具有光学横向分辨率的共焦光声显微镜的制作方法
专利名称：具有光学横向分辨率的共焦光声显微镜的制作方法
技术领域：
本发明的领域大体上涉及无创成像(noninvasive imaging)，并且更加具体地，涉 及使用共焦光声成像对对象的区域成像。
背景技术：
对活体内毛细血管(最小的血管)进行无创成像的能力长期以来为生物学家所期 望，至少因为它提供在显微水平上研究基本生理现象(例如神经血管耦合)的窗口。然而， 现有的成像形态不能同时提供足以对毛细血管无创成像的灵敏度、对比度和空间分辨率。
发明内容
在一个方面，提供用于对散射介质无创成像的方法。该方法包括使用聚焦组件将 光脉冲聚焦至对象内的预定区域中，并且将光声信号变换为声波，其中光声信号由对象响 应于光脉冲而发射。该方法还包括使用换能器(其放置成使得换能器和聚焦组件是共轴并 且共焦的)来探测声波，并且基于由换能器产生的代表声波的信号而形成对象内的预定区 域的图像。在另一个方面，提供共焦光声成像设备。该设备包括配置成接收光脉冲并且将光 脉冲聚焦至对象内区域中的聚焦组件、配置成接收由对象响应于光脉冲所发射的声波的换 能器，其中换能器放置成使得换能器和聚焦组件是共轴的。该设备还包括配置成记录和处 理接收到的声波的处理器。在另一个方面，提供共焦光声显微镜系统，其包括配置成发射光脉冲的激光器、配 置成接收至少一个光脉冲和将光脉冲聚焦至对象内区域中的聚焦组件、配置成接收由对象 响应于光脉冲所发射的声波的超声换能器和配置成处理声波并且产生对象内区域的图像 的电子系统。聚焦组件还配置成采用这样的方式将光脉冲聚焦在对象上，使得聚焦组件的 焦点与超声换能器的焦点一致。
本发明的方面可通过与附图结合参考下列说明更好地理解。图1是可与成像系统一起使用的光声传感器的图。图2是使用共焦光声显微镜的系统的框图。图3是可与图2中示出的成像系统一起使用的光声传感器的图。图4是可与图2中示出的成像系统一起使用的备选光声传感器的图。图5是可与图2中示出的成像系统一起使用的第二备选光声传感器的图。
图6是可与图2中示出的成像系统一起使用的第三备选光声传感器的示意图。图7是可与图2中示出的成像系统一起使用的第四备选光声传感器的示意图。图8是可与图2中示出的成像系统一起使用的第五备选光声传感器的图。图9是可与图2中示出的成像系统一起使用的第六备选光声传感器的示意图。图10是可与图2中示出的成像系统一起使用的第七备选光声传感器的示意图。图11是可与图2中示出的成像系统一起使用的第八光声传感器的示意图。图12A-12C是代表由成像系统使用浸入清液的分辨率测试目标的横向分辨率测 量的图像。图13A和13B是代表由成像系统的成像深度的测量的图像。图14A和14B是由成像系统的微脉管系统的光声图像。图14C是由透射显微镜拍摄的图14A和14B的微脉管系统的照片。图15A和15B是在高强度激光处理前和后所采集的最大振幅投影(MAP)图像。图16A是使用成像系统捕获的毛细血管床的活体内图像(in vivo image)。图16B是使用成像系统捕获的多级血管分叉(blood vessel bifurcation)的活 体内图像。
具体实施例方式尽管本发明的各种实施例的做出和使用在下文详细论述，应该意识到目前描述的 实施例提供可在许多种上下文中体现的许多可应用发明性概念。本文论述的实施例仅是示 范性方式的说明性的以做出和使用本发明的实施例并且不限制本发明的范围。为了便于目前描述的实施例的理解，许多术语在下文限定。本文限定的术语具有 如由与本发明的方面相关领域内普通技术人员通常理解的含义。例如“一”、“一个”、“该” 和“所述”等术语不意在仅指单数实体，而包括一般种类，其具体示例可用于说明，并且意在 表示有元件中的一个或多个的意思。术语“包括”、“包含”和“具有”意为包括性的并且表 示除列出的元件之外可有另外的元件。在本文图示和描述的本发明的实施例中的操作的执行或实行的顺序不是必需的 (除非另外规定)。即，操作可按任何顺序实行(除非另外规定)，并且本发明的实施例除本 文公开的那些之外可包括另外的或比其更少的操作。例如，设想特定操作在另一个操作之 前、同时或之后被执行或实行在本发明的方面的范围内。本文的术语用于描述本发明的实施例，但它们的使用不限制本发明。在本发明的实施例中，本文使用的术语遵循由美国光学学会(Optical Society of America) (0CIS章程)推荐的定义。在本发明的实施例中，术语“光声显微镜法”包括但不限于探测由材料(例如但不 限于生物组织等)的体积中的光吸收产生并且传播到材料表面的压力波的光声成像技术。 光声显微镜法包括但不限于用于通过探测从处于研究的对象传递的声和/或压力波而获 得材料的光学对比度的图像的方法。此外，术语“光声显微镜法”包括但不限于仍然在对象 内的压力波的探测。在本发明的实施例中，术语“光声断层摄影术(photoacoustic tomography) ”包括 但不限于探测由材料(例如但不限于生物组织等)的体积中的光吸收产生并且传播到材料表面的声和/或压力波的光声成像技术。在本发明的实施例中，术语“压电探测器”包括但不限于利用当受到压力波的晶体 内的体积变化时产生电荷的原理的声波探测器。在本发明的实施例中，术语“反射模式”和“透射模式”包括但不限于激光光声显 微镜系统，其使用从产生波的体积分别透射至被光学辐照的表面和在与被辐照的表面相对 的或大致上与被辐照的表面不同的表面的声和/或压力波的探测。在本发明的实施例中，术语“时间分辨探测”包括但不限于具有足以重建压力波轮 廓的时间分辨率的压力波的时间历史的记录。在本发明的实施例中，术语“换能器阵列”包括但不限于超声换能器的阵列。在本发明的实施例中，术语“聚焦超声探测器”、“聚焦超声换能器”和“聚焦压电换 能器”包括但不限于具有半球形表面的弧形超声换能器或具有附连声学透镜的平面超声换 能器或电子聚焦超声阵列换能器。在本发明的实施例中，术语“衍射限制聚焦(diffraction-limited focus)”包括 但不限于在由衍射施加的限制内的光的最佳可能的聚焦。在本发明的实施例中，术语“共焦(confocal) ”包括但不限于当照射系统的焦点与 探测系统的焦点一致时的情况。本文描述的实施例涉及对毛细血管无创成像。实施例中的一些涉及使用聚焦 光学照射和聚焦超声探测的显微镜光声成像。例如，实施例实行光学分辨率光声显微镜 (OR-PAM)，其便于基于内生(endogenous)光学吸收对比度提供5微米(μ m)的横向分辨率 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细血管网络和激光凝固 微脉管(microvessel)的活体内图像例如作为OR-PAM在生物医学研究中的应用的示例而 呈现。在实施例中，横向分辨率主要由光学焦点(optical focus)确定。紧密聚焦的光 学照射产生局部温度升高(由于光吸收)。温度升高导致热膨胀，其引起光声发射。光声发 射可由高频大数值孔径球状聚焦超声换能器(其与光聚焦系统共轴和共焦)探测。光声发 射还可由超声换能器阵列、相敏光学相干断层摄影术设备、激光光学干涉仪和/或电容性 表面位移传感器测量。通过将光聚焦到直径若干微米的焦斑，本发明的实施例显著提高生 物组织或其他光学散射介质的光声显微镜的图像分辨率。它结合光学共焦显微镜的高空间 分辨率和光声断层摄影术的高光学吸收对比度。本文描述的实施例提供使用聚焦光学照射的反射模式显微镜光声成像。本发明的 实施例使用近衍射限制聚焦光学照射以获得高空间分辨率。本发明的实施例使用高频大 数值孔径(NA)球状聚焦超声换能器的光学焦点和超声焦点之间的共焦设置以获得高灵敏 度。超声换能器可用另一个能够测量局部热膨胀的探测器代替。通过紧密聚焦光，可克服 基于超声聚焦系统的分辨率的现有光声显微镜的横向分辨率限制。另外，因为光声信号与 在目标处的光学注量成比例，当前描述的实施例仅要求低激光脉冲能量，并且因此可相对 紧凑、快速和廉价地做出。在示范性实施例中，可使用大约100纳焦(nj)的激光脉冲能量。此外，示范性实施例利用光学聚焦和激光引起的压力波的时间分辨探测以获得在 取样体积内的光学吸收对比度的分布的三维图像。示范性实施例提供例如但不限于活体内 生物组织等散射介质的无创成像。示范性实施例提供高达大约一个光学传送平均自由程深度的无创成像。对于大多数生物组织，光学传送平均自由程是大约1.0毫米(mm)。在示范 性实施例中，大约1.0微米(μπι)的分辨率是可得到的。此外，示范性实施例对在高达大约 0. 7mm深的生物组织中的光学吸收对比度成像且具有大约5. 0 μ m的横向分辨率。在本发明 的实施例中，大数值孔径(NA)球状聚焦超声换能器采用与光聚焦光学器件的共焦共轴设 置而被使用以便于提供10. 0和15. 0 μ m之间的高轴向分辨率。使用共焦光声成像系统的成像程序是可能实施例中之一并且针对医学和生物应 用。目前描述的实施例与可从纯光学和超声成像技术获得并且可用于诊断、监测或研究目 的的结构信息是互补的。该技术的应用包括但不限于人或动物中的活体内动脉、静脉、毛细 血管(最小的血管)、例如黑素瘤等色素瘤和皮脂腺的成像。目前描述的实施例可使用本征 光学对比度的光谱性质以监测血氧(血红素的氧饱和度)、血容量(总血红素浓度)和甚至 氧消耗的代谢率；它还可使用多种染料或其他造影剂的光谱性质以获得另外的功能的或分 子具体的信息。也就是说，目前描述的实施例能够进行功能和分子成像。另外，目前描述的 实施例可用于监测X射线放射疗法、化学疗法或其他治疗期间可能的组织变化。此外，目前 描述的实施例还可用于监测化妆品、润肤霜、防晒乳或其他皮肤护理产品的局部应用。目前 描述的实施例当小型化时还可以内窥镜式使用，例如用于血管中的动脉粥样硬化病变的成 像。此外，目前描述的实施例提供通过聚焦一个或多个激光脉冲在组织中感兴趣区上 以便穿入组织并且照射感兴趣区、使用一个或多个超声换能器接收由光学吸收而在对象中 引起的压力波(聚焦在相同感兴趣区上)，以及记录接收到的声波使得对象的结构或组成 可被成像来表征组织内的目标的方法。一个或多个激光脉冲由显微镜物镜或相似的紧密 聚焦光学系统聚焦，其典型地包括透镜和/或反射镜的光学组件，其朝超声换能器的焦点 会聚一个或多个激光脉冲。聚焦装置可还使用一个或多个光学空间滤光器，其可以是光阑 (diaphragm)或单模纤维，以减小光学系统的焦斑为最小的可能尺寸使得可获得最高的可 能空间分辨率。聚焦的一个或多个激光脉冲选择性地加热感兴趣区，使对象膨胀并且产生 压力波，压力波的时间轮廓反映目标的光学吸收和热机械性质。备选地，沿组织可使用超声 换能器的环形阵列以通过使用综合孔径图像重建来提高成像系统的场的深度。信号记录包 括将接收到的声波数字化并且传送数字化的声波到计算机用于分析。对象的图像用记录的 声波形成。另外，目前描述的实施例还可包括与聚焦装置、一个或多个超声换能器或其的组 合通信的电子系统。在一个实施例中，电子系统包括XYZ或圆形扫描器或多个扫描器、放大 器、数字转换器、激光波长调谐电子器件、计算机、处理器、显示器、存储装置或其的组合。电 子系统的一个或多个部件可与电子系统的其他部件、设备或两者远程通信。图1示出使用共焦光声显微镜方法的示范性聚焦组件100的示意图。从染料激光 器出来的光由用于空间滤光的光阑(针孔)2上面的聚光透镜1聚焦。取样分束器10用于 通过光电探测器11监测激光输出功率并且通过目镜或用于对准的对准光学器件12对对象 表面光学成像。从空间滤光器出来的光由显微镜物镜3聚焦到对象13上(通过束分离元 件6、7、9和声学透镜8)。放置在束分离元件上面的校正透镜5补偿由棱镜和声学透镜引入 的像差。针孔和物镜之间的距离是大约400毫米(mm)，其给出在水中大约200 (μπι)的聚焦 带(focus zone)和直径大约3. 7微米(μπι)的光学聚焦斑点尺寸。在物镜后测量的激光脉冲能量是大约100纳焦(nj)。束分离元件由具有大约52. 5°的顶角的等腰三角形棱镜6 和长斜方形52. 5°棱镜7构成。