X射线光声成像的信号检测与仿真

刘 刚，钱建庭，李先明，郑溪园，李炜澔，林运政，谢 兵，刁现芬

1)深圳大学医学部生物医学工程学院，广东深圳 518071； 2)深圳市人民医院肿瘤放射科，广东深圳 518020；3)深圳市宝安人民医院肿瘤放射科，广东深圳 518060

光声成像的理论基础是光声效应．所谓光声效应是指当使用短脉冲的光照射生物组织时，组织吸收光能量产生局部温度变化，进而造成组织发生热弹性膨胀从而产生超声信号，这种超声信号即为光声信号[1]．光声成像技术就是先利用高灵敏度超声探头检测组织产生的光声信号，再利用检测到的光声信号重建出组织中光的吸收分布图像的一种新兴的成像模式．组织对光的吸收差异与其化学成分密切相关，而化学成分又可反应组织的功能信息，因此，组织的光吸收分布图像可为各种疾病的早期诊断、病情分期及疗效评估等提供重要依据．

近年来，光声成像技术得到了飞速发展，目前正在从基础研究阶段向着临床应用阶段迈进． WANG等[2]运用光声成像对老鼠脑部成像，成像中心区域的轴向分辨率达0.1 mm，切向分辨率<0.25 mm；2016年该课题组通过对整个鼠脑的光声成像，得到了整个大脑的血流情况[3]．ALLES等[4]在光声成像杂波抑制理论中具有突出的研究成果，大大提高了光声成像的图像质量．ZHAO等[5]首次提出光声成像检测生物组织黏弹性的新方法．SONG等[6]证实了压缩感知理论在频率域光声成像中的应用．以上光声成像技术使用脉宽为几十纳秒到几百纳秒的激光脉冲作为光声信号的激发光源．该技术经过几十年的发展，已开始用于临床．而基于光声效应的原理，当采用脉冲X射线作为辐照组织的脉冲光源时，将同样会产生光声信号．相比采用脉冲激光的光声成像技术，研究人员对于脉冲X射线的光声效应研究要少些．1988年，MASUJIMA等[7]使用连续光谱的X射线照射铜、铝、铅，并用麦克风检测到了相应的光声信号． BOWEN等[8]首次使用4 MV的医用直线加速器照射水，使用中心频率500 kHz的超声探头检测到了水的光声信号． XIANG等[9]用单阵元换能器围绕铅块200个位置进行360°旋转扫描，对采集到的信号进行图像重建，提出了X光声断层成像(X-ray acoustic computed tomography, XACT)．XIANG等[10]使用脉冲宽度为60 ns的X射线作为激发光源，图像的分辨率达到350 μm，同时通过理论研究减少X射线曝光时间和辐射剂量实现成像，从而降低肿瘤检测过程中致癌的风险[11]．HICKLING等[12]通过对K-wave仿真结果与实际实验数据对比，论证了X射线光声成像作为放疗时剂量监测的可能性．

可见，X射线光声成像技术发展相对缓慢，究其原因在于放疗用的X射线脉冲宽度一般为几个微秒，所产生的光声信号的强度和频率都比较低，难以重建出高分辨率的光声图像，且目前针对低频超声信号的高灵敏度接收探头仍相对较少．另外，放疗室内的电磁干扰等噪声严重，也难以被控制，导致接收到的光声信号信噪比非常低．因此， X射线光声信号采集仍存在诸多困难．

本研究对放疗用X射线激发的光声信号进行了初步的理论研究和实验分析．首先，通过搭建的光电检测电路，检测到放疗X射线脉冲的宽度；其次，在Matlab环境下，应用K-wave声波场时域仿真工具包根据光声效应原理仿真出脉冲宽度为几个μs的光脉冲照射，并对产生的光声信号进行频谱分析；然后，针对理论仿真得到的光声信号特点，选用PZT-4低频压电陶瓷材料设计并制作接收探头，再搭建一个单振元的光声信号检测系统，应用西门子PRIMUS直线加速器产生的脉冲X射线作为激发光源，对比分析所设计的PZT-4探头与Olypus V301商用探头所接收到的光声信号差异．

