基于光声温度精准调控的光热治疗方法

马一鸣; 马立勇; 秦泽政; 孙明健

doi:doi:10.3788/CJL202047.1007001

中国激光, 2020, 47 (10): 1007001, 网络出版: 2020-10-09

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Photothermal Therapy Method Based on Precise Regulation of Photoacoustic Temperature

论文大纲

马一鸣 ¹马立勇 ^1,2秦泽政 ¹孙明健 ^1,2,*

作者单位

¹ 哈尔滨工业大学(威海)信息科学与工程学院, 山东威海 264209

² 哈尔滨工业大学航天学院, 黑龙江哈尔滨 150000

医用光学光热治疗光声测温敏感因子精准调控 medical optics photothermal therapy photoacoustic temperature measurement sensitive factors precise regulation

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摘要

光热治疗是一种非侵入式、靶向性的新型治疗技术,但现有的光热治疗技术不能实时监测靶区的温度分布,且开环的激光控制方式不仅增大了治疗难度,也会对病灶周边的正常组织造成不可逆损伤。为此,提出了一种基于光声温度精准调控的光热治疗方法。研究了基于光声图像的温度成像算法,提出了光声温度敏感因子的概念,设计了基于光声温度敏感因子的闭环温度控制算法,最后搭建了一套基于光声温度精准调控的新型光热治疗系统,并进行了仿体实验。实验结果表明:基于光声温度精准调控的光热治疗方法可实现靶区温度的非接触式精准测量与控制,系统调节时间在10 s以内且温度控制均方根误差在0.7 ℃以内。基于光声温度精准调控的光热治疗方法可以作为一种更精准、高效的辅助手段应用于光热治疗领域。

Abstract

Photothermal therapy is a non-invasive, targeted, and new technology, but the existing photothermal therapy technology cannot monitor the temperature distribution of the target area in real time, and the open-loop laser control method not only increases the difficulty of treatment but also causes irreversible damage to normal tissues around patient''s lesion. This paper proposes a photothermal therapy method based on precise control of photoacoustic temperature. The proposed temperature imaging algorithm was studied, the concept of photoacoustic temperature sensitivity factor was proposed and a closed-loop temperature control algorithm was designed based on the factor. Finally, a new photothermal treatment system was designed based on precise control of photoacoustic temperature, and phantom experiments were conducted. The experimental results show that the photothermal therapy method based on the precise control of photoacoustic temperature can realize the non-contact accurate measurement and control function of the target zone temperature. The system adjustment time is within 10 s and the temperature control steady-state error is within 0.7 ℃. Additionally, the results show that the photothermal therapy method based on the precise control of photoacoustic temperature can be used as a more accurate and efficient auxiliary method in the field of photothermal therapy.

1 引言

光热治疗(PTT)是近年来兴起的一种新型的非侵入式肿瘤治疗方法,该方法采用近红外治疗激光直接照射肿瘤部位使其温度升高,从而诱发肿瘤细胞凋亡^[1-4]。与传统的放疗、化疗及手术治疗相比,光热治疗具有微创、特异性强、副作用小、可重复治疗等优点,且该方法可与光动力疗法、声动力疗法、免疫疗法等新兴疗法相结合,提升治疗效果。但在实际治疗过程中,由于缺乏可对靶区进行实时温度控制及功能成像的有效手段,因此目前的治疗均是对激光采用开环控制方式,导致医生只能凭经验估计治疗时间并采用扩大治疗区域的方式保证肿瘤组织被有效杀灭。这不仅会增加病人的痛苦和医生的工作量,而且过高的温度会导致靶区细胞碳化,难以被人体代谢吸收,并可能会对同期开展的肿瘤免疫疗法的效果造成较大影响^[5]。因此,对靶区温度进行实时检测及精准调控成为光热治疗过程中急需解决的关键技术难题。

