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定量光声层析成像的研究进展

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定量光声层析成像的研究进展

孙正;郑兰

【摘 要】Photoacoustic tomography (PAT), an emerging medical imaging

modality, combines the high resolution of ultrasonic imaging and high

contrast of optical imaging.Current research on PAT includes two inverse

problems, i.e., constructing the distribution of initial acoustic pressures

according to the photo-acoustic signals generated by the tissues and

estimating the optical absorption and scattering coefficients of the tissues

within the imaging region based on the results of the first inversion.The

latter, known as quantitative photoacoustic tomography (qPAT), is in

general a nonlinear ill-posed problem.This paper summarizes current

algorithms for solving the qPAT inversion.Related advantages and limits as

well as perspective studies are discussed.%光声层析(Photoacoustic

tomography,PAT)成像结合了超声成像的高分辨率和光学成像的高对比度的优势,是一种新型的生物医学成像模式.PAT成像算法包含两个逆问题,即根据组织产生的光声信号构建初始声压分布图(即图像重建)以及在此基础上估算成像区域的光学特性参数.后者是一个非线性的不适定问题,通常称为定量光声层析(Quantitative

photo-acoustic tomography,qPAT)成像.本文在介绍光声成像原理的基础上,对主要的qPAT算法进行综述,讨论各自的优势和不足,并对未来可能的发展方向进行展望.

【期刊名称】《发光学报》

【年(卷),期】2017(038)009 【总页数】11页(P1222-1232)

【关键词】定量光声成像;图像重建;逆问题;光吸收系数;散射系数;Gruneisen系数

【作 者】孙正;郑兰

【作者单位】华北电力大学 电子与通信工程系, 河北 保定 071003;华北电力大学

电子与通信工程系, 河北 保定 071003

【正文语种】中 文

【中图分类】O439

光声层析(Photoacoustic tomography,PAT)成像是近年来发展起来的一种非电离式的新型生物医学成像方法。它采用脉冲激光对生物组织进行激发，获取组织的光吸收系数分布情况，因此继承了光学成像的一系列优点，如对组织损伤小、对比度高、可进行功能成像和分子成像等[1]。PAT探测的是组织产生的超声波信号，因此它继承了超声成像对深层组织成像的高分辨率的特点[2]。与X射线成像、超声成像和磁共振成像等传统的医学成像技术相比，PAT技术的优势主要体现在：采用非电离波段，成像过程中不改变生物组织的属性；较容易界定组织产生的光声信号和组织的生理状态之间的关系；可与超声或光学成像技术相结合，以获得更多的诊疗信息；可根据实际应用的需要调整成像深度和成像分辨率等[3]。

目前，对生物PAT成像系统的改进主要体现在三个方面：第一，探测组织产生的光声信号的方法，除了采用传统的基于压电效应的超声换能器或者PVDF 膜的水听器之外，还可利用光学方法实现光声信号的探测。例如：探测光声效应引起的组织折射率的变化[4]、探测压力传感器的变形[5]或者采用附着在光纤束末端的FP(Fabry-Perot)聚合物薄膜作为超声传感器[6]；第二，提高成像速度，例如：通过提高脉冲激光光源的重复频率，加快光声信号的产生过程，缩短信号采集的等待时间[7]，或者提高光声信号的采集速率从而节省数据的采集时间[8]等；第三，成像分辨率从超声分辨水平发展到了光学分辨水平[9]。

PAT成像的逆问题包括声学和光学两方面：声学逆问题是指根据探测器采集到的光声信号(本质是超声波)重建组织内部的初始声压分布或空间光吸收能量密度，即一般意义上的光声图像重建[10-12]；光学逆问题是指运用合适的光传输模型与优化算法，根据探测到的光声信号或者光吸收能量密度，估算出组织的光学特性参数(包括光吸收系数和散射系数)的空间分布[13]和热膨胀特性参数(Gruneisen系数)等[14-16]，得到对组织光学特性的定量评价，即定量光声层析成像(Quantitative

photoacoustic tomography,qPAT)。由于声波在组织中传播的时间比激光照射组织以及组织吸收光的时间长约3个数量级，因此可以将声学逆问题和光学逆问题分离开来分别求解[16]。声学逆问题的重建结果，即光吸收能量密度是由局部的光吸收系数和光子数分布共同决定的，并不能反映组织的光吸收系数分布，而光吸收系数与组织的化学成分密切相关，正常和病变组织的光学特性参数之间通常有较明显的差异，因此qPAT可为疾病的早期诊断提供更加准确可靠的信息。

