本发明涉及一种光声传感与成像方法。
背景技术：
光声成像是一种结合了光学成像和超声成像优点、非侵入性的生物医学成像技术。一方面，用于在光声成像中重建图像的信号是超声信号，生理组织对超声信号的散射比光散射低2至3个数量级，这可以在深层组织成像时提供更高的空间分辨率。另一方面，与超声成像相比，光声成像结果不仅光学对比度更高，还能提供多种功能信息。
目前的光声成像系统根据系统配置和应用领域大致分为三类：PACT(光声计算机断层扫描)，PAM(光声显微成像)和PAE(光声内窥成像)。传统的光声成像系统大致如图1所示。由于桥接了光学和超声的优点，光声成像近年来已经吸引了生物医学领域学者的广泛研究，并应用于如辅助解剖、功能成像和分子成像等。为了获得充分的光学光谱对比度并最大化成像精度和特异性，多波长的光声成像系统通常使用高功率波长可调脉冲激光器来作为光源。然而这些激光源造价昂贵且笨重，妨碍了光声成像系统的小型化和便携化制造。
技术实现要素：
本发明的目的是：降低多波长的光声成像系统中所使用的光源的成本及体积，并提高光声成像的图像对比度。
为了达到上述目的，本发明的技术方案是提供了一种混合多波长非线性光声传感与成像的方法，其特征在于，包括以下步骤：
步骤1、利用信号发生器使单波长的脉冲激光器和多波长连续激光器同步，并将脉冲激光器的输出光束与多波长连续激光器的输出光束耦合到光纤束中作为激光光源的总输出，其中，多波长连续激光器由n个连续激光器组成；
步骤2、由信号发生器将一个短激光脉冲信号下达至单波长的脉冲激光器，使其照射样品，产生光声信号一；
步骤3、选择性地接通某个特长波长的连续激光器，让其接收由信号发生器产生的长连续激光脉冲信号，同时照射样品数毫秒后，再由信号发生器将一个短激光脉冲信号下达至单波长脉冲激光器，由于样品经连续激光照射后，引起样品的光吸收，样品内部的加热和升温导致产生增强的光声信号二；
步骤4、计算得到光声信号二与光声信号一相比的非线性增加部分，该非线性增加部分仅与经不同波长的连续激光器加热后样品的光吸收系数直接相关，从而基于非线性增加部分提取样品光吸收特性，依据样品光吸收特性成像。
优选地，在所述步骤2中，光声信号一表示为p0(λi)，则有：
p0(λi)＝Γ0ηthμa(λi)Fpulse，i＝1，2，3...
式中，i表示连续波长激光器的序号，λi表示第i个连续激光器的波长，p0(λi)表示脉冲激光器在波长λi处引起的光声信号，Γ0表示Gruneisen系数，ηth表示光热转换常数，μa(λi)表示样品被波长为λi的连续激光器加热后对应的光热吸收常数，Fpulse表示脉冲激光的光通量。
优选地，在所述步骤4中，将经波长λi的连续激光器加热后引起的光声信号幅值的非线性增量表示为Δp(λi)，则有：
Δp(λi)＝Γnμa(λi)Fcw，i＝1，2，3...
式中，b表示吸收的热能对Gruneisen系数的影响因子，τth表示样品的热弛豫时间，Δt表示长连续激光脉冲信号的脉冲宽度；Fcw表示连续激光器的光通量。
本发明提供了一种混合多波长非线性光声成像的方法(以下简称为hPAI方法)，该方法使用常规的单波长脉冲激光器和多个波长的连续激光器，从而大大降低了多波长的光声成像系统的成本及体积，并提高光声系统成像对比度。本发明的方法按照一定的出光顺序混合后对样品进行成像，并由差异成像结果进行样品光谱吸收的推量。
附图说明
图1为传统光声成像系统结构图；
图2为本发明的hPAI方法中光源部分的结构图；
图3为使用hPAI方法的实验系统简图；
图4为流程图，其中：(a)为输出光控制，包括在连续激光照射前后的两个短激发脉冲；(b)为接收到的光声信号；(c)为图像重建过程，包括经连续激光加热前后的光声成像，经差分图像处理后得到的hPAI图像；
图5(a)为在671纳米连续激光加热之前和之后，注入纯水胶管产生的光声信号时域波形；
图5(b)为671纳米连续激光加热之前和之后注入蓝墨水胶管产生的光声信号时域波形；
图5(c)为基于测试数据，所得连续激光加热时间和产生光声信号幅值的拟合曲线图，分别拟合了在三种激光器输出电流下的曲线；
图6(a)和图6(b)为经连续激光加热之前，红墨水和蓝墨水胶管的剖面光声图像；
图6(c)和图6(d)为经两种波长：671纳米和808纳米激光加热后的剖面图像；
