医学光声成像

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。

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。

成像系统

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。

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），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，代表介质的热膨胀系数，则是介质的恒压热容。需要注意的是，方程（1）中引入了热隔离的假设，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，这一假设确是成立的。

方程（1）的解为

这里，可以把看作是光声信号源（如体内血管）的所在位置，而则是检测器的所在位置。方程（2）描述了位置产生热效应后，在位置产生压力信号的过程。如果再考虑到压力隔离（当脉宽比压力弛豫时间短得多时），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。

重构算法

从方程（3）可以看出，通过在位置的超声换能器接受到的压力信号，可以反推出在距离探测器处，存在一个初始压强为的光声信号源；为得到和的值，就需要让超声换能器延包围信号源的特定表面进行扫描，再对得到的信号进行三维重构。对PAT而言，一种具有代表性的三位重构方法是反投影算法。这种方法可以适用于球形，圆柱型或平面扫描模式。

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，而则可表达为

典型光声/热声计算机断层扫描成像系统