目前对qPAT的研究已成为光声成像领域的热点之一，尤其是同时重建光吸收系数和散射系数的空间分布。本文在简介光声成像和qPAT原理的基础上，对目前已提出的主要qPAT算法进行总结和归纳，简介其中典型算法的原理，并讨论各自的优势和不足。

生物PAT成像是一种以超声波作为媒介、以组织的光吸收系数和散射系数作为成像参数的生物光子成像方法，其物理基础是生物组织的光声效应[3]。成像系统包括3个组成部分：光声信号的产生单元、接收单元和后处理单元。一束短脉冲(～10 ns)激光经过光学元件后照射到生物组织上，在组织内部形成与组织光学特性参数相关的能量沉积分布。由于激光脉宽很窄，组织吸收的光子能量不能在短时间内释放，导致组织温度瞬间的不均匀提升。周期性热流使周围的介质产生热膨胀从而激发出宽频带的超声波，并迅速向组织边界传播。基于这种超声波信号的特殊产生机理，为了区别于其他的超声信号，通常称其为光声信号[17]。超声换能器接收到光声信号之后，经计算机处理即可重建出组织内部光能量沉积的分布图，揭示病变组织的内部信息。

如图1所示，从组织内的吸收体吸收光子到探测器测得声压时间序列的整个过程称为光声成像的正问题，可分为光学正问题和声学正问题两部分：前者的结果是光吸收能量密度，后者的结果是探测器测得的声压信号。假设采用单一波长λ的光源照射组织，组织的光吸收系数和散射系数分别为μa和μs，待测组织区域Ω内一点r处的光吸收能量密度H(r,λ)为

其中，H(r,λ)定义为单位体积单位时间内的热能转换；r∈Ω，Ω⊂Rn(Rn为n维实数空间，n=2,3)为有界域，Φ是光能流率，则r处的初始声压为

其中是光声转换效率，即光吸收能量相对于超声波的转化效率，它表示介质的热力学性质，可用Gruneisen系数表示。若已知超声探测器的单位冲激响应，即可测得声压时间序列p(r,λ,t)。

假设介质的声学特性均匀，在理想激光脉冲的均匀照射下，被照组织产生的三维光声信号的幅值与脉冲激光的幅值成正比，光声信号的特性由光能量的吸收分布决定。因此，可以根据探测器测量到的声压时间序列p(r,λ,t)重建初始声压的空间分布p0(r,λ)，进而得到光吸收分布H(r,λ)，即PAT声学逆问题，也就是通常所说的光声图像重建。

如果超声波在密度均匀的无损介质中的传播速度是均匀的，并且光激发可被看作是瞬时的，那么超声波传播的物理模型可由以下3个方程表示[9]：

式中，p(r,t)为r∈Ω⊂Rn处、t∈R+时刻的声压；u(r,t)为介质的振动速度；c为声速；ρ(r,t)为位置r处、时刻t时的声学密度；ρ0是介质密度。

从不同的应用角度出发，借鉴其他成像技术，研究者已提出了多种图像重建算法，例如滤波反投影法(Filtered back-projection,FBP)、时间反演法(Time-reversal,TR)、相控聚焦算法、基于傅里叶变换的重建算法、反卷积重建算法和迭代重建算法等[12]。

PAT光学逆问题是指由初始声压分布p0(r,λ)估算组织的光吸收系数和散射系数的空间分布。在早期的研究中，通常假设组织的光散射系数是已知的，那么采用递归法[18]或者非递归的方法[19]即可重建出光吸收系数的分布。但是，该假设在多数情况下都是不成立的，更为通用的方法是基于误差最小化的方法。由式(2)可知，若待测组织内部的光吸收系数和散射系数是有界常数且满足Lipschitz连续，且已知Gruneisen系数，光吸收能量密度的测量值为

那么，光学逆问题可表述为如下的非线性最小二乘问题[20-21]

其中，μs′是组织的约化散射系数

式中g是组织的各向异性因子。式(5)中，H(r,r; μa(r,λ),μs′(r,λ))是光在组织中传输的前向模型的输出值，C是与光声信号采集系统有关的标定因子和分别是估算出的光吸收系数和约化散射系数。