图6(e)和图6(f)经差分图像后得到的hPAI图像；
图7(a)和图7(b)为经连续激光加热前，红墨水和蓝墨水胶管的顶部二维的光声图像；
图7(c)和图7(d)为经两种波长：671纳米和808纳米激光加热后得到的顶部二维的光声图像；
图7(e)和图7(f)为经差分图像处理后得到的hPAI图像；
图8(a)为由hPAI方法得到的样品在671纳米和808纳米的光谱吸收和经过标准UV-VS-NIR光谱仪测量得到的光学吸收光谱对比；
图8(b)为传统光声成像系统与所提出的hPAI方法所得的图像对比度的比较图(经808纳米连续激光器加热)。
具体实施方式
为使本发明更明显易懂，兹以优选实施例，并配合附图作详细说明如下。
在图1所示的传统光声成像中，脉冲激光源在不同波长处引起的光声信号可表示为：
p0(λi)＝Γ0ηthμa(λi)Fpulse，i＝1，2，3...(1)
式(1)中，i表示连续波长激光器的序号，λi表示第i个连续激光器的波长，p0(λi)表示脉冲激光器在波长λi处引起的光声信号，Γ0表示Gruneisen系数，ηth表示光热转换常数，μa(λi)表示样品被波长为λi的连续激光器加热后对应的光热吸收常数，Fpulse表示脉冲激光的光通量
图2显示了应用本发明所提出的hPAI方法的系统中光源部分的设计：利用信号发生器使单波长(例如532纳米或1064纳米)的脉冲激光器和多波长连续激光器(多波长连续激光器由n个连续激光器组成)同步，并将脉冲激光器的输出光束与多波长连续激光器的输出光束耦合到光纤束中作为光源部分的总输出。对于每个波长λi，信号发生器将按照特定触发顺序下达给激光器照射样品：第一个短激光脉冲信号及长连续激光脉冲信号，然后第二个短激光脉冲信号。两个短激光脉冲信号将下达至脉冲激光器，而长连续激光脉冲信号给多波长连续激光器，选择性打开相应的连续激光器。由第一个短激光脉冲信号产生的信号将遵循式(1)，即产生传统的光声信号。由第二个短激光脉冲信号产生的光声信号由于增强的Gruneisen系数而表现更强的信号幅度，该系数的增强是由经连续激光照射后，引起样品的光吸收，内部的加热和升温。这种非线性增强的光声信号pN(λi)可以表示为：
式(2)中，b表示吸收的热能对Gruneisen系数的影响因子，τth表示样品的热弛豫时间，ηth表示光热转换常数，μa(λi)表示样品被波长为λi的连续激光器加热后对应的光热吸收常数，Fcw表示连续激光器的光通量，，通常情况下视为常数，Δt表示长连续激光脉冲信号的脉冲宽度，μa(λ0)表示未经任何连续激光加热前的光吸收常数，Fpulse表示脉冲激光器的光通量，通常情况下视为常数。Gruneisen饱和效应项表示由于连续激光器加热致样品温度升高引起的光声信号的非线性增加部分。其非线性增加部分可以通过以下方式提取：
式(3)中，p0(λ0)表示未经加热前的光声信号幅值，Δp(λi)表示经波长λi的连续激光器加热后引起的光声信号幅值的非线性增量。从式(3)可以看出，该非线性增量与经不同波长的连续激光器加热后样品的光吸收系数μa(λi)成线性比例关系。除了光吸收之外，对于大多数软生物组织，其他参数经加热后的变化是及其微小的，可以合理被视为恒定值。故式(3)可以进一步简化为：
Δp(λi)＝Γnμa(λi)Fcw，i＝1，2，3...(4)
而其余系数因恒定故将其作为常数记入Γn中：
从式(4)中，可知非线性增加部分Δp(λi)仅与经不同波长的连续激光器加热后样品的光吸收系数μa(λi)直接相关。因此，它可以提供一种基于光声的非线性现象来提取样品光吸收特性的方法。使用脉冲和连续激光器组合激光源，以提取样品经不同波长的连续激光加热后的光声幅值的非线性增加，并与其光吸收系数相关联。因此光谱吸收的高对比度可以用更低成本和紧凑的激光源实现。
