光学分子成像在肿瘤学中的前沿研究：准确性与敏感度

www.engineering.org.cn第1卷·第3期·2015年月工程309研究医疗仪器-评论工程2015，1（3）：309-323DOI 10.15302/J-ENG-2015082光学分子成像在肿瘤学中的前沿：追求准确性和灵敏度Kun Wang#，Chongwei Chi#，Zhenhua Hu#，Muhan Liu，Hui Hui，Wenting Shang，Dong Peng，Shuang Zhang，JiezuoYe，Haixiao Liu，Jie Tian*摘要光学分子成像技术的发展为癌症研究、临床翻译和医学研究开辟了新的领域实践，作为在光学多模态成像、切伦科夫发光成像（CLI）和光学图像引导手术中的最新进展证明了这一点。新的能力使体内癌症成像具有传统成像方法中前所未有的灵敏度和准确性。活体肿瘤中细胞和分子行为和事件的可视化正在提高我们对肿瘤系统水平的更深入理解。这些进步正在迅速被用于动态和定量地获得肿瘤间的分子异质性，以及在实时成像的帮助下实现更有效的治疗干预。在分子成像时代，光学技术在促进高灵敏度癌症诊断和个性化患者治疗方面具有巨大的潜力，这是精准医学的最终目标之一。关键词光学分子成像、多模态分子成像、光学多模态断层扫描、切伦科夫发光成像、术中图像引导手术1 介绍影像学已成为临床前癌症研究和临床实践中前所未有的强大工具。过去15年来，成像技术及其在肿瘤学领域的应用数量显著增加[1-4]，但最大的突破可能是光学分子成像（OMI）的新发展。随着光学多模态成像、切伦科夫发光成像（CLI）和术中光学图像引导手术的最新进展，肿瘤诊断和治疗干预的灵敏度和准确性已经转移到一个全新的水平。研究人员和临床医生现在即将能够解决肿瘤学中的一些重要问题，这些问题曾经是不可能最终回答的。我们如何从传统的基于体外分析的发现转变为基于非侵入性体内成像的检测？是否有可能获得准确和定量的生物学信息（例如，肿瘤组织中的受体密度）在三维（3D）细胞或亚细胞水平上的变化？如何才能更好地划定肿瘤边界，指导肿瘤切除？我们能否在术前和术中有效检测小肿瘤病灶，从而超越传统成像方法的灵敏度限制？我们如何将临床前OMI转化为临床应用，以获得更好的肿瘤治疗结果？在这篇文章中，我们强调了OMI在三个方面的最新进展：光学多模态成像，CLI和光学图像引导手术。我们回顾了尖端的光学成像仪器，光学断层成像模型和重建算法的发展，以及在广度和深度上巧妙利用多个分子探针的有前途的光学成像策略。我们还展示了OMI在生物医学研究和最近的临床翻译中的具体应用和最先进的体内成像示例。2 在体光学多模态分子成像不同的成像方式有其固有的优点和缺点，它们是互补的。例如，放射性核素成像对分子靶点具有极好的灵敏度，但空间分辨率有限，而计算机断层扫描（CT）和磁共振成像（MRI）可以提供良好的空间分辨率，但在检测分子事件时灵敏度较低[5]。采用照相原理的平面光学成像是用于捕获体内光学报告分子发射的可见光和/或近红外（NIR）光的最简单技术[6该平面中国科学院自动化研究所分子成像重点实验室，北京100190#并行第一作者* 通讯作者。电子邮件地址：tian@ieee.org接收日期：2015年8月6日;接收日期：2015年9月6日;接受日期：2015年9月10日作者（S）2015出版社：Engineering Sciences Press这是CC BY许可下的开放获取文章（http：//creativecommons.org/licenses/by/4.0/）310工程第1卷·第3期·2015年9www.engineering.org.cn研究医疗仪器-评论技术可以提供良好的表面分辨率（成像对象表面的分辨率）、高灵敏度和高通量成像能力，并且在技术上易于临床前实施[9]。然而，它也有两个主要的局限性。第一个限制是由于检测到的表面通量和光源之间的空间位置和信号强度的非线性关系，难以量化光学探针的体内分布[10]。第二个是由于成像动物的组织和器官内有显著的光散射和吸收，成像深度相对较浅[11]。这些特点使这种方法的应用倾向于定性的表面观察。尽管已经做出了各种努力来开发仅使用平面光学图像的断层重建的不同算法，但是该过程不可避免地涉及对所收集的数据的错误解释，除非明确校正或解释非线性效应[9]。因此，建议将平面光学成像与其他模式相结合，以弥补这些限制，同时利用其优势来利用其巨大潜力[12]。