棱镜6和7沿对角线表面毗连且之间具有大约0. Imm的间 隙。间隙9用光学折射率匹配、低声阻抗、非挥发性液体填充，例如IOOOcSt硅油，其商业上 可从Clearco Products获得。硅油和玻璃具有良好的光学折射率匹配(玻璃1. 5 ；硅油 1.4)，但具有大的声阻抗错配(玻璃12. lX106N-s/m3 ；硅油0. 95X 106N-s/m3) 0结果， 硅油层是光学透明的，但其充当声反射器。由目标发射的光声信号由声学透镜(具有大约 5. 2mm的曲率半径、大约6. 35mm的直径、水中大约0. 46的NA和大约27 μ m的超声焦斑尺 寸)变换为在长斜方形棱镜7中的平面弹性波，然后由例如型号V2012-BC换能器(商业上 可从Panametrics-NDT获得，具有大约75MHz的中心频率、大约80%的带宽和大约6. 35mm 的有效元件直径)等的高频直接接触超声换能器4探测。在超声换能器4的带宽内，在硅 油中的超声吸收足够高以在匹配层中减弱超声回响(reverberation)从而最小化对图像 的干扰。图2是基于共焦光声显微镜的系统200的框图，其能够进行轮廓扫描和定量光谱 测量。该系统包括脉冲可调谐激光器1 (包括由Q-开关的激光器泵浦的可调谐激光器)、聚 焦组件2、一个或多个超声换能器4和电子系统。电子系统包括数据采集个人计算机(PC)3、 运动控制器9、第一和第二扫描器7和8、放大器5和数据采集子系统(DAQ) 6，其包括信号 调节器和数字转换器。聚焦组件2接收一个或多个激光脉冲并且聚焦该一个或多个激光脉 冲至样本对象10内的区域中以便穿入组织并且照射感兴趣的区域。该一个或多个超声换 能器4聚焦在相同的感兴趣区上并且接收由该一个或多个激光脉冲在感兴趣区中引起的 声或压力波。该电子系统记录并且处理接收的声或压力波。激光脉冲产生、数据采集和对 象扫描通过由电动机控制器产生的脉冲而同步(在关于对象10的激光焦点的程序化位置 处)。如上文描述的，聚焦组件2包括透镜和/或反射镜的光学组件，其采用这样的方式聚 焦一个或多个激光束使得光学聚焦装置的焦点与一个或多个超声换能器的焦点一致。聚焦组件放置在XYZ平移台上以实行沿对象表面的光栅扫描且同时调整传感器 的轴向位置以补偿对象表面的曲率。其他的实施例可使用不同方式的图像形成，其包括 但不限于圆周扫描、扇形扫描、光学扫描、使用换能器阵列的电子聚焦和基于阵列的图像重 建。记录的压力波时间历史由计算机与聚焦组件位置来显示以构建在组织内的光学对比度 的分布的三维图像，即对象的三维断层摄影图像。系统200使用可调谐染色激光器(例如型号CBR-D激光器，商业上可从Sirah获 得)作为辐照源，其由掺杂钕的钇锂氟化物(Nd:YLF)激光器(例如INN0SLAB激光器，商业 上可从Edgewave获得)来泵浦。激光脉冲持续时间是大约7纳秒(ns)并且由外部触发信 号控制的脉冲重复速率高达大约2千赫兹(kHz)。在备选实施例中，可使用多个穿透性辐 射(其可限于或集中于对象内的小体积中)的源。这样的源包括但不限于脉冲激光器、闪 光灯、其他脉冲电磁源、粒子束或它们的强度调制连续波对等物。一个或多个聚焦短激光脉冲递送到处于研究的对象(例如，人或动物体、组织或 器官)，其中照射超声换能器的聚焦区域内的对象的小面积。激光波长选择为期望的光穿透 深度和感兴趣区结构和周围介质之间的对比度之间的折中。由内部结构吸收的光引起瞬时 温度升高，其由于介质的热弹性膨胀而产生可通过介质传播的弹性波。由激光脉冲在组织中产生的高频超声波由PC记录和分析以形成三维图像。光学
8对比度结构的形状和尺寸一般由激光引起的超声波的时间轮廓和聚焦组件的位置确定。通 常，由聚焦组件的光栅扫描用于形成三维图像。然而，可使用换能器阵列以减少扫描时间和 总曝光量。当处于研究的组织是内脏器官时，光学纤维和超声换能器可结合进内窥镜中并 且放置在体内。下列示例将提供用于图示本发明的各种实施例的目的并且不意在采用任何 方式限制本发明。如在图3-6中图示的，目前描述的实施例提供光学分辨率共焦显微镜光声成像技 术以对活体内生物组织成像。示范性实施例具有高达大约5 μ m的横向分辨率和大约0. 7mm 的最大成像深度。在备选实施例中，图像分辨率可进一步通过增加超声换能器的频率和光 学物镜的数值孔径(可能以成像深度为代价)而提高。在图12-16中示出的光声图像用最 小信号平均来获得并且，因此在本发明的另一个实施例中可以通过平均而进一步改进，但 花费了数据采集时间。当前成像速度由激光器的脉冲重复率限制。因为具有高达IOOKHz 的脉冲重复率的激光器现在是可获得的，其他实施例涉及更快的光声成像(其可以较少运 动伪像)和大范围信号平均。目前描述的实施例包括使用任何种类的可产生良好聚焦(优选地衍射限制)(限 于聚焦超声换能器的聚焦区域)照射的反射镜、透镜、纤维和光阑的光聚焦的任何实现。目 前描述的实施例还涵盖具有任何光传输和探测设置的任何共焦光声技术，其中横向分辨率 由入射辐射的聚焦而不是声探测单元限定。下列实施例中的一个或多个可用于实现用于本文描述的目的的激光聚焦(1)将 良好准直的单模激光束聚焦至近衍射限制点的光学显微镜物镜，(2)形成感兴趣区上的小 针孔的图像的物镜，(3)其中单模光学纤维代替针孔使用的聚焦系统，(4)其中摆动反射镜 在超声换能器的更大聚焦区域内快速扫描光学焦点的聚焦系统。下列实施例和另外的备选 实施例还可用于实现激光聚焦用于另外未描述的目的。现在将参照图3-10描述聚焦组件 的各种示例，其中聚焦组件包括例如光学聚焦装置、采用压电、光学或另一个形式的一个或 多个超声换能器。图3是成像系统200(在图2中示出)的聚焦组件300的图。定制立方体分束器 或直角棱镜4(具有夹在两个棱镜之间的亚微米反射铝涂层6)用于耦合光学和超声辐射。 一对光学物镜1将来自单模光学纤维的激光聚焦到对象内感兴趣区上，其中金属涂层6用 于反射光束。取样分束器8放置在物镜1之间以用光电探测器9监测激光输出功率并且查 看对象表面以与目镜或对准光学器件10对准。由对象11发射的超声辐射通过声学透镜5、 铝光学反射器并且到达超声换能器2。图4是成像系统200 (在图2中示出)的聚焦组件400的图。来自脉冲激光器的激 光脉冲由在用于空间滤光的光阑2上的聚光透镜1聚焦。从空间滤光器2出来的光由摆动 反射镜10反射，摆动反射镜10在超声换能器4的更宽聚焦区域内实行快速光学扫描。激 光束由显微镜物镜3聚焦至对象(通过束分离元件6、7、9和声学透镜8)。薄平凸光学透镜 5放置在束分离元件6、7、9上面以补偿由棱镜6和7和声学透镜8引入的像差。束分离元 件6、7、9由具有大约52.5°的顶角的等腰三角形棱镜6和长斜方形52. 5°棱镜7构成。棱 镜6和7沿对角线表面毗连但由折射率匹配、低声阻抗和非挥发性液体(例如低分子量硅 油9)的薄层分开。由对象发射的光声信号由声学透镜8变换为长斜方形棱镜7中的平面 弹性波。从硅油9的边界的超声反射转换至少入射纵波的能量的98%为横波的能量，其在长斜方形棱镜7的自由表面上被变换回纵波，然后由高频直接接触超声换能器4探测。因 为声学焦点一般比光学焦点宽若干倍，在该实施例中利用快速光学扫描的优势可显著减少 图像采集时间。图5是成像系统200(在图2中示出)的聚焦组件500的图。光学物镜2将单模 光学纤维1的输出孔径聚焦至对象(通过放置在光学透明基底5上的一维超声阵列换能器 4中的光学清楚的狭缝窗口)。基底5充当声波的波导并且可在它的外表面上具有柱面聚 焦声学透镜。从空间滤光器出来的光由摆动反射镜3反射，摆动反射镜3实行快速光学扫 描。由对象发射的超声辐射由超声换能器阵列4收集。多元件压电换能器阵列由于换能器 阵列的电子聚焦可在一个维度上加速图像采集时间。由组件500提供的声学焦点跟随激光 束的焦点位置而不机械地扫描在对象上的超声换能器。三维图像可通过垂直于狭缝机械平 移聚焦组件而被采集。图6是成像系统200(在图2中示出)的聚焦组件600的图。从单模光学纤维1 输出的光由反射镜扫描器2反射，由光学物镜或激发透镜3准直，通过二向色镜4，然后由在 感兴趣区上的另一个物镜5聚焦以通过Fabry-Perot标准具6，其声学地耦合于对象。反 射镜扫描器2通过扫动激发激光束实行对象的快速2D光栅扫描。来自对象的光声波引起 Fabry-Perot标准具6中的瞬态应变分布，其改变它的谐振波长。以不同光学波长工作的另 一个激光器(探测激光器)9在Fabry-Perot标准具6上通过第二反射镜扫描器8、第二物 镜7和二向色镜4扫描以读取在Fabry-Perot标准具6中的应变分布。该应变然后转换为 光声压力分布。在示范性实施例中，没有机械扫描对形成对象的3D图像是必需的。图7是成像系统200(在图2中示出)的聚焦组件700的图。光学物镜4将单模 光学纤维1的输出孔径聚焦进入在对象中的感兴趣区以激发光声波。2D反射镜扫描器3在 光程中引入以实行对象的2D扫描。以不同光学波长工作的相敏光学相干断层摄影术(OCT) 系统5由光学物镜4和2D反射镜扫描器3聚焦在相同的感兴趣区上。不同波长的两个光 束由二向色镜2耦合。相敏OCT系统在对象内部的光学焦斑内测量由激光脉冲的吸收引起 的光热效应。在对象中的光热效应在压力波传播到对象的表面之前被测量。在示范性实施 例中，聚焦组件700形成3D图像而没有平移物镜并且不要求与对象的直接接触。相应地， 它可可能是非常快的并且可使用在非接触式成像是优选的地方。图8是适用于手持操作的聚焦组件800的备选实施例的图。光学物镜4将单模光 学纤维1的孔径通过在球状聚焦的超声换能器5中的光学清楚窗口成像到在对象中的感兴 趣区上。取样分束器2反射入射光的小部分以用光电探测器3监测激光输出功率。由对象 发射的超声辐射由超声换能器5接收。超声组件安装在摆6上，摆6通过活动架(例如平 板弹簧7等)连到框架8。框架是不透水的并且包含光学透明声耦合流体，例如水等，用于 光传输和声耦合。由致动器9移动的摆6可快速实行对象的扇形扫描。位置传感器10监 测光学焦点的位置并且用于使脉冲激光器同步使得由于改变扫描速度引起的图像失真最 小化。图9是适用于例如脉管间成像等的体腔内部应用的聚焦组件900的另一个备选实 施例的图。由单模纤维1传输的激光脉冲由光学透镜组件4通过在球状聚焦的超声换能器 6中的光学清楚窗口聚焦在对象中的感兴趣区上。超声换能器6与直角棱镜5 —起连接到 位于导管3内部的挠性轴2。光学和声学透明的圆形窗口 7允许光束和超声辐射自由传送到对象和从对象传送。光声图像通过关于导管的轴线旋转轴2并且轴向平移导管而形成。图10是聚焦组件1000的另一个备选实施例的框图，其与光学共焦显微镜同时使 用共焦光声显微镜方法。从脉冲激光器出来的光由聚光透镜1聚焦在用于空间滤光的光阑 (针孔)2上。二向色分束器或反射镜10用于用光电探测器11监测激光输出功率并且形成 对象的光学荧光共焦图像。光学荧光共焦成像部分由针孔或光阑12、聚焦系统或透镜13、 低通光学滤光器15和光电探测器(例如光电倍增器等)14构成。从空间滤光器出来的光由 显微镜物镜3通过分束元件聚焦在对象上。分束元件由具有52. 5°的顶角的等腰三角形棱 镜6和长斜方形52. 5°棱镜7构成。棱镜6和7沿对角线表面毗连且在之间具有间隙9。 间隙9用折射率匹配、低声阻抗和非挥发性液体填充。校正透镜5放置在分束元件上面以 补偿由棱镜和声学透镜引入的像差。由对象发射的光声信号由声学透镜8变换为在长斜方 形棱镜7中的平面弹性波。从棱镜的边界的超声反射将入射纵弹性波转换为横波。横波朝 长斜方形棱镜的自由表面传播，在这里它变换回纵波并且由高频直接接触超声换能器4探 测以用于目标的图像形成和光谱测量。光学共焦显微镜和光声显微镜的融合提供关于对象的互补信息。一个特征是通 过同时使用来自光学共焦显微镜的荧光信号和来自声光显微镜的光声信号的对象的光学 吸收光谱的定量测量。对象的光学吸收光谱的定量测量要求对在焦点处激发光学注量 (optical fluence)的光谱变化的了解，其可使用如下文说明的荧光信号测量。在示范性实施例中，使用两个激发光学波长。如果荧光染料存在，在第i激发波长 Xxi和发射波长λ m的探测的荧光信号VfUxi, λ J是未知局部激发光学注量F(Xxi)、染 料的浓度C、染料的已知摩尔光学吸收系数ε af( λ xi)、染料的量子产额Q和荧光探测灵敏度 Sf(Am)的乘积。对于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，局部激发光学注量比率可如在方程(2)中重新获得(2)相似地，探测到的光声信号Vpa( λ J是局部激发光学注量F( λ xi)、主吸收血红素 的光学吸收系数PahUxi)和声探测灵敏度Sa的乘积。假设血红素吸收超过荧光染料，产 生方程⑶中的下列比率γρα^λη) = μαΧΚι)Ρ{λΛ)⑶
