Page 16 - 《应用声学》2021年第1期
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建图像。可以这样说，光声成像过程以超声波为载
0 引言
体，获取组织深处的光学吸收信息。因此，光声成像
生物活体组织的定征和分类不仅对于生命科 兼具了声学成像在深层组织中成像深度深、空间分
辨率高的优点，又具有光学成像对比度高、功能信
学基础研究具有重要科学价值，而且对于药学、临
床医学等领域也有着重要应用前景。因此，组织定 息丰富的优点 [7,11] 。而且，由于光声成像是非电离
征和分类得到生物医学成像领域的持续关注 [1−3] 。 辐射的成像技术，故相较于 X 射线成像和 CT 成像
利用光学成像方法是最常用的生物医学成像 等这种电离辐射成像手段，光声成像生物组织安全
技术，并被广泛地应用于组织病理切片检查等领域。 性好。因为这些优点，光声成像得到了极大的发展
基于每种原子和分子均具有独特的光谱特性，光学 并且已经融入了各种生物医学应用中，比如肿瘤检
成像可以特异性地检测生物组织生化成分，从而灵 测 [12−13] 、微血管成像 [14] 、骨关节炎评估 [15] 、毒品
敏地反映生物组织的功能信息。因此，光学成像具 安检 [16] 等。
有对比度高、区分度好、功能信息丰富的优点。为 本文简要地解释了光声成像的基本原理，以及
此，人们研发出多种光学成像系统，包括共聚焦激光 光声显微镜成像(Photoacoustic microscopy, PAM)
扫描显微镜 [4] 、双光子显微镜 [5] 、光学相干断层成 和光声计算机断层成像 (Photoacoustic computed
像 [6] 等，这些光学成像技术在生物医学上取得诸多 tomography, PACT) 这两种典型的光声成像实现
的成功应用。但是，由于生物组织是光的强散射媒 方案，最后综述了从光声信号中提取组织微结构
[7]
质，光波在组织中传播的平均自由程仅 1 mm 。当 特征参数的研究，并讨论它们在组织分类中的潜在
超过这个深度后，强烈的随机散射会干扰光束的有 应用。
效聚焦。所以，在强散射组织中，光学方法成像深度
1 光声成像原理与技术实现
受限，通常只能获得深度 1 mm 以内高质量组织图
像，当成像深度大于1 mm时，其空间分辨率严重下 1.1 光声成像基本原理
[8]
降，大约仅有成像深度的1/3 。 光声成像系统利用脉冲激光或调制激光照射
声学成像由于其生物安全性高、成像深度深、
生物组织，组织中的光吸收体吸收激光能量导致温
经济易用等特点，而成为临床医学应用最广泛的成
度升高，如果脉冲激光宽度小于热激发弛豫时间，光
像技术之一。声学成像以声波为信息载体，声波是 吸收体在极短的时间内吸收大量激光能量而产生
机械波，相较于光波，其波长更长。因此生物组织对
局部压力，然后激光照射消失，热胀冷缩使得这种
声波的散射强度远弱于其对光波的散射强度，组织
局部压力释放，并向周围媒质辐射超声波，这就是
中的声散射比光散射要弱 2∼3 个数量级。这使得在
所谓的光声效应，光声效应产生的超声波又被称为
深层组织中，声学成像的空间分辨率可以达到成像
光声波或光声信号。对于任一时刻 t、空间任一位置
深度的1/200，远远优于光学成像 [7] 。传统声学成像
r 处，光声波的压强 p(r, t) 的时空分布由公式 (1) 描
的成像参数来自组织的力学参数，比如 B 超利用组
述 [17] ：
织声阻抗差异用超声回波进行图像重构。但是，软
2 1 ∂ ∂τ(t) (1)
组织中各种成分的声阻抗差异并不显著，所以声学 ∇ p(r, t) − c ∂t 2 p(r, t) = −p 0 (r) ∂t ,
2
成像的对比度不高，分辨组织的功能特性不如光学 其中，声源分布 p 0 (r 0 ) = Γ(r 0 )A(r 0 )，c 是组织中
成像那样敏感。 的声速，τ(t) 是激光脉冲的脉宽，Γ(r) 和 A(r) 是成
光声成像是基于光声效应的一种新型复合无 像区域的 Grüneisen 系数和光吸收系数的空间分布
创生物医学成像技术 [7] 。当生物组织被脉冲或者调 函数。组织内部激发出来的光声信号经传播后，会
制激光照射后，组织中的光吸收体吸收激光能量而 被布置在组织周围的超声换能器或者超声换能器
产生瞬时热膨胀，进而向周围媒质辐射超声波，这就 阵列接收到，根据接收到的光声信号 p(r, t)，求解
是光声效应 [9−10] 。光声效应激发出来的超声波信 光声传播的逆问题，从而反演光声声源的空间分布
号又叫光声信号。通过接收组织激发出来的光声信 p 0 (r 0 ) [18−21] ，并且据此获得光声图像。因为声源分
号，可以反演组织中的光吸收系数空间分布，并构 布p 0 (r 0 ) 与成像区域的光吸收系数空间分布A(r 0 )