1 光电检测电路及X光脉冲检测结果

1.1 光电检测电路

为检测由医用直线加速器发射出的X射线脉冲宽度，使用光电二极管搭建一个简单的光电检测电路．光电二极管是一种光敏传感器，基于光电效应的原理，即当光子照射在器件上，使电路中产生电流或使电特性发生变化的效应．针对高能X射线，本研究选择滨松(HAMAMATSU) S1223-01高性能硅PIN光电二极管．通过并联2个二极管增加检测灵敏度，并串联1个2 kΩ电阻，使用示波器(Tektronix DPO5054)接收信号，如图1．

图1 光电检测电路及光电二极管实物图Fig.1 Photoelectric detection circuit and photo of photodiode

1.2 X光脉冲检测结果

直线加速器产生的X射线束正照光电二极管，经光电检测电路转换成可被检测到的电压信号，用示波器检测得到的结果如图2．

图2 光电二极管检测结果Fig.2 Detection result of photodiode

触发信号设置为下降沿触发．该信号由西门子PRIMUS直线加速器外部控制台PULSE1端口提供，它对应的是直线加速器内部球管的充放电过程，下降沿为整个充电过程，并在之后维持约4 μs时间，上升沿则为放电过程．实线为由光电检测电路检测到的信号波形，当X射线照射到二极管时，电路产生可被检测到的信号，由于光电子的堆积，示波器检测到上升沿信号，之后随着球管的放电，X射线停止照射光电二极管，示波器检测到下降沿信号，该信号上升沿对应的就是X射线脉冲照射的时间，约4 μs．

2 理论仿真

2.1 仿真工具K-wave

本研究采用K-wave工具包进行仿真．K-wave是一种开源的进行时域内声学传播仿真的Matlab开发工具箱，它能简捷地构建声学、超声和光声的声场，并进行图像重建，从而实现基于不同物质的模拟仿真．K-wave工具包能够实现一维、二维和三维的光声仿真，通过对空间和时间上的交替抽样的离散方式，将波动方程的微分形式进行差分离散化，将声波的传递区域划分成一个个网格，通过空间域上网格点之间的反复迭代，时间域上的不断更新来达到数值计算的目的，同时大幅提高了计算精度[13]．

K-wave工具包针对时间变化的压力源，在公式上对应的是质量源，作为质量守恒方程中的源项出现，适合于不能将脉宽为几个微秒的脉冲函数近似为冲激函数，来求解有源波动方程的时域解．随时间变化的压力源需要2个参数：① 定义那些网格点属于源的掩膜；② 压力随时间的变化函数．

针对脉冲宽度为4 μs的脉冲X射线，本研究通过K-wave工具包理论仿真分析光源的脉冲宽度改变对光声信号造成的影响．为计算X射线致光声效应，需要在K-wave中仿真计算得到介质在受到X射线照射后产生的热效应，以及由热效应产生的光声信号．

仿真过程分两步进行，依次是光致热和热致声两个过程的仿真计算．由于介质在吸收X射线后形成的热效应较为复杂，可通过简化光致热过程，在忽略热扩散的条件下，将热源[14]定义为

(1)

其中，S为需在K-wave中求解的热源项；D为X射线照射的剂量率，其值取决于在实验中直线加速器提供的剂量，仿真时其值依照我们在医院使用的200 MU/min；τ为X射线的脉冲宽度，此处τ=4 μs；T为X射线的脉冲周期，T=5 ms；ρ为物质的密度．

热致声过程在K-wave中的实现过程[15]为

(2)

其中，c为声速；β为热扩散系数；Cp为比热容；I(t)是脉冲X射线照射的时间函数．

通过改变时间函数I(t)中的脉冲宽度，可以仿真得到不同脉冲宽度下光声信号的差异．

2.2 理论仿真结果

在实际仿真中，通过对光源的热函数S进行定义，计算不同物质(以铅为例，包含物质的密度ρ、比热容Cp和热扩散系数β)与X射线的相互作用，得到物质产生的声压p． 规定相应的声压源分布后，可通过在K-wave工具包中设置相应的超声换能器作为接收系统，接收该声压源通过介质传播后的光声信号．声压源分布设置如图3．

