发射端处的一对透明玻璃片，所述一对透明玻璃片中的每个透明玻璃片以45度设置。
可选的，在上述设备中，进一步包括用于安置所述探头或所述生物组织的可移动台，使得所述探头沿着垂直于所述生物组织的深度方向的平面移动，而使用所述探头扫描整个所述生物组织。。
附图说明
为了能够更详细地理解本文的上述特征，可以通过参考实施方式来获得已简要概述于前的本文的更详细的描述，实施方式中的一些绘示于附图中。然而，值得注意的是，附图仅绘示了本文的典型实施方式，而由于本文可允许其他等效的实施方式，因此附图并不会视为对本公开内容的范围的限制。
图1示出了根据本文实施方式的获取生物组织信息的结构框图。
图2示出了根据本文实施方式的探头的结构示意图。
图3示出了根据本文实施方式的光声信号在不同成像深度的信噪比的图表。
图4示出了图2的探头的局部放大图。
图5是根据本文实施方式的判断生物组织状态的方法的流程图。
图6示出了根据本文实施方式对样品进行成像的结果。
图7示出了根据本文实施方式的区分正常组织和病变组织的图表。
图8示出了根据本文实施方式对样品进行成像的结果。
图9示出了根据另一实施方式的用于从生物组织获取信息的设备的结构框图。
图10示出了激光波长和光学吸收的关系图。
为便于理解，在可能的情况下，使用相同的附图标记代表附图中相同的元件。可以预期的是一个实施方式中的元件与特征可有利地用于其他实施方式中或与其他实施方式结合以获得另外的实施方式，而无需赘述。
然而，值得注意的是，附图仅绘示了本发明的典型实施方式，而由于本发明可允许其他等效的实施方式，因此附图并不会视为对本公开内容的范围的限制。
具体实施方式
下面结合附图描述本文的具体技术方案。
参照图1，图1示出了根据本文的一个实施方式的用于从生物组织获取信息的设备的结构框图。如图1所示，设备1具有主要包括激光发射装置10、探头20、计算控制装置30和被检组织40。
激光发射装置10包括激光源11、聚焦透镜13和光纤束14。激光源11可被构造为输出特定波长的激光。例如，激光源11可以采用仅输出特定波长的专用激光源。在一些实施方式中，激光源11也可以是调谐激光源，从而可被控制输出所需要的波长的激光。在激光源11是调谐激光源的情况下，激光源可以集成有用于控制激光源11输出特定形式的激光的控制电路，或者，激光源11可为通过线缆31与计算控制装置30通信，并受计算控制30的控制以输出特定波长的激光。
在一些实施方式中，激光源11被构造为输出预定波长的红外激光。
图10示出了波长和光学吸收的关系图。如图10所示，生物组织中的血液，脂质和水分对大致在355nm至2600nm的波长范围内的激光具有吸收作用。因此，激光源11可以被构造为输出波长在355nm至2600nm范围内的波长，从而生物组织在受到这种激光的照射后能够产生反映组织中的血液、脂质或水分分布的光声引号。例如，在一些实施方式中，在波长为1197nm的红外激光下，生物组织中的脂质会产生较高的吸收，因此可以将激光源11构造为输出1197nm的红外激光以对生物组织中的脂质成分进行分析。例如，在另一些实施方式中，在波长为1064nm的红外激光下，生物组织中的血液会产生较高的吸收，因此可以将激光源11构造为输出1064nm的激光以对生物组织中的血液成分进行分析。当然，也可以将激光源11构造为输出355nm至2600nm范围内的波长的激光用于对生物组织内的脂质和血液进行分析，因为生物组织内的脂质和血液对355nm至2600nm范围内的波长的激光均会产生吸收。当然，激光源11输出的激光的具体波长并不以上述为限，而可以将激光源11构造为输出具有其他波长范围内的激光，这取决与生物组织中的希望检测的具体成分，应了解，希望检测的成分并不限于上文讨论的脂质、血液或水分。
