胶囊内镜成像研究进展及展望

褚庆玉 陈安家 冉玲华

胶囊内镜(capsule endoscopy，CE)提供了一种无创的胃肠道可视化方法。2001年批准临床使用的第一个CE系统是M2A胶囊[1]。白光内镜(white light imaging，WLI)利用可见光谱内的光对黏膜表面进行成像，以评估胃肠腔和黏膜。随着技术的进步，CE的应用逐渐被推广。与传统内窥镜相比，CE的优点包括不需要患者镇静，增加患者接受度和降低成本[2]，CE已被广发用于广泛应用于小肠出血、缺铁性贫血、克罗恩病、肿瘤、腹痛的诊断和治疗[3]。CE成像技术的进一步发展，多种成像技术在临床中得到应用，如窄带成像(narrow band imaging，NBI)和彩色内镜、超声内镜、自体荧光成像(autofluorescence imaging，AFI)、和光学相干层析成像(optical coherence tomography，OCT)。虽然，WLI-CE仍然是临床实践中应用和研究最广泛的方法[4]，但这些新的成像方式具有明显的优势，可以提高CE的诊断的精确性、特异性。

1 WLI

WLI是目前消化道疾病最常用的内镜检查技术，WLI是目前临床筛查、诊断早期胃、食管、结直肠癌的重要方法。但WLI穿透性有限，只能诊断肠道黏膜表面；其次，部分消化道恶性肿瘤内镜下仅表现为黏膜色泽改变，某些病灶与周围黏膜色泽相同，WLI不易区分，甚至漏诊。因此，结合其他成像技术提高恶性肿瘤的诊断率尤为重要。同时，WLI下病变检出率受操作者经验影响较大，且难以评估病变大小、范围及浸润深度，只能发现可疑病灶区域，影响活检的准确性，导致很多癌前病变及早期癌漏诊，因而检查中常需结合化学染色或电子染色方法进行观察以提高病变检出率[5]。

2 替代成像技术

近几年来，CE作为提高胃肠道疾病诊断水平和了解其病理生理基础的平台的研究不断扩大。替代WLI成像方法试图克服传统内镜下WLI局限性，该技术可以对胃肠道进行可视化，可以观察到WLI无法发现的病灶，提高CE诊断的敏感性、特异性和准确性。替代成像技术如超声、荧光成像和光学相干层析成像(OCT)等，弥补WLI不足，尤其是在病灶识别方面，进一步提高CE诊断的精确度。

2.1 NBI和色素内镜 目前，NBI和色素内镜替代成像技术在临床广泛应用[6，7]。两种方法均采用增加组织的对比度，改善CE的可视化效果。但方法不同，NBI对不同波长的光进行限定，仅留下605 nm、540 nm、415 nm的红、绿、蓝色窄带光波，而这三种光波穿透黏膜的深度不同，蓝色波段穿透较浅，而红色波段可以深达黏膜下层，而绿色波段可以较好的显示中间层的血管。由于黏膜内的血管对蓝、绿光吸收较强，使用难以被吸收的光段，能够增加黏膜上皮和黏膜下血管的对比度和清晰度，所以，NBI具有黏膜染色的功效。NBI 结合内镜检查可全面观察病灶改变情况，提高检查准确性和特异性，并清晰反应镜下微小病变和平坦型病变，指导活检，提高早期胃癌和癌前病变检出率[8]。且借助NBI 的放大作用，提高了病变检出率[9]。而色素内镜是将色素染料喷洒在肠道黏膜，使病灶与正常黏膜进行对比，从而使病灶显示更清楚的一项包含350例炎症性肠病(IBD)患者的多中心前瞻性队列研究的结果显示，普通内镜共检出40 块不典型增生，而使用色素内镜后又多检出54 块(共计94块)不典型增生，普通内镜的漏检率高达57．4%[10]。色素内镜的局限是需要使用染色剂，检查时间长，可能出现染色的不均匀、病变的聚集程度以及持续时间的延长等缺点[11]。

2.2 超声成像 随着内镜超声(EUS)研究的深入，将超声纳入胶囊是提高CE诊断能力的理想步骤，超声胶囊内镜(USCE)的发展目前还处于初级阶段，国内外许多团队都在研发USCE。初期，研究者试图使用超声波技术的内窥镜胶囊，但因未研制适合吞咽胶囊的尺寸的小型化系统[12]。随着研究的深入，有学者研制出一种适合吞咽尺寸的胶囊，并在体内成功地进行了测试[13]。这些研究的共同目标是开发一种能够行胃肠道跨壁成像的胶囊，以检测黏膜下(壁内)病变。超声光学成像的核心是开发和集成合适的超声换能器。目前，有学者已经探索了制造能够提供肠壁360°图像的微型多元环阵列[14]。