光能流率Φ是未知的，而且它与组织的光吸收系数和散射系数有关，同时PAT成像是三维高分辨率成像，所涉及的数据量极大，因此由光吸收能量密度的测量值重建组织的光学特性参数是一个大规模的非线性不适定问题，特别是当同时重建光吸收系数和散射系数时[22]。

求解光学逆问题需要解决两个关键问题[20]：第一，建立光在组织中传输的前向模型，模型的输出就是光吸收能量密度的理论值；第二，选择适当的优化策略，使光吸收能量密度的测量值与前向模型的输出值之间的误差最小，进而得到光学参数的估计值。

通常采用辐射传输方程(Radiative transfer equation，RTE)描述光子在混浊介质中的迁移过程[22]。RTE是积分-微分方程，求解时常需要在空间域和角度域内对方程进行离散化，步骤较为繁琐，因而通常对其进行扩散近似(Diffusion

approximation，DA)。相比于DA，RTE能够更准确地描述光子在组织中的迁移过程，尤其是在非扩散区域，但是其复杂的求解过程和较高的运算成本限制了它的广泛应用。

RTE描述了在特定控制体(Control volume)内的能量守恒：当光在待测区域内沿某一方向传输时，组织对光子的吸收、偏离光传输方向上光子的散射和超过待测区域的光子外流出都会导致能量的损失，而沿光传输方向的光子散射或介质中的其他光源又会造成能量的增加。

在待测区域Ω内的一点r处的沿方向为n-1维的角度空间，即三维空间内的单位球)的单位面积内的光辐射能量用表示，它是下列独立于时间的稳态RTE方程的解[14,16,23]：

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光声成像研究进展

光声成像研究进展

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苗少峰员袁猿袁杨摇虹员袁黄远辉员袁宫摇睿员袁邵晓鹏员鄢袁毕祥丽圆袁猿渊员援西安电子科技大学物理与光电工程学院袁陕西西安苑员园园苑员曰圆援北京理工大学光电学院袁北京员园园园愿员曰猿援光电信息控制和安全技术重点实验室袁河北燕郊园远缘圆园员冤

摘要院本文阐述了光声成像的工作原理袁光声信号的产生袁传播和探测过程袁并总结了光声成像的研究进展袁包括时域光声成像和频率域光声成像的研究进展尧以及各自的特点袁为光声成像领域的研究起到一定的借鉴作用遥分析认为光声成像技术有着其他医学成像技术没有的诸多优点袁如高分辨率尧高对比度尧成像深度深等具有广阔的应用前景和较高应用价值袁是未来生物医学领域最重要的实时医学成像技术之一袁因此得到了国际上的广泛关注遥关摇键摇词院光声成像曰生物医学成像曰时域光声成像曰频率域光声成像中图分类号院砸源源缘援怨曰韵源圆远援猿摇摇文献标识码院粤摇摇凿燥蚤院员园援猿苑愿愿辕悦韵援圆园员缘园愿园缘援园远怨怨砸藻泽藻葬则糟澡责则燥早则藻泽泽藻泽燥枣责澡燥贼燥葬糟燥怎泽贼蚤糟蚤皂葬早蚤灶早

酝陨粤韵杂澡葬燥鄄枣藻灶早员袁猿袁再粤晕郧匀燥灶早员袁匀怎葬灶早再怎葬灶鄄澡怎蚤员袁郧韵晕郧砸怎蚤员袁杂匀粤韵载蚤葬燥鄄责藻灶早员鄢袁月陨载蚤葬灶早鄄造蚤圆袁猿渊员援杂糟澡燥燥造燥枣孕澡赠泽蚤糟泽葬灶凿韵责贼燥藻造藻糟贼则燥灶蚤糟耘灶早蚤灶藻藻则蚤灶早袁载蚤凿蚤葬灶哉灶蚤增藻则泽蚤贼赠袁载蚤忆葬灶苑员园园苑员袁悦澡蚤灶葬曰圆援杂糟澡燥燥造燥枣韵责贼燥藻造藻糟贼则燥灶蚤糟泽袁月藻蚤躁蚤灶早陨灶泽贼蚤贼怎贼藻燥枣栽藻糟澡灶燥造燥早赠袁月藻蚤躁蚤灶早员园园园愿员袁悦澡蚤灶葬曰猿援杂糟蚤藻灶糟藻葬灶凿栽藻糟澡灶燥造燥早赠燥灶耘造藻糟贼则燥鄄韵责贼蚤糟葬造陨灶枣燥则皂葬贼蚤燥灶杂藻糟怎则蚤贼赠悦燥灶贼则燥造蕴葬遭燥则葬贼燥则赠袁再葬灶躁蚤葬燥园远缘圆园员袁悦澡蚤灶葬冤鄢悦燥则则藻泽责燥灶凿蚤灶早葬怎贼澡燥则袁耘鄄皂葬蚤造院曾责泽澡葬燥岳曾蚤凿蚤葬灶援藻凿怎援糟灶