在一些实施方式中，计算控制装置30或激光源11中集成的控制电路可进一步被配置为控制激光源11输出脉冲激光。例如，激光源11可以受控输出特定频率和特定周期脉冲激光。脉冲激光的频率可以是1-50Hz，优选为10Hz。脉冲激光的周期可以是1-20ns，优选为10ns。脉冲激光的频率和周期并不以此为限，激光源11可以受控输出其他频率和周期的脉冲激光。
从激光源11输出的激光12依次经由聚焦透镜13和光纤束(或光导)14而被引导至探头20。探头20在其一端接收从光纤束14接收到的激光12，并从另一端输出激光12以照射放置在容器42内的生物组织的样本41。聚焦透镜13需与出光口保持一定距离，同时在输出激光为红外激光的情况下，聚焦透镜13上可镀上红外光的增透膜。聚焦透镜可与光路保持一定角度，防止激光原路反射导致激光源11的损伤。在一些实施方式实施中，可通过红外观测卡显示光纤束14的出光情况。
参见图2，图2示出了探头20的结构示意图。探头20具有壳体21和容纳在壳体内的光纤束(或光导)22和超声换能器23。
激光12从探头20的一端输入到光纤束22并通过光纤束22引导至探头20的另一端并出射，出射的激光12照射到样本41上。当将诸如脉冲激光束的激光12照射到样本41时，样本41中的活体组织会吸收激光并产生声波，因此，只要能够将样本41响应于激光的照射而产生的声波信号(或称为光声信号)加以采集并执行分析处理，则可将样本41的与活体内部的光学特性相关的信息(机能信息)可视化，从而获得与光声信号相对应的光声图像。
可使用探头20的壳体21内的超声换能器23来采集样本41响应于激光的照射而产生的光声信号。超声波换能器23通过线缆31与计算控制装置30通信。超声波换能器23将接收到的光声信号发送至计算控制装置30，并且计算控制装置30对光声信号执行分析处理以生成对应的光声图像，并通过显示器32显示光声图像。
在一些实施方式中，计算控制装置30具有128通道的数据采集电路来进行数据处理，相对应的，超声换能器23可以是具有128个超声换能单元的超声换能器阵列，但并不以此为限，数据采集电路可以具有其他的通道数量，并因此超声换能器23可以具有其他数量的超声换能单元的超声换能器阵列。如图3所示，通过对样本41照射激光，采集样本41发出的光声信号，计算控制装置30可以生成在样本41的深度方向(Y方向)上的组织深度成像(X-Y平面内的深度图像)。
发明人发现，通过上述光声成像方法的成像深度可以达到1厘米。发明人在不同深度处测量了光声信号的信噪比。如图3所示，信噪比在2mm深度处约为19dB，并在9mm深度处逐渐降低至14dB，这可能是因为激光功率随深度而降低。基于光声信号的信噪比，光声成像深度可以是0mm-9mm，优选是0mm–5mm，更优选是0mm–3mm。
图2所示的超声换能器23不仅能够采集光声信号，还可以受控向样本41发射超声波束，并采集来自样本41的反射回波。超声换能器23将采集到的回波信号发送给计算控制装置30，计算控制装置30对接收到的回波信号进行处理，以获得样本41的超声深度图像，并将超声深度图像传输到显示器32进行显示。例如，超声成像的深度可以和光声成像的深度一致，超声成像的深度可以是0mm-9mm，优选是0mm–5mm，更优选是0mm–3mm。
探头20和计算控制装置30所构成的光声和超声成像系统可以被配置为以64MHZ采样率、3HZ图像采集频率、372μm的横向分辨率和230μm的纵向分辨率，以及3mm的组织成像深度进行光声和超声成像。