2.1 从2D定性到3D定量成像光学分子探针生物分布的层析重建可以追溯到20世纪90年代初。第一个理论框架是作为在研究血液动力学或细胞器浓度的背景下空间解析内在组织对比度的一种方式提出的[13-16]。可见光和NIR光子（650 nm至950 nm）在组织中高度散射，并在传播的1毫米内开始扩散[17]。然而，一部分光仍然可以穿透几厘米并到达小动物的皮肤表面，因为该光谱窗口中的低光子吸收[18，19]，这被称为第一个近红外窗口（NIR-I）[20，21]。在短于650 nm的波长处，血液（含氧和脱氧）和皮肤的吸收增加，而在长于950nm的波长处，水和脂质表现出更强的吸收。在最近的光学多模态层析成像（OMT）中，使用光电探测器组或各种电荷耦合器件（CCD）相机以一个或多个角度从小动物表面收集漫射光图案。同时，使用CT或MRI（图1）获取动物的解剖结构，作为帮助光学重建的先验信息集之一。根据应用的光学分子探针类型，这种3D无创全身小动物成像技术分为三类：荧光分子断层成像（FMT，采用荧光探针和外部照明源）[22，23]，生物发光断层扫描（BLT，采用报告基因、荧光素底物，无外部照明源）[24，25]和Cerenkov发光断层扫描（CLT，采用放射性探针，无外部照明源）[26，27]。由于额外维度的存在，来自不同模态的足够的成像信息和适当的光学分子的组合，作为对细胞和亚细胞过程具有特异性的更大探针，OMT能够克服前面提到的传统平面光学成像技术的第一个限制，并在细胞和分子水平上提供更准确和可靠的定量成像。这些多模态成像方法的硬件设置可能因不同的生物医学应用而异，或者由不同的研究小组准备（图1）。示例包括图1（a）和（b）中所示的混合光学-CT成像系统、图1（c）-（然而，有两个通用因素对断层成像性能有显著影响。首先，开发适当的数学成像模型描述光子在组织中的传播是至关重要的，这一问题被称为正演问题;其次，开发复杂的层析成像算法也同样重要。图1.不同OMT系统的示例（a）由Vasilis Ntziachriatum小组开发的混合FMT-CT系统的示意图和（b）内部结构，转载于参考文献。[28，29];光学和CT子系统相互垂直，并且在成像采集期间鼠标位于旋转机架的中心（c）-（e）Brian Pogue小组开发的FMT-MRI系统，复制自参考文献[30]。 （c）用于荧光断层摄影的MRI耦合16通道光学系统图(d) 带有MRI线圈和纤维束的小鼠躺在临床3T MRI系统内。 (e)光学系统在MRI控制室内。（f）（g）JieTian集团开发的三模态光学-CT-MRI系统（f）系统设计图显示，光学和CT子系统安装在旋转机架上，而立方体MRI子系统（1 T永磁体）安装在机架和小动物发射单元的中间。由于系统仍在开发中，MRI子系统的最终位置可能与原始设计不同（g）。医疗仪器-回顾研究311www.engineering.org.cn第1卷·第3期·2015年9月工程（一）信号骨肺(b)将MR图像堆栈分割为组织体积并创建FEM网格将目标跟踪程序数据和非目标跟踪程序数据分离到通道中。目标示踪剂数据非目标示踪剂数据（c）第（1）款结合MIR和光学数据，恢复每帧荧光产量的3D图像提取肿瘤中两种示踪剂的动态行为时间时间时间（min：s）双示踪剂模型拟合计算结合势1.0（d）其他事项（五）nW。mm90.8X YXY8760点整16：40 33：2049：00时间（min：s）XYX1Y0180°270°180°270°归一化荧光活性这是一个被称为逆问题的问题[9，10]。为OMT提出的典型正演问题是基于扩散方程的数值或解析解，并假设成像对象的光学性质是均匀的[31-33]。为了进一步提高精度，还针对不同的组织和器官提出了基于辐射传输方程近似解、基于与辐射度原理合并的扩散方程解或基于高阶球谐近似的不同正演模型，其中假设活体小动物内的光学特性是异质的[10，34，35]。光学成像模型朝着更好的准确度发展，体内应用的计算成本增加可接受。由于组织中的高光子散射，OMT的系统矩阵是病态的，并且逆重建是不适定的[36]。与单模态光学断层扫描相比，OMT可以利用从其他成像模态获得的先验信息或指导，以最大限度地减 少这 些 问题 。此 外 ，可 以 采用 各种 正 则化 方 法， 例如Tikhonov正则化[37]、稀疏正则化[38]、总变差正则化[39]以及重新加权的L2和L1正则化[40，41]，以实现计算快速和鲁棒的重建。