证明本发明提供的hPAI方法的实验装置如图3所示。它包括具有不同波长(例如在该实验中为671纳米和808纳米)的多个连续激光器(峰值功率：1W)以及波长为532纳米的脉冲激光器。两个激光源出光都耦合进2输入Y型光纤束(纤芯直径：600微米)。光纤耦合器可拆卸，便于调整位置和激光切换。在光纤的输出端，使用两个聚光透镜来校准和聚焦于水箱中的样品。焦点可以依据分辨率要求加以调节。将具有直径1厘米和中心频率10兆赫兹的聚焦式超声探头(I10C8F20，多普勒.)浸入水中以进行声学耦合，并调整为与激光焦斑共聚焦。探头与脉冲发生器(5072PR，奥林巴斯)连接，仅接收脉冲激光照射产生的光声信号。光纤头，聚光透镜和超声探头都安装在由步进电机驱动的机械扫描平台上。接收到的光声信号通过具有80MSPS采样率的数据采集卡(9814，AD-Link)进行数字化处理。用计算机程序来同步整个系统，包括控制电机扫描，光声信号生成，连续激光加热和数据采集和成像。
控制连续激光加热的长脉冲需要适当放置在两组获取光声信号的短脉冲信号之间，如图4(a)所示。在这个实验中，连续激光加热时间选为10ms，以保证足够的加热，同时防止样品的热损坏。紧接在加热之后，第二个短脉冲信号的触发被调整为在极短的1微秒内，故可忽略热扩散。在所有的实验中，样品由三个填充纯水，蓝色墨水和红色墨水的透明硅胶管(直径2毫米)制成，这些墨水管应在近红外波长范围内具有明显不同的光吸收能力。所产生的光声信号被完整有序地接收并保存用于后续处理。如图4(b)和4(c)所示，基于这些数据重建样品横截面图像并进行差分图像处理后可获得经连续激光器加热前后的幅值差异。
本发明中包含了三个验证实验，用于证明了所提的hPAI方法在提高图像光学对比度和降低系统成本方面的优势。第一个实验为：将两个填充蓝墨水和纯水的管子固定在水箱底面，使用671纳米连续激光器来加热，以验证光声信号在加热前后幅值增强的非线性现象。第二个实验为：将两个填充蓝墨水和红墨水的管子固定在水箱底面，并控制电机完成对样品的单线扫描以获得两组横截面图像和hPAI图像。最后一个实验为：通过控制电机完成对样品的二维扫描，并使用hPAI方法来获取两组样品的顶部二维的光声图像并加以分析其非线性增量和光吸收能力。三个实验中输出功率和光声聚焦位置始终严格保持相同，以保证在每个实验中具有相同的光通量。
图5(a)和图5(b)分别显示了纯净水胶管和蓝色墨水胶管产生的光声信号时域波形图。在经671纳米连续激光照射下，图5(a)显示注水胶管观察到微小的幅度变化(8.1％)，而对于蓝色墨水管，在图5(b)中观察到较强的幅值增加(52.1％)。而图5(c)显示了使用671nm连续激光照射加热后，蓝墨管所产生的光声信号随加热时间增加而产生幅值变化。根据测得离散数据进行曲线拟合，反映样品在逐渐增加激光加热时间后其光声信号幅值非线性增加的现象。通过调整671纳米连续激光器的输出电流，图5(c)绘制了三条拟合曲线，表现出明显的非线性增加趋势，并且该幅度与入射光激发的输出功率密切相关：体现为输出电流越强，光声幅值越高，其非线性现象越明显。该实验拟合曲线在加热开始在微秒内急剧增加，并由于样品的光学吸收饱和和热扩散而出现饱和，这与所提出的分析模型吻合。
图6(a)和6(b)显示了在连续激光加热前，用红色墨水和蓝色墨水填充管的横截面图像。图6(c)和6(d)为加热后的两胶管的横截面图片。通过加热前后图像的差分处理，可得到两幅hPAI图像，如图6(e)和6(f)所示。表明红色墨水管和蓝色墨水管在不同波长的连续激光加热后表现出不同的光吸收特性。具体来说，蓝墨水在671纳米激光加热后具有最大0.4伏的光声幅度增强，并且在经808纳米激光加热后，红墨水具有最大的1.2伏的幅度增强。从而体现出经808纳米激光加热后，红色墨水管具有较强的光吸收，而经671纳米激光加热后，蓝色墨水管具有较强的吸收能力。
通过控制电机进行二维平面扫描，重建出两组二维的光声图像(图6(a)-(d))。类似地，通过图像差分处理得到了两个hPAI图像(图6(e)和6(f))，显示出整个样品在经连续激光加热后的平均幅度变化。其结果与先前实验显示出相同的趋势。蓝墨水管在经过长波长的连续激光加热后其光吸收量会减少，而红色墨水则有增加的趋势。
图8(a)绘制了两个通过本发明提出的hPAI方法获得的样品的两个光学吸收光谱，并和经UV-VIS-NIR光谱仪测出的实际光谱图进行比对。红色墨水线在两个波长处显示与蓝色墨水相反的吸收趋势，这与横截面和二维成像结果所测量出的光学吸收光谱一致。关于图像对比度，本发明所提出的hPAI方法在808纳米波长处具有比图8(b)所示的传统光声成像更高的吸收光对比度。