在一些实施方式中，探头2还具有以45度的角度倾斜设置得两个玻璃载玻片24A和24B，如图2所示。玻璃载玻片24A设置在超声换能器23的超声发射端，玻璃载玻片24B设置在光纤束22的光出射端。
如图4所示，玻璃载玻片24A和24B被构造为能够透射大部分激光(其中有一些激光被折射)但能够反射声波。从光纤束22出射的激光能够透射过玻璃载玻片24B而直接照射到样品41上，而样品41响应于激光12的照射而产生的声波信号则会沿着声路13首先由玻璃载玻片24B反射，接着由玻璃载玻片24A反射，最后由超声换能器23采集。同理，从超声换能器23发射的超声波束会沿着声路13首先由玻璃载玻片24A反射，接着由玻璃载玻片24B反射，最后被引导到样品41上。样品41反射超声波束的回波信号会沿着声路13首先由玻璃载玻片24B反射，接着由玻璃载玻片24A反射，最后由超声换能器23采集。虽然图4示出为激光12的光路和声路13彼此偏移，但应了解到激光12的光路和声路13是彼此重叠的。故，通过设置玻璃载玻片24A和24B，激光照射、光声信号的采集、超声波束的发射和回波信号的采集可以共线地执行。也就是说，光声成像和超声成像可以共线地执行。共线地执行光声成像和超声成像能够更好适应组织表面的不平整。
在设备1中，探头20被用于执行光声成像和超声成像两者。光声成像和超声成像是被异步执行的。例如，探头20可以先出射激光并采集光声信号以执行光声成像，并接着发射超声波束并采集回波信号以执行超声成像，反之亦然。对于在样品41的相同位置处执行的光声成像和超声成像，所生成的光声图像和超声图像之间具有延时，因此，计算控制装置30可被配置为对上述延时进行补偿，以在显示器32上同步显示光声图像和超声图像。
下面将结合图5说明判断生物组织的状态的方法100。在步骤S102处，首先对生物组织照射激光，生物组织响应于照射的激光会生成光声信号，光声信号被采集以进行光声成像。
在步骤S104处，接着向生物组织发射超声波束，生物组织会产生超声波束的回波信号，回波信号被采集以进行超声成像。
在步骤S106处，根据采集到的光声信号和超声信号分别进行光声成像和超声成像，以获得光声图像和超声图像，并接着计算光声图像和超声图像的比值(光声图像/超声图像)。
在步骤S108处，将获得的比值和一预定的阈值进行比较。
所该比值大于预定的阈值，则在S110处，确定被检测的组织为病变组织，若该比值小于预定的阈值，则在S112出，确定被检测的组织为正常组织。
实验1
对于如何确定该阈值，下面将以肾脏组织作为样品，发生透明细胞肾细胞癌(ccRCC)癌变的肾脏组织作为病变组织，发射波长为1197nm的红外激光为为例进行说明。
首先分别获取肾脏组织的多个样品。每个样品被放置在液氨中储存，使用时先用10％福尔马林固定冷冻组织，然后将其包埋在仿体中，如2.5％琼脂糖凝胶中。
在成像过程中，将嵌入仿体的组织置于有磷酸盐缓冲盐溶液作为耦合介质的容器中，并将探头的前端浸入溶液中，将探头调整到合适的位置，记录样品的位置以及成像面。
接着对样品进行光声成像和超声成像。在光声成像期间，使用光能量密度不超过美国国家标准协会(ANSI)安全标准的光用于光声信号的激发，即，小于100mJ/cm2。例如，使用能量密度为在1197nm波长下的82mJ/cm2的激光进行光声成像。成像后将组织从琼脂糖凝胶上剥离，并用15％和30％蔗糖溶液梯度脱水。然后使用包埋剂按照先前标记的方向对样品进行包埋，再对包埋后的组织进行8μm切片，并用苏木精和伊红(H&E)染色，最后两名专业病理学家独立检查H&E玻片。