有学者研究一种使用振动马达驱动的单元素换能器的机械成像方法，该方法采用振动马达驱动单元素换能器，能够对肠壁进行径向成像。换能器频率对图像分辨率和穿透深度有很大影响，因此，换能器频率在USCE检查中起到重要作用[15]。传统EUS通常使用5～18 MHz频率，而轴向分辨率只有0.2～0.8 mm，深度只有2～8 cm，较低频率(5～20 MHz)虽然可以使胃肠道壁以外的器官成像，但较高的频率(>25 MHz)可以提供肠壁图像更详细，而且高频率可以确定肿瘤大小和浸润程度(T期)以及近端淋巴结扩散(N期)[16]。

此外，在5～20 MHz范围内，随着频率的增加，组织穿透的深度减少，这是基于超声波穿过深穿组织引起的衰减导致[17]。而高频超声(>25 MHz)随着频率的增加对组织的增加，高分辨率的潜在优势。 目前临床证实在30 MHz下运行具有多个单元素超声换能器的胶囊对构成小肠的各层成像的潜力。有学者采用聚焦且是单振元的超声换能器节约了成本。 超声换能器的中心频率是35 MHz成像效果好。 通过仿体的成像实验，证明了该系统的成像性能和聚焦效果稳定[18]。

2.3 AFI AFI是利用波长较短的光(380～500 nm)照射组织，激发内源性或外源性荧光团来区分健康组织和恶性组织。组织吸收的入射光使荧光团发出较长波长的光，通常为490～590 nm。一项研究表明，与健康组织相比，恶性组织中的自体荧光降低了3～12倍[19]。各种研究比较了传统AFI内镜和传统WLI内镜对胃肠道疾病的检测效果。与WLI相比，AFI提高了大肠腺瘤、息肉等疾病的检出率[20，21]。由于这一潜力，AFI与传统内镜的结合应用引起了广泛的研究兴趣，因此探索AFI与CE的结合以提高CE的诊断能力是合乎逻辑的。AFI-CE的集成导致了一些原型成像设备的开发，国外已经研发，并且还促进了荧光作为传感方式的使用[22]。

2.4 单光子雪崩探测器(single photon avalanche detector，SPAD)是一种具有单光子探测能力的光电探测雪崩二极管成像阵列，能够检测到单光子的光，已经成功地用于CE，改善低光下内源性荧光团的检测强度，消除了光毒性反应和荧光团光漂白的风险[23]。此外，使用互补金属氧化物半导体技术(CMOS)技术制造的SPAD和相关的电子系统是至关重要的，以减少所需的功率，由氧化银电池供电长达14 h。

SPAD成像仪用于无线CE高灵敏度的SPAD像素对每一个撞击光子产生一个脉冲，从而对自发荧光产生的单个光子进行计数[24]。CE包含一个SPAD成像仪，足以证明这项技术的诊断潜力。虽然还没有进行体内实验，通过基准测试评估其检测FAD自身荧光的能力，FAD是一种与肿瘤生长相关的末端同一荧光团，血红蛋白对自身荧光的影响，荧光发射峰为520 nm。该系统检测到的FAD最小值为12.5 μmol/L，在模仿成像体模的肠道中升至20 μmol/L。同样，该胶囊可以轻松检测出20 μmol/L的异硫氰酸荧光素(FITC)。该系统还可以检测引入血红蛋白后自身荧光的降低。

随着研究深入，感应自身荧光感应胶囊用于胃肠道诊断。这些设备用光电二极管而不是SPAD成像仪探测光线。Demoshenous等[25]利用CE装置测量了低浓度外源性红外荧光标记(吲哚菁绿)对荧光基因的变化水平，以筛选离体猪小肠的癌症。ICG被选为荧光载体，因为它被用来在胃肠道的其他区域用荧光信号标记癌细胞，并且吸收光谱可以通过改变浓度来改变[26]。后一种根据激发波长的改变，检测特定的病理或改善组织渗透性；例如，在低浓度下，小肿瘤中预期的浓度，最佳激发波长为780 nm。增加浓度会导致第二吸收波长出现在708 nm处[27]。有学者设计了一个自动系统，用于780 nm波长的激发，因为在这个波长下更深的组织穿透深度更适合于检测小癌[28]，由于周围组织内的内源性荧光团(在紫外线和可见光谱的其他部分发光)而产生的假阳性率降低[29]。利用猪内脏组织进行的体外实验已经证明能够检测到纳米级到微米级的ICG浓度，这与预期标记的肿瘤的浓度是密切相关的。然而，该胶囊的功能正处于临床试验阶段。