这些方法可以与快速解析求解器或数值解一起使用，为了进一步加快重建速度[42，43]。总的来说，随着采集的数据集由于应用更复杂的多模态成像系统而在大小上增加，存在对更快和更鲁棒的逆算法的一致需求。随着硬件系统、光学成像模型和层析重建算法的快速发展，OMT已变得越来越实用和易于实现。在过去的十年中，从数学模拟或人工体模研究OMT领域的体内小动物研究。世界各地的几个先驱小组研究了小动物肿瘤模型成像中广泛的独特生物医学应用。在这里，我们总结了一些最新的突破性研究，以证明混合FMT和BLT的优越性。由于CLT在第3节中进行了更详细的综述，为了避免重复，我们不在本节中介绍其体内如图2（a）所示，Vasilis Ntziachriatum团队已成功在皮下4T1肿瘤小鼠模型、Aga 2成骨不全模型、Kras肺癌小鼠模型和胰腺导管腺癌模型上实现了高度准确的混合FMT-CT性能[28，29]。将体内成像结果分别与单一模式FMT和CT进行比较，并与靶向示踪剂12.5非靶向示踪剂6.99（×1027.5时间00：00 - 08：00八点二十分十八点四十分29点半四十四点半五十五比二十8.54（×100.60°90°0°90°5430.42图2.OMT的非侵入性体内应用（a）使用FMT-CT技术对皮下4 T1肿瘤模型、Aga 2成骨肉瘤模型和Kras肺癌模型进行3D重建，复制自参考文献[28]. （b）使用动态双示踪剂FMT-MRI技术恢复结合电位的程序，复制自参考文献[44]。(c)小鼠胶质瘤的动态双示踪剂FMT-MRI成像;前两行是时间序列冠状图像显示靶向和非靶向示踪剂的荧光活性，底部曲线显示靶向示踪剂的荧光活性的时间序列（●实线）所有动物肿瘤中的非靶向（○虚线）示踪剂，清楚地表明两种不同的特征;复制自参考文献[44]。（d）新设计的抗肿瘤药物或（e）使用BLT-CT技术的盐水处理小鼠的小鼠肝脏重建结果;图像表明，与对照盐水处理组相比，药物显示出更高的抗肿瘤疗效。转载自参考文献[45]。研究医疗仪器-评论312工程第1卷·第3期·2015年9www.engineering.org.cn冷冻切片的死后平面荧光图像和组织学数据。该研究生动地证明了OMT可以提供比单独的FMT或CT所能实现的或使用平面光学成像方法所能获得的更准确的关于肿瘤病变的3D信息。Jing Bai小组和Brian Pogue小组分别开发了FMT-CT和FMT-MRI动态荧光分子成像技术，这两种技术都是癌症研究的强大的新四维工具。它们作为非侵入性研究受体靶向药物递送和癌症进展的更好方法特别有用。这些研究小组采用了他们的OMT方法，并成功报道了不同光学分子探针在血池和肿瘤异种移植物中的结合动力学[46-49]。此外，Brian Pogue小组应用该技术同时对U251脑肿瘤小鼠模型中两种光学探针的摄取动力学进行成像。一个探针靶向感兴趣的受体，另一个作用于作为非目标参考。(See图2（b）和（c）更详细。然后将这些动态数据拟合到双示踪剂房室模型中，以实现肿瘤组织中可用于结合治疗药物的受体密度的准确定量[44]。波格小组还申请了使用双光学探针的类似成像技术，用于准确定量乳腺癌小鼠模型淋巴结中的肿瘤负荷。这种非侵入性成像方法在检测乳腺癌转移时达到了约200个细胞的最终灵敏度（可能比传统的淋巴结活检更灵敏）[50]。与上述研究相反，Jie Tian小组开发了一种足以进行体内成像的BLT-CT技术，并将其应用于评价新设计的抗肿瘤药物的治疗干预[45，51]。对于体内平面生物发光成像（BLI）或3D BLT，生物实体（例如，肿瘤细胞、免疫细胞、细菌或基因）用报告基因标记，该报告基因编码多种光产生酶（发光酶）之一。在氧气和其他因素（例如，ATP，Mg），酶将独特的底物（胰蛋白酶）转化为光[52-54]。发射光子在活体动物中的传播可以模拟为类似于荧光光子传播的扩散过程。然而，使用BLT比使用多模态FMT方法更难实现实际的体内成像，因为BLT不使用外部照明源。尽管由于没有固有的背景噪声，该特征具有高肿瘤与正常组织对比度的主要优点，但是可用的较少的源-检测器对在数学上使层析成像问题复杂化。通过将多角度（从0°到360°）成像与通过更准确地定义组织异质性的先验信息，Jie Tian小组改进了BLT逆问题的性能[10]。他们最近的研究表明，通过完善的重建算法，该技术可以提供关于或异位肝肿瘤的准确3D信息，并且可以定量监测新开发的治疗药物或其他干预措施的抗肿瘤疗效，而不会处死荷瘤小鼠，如图2（d）和（e）所示[45，51]。