Page 18 - 《应用声学》2021年第1期

14 2021 年 1 月

当成像深度小于生物组织的光学平均自由程 供更深的成像深度、更大的成像区域、更快的成像
时 (约 1 mm)，由于激光能够在此深度范围内有效 速度。
聚焦，光焦点大小可以达到光学衍射极限，光学聚
1.3 光声计算机断层成像
焦性能优于声学聚焦性能，光学焦点小于声学焦点，
光声计算机断层成像采用非聚焦光源照射整
此时光声显微镜系统的侧向分辨率 (也就是垂直于
个成像区域，然后利用包围成像区域放置的非聚焦
声轴和光轴的面) 主要取决于光学焦点的大小，可
或线聚焦超声换能器阵列接收来自样品的光声信
以达到 0.51λ opt /NA，NA 是光学透镜的数值孔径，
号 (见图 2)，并通过求解光声传播的逆问题重构光
λ opt 是激光的波长。因为分辨率是激光焦点决定
声图像。光声计算机断层成像的图像构建依赖计算
的，这种光声显微镜系统又被称为光学分辨率光声
机计算和图像重构算法，常见的重构算法有反相投
显微镜(Optic-resolution PAM, OR-PAM)。而围绕
影算法 [21,34] 、延时求和法 [35] ，目前广泛采用的通用
光学焦点与声学焦点共聚焦的问题，很多新颖的解
反相投影重构公式由Xu等 [21] 提出：
决方案被提了出来，例如换能器与光源相对放置在
∫ [ ]
2 p (r 0 , ¯ t)
s
样品两侧的检测方式 [25−27] ；亦或使用允许激光从 p 0 (r)=− ∇ n dS 0 , (2)
0
Ω 0 ¯ t
中间通过的环形换能器进行检测 [28] ；采用夹胶透 S 0 ¯ t=|r−r 0 |
明棱镜折射声路的探测方案 [23,29] ；此外，通过增加 其中，p 0 (r) 为位置r 处的初始声压，Ω 0 是测量面S 0
s
声反射板的反射式光学分辨率光声显微镜系统，见 关于重构点的立体角，n 是测量面关于源点的单位
0
图 1(b)，可以在不要求定制改动光学、声学硬件的 法向量。
情况下，大幅提高声学探测灵敏度，进而提高成像质 此外，为了克服组织非均匀声学特性对成像效
量 [30] 。虽然光学分辨率光声显微镜的成像深度仅 果的不良影响，人们还提出了利用虚拟声源实现格
有 1 mm 左右，但是它最高可以提供纳米级的侧向 林函数重构 [18] ，将随机矩阵理论的滤波算法与时
分辨率 [31] 。 间反转法相结合 [19] ，以及全矩阵相干滤波器 [20] 等
当成像深度大于 1 mm、光焦点深度超过生物 多种成像算法，提升光声计算机断层成像的成像
组织的光学平均自由程时，由于组织对激光强烈 效果。
散射作用，光学聚焦质量变差，声学聚焦开始优于 光声计算机断层成像的成像深度可达 6∼7 cm，
光学聚焦，声焦点大小小于光焦点大小。这种情 其成像轴向分辨率取决于超声换能器的带宽 ∆f，
况下，光声显微镜的侧向分辨率取决于声焦点尺 为0.88·v s /∆f [7] ，v s 是组织中的声速。因此，光声计
寸 0.71·v s /(f 0 ·NA)，其中 v s 、f 0 、NA 分别为组织中 算机断层成像的空间分辨率和穿透深度可以通过

声速、光声信号中心频率、声学数值孔径 [7] 。由于 选择具有合适频率和带宽的超声换能器进行调节。
这种类型的光声显微镜其侧向分辨率取决于声焦 总而言之，光学分辨率的光声显微镜、声学分
点大小，因此它又被称为声学分辨率光声显微镜 辨率的光声显微镜、光声计算机断层成像在成像深
(Acoustic-resolution PAM, AR-PAM) [24] 。声学分 度和成像分辨率上提供了多尺度的生物医学成像
辨率光声显微镜的成像深度可达几毫米至几十毫 技术。
米，成像分辨率可达几十微米到一两百微米。此外，
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通过综合运用超声 -光声多模成像技术、合成孔径
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成像与虚拟点探测器等一系列新技术 [32−33] ，可以 ᩼ᤩ᪫
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进一步提高声学分辨率光声显微镜的成像质量。如
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图1(c)所示，采用自校准声速虚拟点探测器的方法， ૱ᑟ٨
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可以显著提高声学分辨率光声显微镜非聚焦区域 ᤃጚܱА
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的图像质量。
光声显微镜需要通过逐点扫描样品，获得光声 图 2 光声计算机断层成像系统示意图 [36]
图像，这一过程限制了光声显微镜在较大成像区 Fig. 2 Schematic diagram of photoacoustic com-
域的成像时间，而光声计算机断层成像则可以提 puted tomography [36]