Vpa{K2^n) ^Ux2 W^2)‘从上文的两个方程，血红素吸收系数的比率可在方程(4)中重新获得= VpXKx^n) VfiKl^m) Saf(Axl)(4) μΛΚι) Vpa(Ax2iAm) Vf(AxlfAm) εα (λχ2)'该比率可用于量化血红素的氧饱和度和血红素的相对总浓度。当然，该示例仅说 明原理，其可扩展至使用两个或多个激发光学波长的其他光学吸收体的测量。目前描述的实施例可用于通过结合进入和从感兴趣区出来的血流量和充氧的测 量来估计在组织和器官中的氧代谢。氧代谢率(MR02)是每单位时间每100克(g)感兴趣
11组织或器官的在给定组织区域中消耗的氧量。因为在典型的生理条件下，血红素是氧的主 要载体，血充氧的关键测量是血红素的氧饱和度(S02)，在方程(5)中列举如下MRO2 χ (SO21n 一 SO2out YCm-Ain-Vin.(5)这里，Ain是进入脉管(incoming vessel)的面积，是在进入脉管中的血的平均
流速，并且CHb是血红素的总浓度。尽管Ain和^^可使用超声成像估计，S02和相对Csb可从 多波长光声方法估计。光声显微镜超过传统光学和超声成像的示范性优势包括以超声分辨率的内生光 学吸收对比度的探测。在光声显微镜中，脉冲激光束被聚焦至生物组织中以产生由于光声 效应引起的超声波的发射。短波长脉冲超声波然后用聚焦超声换能器探测以形成高分辨率 断层摄影术图像。在现有光声成像技术中，空间分辨率几乎唯一取决于包括中心频率、带宽 和数值孔径(NA)的超声参数。例如，使用暗场共焦PAM，已经用大约50兆赫兹(MHz)的中 心频率和大约0. 44的NA获得大约50 μ m的横向分辨率。来自现有系统的分辨率不足以用 内生光学吸收对比度分辨例如直径在大约3 μ m和大约7 μ m之间的毛细血管等较小结构。 本发明的方面提供提高的空间分辨率。如果这样的提高通过增加超声聚焦能力获得，大约5μπι的横向分辨率要求大于 300MHz的超声中心频率。遗憾的是，以这样高的频率，在水中大约400 μ πΓ1并且在组织中 大约100 μ πΓ1的超声衰减限制穿透深度到大约100 μ m。备选项是使用精细光学聚焦以提 供横向分辨率同时超声时间探测提供轴向分辨率。这样的备选项称为0R-PAM，主要对光学 吸收对比度灵敏，而常规反射模式光学共焦显微镜主要对散射或荧光灵敏。图11是OR-PAM成像系统的另一个示范性实施例的示意图。在该实施例中，系统 使用具有明场光学照射的近衍射限制光学聚焦以获得ym级横向分辨率。由Nd:YLF激光 器泵浦的染色激光器(例如商业上可从Sirah获得的CBR-D激光器等)用作辐照源。激光 脉冲持续时间是大约5ns并且由外部触发器控制的脉冲重复率高达2kHz。来自染色激光器 的光衰减一千倍，通过空间滤光器(例如25 μ m针孔等，商业上可如P250S从Thorlabs获 得)，然后由显微镜物镜聚焦，该物镜例如可从Thorlabs获得的RMS4X，并且包括大约0. 1 的NA、大约45mm的焦距和大约22mm的工作距离。针孔和物镜之间的距离是大约400mm。 显微镜物镜的入射孔径是空间滤光器的埃里斑的直径的大约0. 8倍。结果，在水中物镜的 衍射限制焦点直径是大约3. 7 μ m并且聚焦带是大约200 μ m。在物镜后的激光脉冲能量测 得是大约lOOnJ。可选分束器位于针孔和物镜之间以便于焦点调整和系统对准。两个直角 棱镜(可从Edmund Optics获得的NT32-545棱镜)，例如形成立方体且斜边之间具有大约 0. Imm的间隙。间隙用硅油填充。如上文描述的，硅油和玻璃具有良好的光学折射率匹配但 具有大的声阻抗错配。结果，该硅油层是光学透明的但是声学反射性的。超声换能器(例 如可从Panametrics-NDT获得的V2012-BC换能器等，具有75MHz的中心频率、80%的带宽 和6. 35mm的有效元件直径)连至底部棱镜的中直线，如在图11中示出的。具有大约5. 2mm 的曲率半径和大约6. 35mm曲率的平凹透镜连至立方体的底部以起声学透镜的作用，其具 有在水中大约0. 46的NA和大约27 μ m的焦点直径。当然，该透镜还起负光学透镜的作用， 其由放置在立方体顶部的矫正用的正光学透镜补偿。由超声换能器探测的光声信号使用例如两个ZFL 500LN放大器(商业上可从Mini-Circuits获得)放大大约48dB，然后使用例如来自Gage Applied Sciences的 CompuScope 12400由14-bit数字采集板来数字化。光栅扫描由独立PC控制，其触发数据 采集PC和泵浦激光器。触发信号与来自数字采集板的时钟输出信号同步。声学透镜浸入在被加热的容器内的水中。在容器的底部打开窗口并且用超声和光 学透明的25 μ m厚聚乙烯膜片密封。动物放在水箱下面，其中感兴趣区(ROI)暴露在窗口 下面。超声凝胶(例如可从SonoTech获得的Clear Image)应用于ROI以供声耦合。为了 简单起见，光栅扫描通过沿水平(x_y)面一起平移水箱和动物而实现。在每个水平位置的 一维(ID)光声信号(A线)以200MS/S的取样率记录1 μ s。容积光声图像通过结合时间分 辨光声信号形成并且可采用直接容积成像、横截面(B扫描)图像或最大振幅投影(MAP)图 像来查看。图12A-12C是代表由成像系统的横向分辨率测量的图像。图12A是空军分辨率测 试目标的MAP图像，图12B是在图12A的虚线框内的区域的放大图像，并且图12C是6μπι 直径碳纤维的MAP图像。OR-PAM系统的横向分辨率通过对浸入清液中的空军分辨率测试 目标成像而被试验测量。在大约590nm的光学波长采集图像并且在数据采集期间不实行信 号平均。在图12A和12B中，突出的分辨良好的条(示为组6元件5)具有大约4. 9 μ m的 间隙、大约102mm 1的空间频率和0. 65的调制传递函数值。其他成对的空间频率和调制传 递函数值包括例如64mm 1空间频率与0. 95调制传递函数值和80mm 1空间频率与0. 8调制 传递函数值。调制传递函数的非线性拟合产生大约5 μ m的横向分辨率，其比3. 7 μ m的衍 射限制大30%。作为横向分辨率的说明，浸入水中的6 μ m直径碳纤维的MAP图像在图12C 中示出。成像的纤维的平均半最大全宽(FWHM)值是大约9.8μπι，其比纤维直径宽3.8μπι 并且因此符合 5 μ m分辨率。轴向分辨率基于采用只接收模式测量的大约IOOMHz的换能 器带宽和大约1. 5mm/μ s的在组织中的声速而估计为大约15 μ m。在组织中，分别因为光学 散射和频率依赖声衰减，横向和轴向分辨率都随成像深度而变差。图13A和13B是代表由成像系统的成像深度的测量的图像。图13A是用OR-PAM 系统采集的放置在一块鼠皮上面和下面的两条马鬃的MAP图像。图13B是在图13A中由虚 线标记的位置的B扫描图像。该系统的成像深度通过对放置在一块新切除的鼠头皮上面和 下面的具有大约200 μ m的直径的两条马鬃成像而被测量。光声图像在630nm的光学波长 用32倍信号平均来采集。两根马鬃都是清楚可见的，其中因为在皮中的光和声衰减，底部 鬃毛示出较弱的光声信号。B扫描图像示出底部鬃毛在组织中深700 μ m。因此，最大成像 深度至少是700 μ m。在裸鼠的耳朵中微脉管由该OR-PAM在570nm的光学波长被进行活体内成像。具 有大约300 μ m厚的裸鼠耳朵具有发育良好的脉管系统并且已经广泛用于研究肿瘤血管生 成和其他微脉管疾病。在图像采集期间，使用呼吸麻醉系统保持动物不动并且使用红外线 灯保暖。不像在别处公布的研究那样，没有光学清洁剂应用于皮肤表面。Imm2的面积用大 约1. 25 μ m的步长扫描。对于每个像素，16 (即，4乘4)个近邻A线被平均以增加信噪比 (SNR)。对于完整容积数据集的扫描时间是大约18分钟。在数据采集后，动物自然恢复而 没有可观察到的激光损伤。图14A和14B是由成像系统的微脉管系统的光声图像。图14C是由透射显微镜拍 摄的图14A和14B的微脉管系统的照片。更具体地，图14A是在裸鼠耳朵中的微脉管系统的活体内光声图像，图14B是用伪彩色的容积光声数据的3D可视化，而图14C是用透射照射 (trans-illumination)光学显微镜拍摄的照片。在图14A-14C中，指示为C的区域时毛细 血管，指示为CB的区域是毛细血管床，而指示为SG的区域是皮脂腺。微脉管系统的光声图 像(图14A和14B)与从透射显微镜用4X放大率拍摄的照片(图14C) 一致。然而，毛细血 管仅由上文描述的OR-PAM系统成像。血管和背景之间的光声振幅的平均比率是20 1，其 证实高的内生的基于光吸收的成像对比度。一些脉管(例如在图14A中标有C的脉管)仅 占用单个像素，其可能指示具有大约5μπι直径的毛细血管。光声数据的容积渲染(图14Β) 示出血管的三维连通性。平行小动脉小静脉对和它们的分支被清楚地观察到。在图14Α和 14Β中的虚线框内的脉管的直径和形态图案暗示这些微脉管属于毛细血管床。因此，如上文 描述的OR-PAM能够用由于血红素引起的内生光吸收对比度而对活体内毛细血管成像。另 外，皮脂腺也可同时成像。图15Α和15Β是在高强度激光处理前和后采集的MAP图像。图15A是在激光处理 前在Swiss Webster鼠耳朵中的激光引起脉管破坏的活体内光声图像。图15B是在激光处 理后的活体内光声图像。在图15A和15B中，指示为T的区域是被激光处理的区域，指示为W 的区域是变宽的血管，并且指示为H的区域是可能的出血。为了进一步证明OR-PAM的潜力， 对在Swiss Webster鼠的耳朵中的微脉管的高强度激光破坏进行成像。该类型的破坏临床 上用于移除人的鲜红斑痣。图15A和15B示出在高强度激光处理之前和之后采集的MAP图 像。在健康的脉管系统由OR-PAM系统成像(在图15A中示出)后，测量大约0. 25X0. 25mm2 的中心区域通过采用大约1. 25 μ m的步长扫描的具有大约lOJ/cm2的峰值光学注量的高强 度激光脉冲进行处理。对于高强度照射，衰减器和针孔从光路移除。第二图像(在图15B 中示出)在激光处理15分钟后被采集。在处理区域内的脉管的破裂在虚线框中被清楚地 观察到。此外，血管的破坏使若干邻近的脉管张大并且可能产生出血。图16A是使用具有大约50 μ m的聚焦深度的OR-PAM成像系统捕获的在鼠耳中的 毛细血管床的活体内光声图像。图16B是使用具有大约150 μ m的聚焦深度的OR-PAM成像 系统捕获的在鼠耳中的多级血管分叉的活体内光声图像。本文描述的实施例使用(1)光学聚焦以获得高横向分辨率，(2)激光引起压力波 的时间分辨探测以获得高轴向分辨率，和/或(3)光学激发和超声接收焦点之间的共焦设 置以获得高灵敏度。在备选实施例中，聚焦超声接收可用直接在对象内部的光热效应的光 学感测代替。采集了在取样体积内的光学对比度的分布的三维图像。在现有系统中，辐射的强度调制连续波束与光声信号的大小的探测结合。在本文 描述的实施例中，短脉冲激发与光声信号的时间分辨探测结合，其具有基于飞行时间的轴 向分辨率的优势。因此，与现有系统相对比，目前描述的实施例提供例如(a)提高的轴向分 辨率、(b)从2D光栅扫描的光学对比度的3D成像和(c)最小图像伪像(由于来自光照射 体积内各种目标的光声波的干扰而引起的)。另一个现有系统使用聚焦光以产生热膨胀并且使用光学探测(基于热透镜效应) 或超声探测器以监测所得的压力/密度瞬态。这样的系统缺乏轴向分辨率。另外，这样的 系统的横向分辨率由探测器而不是激发光学器件确定。热透镜效应在这样的系统中的利用 要求光学清楚介质中的透射照射，其限制该技术的应用。此外，在使用未聚焦超声换能器和 未聚焦超声探测器中，激发束具有大间隔(separation)，其影响探测灵敏度。光声波的中心