目前,医学领域采用的温度测量技术按照传感器是否与组织直接接触分为接触式测量与非接触式测量两种^[6]。其中,接触式温度测量技术,如热电偶或荧光温度传感器等,由于其侵入式特点而不适合应用在光热治疗过程中。在众多的非接触式温度测量技术中,红外温度测量技术可以提供高灵敏度、高精度的测量方案,但由于光在组织中具有散射特性且穿透性较差,因此只能测量组织表面的温度^[7-9];超声温度测量技术具有较强的穿透性,但是测量过程易受气体及骨骼的影响,导致测量精度与成像分辨率较差^[10-11];磁共振测温方式可以实现无创的、大范围的精确测温,且同时具备高穿透性和高分辨率优势,但其测量速度慢、成本高、且测温设备体积较大^[12]。可见,现有的温度检测技术都存在一定的局限性,无法完全满足临床治疗上光热治疗、光动力治疗对靶区温度精准调控的需求。光声测温技术是近几年发展起来的一种新型的温度检测手段,在短脉冲激光照射下,组织吸收能量发生热膨胀,产生的初始声压与组织温度在一定范围内呈良好的线性关系,因而可以利用光声效应进行组织温度的测量。“光去声回”的测量原理使得光声测温技术结合了超声测量的高穿透性和光学测量的高对比度及高分辨率,不仅具有便携、实时、无创的特点,还在一定深度和范围内具有对组织温度进行高精度测量的潜力^[13-17]。

已有大量的实验和研究验证了光声测温技术在生物组织温度检测领域应用的可行性。2005年,Larina^[18]等发现了光声信号与组织温度之间的线性关系,揭示了光声测温在肿瘤热疗手术中的应用潜力。2009年,Pramanik等^[19]的研究表明,在10~55 ℃范围内,光声信号强度与生物组织温度呈良好的线性关系,光声测温的精度可达0.15 ℃。这为光热治疗过程中利用光声测温结果作为高精度的反馈信号提供了科学依据。2013年,Gao等^[20]在光声显微成像技术的基础之上,提出了一种无需测量组织深处的温度即可进行参数校准的方法,使光声测温在临床应用上具有了可操作性。2017年,廖宇等^[21]提出了一种双波长光声测温方法,该方法显著减小了测量误差,测量精度平均提高35%以上(与单波长测温方法相比)。但现有的研究方案并没有对靶区实现实时的温度成像,也没有将光声测温成像与光热治疗靶区温度控制有机结合到一起。

本文首先提出了一种基于光声温度精准调控的新型光热治疗技术;然后给出了基于光声图像的温度成像算法、基于光声温度敏感因子的靶区温度闭环控制方法;之后搭建了一套基于光声温度精准调控的光热治疗系统。仿体的实验结果表明,基于光声温度精准调控的光热治疗方法可以作为一种更精准、更高效的辅助手段应用于光热治疗领域。

2 光声温度精准调控算法的原理

2.1 光声温度成像的原理

脉冲激光照射到物体表面的瞬间,照射区域产生光能量沉积,一部分能量被声子吸收,由此形成的温度梯度在样品内部形成压力场,压力场使样品组织发生热弹性膨胀,从而激发出超声波。光声效应产生的初始声压P可表示为

P = μ_{a} Γ (T) F, (1)

其中,

Γ (T) = A + BT, (2)

式中:F为激光能量密度;μ_a为组织的光吸收系数;Γ(Τ)为格林艾森系数;T为待测组织的温度;A与B都是与待测组织自身性质有关的常数。将(1)式与(2)式合并可得

P = C + DT, (3)

其中,

\begin{array}{l} C = μ_{a} FA, (4) \\ D = μ_{a} FB 。 (5) \end{array}

由(3)~(5)式可知,只要组织的参数C与D被准确地校准,理论上就可以利用光声效应产生的超声信号对该组织进行温度测量。

此外,由于光声成像系统是一个系统,因此光声图像的每一个像素点的强度值与成像组织在该位置产生光声效应而激发出的光声信号是线性相关的,则有

V (x, y) = EP (x, y) + N, (6)

式中:E是与光声成像系统相关的常数;N是测量过程中引入的噪声;V(x,y)为成像系统得到的光声图像在点(x,y)处的强度值;P(x,y)为该点组织因产生光声效应而激发出的超声信号。将(3)~(6)式合并可得

V (x, y) = J + HT (x, y) + N, (7)

其中,

\begin{array}{l} J = μ_{a} (x, y) F (x, y) AE, (8) \\ H = μ_{a} (x, y) F (x, y) BE 。 (9) \end{array}

在待测组织区域较小的情况下,组织的光吸收系数μ_a与激光能量密度F在该区域内可近似看作常数。故由(7)~(9)式可知,可以通过光声图像的强度值对组织温度进行较为准确的测量。