图6示出了通过上述方法对两个样品进行检测的结果。通过组织病理学切片，可以确定样品1为正常的肾脏组织，样品2为发生的ccRCC癌变的病变组织。从图6示出的样品1和样品2的超声图像可以看出，正常的肾脏组织和病变肾脏组织在超声图像上的差异并不显著，因此，可能难以仅通过超声图像来判定被检测的生物组织的状态。
由于生物组织中的脂质成分对波长为1197nm的红外激光会产生较高的吸收，因此通过使用波长为1197nm而获得的光声图像能够呈现出生物组织内的脂质成分的分布。发明人发现，在ccRCC组织中具有丰富的脂质信号，但在正常组织中却很少或没有可检测到的脂质信号，如图6中样品1和样品2的光声图像所示。这一发现在大多数患者组织中都是一致的。因此，发明人认为，可以用过计算呈现脂质分布的光声图像在超声图像中所占的比例来确定的判断区分组织样品上的正常组织的部分和ccRCC癌变组织的部分。
发明人对进一步对31份样品进行了如上所述的光声成像和超声成像，并计算了光声图像的面积相对于超声图像的面积的比值。结果如表1所示：
表1：正常组织和ccRCC癌变组织中的脂质面积比
Figure BDA0002625956470000101
通过光声信号和超声信号覆盖的相应区域之间的面积比值来定量脂质。如图7的(A)所示，发明人发现ccRCC组织中的脂质面积比值明显高于正常组织(约9倍)。尽管高阶段ccRCC的脂质面积比值高于低阶段ccRCC，但没有出现统计学差异。基于表1，可以初步确定，当使用1197nm的激光检测生物组织中的脂质分布时，用于确定组织状态的阈值介于大约5％至大约57％之间，优选为介于大约5％至大约30％之间，进一步优选为介于大约5％至大约20％之间，更优选为介于大约5％至大约10％之间。
为了测试使用脂质面积比值将ccRCC与正常组织区分开的能力，如图7的(B所示)，绘制了“灵敏度”与“1-特异性”的关系绘制ROC曲线图，其中“灵敏度”作为Y轴，“1-特异性”作为X轴。曲线下的大面积(AUC＝0.95)表明脂质面积比值可以准确地区分正常组织和ccRCC组织。此外，ROC曲线提供了一种以特异性为代价获得所需灵敏度的方法。由于检测灵敏度对于ccRCC检测更为重要，因此优选脂质面积比值的阈值为5.54％，以实现100％的灵敏度和80％的特异性。
实验2
下面描述以肾脏组织作为样品，发生透明细胞肾细胞癌(ccRCC)癌变的肾脏组织作为病变组织，发射波长为1064nm的红外激光为例进行说明。实验2与实验1类似，除了使用波长为1064nm的红外激光对样品进行照射。
在光声成像期间，使用光能量密度不超过美国国家标准协会(ANSI)安全标准的光用于光声信号的激发，即，小于100mJ/cm2。例如，使用能量密度为在1064nm波长下的33mJ/cm2的激光进行光声成像。
图8示出了通过上述方法对两个样品进行检测的结果。通过组织病理学切片，可以确定样品1为正常的肾脏组织，样品2为发生的ccRCC癌变的病变组织。从图8示出的样品1和样品2的超声图像可以看出，正常的肾脏组织和病变肾脏组织在超声图像上的差异并不显著，因此，可能难以仅通过超声图像来判定被检测的生物组织的状态。
由于生物组织中的血液成分对波长为1064nm的红外激光会产生较高的吸收，因此通过使用波长为1064nm而获得的光声图像能够呈现出生物组织内的血液成分的分布。发明人发现，相较于正常组织，在ccRCC组织中的血液信号也更为丰富，如图8中样品1和样品2的光声图像所示。这一发现在大多数患者组织中都是一致的。因此，发明人认为，也可以用过计算呈现血液分布的光声图像在超声图像中所占的比例来确定的判断区分组织样品上的正常组织的部分和ccRCC癌变组织的部分。
