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医学光声成像
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医用光声成像是一种基于光声效应建立的混合模式生物/医学成像方法。一般来说，在光声成像中需要用脉冲激光照射成像部位（热声成像则特指用无线电频率的脉冲激光进行照射）。一部分被吸收的光能将会被转化为热能，使附近的组织发生热弹性膨胀，从而形成宽带（兆赫兹级）的超声波发射。这一超声波可以用超声换能器检测，而后者正是一般超声造影中所用的主要探测器。但不同于超声造影的是，光声成像利用了体内不同组分吸收性质的不同。譬如血红蛋白浓度的大小，组织血氧饱和度的高低，均会影响组织的光吸收能力，从而改变超声信号的强度。换言之，检测器探测到的（二维或三维）超声强度空间分布，实际上反映了成像对象内（与光吸收相关的）病理学信息。上述原理如图1所示。_NEWLINE_生物组织的光学吸收既可能产生于内源性分子如黑色素等，也可能产生于外源性引入的各种造影剂。图2展示了一种典型内源性光吸收分子——血红蛋白的两种形态（氧合血红蛋白与脱氧血红蛋白）在可见和近红外波段的吸收光谱。由于血红蛋白的吸光度一般比周围其他物质高得多，因此其也就成为了血管光声成像一类有力的造影剂。近期的研究已发现，光声成像可用于活体内肿瘤血管新生的检测、血氧饱和度扫描、大脑功能成像以及皮肤黑色素瘤探测等诸多生命和医学领域 。
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成像系统
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根据成像方式的不同，光声成像系统可以分为两种不同类型：光声/热声计算机断层扫描（PAT/TAT）和光声显微镜（PAM）。前者利用的是非聚焦的超声波探测器，获得的超声波信号通过反向求解光声方程（见下），重构出信号源的三维空间分布；后者则使用聚焦型的球形超声波探测器，每次采集一个点的信息，通过二维扫描来获得光声图像，不涉及重构问题。PAT/TAT的优势在于高穿透深度和三维成像；PAM的优势则在于低深度下的高空间分辨率。
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典型光声/热声计算机断层扫描成像系统
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典型的光声断层扫描成像系统如图3左侧所示。激光通过扩束，弥散地照射在整个成像区域。目标部位光声信号强度，与该部位的光吸收强度成正比，并由超声换能器加以检测。至于热声断层扫描系统与之类似，只是将激发源从激光换成了微波。典型的热声成像系统如图3右侧所示。对于这两种系统，使用单元超声换能器或超声换能器阵列都是可行的。
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光声/热声断层扫描的生物医学应用
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高的空间分辨率和对光吸收敏感的特征，尤其是许多内源性物质本身可以作为造影剂这一点，赋予了光声/热声成像极大的应用前景，譬如：
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脑损伤探测
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大脑中具有不同光吸收性质的软组织可以用光声成像技术加以鉴别。比如在图4a的例子中，受损脑组织与正常软组织背景的吸光性质就有着显著区别，从而导致了两类区域在图像对比度上的差异。图4b是成像实验之后拍摄的相应开颅照片，可以看到二者吻合得相当好。
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乳腺癌诊断
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热声成像（TAT）由于利用了散射较低的微波作为激发源，因此可以穿透深达数厘米的组织进行成像，而其空间分辨率仍能达到亚毫米量级。由于肿瘤组织与一般组织对于无线电频率的响应相差甚大，因此热声成像在早期乳腺癌诊断方面具有很大的优势。图7显示了一个乳房切除术样本的热声成像照片，可以看到，肿瘤组织的微波吸收远比良性组织要高，因此可以轻松地对二者进行区分。
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光声显微镜（PAM）
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图8展示了一个代表性的光声显微镜装置。其中所用的激发源是一个由脉冲Nd:YAG激光器（钕掺杂钇铝石榴石激光器）所泵浦的可调谐染料激光器。利用该激光器可产生532-770纳米范围内特定波长的短脉冲，通过光纤引到样品上方，环形聚焦在成像位置（中心为一暗斑），焦点功率密度约为6毫焦耳/平方厘米，重复频率为10赫兹。焦点上方成像目标物表面放置超声换能器，接收超声波信号。光纤和超声换能器等可以随载物台自由移动，从而实现二维平面上的扫描。_NEWLINE_光声显微镜的成像深度受限于超声波在传播中的衰减，而其空间分辨率则受限于所用超声换能器的频率和聚焦能力。中心频率较高的超声换能器有助于实现较高的轴向分辨率，而高的侧向分辨率则需要换能器的焦点直径较小。譬如，在50兆赫兹频率下工作的超声换能器可以达到15微米的轴向分辨率和45微米的侧向分辨率，同时穿透深度可以达到约3毫米。_NEWLINE_光声显微镜在功能成像领域有着众多应用。比如，光声显微镜可以探测小血管中血红蛋白在氧合/脱氧两种形态之间的变化，图9就展示了利用前述原理区分小动脉（红色）和小静脉（蓝色）的高分辨图像。图11则展示了利用PAM观察皮肤黑色素瘤，并通过采用两种不同波长进行激发，将黑色素瘤与周围血管组织成功区分的例子。