2.2 朝向更深的成像深度除了上述OMT的所有技术发展和生物医学应用之外，其他研究小组正在使用单独的系统获取光学分子图像和来自其他模态的图像，然后组合信息以获得更好的灵敏度和准确度。这种光学多模态分子成像策略通常涉及多模态分子探针的应用，并且避免了开发复杂的混合成像系统的困难。近年来的研究成果甚至突破了传统平面光学成像的第二个局限性，实现了更深的成像深度。Sanjiv S. Gambhir小组设计了一种独特的三模态（MRI-光声-拉曼）成像纳米探针[55]。由于光声成像（PAI）具有更好的组织穿透能力，光学拉曼成像具有更好的空间分辨率，这种三模态成像策略允许通过完整颅骨进行无创准确的脑肿瘤定位，如图3（a）和（b）所示，甚至可以进行更准确的术中图像引导（微米尺度），如图3（c）-（e）所示。利用该小组内部改进的成像系统，这些探针在活体小鼠中至少可以以皮摩尔的灵敏度被检测到。这种光学多模态方法的这些令人印象深刻的特征为实现比以往任何时候都更准确和灵敏的脑肿瘤成像和切除提供了巨大的希望。在Gambhir的研究中，PAI是克服光学成像深度限制的关键。这种新兴的混合成像技术实现比传统荧光和生物发光成像更好的组织穿透的原因是因为其对光声效应的独特利用[56]。它采用脉冲纳秒长的激光束而不是连续波来照射感兴趣的目标（生物分子或分子探针），引起轻微的局部加热并导致热弹性膨胀。这种瞬态热弹性组织扩张产生高频压力波，可由超声换能器检测到[57]。因此，PAI结合了光学激发和声学检测的优点。由于声波在生物组织中的散射系数比光低得多，PAI提供了比传统光学成像方法更深的成像，如图3（a）和（b）所示，从而超声突破了光学扩散极限[58]。PAI的最新进展使其在生物学和临床应用中成为强大的成像工具。近年来，Lihong Wang小组和Vasilis Ntziachriatum小组分别开发了各种PAI仪器并扩展了这些仪器的应用[59，60]。他们的努力可能会加速OMI从临床前研究向癌症诊断的临床转化（例如，乳腺癌和皮肤肿瘤的诊断）。除了PAI之外，还开发了使用第二NIR窗口（NIR-II，1000-1400 nm）的技术，以克服光学成像深度的限制。与第一个近红外窗口相比，NIR-II可以在组织中提供更深的穿透深度（减少散射效应），医疗仪器-回顾研究313www.engineering.org.cn第1卷·第3期·2015年9月工程图3.脑肿瘤的体内三模态检测和拉曼引导的术中手术。（a）注射三模态分子探针后，所有三种模态（MRI、光声和拉曼）的2D图像均显示出清晰的肿瘤可视化。（b）具有分割的肿瘤的MR图像的3D绘制（红色;顶部）; 3D光声图像（绿色）在MRI上的叠加（中间）;以及MRI分割的肿瘤和光声图像的叠加（底部）。（c）在全身麻醉下对荷瘤活小鼠进行开颅术然后依次切除肿瘤的四分之一（d）在每个切除步骤之后进行术中拉曼成像，直到通过目视检查已经移除整个肿瘤大体切除肿瘤后，在切除床中发现几个小的拉曼信号灶（由虚线白色正方形勾勒）。（e）随后对这些病灶的切片进行的组织学分析表明，该位置的肿瘤呈渗透性模式，形成延伸到周围脑组织中的手指状突起。 如拉曼显微镜图像所示（远右），在这些突起内观察到拉曼信号复制自Ref。[55]第50段。用于荧光成像的较高信噪比（低组织自体荧光）[20]。然而，生物相容性和明亮的NIR-II荧光探针的合成以及在该较长波长窗口中具有高量子效率的合适CCD相机的应用对于实现实际的体内NIR-II成像起着关键作用。Hongjie Dai小组报告了使用生物相容性、明亮的单壁碳纳米管（SWNT）作为NIR-II成像造影剂对正常和缺血性股动脉中的血流速度进行成像[61] 。 在 这 项 研 究 中 ， 砷 化 铟 镓（InGaAs）相机和传统的硅（Si）相机分别用于NIR-II和NIR-I成像，在混合光学成像系统中，如图4（a）所示。两个NIR窗口中成像性能的全面比较证明了NIR-II在从更深组织获得更多信息方面的优越性，如图4（b）和（c）所示。该小组还以> 25 fps（每秒帧数）的超快视频速率对深部组织中的小鼠动脉血流进行了成像，合成聚合物作为荧光剂的量子产率很高，如图4（d）-（f）所示[62]。此外，Dai小鼠脑血管系统的经颅脑成像，不使用开颅术或颅骨减薄技术，如图4（g）-（i）所示本工作图4.（a）使用Si和InGaAs照相机的同时NIR-I和NIR-II光子的成像设置的示意图。