尽管WLI可以用来鉴别胃内的血液，但它不能区分胃内的陈旧性出血和活动性出血[30]。通过注射荧光造影剂在胶囊中实现的。选择荧光素作为胃肠道活性出血的替代物，因为它符合FDA标准，量子产率约为90%，并且光谱(494 nm处的吸收峰512 nm处的发射峰)与胃液的自荧光光谱(288 nm处的吸收峰；350 nm 处的发射峰)不重叠。两种发射峰和吸收峰之间的距离使得荧光素可以作为检测胃内血液的生物标记物。胶囊使用微型荧光计，由LED、光学器件、光电二极管组成，用于检测发出的荧光信号。LED的峰值波长为465 nm，并且使用滤光片限制了光电二极管检测到的荧光素以外的光源发出的光。测试表明，该系统可以检测到低至20 nm的荧光素浓度。随着荧光素的光谱特性和量子产率随pH值的变化，系统的性能会随着胃的pH值而变化，患者摄入水后可能会出现结果误差。该胶囊尚未进行体内试验。

2.5 OCT OCT是一种微米级分辨率的体积成像技术，通过重建组织或材料内部的二维、三维图像，该成像模式核心部件是有宽带光源、迈克尔逊干涉仪和光电探测器组成，其轴向分辨率取决于宽带光源的相干长度，一般可以达到1～10 μm，而径向分辨率与普通光学显微镜类似，决定于样品内部聚焦光斑尺寸。OCT可实时动态成像，具有非侵入性、成像速度快、探测灵敏度高等优点[31]。目前，OCT技术已经在临床诊疗与科学研究中获得了广泛的应用[32]。

OCT在2005年成功地应用于十二指肠的体内研究[33]。从测量的光重建图像可以观察到肠绒毛[34]。OCT结合CE可以对图像中绒毛形态进行分析，在132例儿科患者的研究中，敏感性为82%，特异性为100%[35]。OCT在IBD诊断中的潜力已被证实，首次报道OCT检测到的跨壁炎症可将克罗恩病与溃疡性结肠炎区分开来，其敏感性为90.0%，特异性为83.3%。随后的一项研究也发现溃疡性结肠炎和克罗恩病之间有相似的区别[36]。

迄今为止，将OCT整合到CE中的尝试仅只有两个用于诊断食道病理的束缚式胶囊内窥镜。在两个参考案例中，系绳包裹一根光纤，该光纤用于将来自外部光源的光传输到内部光学器件，该光学器件经过扫描以产生图像。Gora等[37]开发的CE直径为12.8 mm，长为24.8 mm，具有侧面观察OCT功能，能够以每秒20帧的速度生成径向图像，横向分辨率为30 μm，轴向分辨率为7 μm。胶囊使用位于系绳护套内的驱动轴旋转嵌入式OCT设备。系留胶囊可以安全用于非镇静患者，由于正常吞咽引起的蠕动力很容易从食道向下通过，手动拉回。与电动控制相比，手动撤回方便、简单，但它不能提供高分辨率体积OCT。

Liang等[38]研究一款系留胶囊，直径12 mm，长约35 mm。通过一个载机直流微电机旋转的微透镜对外部光源进行周向扫描，纵向扫描通过手动力来实现大范围的磁场覆盖，通过固定胶囊内部托架的远端驱动来实现稳定的磁场覆盖。使用集成纵向扫描的优点是能够沿着扫描轨迹跟踪，有助于图像处理中进行补偿。半刚性系绳的使用消除了蠕动推进的影响。由于半刚性系绳不能以恒定速度移动系绳，半刚性系绳而又不能实现平滑的纵向扫描。尽管有上述限制，但OCT在系留胶囊中组织的轴向分辨率为8.5 μm，扫描频率为250 Hz，并且能够在7 s内以1.350 mm2的面积和3.5 mm 的深度进行1 750帧体积扫描[36]。目前，OCT还没有被用于无线胶囊格式，因为还有几个技术挑战。一是需要用舱内电池供电的光源替换外部光源。另一个原因是实时成像的采集时间短，同时，需要克服肠管蠕动对胶囊扫描的影响。

2.6 电离辐射成像 电离辐射是一种高频电磁波或粒子，可以通过人体组织，并且可以记录该辐射与组织之间的相互作用，以生成人体内部结构的图像。扫描系统是基于X射线的自动CE系统，包括一个外部数据记录器和工作站。该系统的特点是使用弱X射线源对结肠进行了成像；此外，这种成像方式的肠道准备仅需要在胶囊通过期间摄入碘基造影剂[39]。