14频率(> 100MHz)和超声换能器的中心频率(< IOMHz)之间的频率错配也限制这样的系 统的SNR。另一个现有系统使用采用与聚焦超声探测的共焦设置的激光激发。然而，在这样 的系统中使用的激光束没有聚焦。实际上，激光束是发散的，因为正声学透镜起负光学透镜 的作用。负光学透镜实际上使光束变宽。更重要地，这样的系统既不获得也不要求光学限 定的横向分辨率，其在目前描述的实施例中是关键特征。对例如在皮肤或大脑皮层中的微脉管网络等的微结构成像和监测组织的生理功 能的能力是极有价值的。用于实现该目的的有前景的技术中之一是光声显微镜。当前高分 辨率的光学成像技术(例如光学相干断层摄影术等)，可以向生物组织中大约一个运输平 均自由程(高达1至2mm之间)成像。然而，这样的技术对涉及组织形态的背散射灵敏，并 且对涉及重要的生物化学信息的光吸收不灵敏。例如共焦显微镜和多光子显微镜等其他已 知的技术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，其在少数值 得注意的例外情况下具有相对高的毒性。声学显微成像和光谱系统对声阻抗变化灵敏，这 些声阻抗变化几乎没有关于生物组织的功能信息并且在软组织中具有低对比度。例如扩散 光学断层摄影术或热波显微镜等其他成像技术具有低的深度与分辨率比。如在本发明的实 施例中的光声成像提供高光吸收对比度而保持高穿透深度和高超声分辨。此外，因为光声 波大小(在某些界限内)与光学对比度成线性比例，光学光谱测量可以实行以获得功能的 (即生理的)信息，例如局部血充氧水平。然而，增加分辨能力超出几十微米面对严重的挑 战。在获得这样的分辨率所要求的超声频率(其超过大约100MHz)，在组织中的超声吸收逐 渐变成与超声频率的平方成比例。因此，若干微米的分辨率将具有几十微米的穿透深度，其 比例如共焦显微镜等其他光学成像技术的穿透深度小得多。本发明的实施例通过使用光学 聚焦以获得高横向分辨率和超声探测以获得轴向分辨率而克服该分辨率限制。尽管微脉管自己的光热处理的成像是生物医学重要的，OR-PAM对毛细血管中生理 和病理变化成像的能力具有更广的应用。其他可能的应用包括在中风典型中的血管舒张和 血管收缩、肿瘤血管生成和肿瘤外渗的成像。鼠耳被选择为最初的器官来测试0R-PAM，因为 透射光学显微镜可以用于证实光声图像。因为OR-PAM采用反射模式操作，它可应用于许多 其他的解剖部位。若干备选实施例是可能的。首先，光声图像可通过代替样本和换能器容器而扫描 光声双焦点来采集。第二，仅扫描在声学聚焦区域内的光学焦点以显著减少图像采集时间 是可能的。第三，通过改变激发光学波长，例如血红素氧饱和度和血容量等生理参数可量化 用于使用内生对比度的活体内功能成像。相似地，例如吲哚青绿(ICG)和纳米粒子等定向 外生造影剂可量化用于活体内分子成像。第四，可制作声耦合立方体以更有效十倍地发送 光声波而没有从P波变换为sv波使得可改进SNR。在透镜上的声抗反射涂层应该进一步增 加SNR大约IOdB。当光学焦点在组织表面下面100 μ m时，表面光学注量在可见光谱区域中接近 20mJ/cm2的ANSI安全限制。尽管ANSI标准仅管理表面注量，空间峰值光学注量在水中的 焦点处计算，其是大约500mJ/cm2。该焦点注量仍然小于在活组织中试验观察到的伤害阈 值。在前面提到的改进被实现后，光学注量可减小而不影响SNR。将理解，本文描述的特定实施例通过图示的方式示出并且不作为本发明的限制。在本发明的实施例中的主要特征可采用各种实施例来使用而不偏离本发明的范围。那些本 领域中技术人员将只使用例行试验认识到或能够查明与本文描述的程序的许多等同物。这 样的等同物被认为是在本发明的范围内并且由权利要求涵盖。本文公开和要求保护的所有组成和/或方法可根据本公开而做出且执行而无需 过度的试验。尽管本发明的实施例已经根据优选实施例来描述，变型可应用于本文描述的 组成和/或方法以及在方法的步骤中或在方法的步骤顺序中而不偏离本发明的概念、精神 和范围，这对本领域内那些技术人员将是明显的。对本领域内那些技术人员明显的所有这 样的相似的替换和修改认为是在如由附上的权利要求限定的本发明的精神、范围和概念 内。本领域内那些技术人员将理解，信息和信号可使用任何多种不同的工艺和技术来 表示(例如，数据，指令、命令、信息、信号、比特、符号和芯片可由电压、电流、电磁波、磁场 或粒子、光场和粒子或其的任意组合来表示)。同样地，本文描述的各种说明性逻辑框、模 块、电路和算法步骤可实现为电子硬件、计算机软件或其二者的组合，这取决于应用和功能 性。此外，本文描述的各种逻辑框、模块和电路可用通用处理器(例如，微处理器、常规处理 器、控制器、微控制器、状态机和/或计算装置的组合)、数字信号处理器(“DSP”)、专用集 成电路(“ASIC”)、现场可编程门阵列(“FPGA”)或其他可编程逻辑装置、分立栅或晶体管 逻辑、分立硬件部件或其的设计成实行本文描述的功能的任何组合来实现或实行。相似地， 本文描述的方法或过程的步骤可直接采用硬件、采用由处理器执行的软件模块或采用这两 者的组合体现。软件模块可位于RAM存储器、闪存、ROM存储器、EPROM存储器、EEPROM存储 器、寄存器、硬盘、可换磁盘、CD-ROM或在本领域内已知的任何其他形式的存储介质。尽管 本发明的实施例已经详细描述，本领域内那些技术人员将理解，本文可做出各种修改而不 偏离如在附上的权利要求中阐述的本发明的精神和范围。该书面说明使用示例以公开本发明，包括最佳模式，并且还使本领域内的任何技 术人员能够实践本发明，包括制作和使用任何装置或系统并且实行任何包含的方法。本发 明的可授权的范围由权利要求限定，并且可包括本领域内那些技术人员想起的其他示例。 这样的其他示例规定为在权利要求的范围内(如果它们具有不与权利要求的字面语言不 同的结构元件，或如果它们包括与权利要求的字面语言无实质区别的等同结构元件)。
权利要求
一种用于对散射介质无创成像的方法，所述方法包括使用聚焦组件将至少一个光脉冲聚焦至对象内的预定区域中；将光声信号变换为声波，所述光声信号由所述对象响应于所述光脉冲而发射；使用至少一个换能器探测所述声波，所述换能器放置成使得所述换能器和所述聚焦组件是共轴且共焦的；以及基于所述换能器产生的代表所述声波的信号而形成所述对象内的所述预定区域的图像。
2.如权利要求1所述的方法，其中聚焦至少一个光脉冲包括使用聚焦光学系统聚焦所 述至少一个光脉冲使得所述至少一个光脉冲会聚在所述换能器的焦点。
3.如权利要求2所述的方法，其中聚焦至少一个光脉冲还包括减小所述聚焦光学系统 的焦点以便于增加空间分辨率。
4.如权利要求1所述的方法，其中形成图像包括记录和数字化所接收的声波使得可对 所述对象内的所述预定区域成像。
5.一种共焦光声成像设备，包括配置成接收至少一个光脉冲并且将所述光脉冲聚焦至对象内的区域中的聚焦组件； 配置成接收由所述对象响应于所述光脉冲而发射的声波的至少一个换能器，所述至少 一个换能器放置成使得所述至少一个换能器和所述聚焦组件是共轴的；以及 配置成记录和处理所述接收的声波的处理器。
6.如权利要求5所述的共焦光声成像设备，其中所述聚焦组件包括透镜和反射镜的光 学组件，其配置成采用这样的方式在所述对象上聚焦所述至少一个光脉冲使得所述聚焦组 件的焦点与所述至少一个超声换能器的焦点一致。
7.如权利要求5所述的共焦光声成像设备，其中所述聚焦组件放置在XYZ平移台上以 便实行沿所述对象的表面的光栅扫描且同时调整所述设备的轴向位置以补偿所述对象的 表面的曲率。
8.如权利要求5所述的共焦光声成像设备，其中所述聚焦组件包括配置成聚焦所述至 少一个光脉冲至近衍射限制点的光学显微镜物镜。
9.如权利要求5所述的共焦光声成像设备，其中所述聚焦组件包括配置成在所述对象 内的所述区域上形成小针孔的图像的物镜。
10.如权利要求5所述的共焦光声成像设备，其中所述聚焦组件包括配置成在比所述 至少一个换能器的聚焦区域更大的聚焦区域内快速扫描光学焦点的摆动反射镜。
11.一种共焦光声显微镜系统，包括 配置成发射至少一个光脉冲的激光器；配置成接收所述至少一个光脉冲并且将所述光脉冲聚焦至对象内的区域中的聚焦组件；配置成接收由所述对象响应于所述光脉冲而发射的声波的至少一个超声换能器，其中 所述聚焦组件进一步配置成采用这样的方式将所述至少一个光脉冲聚焦在所述对象上使 得所述聚焦组件的焦点与所述至少一个超声换能器的焦点一致；以及配置成处理所述声波并且产生所述对象内的所述区域的图像的电子系统。
12.如权利要求11所述的共焦光声显微镜系统，其中所述聚焦组件放置在XYZ平移台上以便实行沿所述对象的表面的光栅扫描且同时调整所述设备的轴向位置以补偿所述对 象的表面的曲率。
13.如权利要求11所述的共焦光声显微镜系统，其中所述聚焦组件包括配置成聚焦所 述至少一个光脉冲为近衍射限制点的光学显微镜物镜。
14.如权利要求11所述的共焦光声显微镜系统，其中所述聚焦组件包括配置成在所述 对象内的所述区域上形成小针孔的图像的物镜。
15.如权利要求11所述的共焦光声显微镜系统，其中所述聚焦组件包括配置成发射聚 焦的至少一个光脉冲的单模光学纤维。
16.如权利要求11所述的共焦光声显微镜系统，其中所述聚焦组件包括配置成在比所 述至少一个换能器的聚焦区域更大的聚焦区域内快速扫描光学焦点的摆动反射镜。
17.如权利要求11所述的共焦光声显微镜系统，其中所述电子系统配置成记录所述声 波并且显示所述记录的声波与所述聚焦组件的对应位置以便产生所述图像。
18.如权利要求17所述的共焦光声显微镜系统，其中所述电子系统包括配置成使数据 采集和对象扫描与关于所述对象的所述激光焦点的程序化位置处的至少一个光脉冲同步 的电动机控制器。
19.一种用于使用手持装置确定生物组织内的血红素吸收比的方法，所述方法包括 使用至少一个激发波长将至少一个光脉冲聚焦至对象内的预定区域中，其中荧光信号至少基于所述预定区域中的荧光团的性质和局部激发光学注量；接收由所述对象响应于所述至少一个光脉冲而发射的光声信号，所述光声信号是所述 局部激发光学注量、血红素的光学吸收系数和声探测灵敏度的乘积；基于血红素吸收系数确定血红素吸收的所述比率，所述血红素吸收系数至少部分基于 所述荧光信号和所述光声信号。
20.一种用于使用手持装置确定生物组织内的氧代谢率(MR02)的方法，所述方法包括将至少一个光脉冲聚焦至对象内的预定区域； 接收由所述对象响应于所述至少一个光脉冲而发射的声波；以及 基于在所述预定区域内的进入脉管的面积、在进入脉管中的血的平均流速和血红素的 总浓度来确定MR02，其中所述进入脉管的面积和所述平均流速可基于由超声成像、光学相 干断层摄影术和流动成像技术中之一获得的测量，并且其中血红素的所述总浓度基于由所 述至少一个光脉冲获得的测量。
全文摘要
一种共焦光声显微镜系统包括配置成发射光脉冲的激光器、配置成接收光脉冲并且将光脉冲聚焦至对象内的区域中的聚焦组件、配置成接收由对象响应于光脉冲而发射的声波的超声换能器和配置成处理声波并且产生在对象内的区域的图像的电子系统。聚焦组件进一步配置成采用这样的方式将光脉冲聚焦在对象上使得聚焦组件的焦点与至少一个超声换能器的焦点一致。
文档编号G01N21/00GK101918811SQ200880123561
公开日2010年12月15日 申请日期2008年10月24日 优先权日2007年10月25日
发明者K·马斯洛夫, 汪立宏 申请人:圣路易斯华盛顿大学