发明人对进一步对31份样品进行了如上所述的光声成像和超声成像，并计算了光声图像的面积相对于超声图像的面积的比值。结果如表2所示：
表2：正常组织和ccRCC癌变组织中的血液面积比
Figure BDA0002625956470000111
通过光声信号和超声信号覆盖的相应区域之间的面积比值来定量血液。发明人发现ccRCC组织中的血液分布的面积总体高于正常组织。尽管高阶段ccRCC的血液面积比值高于低阶段ccRCC，但没有出现统计学差异。基于表2，可以确定，当使用1064nm的激光检测生物组织中的血液分布时，用于确定组织状态的阈值可介于大约20％至大约45％之间，优选为介于大约20％至大约30％之间。
图9示出了根据另一实施方式的用于从生物组织获取信息的设备100的结构框图。
设备100与图1所示的设备1相似，其不同之处在于，设备100的激光器10包括有激光源111，激光源111受控输出具有不同波长的激光。例如，激光源可输出具有第一波长的第一激光114和具有不用于第一波长的第二波长的第二激光115。激光器110还具有可翻转的反射镜112和113。在需要使用第一激光114时，反射镜112和113可被收起，以使得第一激光114直接入射至聚焦透镜13而不受反射镜112和113得干扰，并且在需要使用第二激光115时，反射镜112和113可被翻转，使得第二激光115可依次被反射镜113和112反射，从而使得反射后的第二激光115与第一激光114共线，反射后的第二激光115入射至聚焦透镜。
例如，第一激光114可以是波长为1064nm的红外激光，以检测生物组织的血液分布，并且第二激光115可以是具有波长为1197nm的红外激光，以检测生物组织的脂质分布。
在一些实施方式中，激光源111可以是具有增益介质的双波长全固态拉曼激光器，其中增益介质是Ba(NO3)2晶体。该拉曼激光器受控输出波长为1064nm的第一激光114作为泵浦激光，并且根据该泵浦激光和该增益介质的拉曼位移即可将该泵浦激光转变为波长为1197nm的第二激光115。此举的好处在于，只需控制激光器输出具有第一波长的泵浦激光，则可同时获得经拉曼位移后的具有另一波长的激光，简化了激光器的构造而无需分别使用两种激光器来实现不同波长的激光的输出。
通过使用双波长全固态拉曼激光器，可以使用一种激光源按需输出两种不同波长的激光(例如1197nm和1064nm的激光)，从而可以使用一套系统检测生物组织中的不同成分(例如脂质和血液)的分布情况，这简化了系统构成。
在一些实施方式中，图1所示的设备1和图9所述的设备100还可具有移动平台。探头20和被检组织40可被安置在移动平台上，移动被配置为可以使抬探头20和被检组织40之间进行相对的平移运动。
在对生物组织进行检测时，探头20沿着垂直于被检组织40的深度方向的平面进行扫描，以获得多个的光声图像和多个超声图像，从而能够来检测生物组织在一定范围内的每一深度截面的状态，从而可以确定被检生物组织正常状态和病变状态的轮廓，并确定正常状态的生物组织和病变状态的生物组织的边界。
本文提供的方法和设备通过使用激光和超声波束分别进行光声成像和超声成像，并对获得的光声图像和超声图像进行简单的分析处理即可确定被检测的组织的状态，并达到了作为金标准病理组织学诊断的病理切片技术相近的灵敏度和特异性，然而分析时间较病理切片大幅缩短。同时，该方法和设备不会对医生的手术有所介入，并且诊断的准确性无需依赖于操作者的经验。
虽然上文针对本公开内容的实施方式，但在不背离本发明基本范围下，可设计本公开内容的其他与进一步的实施方式，而本发明的保护范围由随附的权利要求书界定。

