根据成像方式的不同,光声成像系统可以分为三种不同类型:光声/热声计算层析扫描(PAT(Photoacoustic Tomography)/TAT(Thermoacoustic Tomography))、光声显微成像(Photoacoustic Microscopy,PAM)和光声内窥成像技术(Photoacoustic Endoscopic,PAE)。PAT/TAT利用的是非聚焦的超声波探测器获得超声波信号,通过反向求解光声方程,重构出信号源的三维空间分布;PAM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。PAM和PAE技术的主要目标是在毫米级的成像深度上实现微米级的分辨率。而PAT/TAT技术的探测深度和分辨率可在较大范围内变化,既可实现显微成像,也可实现大深度成像。
(1)光声/热声计算机断层扫描(PAT/TAT)
PAT/TAT是利用非聚焦的超声换能器接收来自全空间的所有光声信号,实际上是一个求解逆问题的过程,通过在组织表面多个位置探测到的光声信号反演组织中的光吸收分布情况。
给定一个热函数H(r→,t),可认为是由于某一时刻t的光照刺激而在三维空间中r→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[15]
式中,vs是介质中的声速,β是介质的热膨胀系数,Cp是介质的恒压热容。方程(6-1)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,这一假设是成立的。
方程(6-1)的解为
这里,可以把 看做是光声信号源(如体内血管)的所在位置,而 则是检测器的所在位置。方程(6-2)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),式(6-2)就可进一步改写为
其中Po指初始(未经弛豫)的光声压力。从式(5-3)可以看出,根据在尹位置的超声换能器接收到的压力信号,可以反推出在距离探测器 处存在一个初始压强为Po的光声信号源。为了得到 和p。的值,就需要让超声换能器沿包围信号源的特定表面进行扫描,再对得到的信号进行子维重建。
PAT技术的一个核心内容是图像重建。目前,该领域最为常用的两种算法是滤波反投影算法[16]和延迟—求和算法。其中滤波反投影算法适用于球形、圆柱型或平面扫描模式。反投影方程如下:(www.xing528.com)
其中Ω0指的是信号源对向整个扫描面积s。的立体角,而dΩ0则可表达为
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。近年来,光声成像已被证明在众多生物医学领域具有重要的应用价值,具体如下:
1)脑损伤探测[17]:可以用光声成像技术对大脑中具有不同光吸收性质的软组织加以鉴别。例如,受损脑组织与正常软组织背景的吸光性质有着显著区别,导致两类区域在图像对比度上存在显著差异。
2)血流动力学监测[17,18]:在可见光区,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。二者的吸收光谱虽趋势相近,但并不完全相同。利用这一特点,通过测定一份血样在两个不同波长下的吸收系数,就可以计算出血样中氧合血红蛋白和脱氧血红蛋白的浓度以及血氧饱和度,利用这些信息,就可以实现脑部血流动力学的有效监测。
3)乳腺癌诊断[19]:热声成像(TAT)由于利用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。
(2)光声显微成像(PAM)
扫描层析术是指利用聚焦换能器探测外传的光声信号。南于聚焦换能器只能接收到处于超声聚焦区轴向上的信号,所以从换能器上得到的一维时间分辨信号可以反推出组织体在该方向上的一维光学吸收分布。组合横向扫描得到的多个纵向一维信号,便可成为一张断面的二维图像。在扫描层析术的技术基础上,研究人员提出了光声显微成像[20,21]的概念:短脉冲激光和高频率的聚焦超声探测的应用使得扫描层析术的分辨能力(30μom甚至更小)可达到显微成像的水平。这意味着该技术可对人体表层器官中处于一定深度的病灶组织的大小、位置以及血氧状态进行精确的成像。
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。例如在50HHz频率下工作的超声换能器可以达到15μm的轴向分辨率和45μm的侧向分辨率,同时穿透深度可以达到约3mm。
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