技术领域：
本发明的领域大体上涉及无创成像(noninvasive imaging)，并且更加具体地，涉 及使用共焦光声成像对对象的区域成像。
背景技术：
对活体内毛细血管(最小的血管)进行无创成像的能力长期以来为生物学家所期 望，至少因为它提供在显微水平上研究基本生理现象(例如神经血管耦合)的窗口。然而， 现有的成像形态不能同时提供足以对毛细血管无创成像的灵敏度、对比度和空间分辨率。
发明内容
在一个方面，提供用于对散射介质无创成像的方法。该方法包括使用聚焦组件将 光脉冲聚焦至对象内的预定区域中，并且将光声信号变换为声波，其中光声信号由对象响 应于光脉冲而发射。该方法还包括使用换能器(其放置成使得换能器和聚焦组件是共轴并 且共焦的)来探测声波，并且基于由换能器产生的代表声波的信号而形成对象内的预定区 域的图像。在另一个方面，提供共焦光声成像设备。该设备包括配置成接收光脉冲并且将光 脉冲聚焦至对象内区域中的聚焦组件、配置成接收由对象响应于光脉冲所发射的声波的换 能器，其中换能器放置成使得换能器和聚焦组件是共轴的。该设备还包括配置成记录和处 理接收到的声波的处理器。在另一个方面，提供共焦光声显微镜系统，其包括配置成发射光脉冲的激光器、配 置成接收至少一个光脉冲和将光脉冲聚焦至对象内区域中的聚焦组件、配置成接收由对象 响应于光脉冲所发射的声波的超声换能器和配置成处理声波并且产生对象内区域的图像 的电子系统。聚焦组件还配置成采用这样的方式将光脉冲聚焦在对象上，使得聚焦组件的 焦点与超声换能器的焦点一致。
本发明的方面可通过与附图结合参考下列说明更好地理解。图1是可与成像系统一起使用的光声传感器的图。图2是使用共焦光声显微镜的系统的框图。图3是可与图2中示出的成像系统一起使用的光声传感器的图。图4是可与图2中示出的成像系统一起使用的备选光声传感器的图。图5是可与图2中示出的成像系统一起使用的第二备选光声传感器的图。
图6是可与图2中示出的成像系统一起使用的第三备选光声传感器的示意图。图7是可与图2中示出的成像系统一起使用的第四备选光声传感器的示意图。图8是可与图2中示出的成像系统一起使用的第五备选光声传感器的图。图9是可与图2中示出的成像系统一起使用的第六备选光声传感器的示意图。图10是可与图2中示出的成像系统一起使用的第七备选光声传感器的示意图。图11是可与图2中示出的成像系统一起使用的第八光声传感器的示意图。图12A-12C是代表由成像系统使用浸入清液的分辨率测试目标的横向分辨率测 量的图像。图13A和13B是代表由成像系统的成像深度的测量的图像。图14A和14B是由成像系统的微脉管系统的光声图像。图14C是由透射显微镜拍摄的图14A和14B的微脉管系统的照片。图15A和15B是在高强度激光处理前和后所采集的最大振幅投影(MAP)图像。图16A是使用成像系统捕获的毛细血管床的活体内图像(in vivo image)。图16B是使用成像系统捕获的多级血管分叉(blood vessel bifurcation)的活 体内图像。
具体实施例方式尽管本发明的各种实施例的做出和使用在下文详细论述，应该意识到目前描述的 实施例提供可在许多种上下文中体现的许多可应用发明性概念。本文论述的实施例仅是示 范性方式的说明性的以做出和使用本发明的实施例并且不限制本发明的范围。为了便于目前描述的实施例的理解，许多术语在下文限定。本文限定的术语具有 如由与本发明的方面相关领域内普通技术人员通常理解的含义。例如“一”、“一个”、“该” 和“所述”等术语不意在仅指单数实体，而包括一般种类，其具体示例可用于说明，并且意在 表示有元件中的一个或多个的意思。术语“包括”、“包含”和“具有”意为包括性的并且表 示除列出的元件之外可有另外的元件。在本文图示和描述的本发明的实施例中的操作的执行或实行的顺序不是必需的 (除非另外规定)。即，操作可按任何顺序实行(除非另外规定)，并且本发明的实施例除本 文公开的那些之外可包括另外的或比其更少的操作。例如，设想特定操作在另一个操作之 前、同时或之后被执行或实行在本发明的方面的范围内。本文的术语用于描述本发明的实施例，但它们的使用不限制本发明。在本发明的实施例中，本文使用的术语遵循由美国光学学会(Optical Society of America) (0CIS章程)推荐的定义。在本发明的实施例中，术语“光声显微镜法”包括但不限于探测由材料(例如但不 限于生物组织等)的体积中的光吸收产生并且传播到材料表面的压力波的光声成像技术。 光声显微镜法包括但不限于用于通过探测从处于研究的对象传递的声和/或压力波而获 得材料的光学对比度的图像的方法。此外，术语“光声显微镜法”包括但不限于仍然在对象 内的压力波的探测。在本发明的实施例中，术语“光声断层摄影术(photoacoustic tomography) ”包括 但不限于探测由材料(例如但不限于生物组织等)的体积中的光吸收产生并且传播到材料表面的声和/或压力波的光声成像技术。在本发明的实施例中，术语“压电探测器”包括但不限于利用当受到压力波的晶体 内的体积变化时产生电荷的原理的声波探测器。在本发明的实施例中，术语“反射模式”和“透射模式”包括但不限于激光光声显 微镜系统，其使用从产生波的体积分别透射至被光学辐照的表面和在与被辐照的表面相对 的或大致上与被辐照的表面不同的表面的声和/或压力波的探测。在本发明的实施例中，术语“时间分辨探测”包括但不限于具有足以重建压力波轮 廓的时间分辨率的压力波的时间历史的记录。在本发明的实施例中，术语“换能器阵列”包括但不限于超声换能器的阵列。在本发明的实施例中，术语“聚焦超声探测器”、“聚焦超声换能器”和“聚焦压电换 能器”包括但不限于具有半球形表面的弧形超声换能器或具有附连声学透镜的平面超声换 能器或电子聚焦超声阵列换能器。在本发明的实施例中，术语“衍射限制聚焦(diffraction-limited focus)”包括 但不限于在由衍射施加的限制内的光的最佳可能的聚焦。在本发明的实施例中，术语“共焦(confocal) ”包括但不限于当照射系统的焦点与 探测系统的焦点一致时的情况。本文描述的实施例涉及对毛细血管无创成像。实施例中的一些涉及使用聚焦 光学照射和聚焦超声探测的显微镜光声成像。例如，实施例实行光学分辨率光声显微镜 (OR-PAM)，其便于基于内生(endogenous)光学吸收对比度提供5微米(μ m)的横向分辨率 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细血管网络和激光凝固 微脉管(microvessel)的活体内图像例如作为OR-PAM在生物医学研究中的应用的示例而 呈现。在实施例中，横向分辨率主要由光学焦点(optical focus)确定。紧密聚焦的光 学照射产生局部温度升高(由于光吸收)。温度升高导致热膨胀，其引起光声发射。光声发 射可由高频大数值孔径球状聚焦超声换能器(其与光聚焦系统共轴和共焦)探测。光声发 射还可由超声换能器阵列、相敏光学相干断层摄影术设备、激光光学干涉仪和/或电容性 表面位移传感器测量。通过将光聚焦到直径若干微米的焦斑，本发明的实施例显著提高生 物组织或其他光学散射介质的光声显微镜的图像分辨率。它结合光学共焦显微镜的高空间 分辨率和光声断层摄影术的高光学吸收对比度。本文描述的实施例提供使用聚焦光学照射的反射模式显微镜光声成像。本发明的 实施例使用近衍射限制聚焦光学照射以获得高空间分辨率。本发明的实施例使用高频大 数值孔径(NA)球状聚焦超声换能器的光学焦点和超声焦点之间的共焦设置以获得高灵敏 度。超声换能器可用另一个能够测量局部热膨胀的探测器代替。通过紧密聚焦光，可克服 基于超声聚焦系统的分辨率的现有光声显微镜的横向分辨率限制。另外，因为光声信号与 在目标处的光学注量成比例，当前描述的实施例仅要求低激光脉冲能量，并且因此可相对 紧凑、快速和廉价地做出。在示范性实施例中，可使用大约100纳焦(nj)的激光脉冲能量。此外，示范性实施例利用光学聚焦和激光引起的压力波的时间分辨探测以获得在 取样体积内的光学吸收对比度的分布的三维图像。示范性实施例提供例如但不限于活体内 生物组织等散射介质的无创成像。示范性实施例提供高达大约一个光学传送平均自由程深度的无创成像。对于大多数生物组织，光学传送平均自由程是大约1.0毫米(mm)。在示范 性实施例中，大约1.0微米(μπι)的分辨率是可得到的。此外，示范性实施例对在高达大约 0. 7mm深的生物组织中的光学吸收对比度成像且具有大约5. 0 μ m的横向分辨率。在本发明 的实施例中，大数值孔径(NA)球状聚焦超声换能器采用与光聚焦光学器件的共焦共轴设 置而被使用以便于提供10. 0和15. 0 μ m之间的高轴向分辨率。使用共焦光声成像系统的成像程序是可能实施例中之一并且针对医学和生物应 用。目前描述的实施例与可从纯光学和超声成像技术获得并且可用于诊断、监测或研究目 的的结构信息是互补的。该技术的应用包括但不限于人或动物中的活体内动脉、静脉、毛细 血管(最小的血管)、例如黑素瘤等色素瘤和皮脂腺的成像。目前描述的实施例可使用本征 光学对比度的光谱性质以监测血氧(血红素的氧饱和度)、血容量(总血红素浓度)和甚至 氧消耗的代谢率；它还可使用多种染料或其他造影剂的光谱性质以获得另外的功能的或分 子具体的信息。也就是说，目前描述的实施例能够进行功能和分子成像。另外，目前描述的 实施例可用于监测X射线放射疗法、化学疗法或其他治疗期间可能的组织变化。此外，目前 描述的实施例还可用于监测化妆品、润肤霜、防晒乳或其他皮肤护理产品的局部应用。目前 描述的实施例当小型化时还可以内窥镜式使用，例如用于血管中的动脉粥样硬化病变的成 像。此外，目前描述的实施例提供通过聚焦一个或多个激光脉冲在组织中感兴趣区上 以便穿入组织并且照射感兴趣区、使用一个或多个超声换能器接收由光学吸收而在对象中 引起的压力波(聚焦在相同感兴趣区上)，以及记录接收到的声波使得对象的结构或组成 可被成像来表征组织内的目标的方法。一个或多个激光脉冲由显微镜物镜或相似的紧密 聚焦光学系统聚焦，其典型地包括透镜和/或反射镜的光学组件，其朝超声换能器的焦点 会聚一个或多个激光脉冲。聚焦装置可还使用一个或多个光学空间滤光器，其可以是光阑 (diaphragm)或单模纤维，以减小光学系统的焦斑为最小的可能尺寸使得可获得最高的可 能空间分辨率。聚焦的一个或多个激光脉冲选择性地加热感兴趣区，使对象膨胀并且产生 压力波，压力波的时间轮廓反映目标的光学吸收和热机械性质。备选地，沿组织可使用超声 换能器的环形阵列以通过使用综合孔径图像重建来提高成像系统的场的深度。信号记录包 括将接收到的声波数字化并且传送数字化的声波到计算机用于分析。对象的图像用记录的 声波形成。另外，目前描述的实施例还可包括与聚焦装置、一个或多个超声换能器或其的组 合通信的电子系统。在一个实施例中，电子系统包括XYZ或圆形扫描器或多个扫描器、放大 器、数字转换器、激光波长调谐电子器件、计算机、处理器、显示器、存储装置或其的组合。电 子系统的一个或多个部件可与电子系统的其他部件、设备或两者远程通信。图1示出使用共焦光声显微镜方法的示范性聚焦组件100的示意图。从染料激光 器出来的光由用于空间滤光的光阑(针孔)2上面的聚光透镜1聚焦。取样分束器10用于 通过光电探测器11监测激光输出功率并且通过目镜或用于对准的对准光学器件12对对象 表面光学成像。从空间滤光器出来的光由显微镜物镜3聚焦到对象13上(通过束分离元 件6、7、9和声学透镜8)。放置在束分离元件上面的校正透镜5补偿由棱镜和声学透镜引入 的像差。针孔和物镜之间的距离是大约400毫米(mm)，其给出在水中大约200 (μπι)的聚焦 带(focus zone)和直径大约3. 7微米(μπι)的光学聚焦斑点尺寸。在物镜后测量的激光脉冲能量是大约100纳焦(nj)。束分离元件由具有大约52. 5°的顶角的等腰三角形棱镜6 和长斜方形52. 5°棱镜7构成。棱镜6和7沿对角线表面毗连且之间具有大约0. Imm的间 隙。