Claims (18)

1.一种获取生物组织的信息的方法，包括以下步骤：
向所述生物组织照射激光，并接收所述生物组织响应于所述激光的照射而产生的声波，以获得光声图像；
向所述组织发射超声波束，并接收来自所述生物组织的所述超声波束的反射波，以获得超声图像；
计算所述光声图像的面积以作为第一面积；
计算所述超声图像的面积以作为第二面积；和
计算所述第一面积和第二面积的比值，
其中当所述比值低于预定阈值时，确定所述生物组织为第一状态，其中当所述比值高于所述阈值时，确定所述生物组织为第二状态。
2.根据权利要求1所述的方法，其中所述激光为脉冲激光，其波长为355nm至2600nm，频率为1-50Hz，周期为1-20ns。
3.根据权利要求1或2所述的方法，其中所述激光为波长为1197nm的红外激光，以获得所述生物组织的关于脂质的光声图像。
4.根据权利要求3所述的方法，其中所述生物组织为肾脏组织，所述阈值为5％至57％。
5.根据权利要求4所述的方法，其中所述阈值为5.54％。
6.根据权利要求1或2所述的方法，其中所述激光为波长为1064nm的红外激光，以获得所述生物组织的关于血液的光声图像。
7.根据权利要求6所述的方法，其中所述生物组织为肾脏组织，所述阈值为20％至45％。
8.根据权利要求1所述的方法，进一步包括以下步骤：
沿着垂直于所述生物组织的深度方向的平面扫描整个所述生物组织，以获得多个光声图像和多个超声图像，
基于所述多个光声图像和所述多个超声图像计算多个比值，从而确定所述生物组织的具有所述第一状态的部分和具有所述第二状态的部分的边界。
9.一种获取生物组织的信息的设备，包括：
探头，所述探头容纳有：
激光照射装置，包括用于产生激光的激光器和用于将所述激光引导至所述生物组织的表面的光纤束；和
超声波换能器，被配置为接收所述生物组织响应于所述激光的照射而产生的声波信号，产生超声波束并将所述超声波束发射至所述生物组织，和接收来自所述生物组织的所述超声波束的反射波信号；和
计算装置，与所述探头通信，所述计算装置被配置为实现以下功能：
分别基于所获取的所述声波信号和所述反射波信号生成光声图像和超声图像；
计算所述光声图像的面积以作为第一面积，计算所述超声图像的面积以作为第二面积；和
计算所述第一面积和第二面积的比值，其中所述比值低于预定阈值时，所述计算装置输出指示所述生物组织为第一状态的信息，其中当所述比值高于所述阈值时，所述计算装置输出指示所述生物组织为第二状态的信息。
10.根据权利要求9所述的设备，其中具有所述第一状态的生物组织为透明细胞肾细胞癌的癌变肾组织，具有所述第二状态的生物物质为正常肾组织。
11.根据权利要求9或10所述的设备，其中所述激光器产生波长为355nm至2600nm，频率为1-50Hz并且周期为1-20ns的脉冲红外激光。
12.根据权利要求11所述的设备，其中所述脉冲红外激光的波长为1197nm，所述阈值为5％至57％。
13.根据权利要求12所述的设备，其中所述阈值为5.54％。
14.根据权利要求11所述的设备，其中所述脉冲红外激光的波长为1064nm，所述阈值为20％至45％。
15.根据权利要求9所述的设备，其中所述激光器为具有增益介质的双波长全固态拉曼激光器，其中：
所述双波长全固态拉曼激光器输出所述第一波长为1064nm的激光作为泵浦激光，并且
所述增益介质为Ba(NO3)2晶体，以根据所述泵浦激光和所述增益介质的拉曼位移来输出所述第二波长为1197nm的激光。
16.根据权利要求9所述的设备，进一步包括被配置为同步显示所述光声图像和所述超声图像的显示装置。
17.根据权利要求9所述的设备，其中所述探头进一步包括分别设置在所述光纤束的光出射端和所述超声波换能器的超声发射端处的一对透明玻璃片，所述一对透明玻璃片中的每个透明玻璃片以45度设置。
18.根据权利要求17所述的设备，进一步包括用于安置所述探头或所述生物组织的可移动台，使得所述探头沿着垂直于所述生物组织的深度方向的平面移动，而使用所述探头扫描整个所述生物组织。
CN202010796893.0A 2020-08-10 2020-08-10 获取生物组织的信息的方法和设备 Active CN113243889B (zh)