(b)小鼠血管的NIR-I荧光图像和（c）NIR-II荧光图像。（a）-（c）转载自参考文献。[61]。（d）用PDA-PEG对局部血液再分布进行成像;白光图像显示右 后 肢 中 具有约5小时热诱导的 炎 症 的 小 鼠 （观察者左侧）。(e) &（f）在诱导免疫后不同时间小鼠的NIR-II荧光图像。(d)（f）转载自Ref. [62]. （g）在不同NIR子区域中用SWNT-IRDye 800进行的体内小鼠脑成像。(h)（&i）在NIR-I（850-900 nm）和NIR-II（1300-1400nm）区域中对相同的小鼠头部成像。大脑下静脉、上矢状窦和横窦分别标记为1、2和3。（1）（2）（3）（4）（5）（6）（7）（8）（9）（10）[63].研究医疗仪器-评论314工程第1卷·第3期·2015年9www.engineering.org.cn成像深度比以前的努力深2mm，并且5.3fps的成像速率允许动态监测小鼠脑的脑血管中的血液灌注。光学多模态分子成像的最新进展体现在该技术的各个方面，包括光学分子探针，特别是在纳米尺度上。已经以各种新纳米材料的形式出现了巨大的发展，这些新纳米材料被改性用于体内OMI，例如聚合物[64，65]、脂质体、胶束[66]、金属纳米颗粒（金、银、钛和量子点）[67-许多研究小组致力于合成具有更好光学性质的分子探针，以适用于多靶点以及多模态成像，以增强成像性能的总体灵敏度和准确度。然而，即使在纳米探针的临床前应用中已经取得了重大成就（例如，超灵敏原发性胃肿瘤和淋巴转移成像[72]，超灵敏多重诊断[69]等），尽管基于OMI的纳米技术的未来似乎很有希望，但在过去十年中，基于OMI的纳米技术的临床转化的进展仍然比预期的要慢。 关于人体系统内纳米级成像剂的代谢率和毒性的主要担忧仍然阻碍着 它 们 的 应 用在 临 床 实 践 中 。 据 我 们 所 知 ， Doxils 、Abraxanes和Feridex是仅有的三种已被食品和药物管理局（FDA）批准用于临床使用的纳米级成像剂。这三个人都是没有肿瘤特异性的简单配方。然而，CLI和术中荧光图像引导手术的出现可能有助于使用临床批准的放射性探头和手术室配套成像系统对OMI进行临床转化。3 切伦科夫发光成像切伦科夫发光（CL）是当带电粒子（通常是放射性同位素在放射性衰变时发射的电子或正电子）在电介质中超过光速时产生的光。作为一种新兴的OMI技术，CLI的首次报道要比荧光和生物发光平面或断层成像技术晚得多。与也使用放射性示踪剂的核成像相比，CLI具有光学成像固有的几个优点：更高的吞吐量，节省成本和更高的表面分辨率[75]。此外，FDA批准的多种示踪剂使临床应用成为可能[76-79]，使CLI在临床转化方面具有独特的先天优势。然而，CL的低强度及其以紫蓝色为主的光谱限制了其组织穿透深度。因此，需要显著的信号放大和替代成像技术来增强CLI灵敏度。与正电子发射断层扫描相比，CLI具有组织深度依赖性信号减弱、背景光严格限制以及缺乏额外信息正电子发射断层扫描（PET）。为了增强CLI信号的强度并补充PET，放射性药物激发荧光成像（REFI）[80]、二次切伦科夫诱 导 荧 光 成 像 （ SCIFI ） [75] 、 切 伦 科 夫 辐 射 能 量 转 移（CRET）[81-86]、放射性发光成像（RLI）[87-91]、放射性同位素能量转移（RET）[92]和增强CLI（ECLI）[93，[94]已被调查自发光64Cu掺杂纳米颗粒（NP），例如金纳米笼[89]、纳米簇[84，92]、CdSe/ZnS [83，93]和CuInS/ZnS QD [83]，使切伦科夫辐射向更长的波长移动。掺杂有Eu3+、Tb3+、Er3+和Yb3+的稀土纳米磷光体能够实现固有的多模态性并增加光学成像的信噪比[87，88，90，92，94]。在这些研究中，Jie Tian小组利用氧化铕纳米颗粒和放射性示踪剂将γ和Cerenkov辐射转化为信号增强的红色发射[80]。这种独特的内部双辐射激发机制结合了核和OMI的优势，并提供了对微小早期肿瘤病变的非侵入性但高度灵敏的检测（图5）。2010年，Liu等人通过使用放射性示踪剂源体内激发Matrigel假瘤中所含的量子点，证明了多光谱、深层组织和潜在靶向成像[82]。这三个量子点可以使用相应的滤波器进行多路复用，以便获取每个通道的信息。