间隙9用光学折射率匹配、低声阻抗、非挥发性液体填充，例如IOOOcSt硅油，其商业上 可从Clearco Products获得。硅油和玻璃具有良好的光学折射率匹配(玻璃1. 5 ；硅油 1.4)，但具有大的声阻抗错配(玻璃12. lX106N-s/m3 ；硅油0. 95X 106N-s/m3) 0结果， 硅油层是光学透明的，但其充当声反射器。由目标发射的光声信号由声学透镜(具有大约 5. 2mm的曲率半径、大约6. 35mm的直径、水中大约0. 46的NA和大约27 μ m的超声焦斑尺 寸)变换为在长斜方形棱镜7中的平面弹性波，然后由例如型号V2012-BC换能器(商业上 可从Panametrics-NDT获得，具有大约75MHz的中心频率、大约80%的带宽和大约6. 35mm 的有效元件直径)等的高频直接接触超声换能器4探测。在超声换能器4的带宽内，在硅 油中的超声吸收足够高以在匹配层中减弱超声回响(reverberation)从而最小化对图像 的干扰。图2是基于共焦光声显微镜的系统200的框图，其能够进行轮廓扫描和定量光谱 测量。该系统包括脉冲可调谐激光器1 (包括由Q-开关的激光器泵浦的可调谐激光器)、聚 焦组件2、一个或多个超声换能器4和电子系统。电子系统包括数据采集个人计算机(PC)3、 运动控制器9、第一和第二扫描器7和8、放大器5和数据采集子系统(DAQ) 6，其包括信号 调节器和数字转换器。聚焦组件2接收一个或多个激光脉冲并且聚焦该一个或多个激光脉 冲至样本对象10内的区域中以便穿入组织并且照射感兴趣的区域。该一个或多个超声换 能器4聚焦在相同的感兴趣区上并且接收由该一个或多个激光脉冲在感兴趣区中引起的 声或压力波。该电子系统记录并且处理接收的声或压力波。激光脉冲产生、数据采集和对 象扫描通过由电动机控制器产生的脉冲而同步(在关于对象10的激光焦点的程序化位置 处)。如上文描述的，聚焦组件2包括透镜和/或反射镜的光学组件，其采用这样的方式聚 焦一个或多个激光束使得光学聚焦装置的焦点与一个或多个超声换能器的焦点一致。聚焦组件放置在XYZ平移台上以实行沿对象表面的光栅扫描且同时调整传感器 的轴向位置以补偿对象表面的曲率。其他的实施例可使用不同方式的图像形成，其包括 但不限于圆周扫描、扇形扫描、光学扫描、使用换能器阵列的电子聚焦和基于阵列的图像重 建。记录的压力波时间历史由计算机与聚焦组件位置来显示以构建在组织内的光学对比度 的分布的三维图像，即对象的三维断层摄影图像。系统200使用可调谐染色激光器(例如型号CBR-D激光器，商业上可从Sirah获 得)作为辐照源，其由掺杂钕的钇锂氟化物(Nd:YLF)激光器(例如INN0SLAB激光器，商业 上可从Edgewave获得)来泵浦。激光脉冲持续时间是大约7纳秒(ns)并且由外部触发信 号控制的脉冲重复速率高达大约2千赫兹(kHz)。在备选实施例中，可使用多个穿透性辐 射(其可限于或集中于对象内的小体积中)的源。这样的源包括但不限于脉冲激光器、闪 光灯、其他脉冲电磁源、粒子束或它们的强度调制连续波对等物。一个或多个聚焦短激光脉冲递送到处于研究的对象(例如，人或动物体、组织或 器官)，其中照射超声换能器的聚焦区域内的对象的小面积。激光波长选择为期望的光穿透 深度和感兴趣区结构和周围介质之间的对比度之间的折中。由内部结构吸收的光引起瞬时 温度升高，其由于介质的热弹性膨胀而产生可通过介质传播的弹性波。由激光脉冲在组织中产生的高频超声波由PC记录和分析以形成三维图像。光学
8对比度结构的形状和尺寸一般由激光引起的超声波的时间轮廓和聚焦组件的位置确定。通 常，由聚焦组件的光栅扫描用于形成三维图像。然而，可使用换能器阵列以减少扫描时间和 总曝光量。当处于研究的组织是内脏器官时，光学纤维和超声换能器可结合进内窥镜中并 且放置在体内。下列示例将提供用于图示本发明的各种实施例的目的并且不意在采用任何 方式限制本发明。如在图3-6中图示的，目前描述的实施例提供光学分辨率共焦显微镜光声成像技 术以对活体内生物组织成像。示范性实施例具有高达大约5 μ m的横向分辨率和大约0. 7mm 的最大成像深度。在备选实施例中，图像分辨率可进一步通过增加超声换能器的频率和光 学物镜的数值孔径(可能以成像深度为代价)而提高。在图12-16中示出的光声图像用最 小信号平均来获得并且，因此在本发明的另一个实施例中可以通过平均而进一步改进，但 花费了数据采集时间。当前成像速度由激光器的脉冲重复率限制。因为具有高达IOOKHz 的脉冲重复率的激光器现在是可获得的，其他实施例涉及更快的光声成像(其可以较少运 动伪像)和大范围信号平均。目前描述的实施例包括使用任何种类的可产生良好聚焦(优选地衍射限制)(限 于聚焦超声换能器的聚焦区域)照射的反射镜、透镜、纤维和光阑的光聚焦的任何实现。目 前描述的实施例还涵盖具有任何光传输和探测设置的任何共焦光声技术，其中横向分辨率 由入射辐射的聚焦而不是声探测单元限定。下列实施例中的一个或多个可用于实现用于本文描述的目的的激光聚焦(1)将 良好准直的单模激光束聚焦至近衍射限制点的光学显微镜物镜，(2)形成感兴趣区上的小 针孔的图像的物镜，(3)其中单模光学纤维代替针孔使用的聚焦系统，(4)其中摆动反射镜 在超声换能器的更大聚焦区域内快速扫描光学焦点的聚焦系统。下列实施例和另外的备选 实施例还可用于实现激光聚焦用于另外未描述的目的。现在将参照图3-10描述聚焦组件 的各种示例，其中聚焦组件包括例如光学聚焦装置、采用压电、光学或另一个形式的一个或 多个超声换能器。图3是成像系统200(在图2中示出)的聚焦组件300的图。定制立方体分束器 或直角棱镜4(具有夹在两个棱镜之间的亚微米反射铝涂层6)用于耦合光学和超声辐射。 一对光学物镜1将来自单模光学纤维的激光聚焦到对象内感兴趣区上，其中金属涂层6用 于反射光束。取样分束器8放置在物镜1之间以用光电探测器9监测激光输出功率并且查 看对象表面以与目镜或对准光学器件10对准。由对象11发射的超声辐射通过声学透镜5、 铝光学反射器并且到达超声换能器2。图4是成像系统200 (在图2中示出)的聚焦组件400的图。来自脉冲激光器的激 光脉冲由在用于空间滤光的光阑2上的聚光透镜1聚焦。从空间滤光器2出来的光由摆动 反射镜10反射，摆动反射镜10在超声换能器4的更宽聚焦区域内实行快速光学扫描。激 光束由显微镜物镜3聚焦至对象(通过束分离元件6、7、9和声学透镜8)。薄平凸光学透镜 5放置在束分离元件6、7、9上面以补偿由棱镜6和7和声学透镜8引入的像差。束分离元 件6、7、9由具有大约52.5°的顶角的等腰三角形棱镜6和长斜方形52. 5°棱镜7构成。棱 镜6和7沿对角线表面毗连但由折射率匹配、低声阻抗和非挥发性液体(例如低分子量硅 油9)的薄层分开。由对象发射的光声信号由声学透镜8变换为长斜方形棱镜7中的平面 弹性波。从硅油9的边界的超声反射转换至少入射纵波的能量的98%为横波的能量，其在长斜方形棱镜7的自由表面上被变换回纵波，然后由高频直接接触超声换能器4探测。因 为声学焦点一般比光学焦点宽若干倍，在该实施例中利用快速光学扫描的优势可显著减少 图像采集时间。图5是成像系统200(在图2中示出)的聚焦组件500的图。光学物镜2将单模 光学纤维1的输出孔径聚焦至对象(通过放置在光学透明基底5上的一维超声阵列换能器 4中的光学清楚的狭缝窗口)。基底5充当声波的波导并且可在它的外表面上具有柱面聚 焦声学透镜。从空间滤光器出来的光由摆动反射镜3反射，摆动反射镜3实行快速光学扫 描。由对象发射的超声辐射由超声换能器阵列4收集。多元件压电换能器阵列由于换能器 阵列的电子聚焦可在一个维度上加速图像采集时间。由组件500提供的声学焦点跟随激光 束的焦点位置而不机械地扫描在对象上的超声换能器。三维图像可通过垂直于狭缝机械平 移聚焦组件而被采集。图6是成像系统200(在图2中示出)的聚焦组件600的图。从单模光学纤维1 输出的光由反射镜扫描器2反射，由光学物镜或激发透镜3准直，通过二向色镜4，然后由在 感兴趣区上的另一个物镜5聚焦以通过Fabry-Perot标准具6，其声学地耦合于对象。反 射镜扫描器2通过扫动激发激光束实行对象的快速2D光栅扫描。来自对象的光声波引起 Fabry-Perot标准具6中的瞬态应变分布，其改变它的谐振波长。以不同光学波长工作的另 一个激光器(探测激光器)9在Fabry-Perot标准具6上通过第二反射镜扫描器8、第二物 镜7和二向色镜4扫描以读取在Fabry-Perot标准具6中的应变分布。该应变然后转换为 光声压力分布。在示范性实施例中，没有机械扫描对形成对象的3D图像是必需的。图7是成像系统200(在图2中示出)的聚焦组件700的图。光学物镜4将单模 光学纤维1的输出孔径聚焦进入在对象中的感兴趣区以激发光声波。2D反射镜扫描器3在 光程中引入以实行对象的2D扫描。以不同光学波长工作的相敏光学相干断层摄影术(OCT) 系统5由光学物镜4和2D反射镜扫描器3聚焦在相同的感兴趣区上。不同波长的两个光 束由二向色镜2耦合。相敏OCT系统在对象内部的光学焦斑内测量由激光脉冲的吸收引起 的光热效应。在对象中的光热效应在压力波传播到对象的表面之前被测量。在示范性实施 例中，聚焦组件700形成3D图像而没有平移物镜并且不要求与对象的直接接触。相应地， 它可可能是非常快的并且可使用在非接触式成像是优选的地方。图8是适用于手持操作的聚焦组件800的备选实施例的图。光学物镜4将单模光 学纤维1的孔径通过在球状聚焦的超声换能器5中的光学清楚窗口成像到在对象中的感兴 趣区上。取样分束器2反射入射光的小部分以用光电探测器3监测激光输出功率。由对象 发射的超声辐射由超声换能器5接收。超声组件安装在摆6上，摆6通过活动架(例如平 板弹簧7等)连到框架8。框架是不透水的并且包含光学透明声耦合流体，例如水等，用于 光传输和声耦合。由致动器9移动的摆6可快速实行对象的扇形扫描。位置传感器10监 测光学焦点的位置并且用于使脉冲激光器同步使得由于改变扫描速度引起的图像失真最 小化。图9是适用于例如脉管间成像等的体腔内部应用的聚焦组件900的另一个备选实 施例的图。由单模纤维1传输的激光脉冲由光学透镜组件4通过在球状聚焦的超声换能器 6中的光学清楚窗口聚焦在对象中的感兴趣区上。超声换能器6与直角棱镜5 —起连接到 位于导管3内部的挠性轴2。光学和声学透明的圆形窗口 7允许光束和超声辐射自由传送到对象和从对象传送。光声图像通过关于导管的轴线旋转轴2并且轴向平移导管而形成。图10是聚焦组件1000的另一个备选实施例的框图，其与光学共焦显微镜同时使 用共焦光声显微镜方法。从脉冲激光器出来的光由聚光透镜1聚焦在用于空间滤光的光阑 (针孔)2上。二向色分束器或反射镜10用于用光电探测器11监测激光输出功率并且形成 对象的光学荧光共焦图像。光学荧光共焦成像部分由针孔或光阑12、聚焦系统或透镜13、 低通光学滤光器15和光电探测器(例如光电倍增器等)14构成。从空间滤光器出来的光由 显微镜物镜3通过分束元件聚焦在对象上。分束元件由具有52. 5°的顶角的等腰三角形棱 镜6和长斜方形52. 5°棱镜7构成。棱镜6和7沿对角线表面毗连且在之间具有间隙9。 间隙9用折射率匹配、低声阻抗和非挥发性液体填充。校正透镜5放置在分束元件上面以 补偿由棱镜和声学透镜引入的像差。由对象发射的光声信号由声学透镜8变换为在长斜方 形棱镜7中的平面弹性波。从棱镜的边界的超声反射将入射纵弹性波转换为横波。横波朝 长斜方形棱镜的自由表面传播，在这里它变换回纵波并且由高频直接接触超声换能器4探 测以用于目标的图像形成和光谱测量。光学共焦显微镜和光声显微镜的融合提供关于对象的互补信息。一个特征是通 过同时使用来自光学共焦显微镜的荧光信号和来自声光显微镜的光声信号的对象的光学 吸收光谱的定量测量。对象的光学吸收光谱的定量测量要求对在焦点处激发光学注量 (optical fluence)的光谱变化的了解，其可使用如下文说明的荧光信号测量。在示范性实施例中，使用两个激发光学波长。如果荧光染料存在，在第i激发波长 Xxi和发射波长λ m的探测的荧光信号VfUxi, λ J是未知局部激发光学注量F(Xxi)、染 料的浓度C、染料的已知摩尔光学吸收系数ε af( λ xi)、染料的量子产额Q和荧光探测灵敏度 Sf(Am)的乘积。对于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，局部激发光学注量比率可如在方程(2)中重新获得(2)相似地，探测到的光声信号Vpa( λ J是局部激发光学注量F( λ xi)、主吸收血红素 的光学吸收系数PahUxi)和声探测灵敏度Sa的乘积。假设血红素吸收超过荧光染料，产 生方程⑶中的下列比率γρα^λη) = μαΧΚι)Ρ{λΛ)⑶