Priority Applications (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
CN202010796893.0A CN113243889B (zh) 2020-08-10 2020-08-10 获取生物组织的信息的方法和设备

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
CN202010796893.0A CN113243889B (zh) 2020-08-10 2020-08-10 获取生物组织的信息的方法和设备

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN113243889A true CN113243889A (zh) 2021-08-13
CN113243889B CN113243889B (zh) 2022-05-10

Family

ID=77220123

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN202010796893.0A Active CN113243889B (zh) 2020-08-10 2020-08-10 获取生物组织的信息的方法和设备

Country Status (1)

Country Link
CN (1) CN113243889B (zh)

Citations (18)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20050004458A1 (en) * 2003-07-02 2005-01-06 Shoichi Kanayama Method and apparatus for forming an image that shows information about a subject
US20110098550A1 (en) * 2008-06-18 2011-04-28 Canon Kabushiki Kaisha Photoacoustic imaging apparatus
US20130109950A1 (en) * 2011-11-02 2013-05-02 Seno Medical Instruments, Inc. Handheld optoacoustic probe
US20130289381A1 (en) * 2011-11-02 2013-10-31 Seno Medical Instruments, Inc. Dual modality imaging system for coregistered functional and anatomical mapping
CN103829961A (zh) * 2014-03-21 2014-06-04 南京大学 一种结合有限角x射线成像、超声成像的多模式光声成像方法
EP2754388A1 (en) * 2013-01-15 2014-07-16 Helmholtz Zentrum München Deutsches Forschungszentrum für Gesundheit und Umwelt GmbH System and method for quality-enhanced high-rate optoacoustic imaging of an object
US20140200434A1 (en) * 2012-01-31 2014-07-17 Ji-Xin Cheng Vibrational photoacoustic tomography using raman laser
CN105030223A (zh) * 2015-06-17 2015-11-11 南开大学 一种判别血红细胞含氧量的光声多普勒血液流速测量方法及测量系统
CN105249993A (zh) * 2015-11-16 2016-01-20 南京大学 一种通过光声成像选取最佳声速组优化超声成像的方法
CN105784599A (zh) * 2016-04-27 2016-07-20 北京大学 一种基于石墨烯的光声成像装置及其成像方法
CN106456016A (zh) * 2014-05-06 2017-02-22 皇家飞利浦有限公司 用于血管估计的设备、系统和方法
CN106691390A (zh) * 2017-01-22 2017-05-24 中国科学院深圳先进技术研究院 一种光声探头及光声成像系统
CN108603784A (zh) * 2015-11-02 2018-09-28 普渡研究基金会 用于癌切缘检测的方法和设备
US20190216330A1 (en) * 2016-02-13 2019-07-18 Ji-Xin Cheng Photoacoustic catheter and imaging system using same
CN110338754A (zh) * 2018-12-14 2019-10-18 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 光声成像系统及方法、存储介质及处理器
CN110686771A (zh) * 2019-10-11 2020-01-14 暨南大学 一种基于光声效应的宽光谱脉冲光探测器和探测方法
CN110840488A (zh) * 2019-11-27 2020-02-28 深圳开立生物医疗科技股份有限公司 一种基于剪切波的成像方法、系统及装置
WO2020082269A1 (zh) * 2018-10-24 2020-04-30 中国医学科学院北京协和医院 一种成像方法以及成像系统

Patent Citations (19)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20050004458A1 (en) * 2003-07-02 2005-01-06 Shoichi Kanayama Method and apparatus for forming an image that shows information about a subject
EP3195796A1 (en) * 2008-06-18 2017-07-26 Canon Kabushiki Kaisha Photoacoustic imaging apparatus
US20110098550A1 (en) * 2008-06-18 2011-04-28 Canon Kabushiki Kaisha Photoacoustic imaging apparatus
US20130109950A1 (en) * 2011-11-02 2013-05-02 Seno Medical Instruments, Inc. Handheld optoacoustic probe
US20130289381A1 (en) * 2011-11-02 2013-10-31 Seno Medical Instruments, Inc. Dual modality imaging system for coregistered functional and anatomical mapping
US20140200434A1 (en) * 2012-01-31 2014-07-17 Ji-Xin Cheng Vibrational photoacoustic tomography using raman laser
EP2754388A1 (en) * 2013-01-15 2014-07-16 Helmholtz Zentrum München Deutsches Forschungszentrum für Gesundheit und Umwelt GmbH System and method for quality-enhanced high-rate optoacoustic imaging of an object
CN103829961A (zh) * 2014-03-21 2014-06-04 南京大学 一种结合有限角x射线成像、超声成像的多模式光声成像方法
CN106456016A (zh) * 2014-05-06 2017-02-22 皇家飞利浦有限公司 用于血管估计的设备、系统和方法
CN105030223A (zh) * 2015-06-17 2015-11-11 南开大学 一种判别血红细胞含氧量的光声多普勒血液流速测量方法及测量系统
CN108603784A (zh) * 2015-11-02 2018-09-28 普渡研究基金会 用于癌切缘检测的方法和设备
CN105249993A (zh) * 2015-11-16 2016-01-20 南京大学 一种通过光声成像选取最佳声速组优化超声成像的方法
US20190216330A1 (en) * 2016-02-13 2019-07-18 Ji-Xin Cheng Photoacoustic catheter and imaging system using same
CN105784599A (zh) * 2016-04-27 2016-07-20 北京大学 一种基于石墨烯的光声成像装置及其成像方法
CN106691390A (zh) * 2017-01-22 2017-05-24 中国科学院深圳先进技术研究院 一种光声探头及光声成像系统
WO2020082269A1 (zh) * 2018-10-24 2020-04-30 中国医学科学院北京协和医院 一种成像方法以及成像系统
CN110338754A (zh) * 2018-12-14 2019-10-18 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 光声成像系统及方法、存储介质及处理器
CN110686771A (zh) * 2019-10-11 2020-01-14 暨南大学 一种基于光声效应的宽光谱脉冲光探测器和探测方法
CN110840488A (zh) * 2019-11-27 2020-02-28 深圳开立生物医疗科技股份有限公司 一种基于剪切波的成像方法、系统及装置