2013年，Thorek等人提出SCI-FI [75]作为一种新的CL成像策略，通过生物特异性荧光转换实现可激活成像 切伦科夫辐射通过使用HER 2/neu靶向89Zr-DFO-曲妥珠单抗激发αvβ3靶向cRGD-QD 605，显示了具有高信号背景比的肿瘤标志物的多参数成像。SCIFI信号指示肿瘤细胞的HER2/neu和αvβ3特征的共表达。基质金属肽酶-2（MMP-2）的酶活性在体内成像通过与羧基荧光素（FAM）标记的肽缀合的金纳米颗粒（AuNPs）呈现。肽序列IPVSLRSG可以在MMP-2阳性肿瘤的微环境中特异性切割。肽的特异性切割使荧光猝灭AuNP从FAM中解离;因此，SCIFI信号指示体内MMP- 2酶活性，其与离体定量Western印迹测定相关。自 从 Robertson 等 人 首 次 使 用 Xenogen IVIS （ IVIS 100 或200，Caliper Life Sciences，Alameda，CA，USA）检测到来自正电子发射放射性核素的发光信号以来[95]，CLI在放射性核素成像模式中作为一种低成本成像技术。为了打破由于切伦科夫光的强散射引起的穿透深度限制并提高CLI的灵敏度，Kothapalli等人提出了通过不同的临床内窥镜和传统光纤传输切伦科夫光。他们构建了一个光学内窥镜成像系统，如图6（a）所示，其中CCD相机与6 mm光纤束分离，如图6（b）所示，并使用他们的系统成功检测到18F-FDG发射的低至1 μCi的放射性，如图6（c）所示[96]。随着内窥镜CI的发展，Liu等人使用CCD医疗仪器-回顾研究315www.engineering.org.cn第1卷·第3期·2015年9月工程图5.体内早期检测小肿瘤病变的多模式比较（a）肿瘤细胞注射后65小时，照片显示一个小的 肿瘤病变（红色箭头）。（b）BLI确认小肿瘤病变的位置（c）轴向PET显示假阴性扫描。（d）不经过滤，(e)对于620 nm过滤，CLI（每个图像中的右鼠标）显示假阴性检测（黑色箭头），但REFI（左鼠标）显示真阳性检测（红色箭头）。(f)非靶向QD 620的荧光分子成像（FMI）显示多个疑似病变，靶向RJ 2-DG 750显示对肿瘤区域的高估。两种荧光探针的信号背景比均显著低于REFI。复制自Ref。[80].图6.（a）IVIS-200光谱成像系统适用于使用不同的光纤（OF）和内窥镜对预先施用18 F-FDG的体模样品/动物受试者（用“S”表示）进行成像。受试者“S”被放置在成像系统的矩形视场（FOV）之外。的输入端OF被放置在主体“S”附近。OF的输出端面对CCD摄像机，CCD摄像机聚焦在输出端。(b)体模样本（0.2 mL PCR在 10 μL磷酸盐缓冲盐水（PBS）中含有约10 μCi 18 F-FDG的试管）中，使用不同的OFs和内窥镜进行成像，曝光1分钟时间所有附图中的箭头表示在体模样本1 mm范围内的相应仪器的远端。(c)各种光学检测限内窥镜和纤维。不同纤维检测到的发光作为18 F-FDG浓度的函数，暴露时间为1分钟。复制自Ref。[96].照相机（Turbo 640-Z; Stanford Photonics Inc.，Palo Alto，CA，USA）与108 mm长的光学成像纤维束耦合，如图7（a）所 示 。 如 图 7 （ b ） 所 示 ， 纤 维 的 远 端 与 显 微 成 像 透 镜（ Cinegon ， F/1.4 ， 12 mm 焦 距 ; Schneider ， Rueil Mal-maison，France）耦合。Holland等人已经证明了基于CLI的[98] Thorek et al.[99].Holland等人使用89Zr-DFO-曲妥珠单抗靶向表达HER 2/neu阳性的BT-474皮下肿瘤，并在CLI指导下对BT-474肿瘤进行了解剖。Thorek等人证明了CLI的使用有助于前哨淋巴结的切除[99]。Liu等人[97]通过体内肿瘤成像研究证明了利用Cerenkov发光内窥镜（CLE）系统引导切除肿瘤组织的可行性，如图7（c）和（d）所示。随着灵敏度和空间分辨率的进一步提高，CLE系统的临床应用可能会在不久的将来出现。CLI和CLE仅获取表面散射和衰减CL;因此，随着放射性示踪剂源的深度增加，它们失去更多的准确性。2010年，两组研究人员独立开发了切伦科夫发光断层扫描（CLT）系统。