图3 K-wave初始压力分布Fig.3 Initial pressure distribution

图3中的初始声压源设置为铅块经由X射线产生．K-wave工具包中光声信号的仿真在256×256的网格内进行，初始压力分布定义为一个在(0, 0)位置上的方形吸收体，边长为30 mm，密度为11 300 kg/m3，介质的传播声速为1 300 m/s，热扩散系数为29.3×10-6m2/s，比热容为1 300 J/(kg·K)．脉冲周期为5 ms，通过改变脉冲宽度τ可在仿真中观察到不同τ对应的光声信号．仿真结果见图4．

图4 不同脉宽光源对应产生不同的光声信号Fig.4 Photo-acoustic (PA) singals generated using lights with different pulse width

由图4可见，光声信号是宽频信号，从61.7 kHz到1.0 MHz都存在着光声信号，这对实验采集光声信号具有一定的指导意义．由图4还可发现，脉冲宽度在几个微秒时频谱差异不大，X射线的脉冲宽度越宽，信号幅值越弱， 因此利用低频宽带的超声探头可更好地接收光声信号．

3 实验及结果

3.1 实验系统及参数设置

实验中光声信号的采集是通过直线加速器照射水槽中的物体，再通过超声换能器接收得到的．直线加速器距离水槽表面1 m，产生的6 MV治疗用X射线直接照射物体产生光声信号，通过超声换能器接收．

图5为本研究所搭建的光声信号采集系统原理框图．由图5可见，整个实验系统主要分为两部分：一部分在放疗室内完成，由直线加速器提供高能X射线，照射物体产生光声信号，使用超声换能器接收光声信号，并对信号做一定的处理；另一部分在放疗控制室内完成，主要通过电脑远程控制示波器进行信号采集，同时将控制台上的PULSE1端口与示波器的触发端口连接，用于同步触发示波器采集光声信号．实验过程中通过对比不同位置的超声换能器接收到的超声波信号的时延，来判断采集到的信号是否为光声信号．

3.2 光声信号接收探头选取

本研究分别使用V301-SU (Olympus-NDT)商用探头，以及采用PZT-4陶瓷压电材料自行设计的探头来检测光声信号．如图6， V301-SU是目前国外包括XIANG[9]和HICKLING[12]等科研团队使用较多的探头，其中心频率为500 kHz，带宽为290 kHz．使用4294A Agilent阻抗分析仪测得其阻抗相位图，在阻抗相位图中观测谐振频率点可得到中心频率．实测所用V301-SU的中心频率为360 kHz．

理论仿真结果发现，脉宽为几个微秒的光脉冲产生的光声信号频率主要集中在低频部分，因此本研究希望通过设计一款中心频率低于100 kHz的超声探头用作信号接收．PZT-4是一款中心频率为80 kHz的低频压电陶瓷材料，对于低于100 kHz的X射线光声信号，它可能更适合作为接收换能器．PZT-4陶瓷电极垂直于厚度方向，厚度达19.8 mm，谐振频率相对较低；直径达16.7 mm，灵敏度相对较高．考虑以上特性，本研究使用PZT-4作为压电

图5 光声信号采集实验系统原理示意框图Fig.5 The system structure of photoacoustic signal acquisition

图6 奥林巴斯V301及其阻抗特性Fig.6 Olympus transducer V301 and its impedance characteristic

材料．在运用这款材料前，需对其进行封装并测试．使用黄铜外壳作为屏蔽封装，同时金属外壳也可更方便接地；内衬塑料绝缘，并在黄铜外壳的周围打孔方便接地；使用BNC接口做为信号引出口，同时用同轴电缆作为信号线．PZT-4陶瓷换能器实物图及其阻抗相位图见图7．

图7 PZT-4陶瓷换能器及其阻抗特性Fig.7 Ceramic transducer PZT-4 and its impedance characteristic