Non-Patent Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
WANG PU等: "High-speed Intraoperative Assessment of Breast Tumor Margins by Multimodal Ultrasound and Photoacoustic Tomography", 《MEDICAL DEVICE SENSORS》 *
XUN WU等: "An FPGA-Based Backend System for Intravascular Photoacoustic and Ultrasound Imaging", 《IEEE TRANSACTIONS ON ULTRASONICS, FERROELECTRICS, AND FREQUENCY CONTROL》 *
李婕等: "基于超支化聚醚的纳米级超声造影剂", 《功能高分子学报》 *
李琳等: "一种频率可调超声波发生器设计", 《太赫兹科学与电子信息学报》 *
李琳等: "超声弹性成像技术在乳腺肿瘤良恶性诊断中的应用价值分析", 《人人健康》 *
董路: "基于IVUS影像的血管弹性显像关键技术研究", 《中国优秀硕士学位论文全文数据库 (医药卫生科技辑)》 *

Also Published As

Publication number Publication date
CN113243889B (zh) 2022-05-10

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN108603784B (zh) 用于癌切缘检测的方法和设备
JP5555765B2 (ja) 固形組織内の検体の光音響検出法及び検出システム
EP2203733B1 (en) Confocal photoacoustic microscopy with optical lateral resolution
JP6322578B2 (ja) 機能的および解剖学的同時表示マッピングのための二重モダリティ画像処理システム
CN104146685B (zh) 一种基于光声原理的皮肤色素沉着成像装置
CN110361357B (zh) 一种用于皮肤检测的单阵元光声谱信号获取系统及方法
US20220133273A1 (en) Transparent ultrasound transducers for photoacoustic imaging
JP2009545737A (ja) 蛍光ベースのＤＮＡイメージサイメトリーを用いたｉｎｖｉｖｏでの癌の検出及び／又は診断方法
WO1996021938A1 (en) Video-rate confocal scanning laser microscope
JP2017047177A (ja) 被検体情報取得装置および被検体情報取得装置の制御方法
CN112535465B (zh) 一种基于片层光的三维血流速度成像方法及装置
CN113243889B (zh) 获取生物组织的信息的方法和设备
EP1797818A2 (en) Method and system for tomographic imaging using fluorescent proteins
CN112535531B (zh) 一种生物组织焊接效果检测装置
CN113854949A (zh) 基于宫腔镜的光声成像系统及其工作方法
CN211131008U (zh) 一种基于多光谱超声调制的乳腺肿瘤多模态成像装置
CN110037711B (zh) 一种血糖光声精准定位检测装置及其方法
JP4518549B2 (ja) 蛍光断層画像計測装置
US20120325003A1 (en) System and method for identifying, inspecting, and examining a radiographically labeled specimen
JP2012110416A (ja) 測定装置
US20240016390A1 (en) Photoacoustic detector system combined with transparent ultrasonic sensors
CN114699044A (zh) 基于多光谱光源在皮下组织传播特征的皮肤病变检测系统
WO2023132792A2 (en) A system and a method to distinguish between benign and malignant breast tumors
CN117347493A (zh) 基于散斑方差的光声增强成像系统及成像方法
CN117838051A (zh) 一种扫频oct系统用扫描探头及扫频oct系统

Legal Events

Date Code Title Description
PB01 Publication
PB01 Publication
SE01 Entry into force of request for substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
GR01 Patent grant
GR01 Patent grant