Li等人[100] 使 用 商 业 光 学 成 像 系 统 （ Caliper IVIS 100 ） 测 量 了Cerenkov光学发光，并采集了用于验证放射性示踪剂分布的微型PET扫描（微型PET II扫描仪）和用于解剖参考的微型CT扫描（Inveon，Siemens Preclini- cal Solutions）。如图8所示，由于放置了两个侧镜，CCD相机同时捕获了从顶部和两个侧表面发射的光子的图像。Hu等人使用双模态ZKKS-Direct 3D分子成像系统，包括科学液体冷却背照式CCD相机（PrincetonInstruments PIXIS 2048 B，Roper Scientific，Trenton，NJ，USA）和由微焦点X射线源（Oxford Instruments Series 5000Apogee，CA，USA）组成的微CT系统，通过以下方式定位植入的放射源：研究医疗仪器-评论316工程第1卷·第3期·2015年9www.engineering.org.cn图7. 用 于 内窥镜和腹腔镜CLI应用的光纤系统原型。（a）将具有微成像透镜的光纤耦合到（b）图像增强CCD。(c)小鼠1，在尾静脉施用37 MBq（1mCi）的18F-FDG后携带C6胶质瘤。通过市售光学IVIS系统和基于纤维的系统对小鼠进行成像;肿瘤组织由红线勾勒。环境光图像在左侧，融合图像在右侧。（d）小鼠1在手术去除肿瘤组织后通过IVIS光学系统和基于光纤的系统成像环境光图像在左侧，融合图像在右侧。复制自Ref。[97].3D重建;与CLT和SPECT相比，它们实现了低毫米范围内的距离误差[101]。将麻醉小鼠固定在动物成像固定器上，并置于旋转台上。早期的CLT重建方法采用辐射传输方程（RTE）来描述光子输运问题。假设小鼠是同质的，并且所有光学参数在整个身体上设定为相同的值[100]（图9）。Hu等人引入CT数据作为先验信息，以建立异质模型[101]。如图10所示，异构模型成功融合了CT数据和光学数据，提高了重建精度。Spinelli等人引入多光谱信息来重建放射性示踪剂;该方法不仅提高了重建精度，而且简化了检测设备[102]。所有上述方法中的一种采用扩散方程来近似RTE。扩散方程在短波长的光谱中失去了它的准确性，例如蓝色光谱。由于切伦科夫辐射中的大多数发射光子都在蓝光光谱中，图8. （a）Li等人的系统Cerenkov光学采集设置示意图。（b）体模CL测量。 (c)用于体内测量的实验装置。（d）从两个侧视图测量CL复制自Ref。[100].图9.重建的CLT图像与显微CT图像融合。（a）显示膀胱和心脏的冠状截面和（b）肿瘤处的矢状截面。(c)（d）相应的微型PET/CT融合图像。复制自Ref。[100].与波长的平方成反比，扩散方程不太适合CLT反射。医疗仪器-回顾研究317www.engineering.org.cn第1卷·第3期·2015年9月工程是的。因此，Zhong等人采用RTE的三阶简化球谐近似来模拟切伦科夫光子传播。[103]（图11）。更多的研究是为了减少重建时间[104]。图10.植入600 µCi Na131 I放射源的小鼠体内放射源分布的CLT重建（a）&（b）（a）异质和（b）同质小鼠模型中重建源分布的3D渲染图。 (c)真正的来源（黑色圆圈内）在一个微型-CT切片与矢状面重建源（红色三角形）叠加。复制自Ref。[101].图11. 通过使用18F-FDG的有限元素SP3近似进行全身CLT的体内应用。(a)放射性光学成像系统设置示意图（b）身体表面上的平面光信号分布，其在具有高放射性示踪剂积聚的膀胱区域周围。（c）将小鼠作为SP3模型的输入，包括3555 节点，38 115个三角形和18690个四面体。重建光源中心位于膀胱内，最大光强为4.4 × 10- 12 W。mm-3。(d)通过恢复中心的正交切片显示放射性示踪剂在膀胱内的三维分布。复制自Ref。[103].4 使用OMI的术中手术导航系统当前的医学影像技术在术前诊断和术后评估领域发挥着重要作用。然而，关于术中成像技术，最常用的成像方式是外科医生的眼睛和手。需要能够扩展外科医生的视觉和触觉的新技术。例如，CT、MRI和PET等医学成像技术可以对人体应用中大于5 mm的肿瘤进行成像[105]。然而，迫切需要更灵敏和准确的成像技术。新兴的OMI技术在临床翻译中显示出巨大的优势。荧光分子成像（FMI）技术是OMI的一个分支，已应用于卵巢癌[106]、早期食管癌诊断[107]和前哨淋巴结（SLN）检测[108]等多项临床手术。