扫描设备直径11.4 mm，长度34 mm。X射线源是一种短寿命的放射性铂同位素(Os)，半衰期为15.4 d，发射65～75 keV X射线被分成3个旋转光束，可以360°观察结肠壁[38]。图像的形成取决于胶囊的两种能量，第一是当发射的光子与摄入的碘造影剂相互作用，在27 keV的低能量下产生X射线荧光。第二是光子在52～60 keV的康普顿散射。通过分别测量这两个步骤，可以计算出胶囊到结肠的距离，同时可以检测到壁异常。该胶囊还配备了加速度计和磁力计，以实现胶囊或病理学定位[38]。采集的数据传输到体内的外部接收器，进行2D和3D图像重建[39]。

一项对无胃肠道病理学知识的志愿者进行的平行研究涉及吞咽一种无功能胶囊，以评估器械的安全性，检查前每天摄入50～70 ml的碘溶液和食物，直到胶囊排出，只发现1例患者出现胶囊滞留，无其他不良事件；每位患者平均辐射剂量为(0.03±0.0007)mSv；相比之下，胸片检查前后平均辐射剂量为0.02 mSv，而CT结肠成像图像的剂量为8.8 mSv[40]。上述研究证实X线扫描的辐射剂量的安全性。

3 发展趋势

随着CE新技术的开展，智能的融合是CE发展的趋势，而最具潜能的是虚拟活检结合，解决CE病理检查的局限。随着技术的进步，具有先进治疗功能的智能CE(组织病检、携带药物、控制释放)应用于临床，5G 时代来临，联网新技术与医疗领域融合的逐渐深入，CE将在医疗影像大数据分析、远程诊疗等方面持续发力。

3.1 虚拟活检 组织活检是医学诊断的重要组成部分。在常规内窥镜检查时常规进行活检。然而，胶囊有效载荷能力有限，再加上定位不精确，导致胶囊活检困难。虚拟活检是一种分析组织并实现与组织病理学相同目标的替代方法，可以集成到未来的CE设备中。理论上，这种方法的优点包括降低活检引起的不良事件的风险，更快的诊断和降低成本的潜力。然而，并非所有的成像方式都适合CE的虚拟活检。合适的模态必须能够获取分辨率足以在数十毫秒的时间范围内观察蜂窝状结构的图像，以避免由于呼吸或其他原因引起的运动伪影[41]，具有潜力μUS可以对黏膜和透壁病理学成像，与其他诊断方式结合使用时，这可能会增强其与其他诊断模式结合时用于虚拟活检的能力[42]。通过使用可插入活检通道的易碎小探针，这种方式已用于常规内窥镜检查。这些微型探针只能达到高达30 MHz的频率，但临床试验结果表明，成功检测到Barrett食道、食道癌、结直肠肿瘤的准确度分别为88%～98%、84%、88%[43，44]。μUSCE的初步开发已在超声图像和组织学之间显示出良好的一致性，但是还需要进一步的工作来验证μUSCE能否始终如一地实现可比或更高的性能。OCT是一种有吸引力的成像技术，因为它能够对食管的黏膜和黏膜下层结构进行微观细节的快速体积成像，并已在活体内和体外成功地得到了证明。

3.2 人工智能 随着内窥镜技术的发展，如放大内窥镜、NBI、内窥镜检查和共聚焦内镜检查，有学者提出了一种经济有效的方法从内窥镜图像中实时获取组织学信息。CADX可以通过应用自动图像分析来提高病变光学诊断和靶向活检的准确性。同时，人工智能(artificial intelligence，AI)可以有效减轻内镜医师的劳动强度，包括检查的完整性、检查的时间，同时可以提高内窥镜检查的质量。CADM在提高内镜医生在临床实践中的水平方面具有巨大潜力[45]。将来，智能CE在病灶检测，诊断、治疗为一体，提高CE的诊治水平，更好的造福于患者。

WLI是CE的主要诊断手段。WLI技术由于波长在组织表面的穿透深度有限，诊断局限于肠道黏膜表面。非WLI诊断成像和传感技术在CE检查中的应用越来越多，将诊断成像技术集成到CE设备中，可以实现黏膜下成像，改善良恶性组织的鉴别，为研究疾病的病因开辟新的途径。新的诊断胶囊设计将为改进计算机辅助诊断、虚拟活检和胶囊定位提供新的机会，有利于今后的临床实践。