本研究自制的PZT-4陶瓷换能器，实测中心频率为75.3 kHz，介电常数约为0.65，电容约为150 pF．同时，由阻抗相位图可见，该探头非常窄带，适合接收窄带信号．

3.3 实验结果

由于铅块对X射线的吸收系数较大，产生光声信号的强度较其他材料大，因此本实验使用铅块作为被照射物，铅块大小为2.5 cm×2.0 cm×1.5 cm．分别使用V301-SU和PZT-4作为接收换能器接收光声信号．直线加速器提供6 MeV强度的X射线，射线与样品交界的光斑大小为10 cm×10 cm，信号通过数字示波器(Tektronix DPO5054)采集，前端使用前置放大器(5662，Olympus-NDT)进行34 dB的放大，采样率为5 MHz，并在示波器采集过程中对信号进行512次平均，以提高光声信号的信噪比．

由于实验环境复杂，为避免电磁干扰的影响，需对整个实验系统进行电磁屏蔽．电磁屏蔽选用筛孔尺寸为150 μm紫铜网，屏蔽网与直线加速器共地．

图8 Olympus V301换能器接收到的信号及光声信号频谱Fig.8 The PA signals detected by V301-SU and its frequency spectrum

实验中，通过三轴移动平台对探头进行精确距离移动，分析探头在不同位置采集到信号的时延，以水中声速1 480 m/s估算，每移动1 cm，光声信号时延为6.7 μs．实验结果如图8和图9．分别将信号在纵轴上进行一定平移，以方便观测出信号间的时延，信号幅值通过峰峰值计算可得；信号前40 μs有很明显的电磁干扰，在对信号分析时将电磁干扰截去．

图9 PZT-4陶瓷封装换能器接收到的信号及光声信号频谱Fig.9 The PA signals detected by PZT-4 transducer and the frequency spectrum

比较图8和图9中探头距离铅块不同距离下的信号，可以观测到不同距离下探头接收到的信号产生的时延．Olympus V301换能器接收到的信号幅值约为1 mV，对光声信号段做频谱分析，得到信号中心频率约为47 kHz．PZT-4陶瓷封装换能器信号幅值可达2 mV左右，探测到的信号中心频率约为79 kHz．通过对比可以发现，PZT-4探头在低频段接收的信号信噪比更好，也更接近仿真结果中光声信号的中心频率73.5 kHz．PZT-4探头检测到的信号波形与仿真结果偏差较大，这是因为本研究所设计的探头带宽太窄所致．

结 语

通过理论仿真结果发现，脉冲宽度为几个微秒的光脉冲所产生的光声信号为低频宽带信号，并且信号强度非常弱．使用医用直线加速器产生的脉冲，X射线辐照物体所产生的光声信号幅值弱，且频率低，加上医院环境复杂，存在着较强的的电磁干扰，导致信号检测难度大．虽然使用Olympus V301和自制的PZT-4陶瓷探头均检测到了有效的光声信号．其中，使用本研究自制的PZT-4陶瓷探头，检测到的信号幅值是Olympus V301的2倍，且信噪比更好；但是Olympus V301所检测到的信号波形与理论仿真结果更加接近，自制的PZT-4陶瓷探头所检测到的信号波形与理论仿真结果偏差较大．我们认为，这是由于Olympus V301探头带宽较大，而自制的PZT-4陶瓷探头带宽太窄所致．实验结果表明，两款探头在检测脉冲宽度为4 μs的X射线脉冲照射所产生的声信号时都存在不足，为更好的检测该光声信号，需要设计一款中心频率在70 kHz附近、带宽较宽，且检测灵敏度较高的探头．

基金项目：国家自然科学基金资助项目(61271108，6142780119)；广东省医学科研基金资助项目(A2017280)；深圳市科技基础研究资助项目(JCYJ20150525092941053)

作者简介：刘 刚(1992—)，男，深圳大学硕士．研究方向：光声成像．E-mail：2151220111@szu.edu.cn

引文：刘 刚，钱建庭，李先明，等．X射线光声成像的信号检测与仿真[J]. 深圳大学学报理工版，2018，35(3)：324-330.

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