在复杂的术中应用中使用FMI有三个主要优点：①对微小病变检测的灵敏度和特异性高;②在解剖过程中对检测区域进行实时成像;③无辐射，不接触组织，对传统手术过程无影响。目前的研究已经证明FMI系统在临床应用中具有高灵敏度和高准确性。为了在临床翻译中获得更高的灵敏度和准确性，满足临床需求，新型医疗仪器除了获得FDA认证外，还应包括三个重要特征：①多光谱可视化，包括白光和病变特异性荧光;②优化的荧光检测和充足的激发光源;③便于外科医生操作。在所有其他成像挑战中，探测深度是FMI技术的主要问题。为了在手术过程中实现高信号背景比（SBR），通常使用第一个NIR窗口，其中光吸收和散射相对较低，肉眼无法看到[109]。许多基于荧光成像原理的学术和商业系统可用于临床应用[110-123]。已经进行了里程碑式的研究，如精确的癌症成像和神经损伤保护手术，旨在提高术中应用的精确度[124，125]。几学术和商业研究医疗仪器-评论318工程第1卷·第3期·2015年9www.engineering.org.cn术中FMI系统目前可用于临床应用（图12）。根据手术应用，这些系统可分为开放手术或内窥镜FMI系统。此外，不同类型的FMI系统由于关注不同的特征而具有不同的优点。图12.术中FMI系统。（a）Novadaq SPY™系统。(b)ArtemisTM. (c)滨松光动力眼（PDE™）。(d)Fluoptics的Fluobeam®，功能性术中FMI系统。(e)FLARE™成像系统。（f）慕尼黑工业大学亥姆霍兹中心的多光谱FMI系统。(g)中国科学院自动化研究所的手术导航系统GXMI Navigator [126]。4.1 开放手术术中FMI系统多光谱术中FMI系统在图像获取和处理方面具有优势。FLARE™系统由Beth IsraelDeaconess MedicalCenter 的 Frangioni Laboratory （ 放 射 学 部 ） 开 发（www.frangionilab. org），哈佛医学院。该系统采用双近红外通道和一个白光通道同时采集图像.三个CCD相机用于收集不同光谱的图像：NIR通道1用于收集800 nm以上的光，NIR通道2用于收集700-800 nm之间的光，白光相机用于收集400-650 nm之间的光。通常使用的激发光包括两种成分：用于40000 lux的白光的卤素和用于近红外光的LED（670 nm的4 mW·cm对于图像结果，不同的NIR图像分别用红色和绿色伪着色，并合并到白光图像上。在实时成像方面，FLARE和迷你FLARE系统以每秒15帧的速率采集和显示图像。该学术系统已用于多种临床应用，如癌症手术和SLN标测[115，127另一个多光谱FMI系统由慕尼黑工业大学和亥姆霍兹中心开发（www.helmholtz-muenchen.de），与FLARE系统类似。该系统具有校正来自激发光的衰减的成像处理的优点，并且已经显著地应用于人卵巢癌手术[106，131-134]。另一套FMI系统由中科院分子影像重点实验室（http：//www.3dmed.net/）研制，操作方便。该系统还通过使用特征点算法来提高图像结果的质量，以确保系统中两个相机的快速和精确的成像融合[135]。该系统已成功应用于乳腺癌前哨淋巴结定位和肝癌的临床检测。由于术中FMI系统旨在辅助外科医生进行精确手术，因此许多商业产品考虑了方便的设计。第一个FDA批准的FMI产品是由Novadaq Technologies，Inc.开发的SPY™系统。（www.novadaq.com）中找到。它显示了以前在船舶心脏搭桥手术最近，SPY™系统已被应用于准确识别乳房切除术皮瓣 在62例乳房再造手术中使用荧光成像剂吲哚菁绿（ICG）观察坏死[136]。由HamamatsuPhotonics生产的光动力眼（PDE™）已获得FDA批准用于临床应用，包括乳腺癌[137，138]和肝癌手术[139]中的SLN检测。该手持式成像系统发射环形760 nmLED NIR光，并使用单个CCD相机检测反射的荧光。由于LED光能量有限，图像质量有很大的改进潜力，可进一步应用 于 手 术 室 。 另 一 种 由 Fluoptics（ www.Fluuop-www.example.com ）设计的手持式产品，名为Fluobeam®，具有与PDE™相似的功能，并已用于临床试验，旨在证明其在手术中的可行性。tics.com此外，ArtemisTM同时显示彩色图像和荧光覆盖，为神经外科手术提供