Vpa{K2^n) ^Ux2 W^2)‘从上文的两个方程，血红素吸收系数的比率可在方程(4)中重新获得= VpXKx^n) VfiKl^m) Saf(Axl)(4) μΛΚι) Vpa(Ax2iAm) Vf(AxlfAm) εα (λχ2)'该比率可用于量化血红素的氧饱和度和血红素的相对总浓度。当然，该示例仅说 明原理，其可扩展至使用两个或多个激发光学波长的其他光学吸收体的测量。目前描述的实施例可用于通过结合进入和从感兴趣区出来的血流量和充氧的测 量来估计在组织和器官中的氧代谢。氧代谢率(MR02)是每单位时间每100克(g)感兴趣
11组织或器官的在给定组织区域中消耗的氧量。因为在典型的生理条件下，血红素是氧的主 要载体，血充氧的关键测量是血红素的氧饱和度(S02)，在方程(5)中列举如下MRO2 χ (SO21n 一 SO2out YCm-Ain-Vin.(5)这里，Ain是进入脉管(incoming vessel)的面积，是在进入脉管中的血的平均
流速，并且CHb是血红素的总浓度。尽管Ain和^^可使用超声成像估计，S02和相对Csb可从 多波长光声方法估计。光声显微镜超过传统光学和超声成像的示范性优势包括以超声分辨率的内生光 学吸收对比度的探测。在光声显微镜中，脉冲激光束被聚焦至生物组织中以产生由于光声 效应引起的超声波的发射。短波长脉冲超声波然后用聚焦超声换能器探测以形成高分辨率 断层摄影术图像。在现有光声成像技术中，空间分辨率几乎唯一取决于包括中心频率、带宽 和数值孔径(NA)的超声参数。例如，使用暗场共焦PAM，已经用大约50兆赫兹(MHz)的中 心频率和大约0. 44的NA获得大约50 μ m的横向分辨率。来自现有系统的分辨率不足以用 内生光学吸收对比度分辨例如直径在大约3 μ m和大约7 μ m之间的毛细血管等较小结构。 本发明的方面提供提高的空间分辨率。如果这样的提高通过增加超声聚焦能力获得，大约5μπι的横向分辨率要求大于 300MHz的超声中心频率。遗憾的是，以这样高的频率，在水中大约400 μ πΓ1并且在组织中 大约100 μ πΓ1的超声衰减限制穿透深度到大约100 μ m。备选项是使用精细光学聚焦以提 供横向分辨率同时超声时间探测提供轴向分辨率。这样的备选项称为0R-PAM，主要对光学 吸收对比度灵敏，而常规反射模式光学共焦显微镜主要对散射或荧光灵敏。图11是OR-PAM成像系统的另一个示范性实施例的示意图。在该实施例中，系统 使用具有明场光学照射的近衍射限制光学聚焦以获得ym级横向分辨率。由Nd:YLF激光 器泵浦的染色激光器(例如商业上可从Sirah获得的CBR-D激光器等)用作辐照源。激光 脉冲持续时间是大约5ns并且由外部触发器控制的脉冲重复率高达2kHz。来自染色激光器 的光衰减一千倍，通过空间滤光器(例如25 μ m针孔等，商业上可如P250S从Thorlabs获 得)，然后由显微镜物镜聚焦，该物镜例如可从Thorlabs获得的RMS4X，并且包括大约0. 1 的NA、大约45mm的焦距和大约22mm的工作距离。针孔和物镜之间的距离是大约400mm。 显微镜物镜的入射孔径是空间滤光器的埃里斑的直径的大约0. 8倍。结果，在水中物镜的 衍射限制焦点直径是大约3. 7 μ m并且聚焦带是大约200 μ m。在物镜后的激光脉冲能量测 得是大约lOOnJ。可选分束器位于针孔和物镜之间以便于焦点调整和系统对准。两个直角 棱镜(可从Edmund Optics获得的NT32-545棱镜)，例如形成立方体且斜边之间具有大约 0. Imm的间隙。间隙用硅油填充。如上文描述的，硅油和玻璃具有良好的光学折射率匹配但 具有大的声阻抗错配。结果，该硅油层是光学透明的但是声学反射性的。超声换能器(例 如可从Panametrics-NDT获得的V2012-BC换能器等，具有75MHz的中心频率、80%的带宽 和6. 35mm的有效元件直径)连至底部棱镜的中直线，如在图11中示出的。具有大约5. 2mm 的曲率半径和大约6. 35mm曲率的平凹透镜连至立方体的底部以起声学透镜的作用，其具 有在水中大约0. 46的NA和大约27 μ m的焦点直径。当然，该透镜还起负光学透镜的作用， 其由放置在立方体顶部的矫正用的正光学透镜补偿。由超声换能器探测的光声信号使用例如两个ZFL 500LN放大器(商业上可从Mini-Circuits获得)放大大约48dB，然后使用例如来自Gage Applied Sciences的 CompuScope 12400由14-bit数字采集板来数字化。光栅扫描由独立PC控制，其触发数据 采集PC和泵浦激光器。触发信号与来自数字采集板的时钟输出信号同步。声学透镜浸入在被加热的容器内的水中。在容器的底部打开窗口并且用超声和光 学透明的25 μ m厚聚乙烯膜片密封。动物放在水箱下面，其中感兴趣区(ROI)暴露在窗口 下面。超声凝胶(例如可从SonoTech获得的Clear Image)应用于ROI以供声耦合。为了 简单起见，光栅扫描通过沿水平(x_y)面一起平移水箱和动物而实现。在每个水平位置的 一维(ID)光声信号(A线)以200MS/S的取样率记录1 μ s。容积光声图像通过结合时间分 辨光声信号形成并且可采用直接容积成像、横截面(B扫描)图像或最大振幅投影(MAP)图 像来查看。图12A-12C是代表由成像系统的横向分辨率测量的图像。图12A是空军分辨率测 试目标的MAP图像，图12B是在图12A的虚线框内的区域的放大图像，并且图12C是6μπι 直径碳纤维的MAP图像。OR-PAM系统的横向分辨率通过对浸入清液中的空军分辨率测试 目标成像而被试验测量。在大约590nm的光学波长采集图像并且在数据采集期间不实行信 号平均。在图12A和12B中，突出的分辨良好的条(示为组6元件5)具有大约4. 9 μ m的 间隙、大约102mm 1的空间频率和0. 65的调制传递函数值。其他成对的空间频率和调制传 递函数值包括例如64mm 1空间频率与0. 95调制传递函数值和80mm 1空间频率与0. 8调制 传递函数值。调制传递函数的非线性拟合产生大约5 μ m的横向分辨率，其比3. 7 μ m的衍 射限制大30%。作为横向分辨率的说明，浸入水中的6 μ m直径碳纤维的MAP图像在图12C 中示出。成像的纤维的平均半最大全宽(FWHM)值是大约9.8μπι，其比纤维直径宽3.8μπι 并且因此符合 5 μ m分辨率。轴向分辨率基于采用只接收模式测量的大约IOOMHz的换能 器带宽和大约1. 5mm/μ s的在组织中的声速而估计为大约15 μ m。在组织中，分别因为光学 散射和频率依赖声衰减，横向和轴向分辨率都随成像深度而变差。图13A和13B是代表由成像系统的成像深度的测量的图像。图13A是用OR-PAM 系统采集的放置在一块鼠皮上面和下面的两条马鬃的MAP图像。图13B是在图13A中由虚 线标记的位置的B扫描图像。该系统的成像深度通过对放置在一块新切除的鼠头皮上面和 下面的具有大约200 μ m的直径的两条马鬃成像而被测量。光声图像在630nm的光学波长 用32倍信号平均来采集。两根马鬃都是清楚可见的，其中因为在皮中的光和声衰减，底部 鬃毛示出较弱的光声信号。B扫描图像示出底部鬃毛在组织中深700 μ m。因此，最大成像 深度至少是700 μ m。在裸鼠的耳朵中微脉管由该OR-PAM在570nm的光学波长被进行活体内成像。具 有大约300 μ m厚的裸鼠耳朵具有发育良好的脉管系统并且已经广泛用于研究肿瘤血管生 成和其他微脉管疾病。在图像采集期间，使用呼吸麻醉系统保持动物不动并且使用红外线 灯保暖。不像在别处公布的研究那样，没有光学清洁剂应用于皮肤表面。Imm2的面积用大 约1. 25 μ m的步长扫描。对于每个像素，16 (即，4乘4)个近邻A线被平均以增加信噪比 (SNR)。对于完整容积数据集的扫描时间是大约18分钟。在数据采集后，动物自然恢复而 没有可观察到的激光损伤。图14A和14B是由成像系统的微脉管系统的光声图像。图14C是由透射显微镜拍 摄的图14A和14B的微脉管系统的照片。更具体地，图14A是在裸鼠耳朵中的微脉管系统的活体内光声图像，图14B是用伪彩色的容积光声数据的3D可视化，而图14C是用透射照射 (trans-illumination)光学显微镜拍摄的照片。在图14A-14C中，指示为C的区域时毛细 血管，指示为CB的区域是毛细血管床，而指示为SG的区域是皮脂腺。微脉管系统的光声图 像(图14A和14B)与从透射显微镜用4X放大率拍摄的照片(图14C) 一致。然而，毛细血 管仅由上文描述的OR-PAM系统成像。血管和背景之间的光声振幅的平均比率是20 1，其 证实高的内生的基于光吸收的成像对比度。一些脉管(例如在图14A中标有C的脉管)仅 占用单个像素，其可能指示具有大约5μπι直径的毛细血管。光声数据的容积渲染(图14Β) 示出血管的三维连通性。平行小动脉小静脉对和它们的分支被清楚地观察到。在图14Α和 14Β中的虚线框内的脉管的直径和形态图案暗示这些微脉管属于毛细血管床。因此，如上文 描述的OR-PAM能够用由于血红素引起的内生光吸收对比度而对活体内毛细血管成像。另 外，皮脂腺也可同时成像。图15Α和15Β是在高强度激光处理前和后采集的MAP图像。图15A是在激光处理 前在Swiss Webster鼠耳朵中的激光引起脉管破坏的活体内光声图像。图15B是在激光处 理后的活体内光声图像。在图15A和15B中，指示为T的区域是被激光处理的区域，指示为W 的区域是变宽的血管，并且指示为H的区域是可能的出血。为了进一步证明OR-PAM的潜力， 对在Swiss Webster鼠的耳朵中的微脉管的高强度激光破坏进行成像。该类型的破坏临床 上用于移除人的鲜红斑痣。图15A和15B示出在高强度激光处理之前和之后采集的MAP图 像。在健康的脉管系统由OR-PAM系统成像(在图15A中示出)后，测量大约0. 25X0. 25mm2 的中心区域通过采用大约1. 25 μ m的步长扫描的具有大约lOJ/cm2的峰值光学注量的高强 度激光脉冲进行处理。对于高强度照射，衰减器和针孔从光路移除。第二图像(在图15B 中示出)在激光处理15分钟后被采集。在处理区域内的脉管的破裂在虚线框中被清楚地 观察到。此外，血管的破坏使若干邻近的脉管张大并且可能产生出血。图16A是使用具有大约50 μ m的聚焦深度的OR-PAM成像系统捕获的在鼠耳中的 毛细血管床的活体内光声图像。图16B是使用具有大约150 μ m的聚焦深度的OR-PAM成像 系统捕获的在鼠耳中的多级血管分叉的活体内光声图像。本文描述的实施例使用(1)光学聚焦以获得高横向分辨率，(2)激光引起压力波 的时间分辨探测以获得高轴向分辨率，和/或(3)光学激发和超声接收焦点之间的共焦设 置以获得高灵敏度。在备选实施例中，聚焦超声接收可用直接在对象内部的光热效应的光 学感测代替。采集了在取样体积内的光学对比度的分布的三维图像。在现有系统中，辐射的强度调制连续波束与光声信号的大小的探测结合。在本文 描述的实施例中，短脉冲激发与光声信号的时间分辨探测结合，其具有基于飞行时间的轴 向分辨率的优势。因此，与现有系统相对比，目前描述的实施例提供例如(a)提高的轴向分 辨率、(b)从2D光栅扫描的光学对比度的3D成像和(c)最小图像伪像(由于来自光照射 体积内各种目标的光声波的干扰而引起的)。另一个现有系统使用聚焦光以产生热膨胀并且使用光学探测(基于热透镜效应) 或超声探测器以监测所得的压力/密度瞬态。这样的系统缺乏轴向分辨率。另外，这样的 系统的横向分辨率由探测器而不是激发光学器件确定。热透镜效应在这样的系统中的利用 要求光学清楚介质中的透射照射，其限制该技术的应用。此外，在使用未聚焦超声换能器和 未聚焦超声探测器中，激发束具有大间隔(separation)，其影响探测灵敏度。光声波的中心