不同深度的光声层析成像

不同深度的光声层析成像

科技信息　博士・专家论坛　不同深度硇光声层析成像　陕西理工学院物理系　谭毅　［摘要］光声成像结合了组织纯光学成像和组织纯声学成像的优点，是一种有潜力的无损伤的医学成像技术。本文利用一体化快　速光声成像系统，实现了不同深度的模拟样品的光声像。研究结果表明，随着吸收体的深度的增加，激光和超声的强度衰减，其重建　图像的强度逐渐减少。系统的横向分辨率为Ｏ．５ｎｕｎ，光声采集成像时间为５ｓ。该一体化快速成像系统与现有的方法比较，具有快速　方便等特点，有望成为一种组织功能在体成像的新方法，并发展成为一种低成本的实用的临床诊断仪器。　［关键词］医用光学与生物技术光声成像　系统　１．引言　用时变的光束照射吸收体时，吸收体因受热膨胀而产生超声压，这　种现象叫做光声效应旧。在各个方向探测从吸收体中传播出来的光声　压，通过相应的图像重建算法，可以重建出吸收体的光吸收分布。这种　成像方法结合了纯光学成像和纯声学成像的优点，可以得到高分辨率　高对比度的重建图像　。　为了进一步提高光声重建图像的质量，或者将光声层析成像推向　临床应用研究，很多研究者提出了各种各样的光声信号采集与光声成　像系统　以及与之相适用的各种图像重建算法　】，或者报道了一些模　拟生物样品或者活体组织功能的光声成像检测【Ｉ２＿　。　２．理论分析　光声重建就是对光吸收的空间分布的反演。光声信号直接和光吸　收的分布相关，在忽略热传导的情况下，组织中的声压ｐ（ｒ，嘶旨足方程　：　Ｖ　２ｐ（ｒ，ｔ）一专等ｐ（ｒ　ｔ）一　昔Ｈ（ｒ’ｔ）　（１）　其中ｐ表示绝热体积膨胀系数，Ｃ　表示热容，ｃ０表示超声声速，Ｈ（Ｌｔ）　表示热源的时空分布。它可以表示为：　ｎ（ｒ，ｔ）＝Ａ（ｒ）Ｉ（ｔ）　（２）　其中Ａ（ｒ）表示光吸收的空间分布，Ｉ（ｔ）表示激光的时域分布。对于短　脉冲激光，假设幅值为单位高度，脉宽为　，由（１）、（２）式可得光声压和光　吸收分布的关系ｃ７】：　ｐ（ｒ，ｆ）　罄‘　，　普　（３）　其中ｒ表示光声压的场点位置，ｒ’表示光声源的位置，１ｒ－ｒｆ　Ｉ表示　场点到源点的距离。　在实际测量中，由于探测器的带宽是有限的，记录的光声信号ｐａ（ｔ）　是光声压ｐ（ｒ，ｔ）与探测器脉冲响应的卷积，即：　ｐｄ（ｔ）＝ｐ（ｒ，ｔ）ｘｈ（ｔ）　＝　｝‘熹．　Ａ（ｒ　）普×ｈ（ｆ）　（４）　ｈ（ｔ）为探测器的脉冲响应。探测系统的脉冲响应是通过聚焦透镜把　弱激光聚焦在一块黑胶带上产生的光声信号Ｉ８］。　多元线性阵列探测器通过电路延时、相控聚焦的方式探测光声信　号，其表达为　Ｓ　∑　＿１ｓｎ（Ｉｐｌ＋Ｔｎ）　其中ｎ表示第ｎ个换能器，Ｎ为每次同时接收的换能器的振元数；　为探测器的指向性因子，ｓ　为单个阵元探测器接收到的光声信号，ｓ　为通过相控聚焦合成的光声信号；ｔ。　－ｒｐ．／ｖ，表示光声信号从Ｐ点传到第　一个振元所用的时间；－ｒ　＝　一ｒｐ　）／ｖ，其中　和ｒｐ１分别为Ｐ点到第ｎ个和　第１个振元换能器的距离，ｖ是声波在介质中传播的平均速度。　３．实验结果与讨论　图ｌ（ｂ）是在猪肉中埋了两根铅笔芯所成的光声像，探测器沿着两　根铅笔芯的方向放置，从重建图像上可以看出，铅笔芯的光声像与样品　的几何位置能很好地对应；但由于多元线性阵列探测器以一定的立体　角接收光声信号，所重建的光声像有些变形。图１ｆｃ）是取图ｌ（ｂ）中的位　置为ｙ＝３．１ｃｍ的一条直线，对投影值进行归一化，其峰值的１，２和１／４　线分别经过点Ａ　和Ｂ。　。按照文献的定义，可得该成像系统的分辨率　为０．５ｍｍ。　图２０，）～（ｃ）为多元线性阵列探测器以不同方式扫描凝固猪油中不　同深度的碳棒的光声断层像，图２ｆｂ）为多元线性阵列探测器垂直于碳　棒扫描，一共扫描了５个断层面，扫描的步长为１．２ｃｍ，从系列图像上可　以看出，随着碳棒深度的增加，其断层像的强度逐渐减小，主要原因是　激光在组织中传播的衰减以及光声信号在组织中的衰减。从图２ｆｂ１的　第五个图像可以看出，重建物体的深度为２０ｍｍ，即在猪油中重建光声　图像的深度可达２０ｍｍ。图２（ｃ）为多元阵列探测器平行于碳棒扫描，一　共扫描了３个断层面，扫描的步长为０．８ｃｍ，从重建的图像上可以看出，　第一个和第三个图像没有碳棒的像，第二个图像在ｙ＝２．０—３．１ｃｍ重建了　长碳棒的像，同样地可以看出，随着碳棒的深度的增加，其像的强度逐　渐减少。　＿一　