2.2 基于光声温度敏感因子的闭环温度控制算法原理

图1为光热治疗系统的闭环控制框图,其中e₁(t)表示系统的温度控制误差序列,e₂(t)表示系统的电压控制误差序列,T_b(t)表示系统的期望温度序列,U_b(t)表示采集到的激光器的工作电压序列,S_number表示光声温度敏感因子。整体结构共分为内外两环,其中外环为温度控制环,内环为电压控制环。T_d(t)为靶区期望温度的时间序列,T_d(t)经过温度环控制器后转化为电压时间序列U_r(t),并最终在电压环计算得到连续型激光器的工作电流时间序列I(t)。与此同时,超短脉冲激光激发组织产生携带温度信息的光声信号序列P_A(t)。超声探头采集到的光声信号经图像重建后得到光声图像,而整个控制算法的关键是从光声图像中提取温度信息并反馈到系统输入端。

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1 引言

2 光声温度精准调控算法的原理

2.1 光声温度成像的原理

2.2 基于光声温度敏感因子的闭环温度控制算法原理

图 1. 系统控制框图

Fig. 1. Control block diagram

3 实验装置与成像系统

图 2. 实验系统结构示意图

Fig. 2. Schematic of experimental setup

图 3. 光热治疗系统的光源部分。(a)光路整体图;(b)脉冲激光器;(c)连续型激光器

Fig. 3. Light source of PTT system. (a) Overall optical path; (b) pulse laser; (c) continuous laser

图 4. 一体化探头。(a)探头侧视图;(b)探头出光口侧图;(c)一体化探头的三维模型

Fig. 4. Integrated probe. (a) Lateral view of the probe; (b) light exit of the probe; (c) 3D model of the integrated probe

图 5. 光热治疗系统的功率控制模块

Fig. 5. Power control module of the PTT system

4 实验方法及结果

4.1 光声温度测量的仿体实验

图 6. 实验仿体实物图。(a)仿体侧视图;(b)仿体俯视图;(c)对照变量

Fig. 6. Physical map of experimental phantom. (a) Side view of the phantom; (b) top view of the phantom; (c) the control variable

图 7. 仿体光声信号峰峰值

Fig. 7. Peak-to-peak value of photoacoustic signal of phantoms

表 1. 仿体参数

Table 1. Parameters of phantom

图 8. 各组仿体光声信号与温度的线性关系。(a) 1号对照组;(b) 2号对照组;(c) 3号对照组;(d) 4号对照组;(e) 5号对照组;(f) 6号对照组

Fig. 8. Linear relationship between temperature and photoacoustic signal of each phantom. (a) Control group 1; (b) control group 2; (c) control group 3; (d) control group 4; (e) control group 5; (f) control group 6

图 9. 光声信号随温度的变化图

Fig. 9. Variation of photoacoustic signal with temperature

4.2 光声温度成像及光热治疗实验

图 10. 血管仿体光声成像图

Fig. 10. Photoacoustic image of vascular phantom

图 11. 不同温度下的光声图像及采样信号。(a) 31 ℃,光声图像;(b) 36 ℃,光声图像;(c) 41 ℃,光声图像;(d) 41 ℃,光声信号;(e) 36 ℃,光声信号;(f) 31 ℃,光声信号

Fig. 11. Photoacoustic images and sampling signals at different temperatures. (a) Photoacoustic image at 31 ℃; (b) photoacoustic image at 36 ℃; (c) photoacoustic image at 41 ℃; (d) photoacoustic signal at 41 ℃; (e) photoacoustic signal at 36 ℃; (f) photoacoustic signal at 31 ℃

图 12. 光声图像矩阵中强度值的分布曲线

Fig. 12. Distribution curve of intensity values in photoacoustic image matrix

图 13. 仿体光声测量数据与温度的线性拟合结果。(a)光声温度敏感点;(b)平均像素值

Fig. 13. Linear fitting result between photoacoustic data and actual temperature of phantom. (a) Sensitive point of photoacoustic temperature; (b) average pixel value

图 14. 多模态重建结果。(a)光声图像;(b)超声图像;(c)温度图像

Fig. 14. Multimodal reconstruction. (a) Photoacoustic image; (b) ultrasound image; (c) temperature distribution image

图 15. 人体组织仿体温度图

Fig. 15. Temperature of human tissue phantom

图 16. 人体组织仿体温度误差图

Fig. 16. Deviation of measured temperature for human tissue phantom

图 17. 热电偶与光声测温结果的对比

Fig. 17. Temperature measured by thermocouple and photoacoustic method

表 2. 两种测温方式的温度控制精度

Table 2. Temperature control accuracy of two temperature measurement methods

5 结论

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