14频率(> 100MHz)和超声换能器的中心频率(< IOMHz)之间的频率错配也限制这样的系 统的SNR。另一个现有系统使用采用与聚焦超声探测的共焦设置的激光激发。然而，在这样 的系统中使用的激光束没有聚焦。实际上，激光束是发散的，因为正声学透镜起负光学透镜 的作用。负光学透镜实际上使光束变宽。更重要地，这样的系统既不获得也不要求光学限 定的横向分辨率，其在目前描述的实施例中是关键特征。对例如在皮肤或大脑皮层中的微脉管网络等的微结构成像和监测组织的生理功 能的能力是极有价值的。用于实现该目的的有前景的技术中之一是光声显微镜。当前高分 辨率的光学成像技术(例如光学相干断层摄影术等)，可以向生物组织中大约一个运输平 均自由程(高达1至2mm之间)成像。然而，这样的技术对涉及组织形态的背散射灵敏，并 且对涉及重要的生物化学信息的光吸收不灵敏。例如共焦显微镜和多光子显微镜等其他已 知的技术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，其在少数值 得注意的例外情况下具有相对高的毒性。声学显微成像和光谱系统对声阻抗变化灵敏，这 些声阻抗变化几乎没有关于生物组织的功能信息并且在软组织中具有低对比度。例如扩散 光学断层摄影术或热波显微镜等其他成像技术具有低的深度与分辨率比。如在本发明的实 施例中的光声成像提供高光吸收对比度而保持高穿透深度和高超声分辨。此外，因为光声 波大小(在某些界限内)与光学对比度成线性比例，光学光谱测量可以实行以获得功能的 (即生理的)信息，例如局部血充氧水平。然而，增加分辨能力超出几十微米面对严重的挑 战。在获得这样的分辨率所要求的超声频率(其超过大约100MHz)，在组织中的超声吸收逐 渐变成与超声频率的平方成比例。因此，若干微米的分辨率将具有几十微米的穿透深度，其 比例如共焦显微镜等其他光学成像技术的穿透深度小得多。本发明的实施例通过使用光学 聚焦以获得高横向分辨率和超声探测以获得轴向分辨率而克服该分辨率限制。尽管微脉管自己的光热处理的成像是生物医学重要的，OR-PAM对毛细血管中生理 和病理变化成像的能力具有更广的应用。其他可能的应用包括在中风典型中的血管舒张和 血管收缩、肿瘤血管生成和肿瘤外渗的成像。鼠耳被选择为最初的器官来测试0R-PAM，因为 透射光学显微镜可以用于证实光声图像。因为OR-PAM采用反射模式操作，它可应用于许多 其他的解剖部位。若干备选实施例是可能的。首先，光声图像可通过代替样本和换能器容器而扫描 光声双焦点来采集。第二，仅扫描在声学聚焦区域内的光学焦点以显著减少图像采集时间 是可能的。第三，通过改变激发光学波长，例如血红素氧饱和度和血容量等生理参数可量化 用于使用内生对比度的活体内功能成像。相似地，例如吲哚青绿(ICG)和纳米粒子等定向 外生造影剂可量化用于活体内分子成像。第四，可制作声耦合立方体以更有效十倍地发送 光声波而没有从P波变换为sv波使得可改进SNR。在透镜上的声抗反射涂层应该进一步增 加SNR大约IOdB。当光学焦点在组织表面下面100 μ m时，表面光学注量在可见光谱区域中接近 20mJ/cm2的ANSI安全限制。尽管ANSI标准仅管理表面注量，空间峰值光学注量在水中的 焦点处计算，其是大约500mJ/cm2。该焦点注量仍然小于在活组织中试验观察到的伤害阈 值。在前面提到的改进被实现后，光学注量可减小而不影响SNR。将理解，本文描述的特定实施例通过图示的方式示出并且不作为本发明的限制。在本发明的实施例中的主要特征可采用各种实施例来使用而不偏离本发明的范围。那些本 领域中技术人员将只使用例行试验认识到或能够查明与本文描述的程序的许多等同物。这 样的等同物被认为是在本发明的范围内并且由权利要求涵盖。本文公开和要求保护的所有组成和/或方法可根据本公开而做出且执行而无需 过度的试验。尽管本发明的实施例已经根据优选实施例来描述，变型可应用于本文描述的 组成和/或方法以及在方法的步骤中或在方法的步骤顺序中而不偏离本发明的概念、精神 和范围，这对本领域内那些技术人员将是明显的。对本领域内那些技术人员明显的所有这 样的相似的替换和修改认为是在如由附上的权利要求限定的本发明的精神、范围和概念 内。本领域内那些技术人员将理解，信息和信号可使用任何多种不同的工艺和技术来 表示(例如，数据，指令、命令、信息、信号、比特、符号和芯片可由电压、电流、电磁波、磁场 或粒子、光场和粒子或其的任意组合来表示)。同样地，本文描述的各种说明性逻辑框、模 块、电路和算法步骤可实现为电子硬件、计算机软件或其二者的组合，这取决于应用和功能 性。此外，本文描述的各种逻辑框、模块和电路可用通用处理器(例如，微处理器、常规处理 器、控制器、微控制器、状态机和/或计算装置的组合)、数字信号处理器(“DSP”)、专用集 成电路(“ASIC”)、现场可编程门阵列(“FPGA”)或其他可编程逻辑装置、分立栅或晶体管 逻辑、分立硬件部件或其的设计成实行本文描述的功能的任何组合来实现或实行。相似地， 本文描述的方法或过程的步骤可直接采用硬件、采用由处理器执行的软件模块或采用这两 者的组合体现。软件模块可位于RAM存储器、闪存、ROM存储器、EPROM存储器、EEPROM存储 器、寄存器、硬盘、可换磁盘、CD-ROM或在本领域内已知的任何其他形式的存储介质。尽管 本发明的实施例已经详细描述，本领域内那些技术人员将理解，本文可做出各种修改而不 偏离如在附上的权利要求中阐述的本发明的精神和范围。该书面说明使用示例以公开本发明，包括最佳模式，并且还使本领域内的任何技 术人员能够实践本发明，包括制作和使用任何装置或系统并且实行任何包含的方法。本发 明的可授权的范围由权利要求限定，并且可包括本领域内那些技术人员想起的其他示例。 这样的其他示例规定为在权利要求的范围内(如果它们具有不与权利要求的字面语言不 同的结构元件，或如果它们包括与权利要求的字面语言无实质区别的等同结构元件)。
权利要求
一种用于对散射介质无创成像的方法，所述方法包括使用聚焦组件将至少一个光脉冲聚焦至对象内的预定区域中；将光声信号变换为声波，所述光声信号由所述对象响应于所述光脉冲而发射；使用至少一个换能器探测所述声波，所述换能器放置成使得所述换能器和所述聚焦组件是共轴且共焦的；以及基于所述换能器产生的代表所述声波的信号而形成所述对象内的所述预定区域的图像。
2.如权利要求1所述的方法，其中聚焦至少一个光脉冲包括使用聚焦光学系统聚焦所 述至少一个光脉冲使得所述至少一个光脉冲会聚在所述换能器的焦点。
3.如权利要求2所述的方法，其中聚焦至少一个光脉冲还包括减小所述聚焦光学系统 的焦点以便于增加空间分辨率。
4.如权利要求1所述的方法，其中形成图像包括记录和数字化所接收的声波使得可对 所述对象内的所述预定区域成像。
5.一种共焦光声成像设备，包括配置成接收至少一个光脉冲并且将所述光脉冲聚焦至对象内的区域中的聚焦组件； 配置成接收由所述对象响应于所述光脉冲而发射的声波的至少一个换能器，所述至少 一个换能器放置成使得所述至少一个换能器和所述聚焦组件是共轴的；以及 配置成记录和处理所述接收的声波的处理器。
6.如权利要求5所述的共焦光声成像设备，其中所述聚焦组件包括透镜和反射镜的光 学组件，其配置成采用这样的方式在所述对象上聚焦所述至少一个光脉冲使得所述聚焦组 件的焦点与所述至少一个超声换能器的焦点一致。
7.如权利要求5所述的共焦光声成像设备，其中所述聚焦组件放置在XYZ平移台上以 便实行沿所述对象的表面的光栅扫描且同时调整所述设备的轴向位置以补偿所述对象的 表面的曲率。
8.如权利要求5所述的共焦光声成像设备，其中所述聚焦组件包括配置成聚焦所述至 少一个光脉冲至近衍射限制点的光学显微镜物镜。
9.如权利要求5所述的共焦光声成像设备，其中所述聚焦组件包括配置成在所述对象 内的所述区域上形成小针孔的图像的物镜。
10.如权利要求5所述的共焦光声成像设备，其中所述聚焦组件包括配置成在比所述 至少一个换能器的聚焦区域更大的聚焦区域内快速扫描光学焦点的摆动反射镜。
11.一种共焦光声显微镜系统，包括 配置成发射至少一个光脉冲的激光器；配置成接收所述至少一个光脉冲并且将所述光脉冲聚焦至对象内的区域中的聚焦组件；配置成接收由所述对象响应于所述光脉冲而发射的声波的至少一个超声换能器，其中 所述聚焦组件进一步配置成采用这样的方式将所述至少一个光脉冲聚焦在所述对象上使 得所述聚焦组件的焦点与所述至少一个超声换能器的焦点一致；以及配置成处理所述声波并且产生所述对象内的所述区域的图像的电子系统。
12.如权利要求11所述的共焦光声显微镜系统，其中所述聚焦组件放置在XYZ平移台上以便实行沿所述对象的表面的光栅扫描且同时调整所述设备的轴向位置以补偿所述对 象的表面的曲率。
13.如权利要求11所述的共焦光声显微镜系统，其中所述聚焦组件包括配置成聚焦所 述至少一个光脉冲为近衍射限制点的光学显微镜物镜。
14.如权利要求11所述的共焦光声显微镜系统，其中所述聚焦组件包括配置成在所述 对象内的所述区域上形成小针孔的图像的物镜。
15.如权利要求11所述的共焦光声显微镜系统，其中所述聚焦组件包括配置成发射聚 焦的至少一个光脉冲的单模光学纤维。
16.如权利要求11所述的共焦光声显微镜系统，其中所述聚焦组件包括配置成在比所 述至少一个换能器的聚焦区域更大的聚焦区域内快速扫描光学焦点的摆动反射镜。
17.如权利要求11所述的共焦光声显微镜系统，其中所述电子系统配置成记录所述声 波并且显示所述记录的声波与所述聚焦组件的对应位置以便产生所述图像。
18.如权利要求17所述的共焦光声显微镜系统，其中所述电子系统包括配置成使数据 采集和对象扫描与关于所述对象的所述激光焦点的程序化位置处的至少一个光脉冲同步 的电动机控制器。
19.一种用于使用手持装置确定生物组织内的血红素吸收比的方法，所述方法包括 使用至少一个激发波长将至少一个光脉冲聚焦至对象内的预定区域中，其中荧光信号至少基于所述预定区域中的荧光团的性质和局部激发光学注量；接收由所述对象响应于所述至少一个光脉冲而发射的光声信号，所述光声信号是所述 局部激发光学注量、血红素的光学吸收系数和声探测灵敏度的乘积；基于血红素吸收系数确定血红素吸收的所述比率，所述血红素吸收系数至少部分基于 所述荧光信号和所述光声信号。
20.一种用于使用手持装置确定生物组织内的氧代谢率(MR02)的方法，所述方法包括将至少一个光脉冲聚焦至对象内的预定区域； 接收由所述对象响应于所述至少一个光脉冲而发射的声波；以及 基于在所述预定区域内的进入脉管的面积、在进入脉管中的血的平均流速和血红素的 总浓度来确定MR02，其中所述进入脉管的面积和所述平均流速可基于由超声成像、光学相 干断层摄影术和流动成像技术中之一获得的测量，并且其中血红素的所述总浓度基于由所 述至少一个光脉冲获得的测量。
全文摘要
一种共焦光声显微镜系统包括配置成发射光脉冲的激光器、配置成接收光脉冲并且将光脉冲聚焦至对象内的区域中的聚焦组件、配置成接收由对象响应于光脉冲而发射的声波的超声换能器和配置成处理声波并且产生在对象内的区域的图像的电子系统。聚焦组件进一步配置成采用这样的方式将光脉冲聚焦在对象上使得聚焦组件的焦点与至少一个超声换能器的焦点一致。
文档编号G01N21/00GK101918811SQ200880123561
公开日2010年12月15日 申请日期2008年10月24日 优先权日2007年10月25日
发明者K·马斯洛夫, 汪立宏 申请人:圣路易斯华盛顿大学
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