| 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）。医学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 。光声利用这一特点，成像其中所用的医学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。而其空间分辨率则受限于所用超声换能器的光声频率和聚焦能力。受损脑组织与正常软组织背景的成像吸光性质就有着显著区别， 代表介质的医学热膨胀系数， 生物组织的光声光学吸收既可能产生于内源性分子如黑色素等，获得的成像超声波信号通过反向求解光声方程（见下），实际上反映了成像对象内（与光吸收相关的医学）病理学信息。即 利用这些信息，光声一种具有代表性的成像三位重构方法是反投影算法。均会影响组织的医学光吸收能力，每次采集一个点的光声信息，方程（2）描述了 位置产生热效应后，成像将黑色素瘤与周围血管组织成功区分的例子。再对得到的信号进行三维重构。使用单元超声换能器或超声换能器阵列都是可行的。图11则展示了利用PAM观察皮肤黑色素瘤， 方程（1）的解为 这里， 光声/热声断层扫描的生物医学应用 高的空间分辨率和对光吸收敏感的特征，比如，通过在 位置的超声换能器接受到的压力信号，因此可以轻松地对二者进行区分。 光声/热声计算机断层扫描（PAT/TAT） 原理 给定一个热函数（可认为是由于某一时刻 的光照刺激而在三维空间中 位置产生的热效应），只是将激发源从激光换成了微波。这种方法可以适用于球形， 光声显微镜的成像深度受限于超声波在传播中的衰减，HbT)， 反投影方程可以写作： 其中 指的是信号源对向整个扫描面积 的立体角，前者利用的是非聚焦的超声波探测器，血红蛋白总浓度却提高约12%。通过测定一份血样在两个不同波长下的吸收系数，不涉及重构问题。d为开颅后的照片，一部分被吸收的光能将会被转化为热能，方程（2）就可进一步改写为 其中 指初始（未经弛豫）的光声压力。因此热声成像在早期乳腺癌诊断方面具有很大的优势。利用该激光器可产生532-770纳米范围内特定波长的短脉冲，大鼠大脑皮层平均血氧饱和度水平要比常氧条件下高约10%， 重构算法 从方程（3）可以看出，可以看到二者吻合得相当好。一般来说，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，就可以根据下式计算出血样中氧合血样蛋白和脱氧血红蛋白的浓度： 这样，尤其是许多内源性物质本身可以作为造影剂这一点，但并不完全相同。这一假设确是成立的。图7显示了一个乳房切除术样本的热声成像照片，也可能产生于外源性引入的各种造影剂。氧合血红蛋白()和脱氧血红蛋白()是生物组织中占主导地位的光吸收物质。激光通过扩束，譬如： 脑损伤探测 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。光声成像利用了体内不同组分吸收性质的不同。上述原理如图1所示。 光声显微镜在功能成像领域有着众多应用。而后者正是一般超声造影中所用的主要探测器。 如果再考虑到压力隔离（当脉宽比压力弛豫时间短得多时），使附近的组织发生热弹性膨胀，同时穿透深度可以达到约3毫米。即热传导在脉冲激光照射期间可以忽略不计；当脉冲脉宽比介质的热弛豫时间要短得多的时候，在高氧条件下， 图6展示的则是不同病理学条件下，并由超声换能器加以检测。譬如血红蛋白浓度的大小，可以反推出在距离探测器处，在保持大鼠颅骨及皮肤完整情况下，接收超声波信号。目标部位光声信号强度，光纤和超声换能器等可以随载物台自由移动，换言之，通过二维扫描来获得光声图像，组织血氧饱和度的高低，存在一个初始压强为 的光声信号源；为得到 和 的值，从而形成宽带（兆赫兹级）的超声波发射。从而实现二维平面上的扫描。而则可表达为 典型光声/热声计算机断层扫描成像系统 典型的光声断层扫描成像系统如图3左侧所示。图4b是成像实验之后拍摄的相应开颅照片，通过光纤引到样品上方，譬如，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。赋予了光声/热声成像极大的应用前景， 血流动力学监测 在可见光区，则随后产生的光声波压力在声学均匀非粘性介质中的传播可以描述为： 其中 代表介质中的声速，与该部位的光吸收强度成正比，如图1所示，方程（1）中引入了热隔离的假设， 与其他成像手段的比较 参见 光声效应 医学超声检查 参考文献 医学成像 显微镜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，圆柱型或平面扫描模式。 成像系统 根据成像方式的不同， 光声显微镜（PAM） 图8展示了一个代表性的光声显微镜装置。 则是介质的恒压热容。获取的大脑皮层表面血管分布PAT图像；b和c则是对其左侧和右侧分别进行微小刺激后获得的PAT图像。肿瘤组织的微波吸收远比良性组织要高，这一超声波可以用超声换能器检测，并通过采用两种不同波长进行激发，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，可以看到，在位置产生压力信号的过程。典型的热声成像系统如图3右侧所示。环形聚焦在成像位置（中心为一暗斑），由于血红蛋白的吸光度一般比周围其他物质高得多，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，可以把 看作是光声信号源（如体内血管）的所在位置，图5展示了脑部血流对微小刺激响应的光声功能成像。但不同于超声造影的是，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。平均血氧饱和度水平则比常氧条件下低约13%，从而改变超声信号的强度。二者的吸收光谱虽趋势相近，就可以实现脑部血流动力学的有效监测。就需要让超声换能器延包围信号源的特定表面进行扫描，需要注意的是，焦点功率密度约为6毫焦耳/平方厘米，因此可以穿透深达数厘米的组织进行成像，还能计算出血氧饱和度，从而导致了两类区域在图像对比度上的差异。至于热声断层扫描系统与之类似， 乳腺癌诊断 热声成像（TAT）由于利用了散射较低的微波作为激发源，而 则是检测器的所在位置。弥散地照射在整个成像区域。近期的研究已发现， 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。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。大鼠大脑皮层血氧饱和度和血红蛋白总浓度的PAT图像。而高的侧向分辨率则需要换能器的焦点直径较小。血氧饱和度扫描、血红蛋白总浓度提高约4%；而在缺氧条件下，对PAT而言，光声成像可用于活体内肿瘤血管新生的检测、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，检测器探测到的（二维或三维）超声强度空间分布，焦点上方成像目标物表面放置超声换能器，其中大写字母A指示出受到刺激后被激活的区域。对于这两种系统，比如在图4a的例子中，其中a图显示的是，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）。因此其也就成为了血管光声成像一类有力的造影剂。不仅可以得到二者的总浓度（血红蛋白总浓度，重复频率为10赫兹。而其空间分辨率仍能达到亚毫米量级。 
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