光声成像技术的进展

光声成像技术的进展

光声成像技术的进展

一、本文概述

随着科技的不断发展，光声成像技术作为一种新兴的医学影像技术，在近年来取得了显著的进展。本文旨在全面综述光声成像技术的最新研究成果和应用进展，探讨其在医学、生物学以及材料科学等领域中的潜在价值。文章首先介绍了光声成像技术的基本原理和发展历程，然后重点分析了光声成像技术在提高图像分辨率、增强成像深度、拓宽应用领域等方面的最新进展。本文还讨论了光声成像技术在面临的技术挑战和未来的发展趋势，以期为推动光声成像技术的进一步发展提供参考和借鉴。通过本文的综述，读者可以深入了解光声成像技术的最新动态，为其在相关领域的研究和应用提供有益的启示。

二、光声成像技术原理

光声成像（Photoacoustic Imaging，简称P）是一种结合光学和声学原理的混合成像技术。其基本原理是：当短脉冲激光照射到生物组织上时，组织会吸收光能并转化为热能，导致局部组织产生瞬态热膨胀并发出超声波。这些超声波随后被探测器捕获并转化为电信号，进而通过信号处理和图像重建算法转化为图像。

光声成像技术的关键在于其结合了光学的高对比度和声学的高穿透深度。光学对比度来自于组织对光的吸收差异，而声学穿透深度则使得光声成像能够深入组织内部获取结构信息。因此，光声成像技术在生物医学领域具有广泛的应用前景，特别是在癌症诊断、血管成像和神经科学研究等领域。

光声成像的过程可以分为三个阶段：光激发、声产生和声检测。在光激发阶段，短脉冲激光照射到组织上，引发组织的光学吸收和能量转换。在声产生阶段，吸收的能量导致局部组织热膨胀并产生超声波。在声检测阶段，超声探测器捕获这些超声波并将其转化为电信号，通过信号处理和图像重建得到最终的图像。

随着技术的不断发展，光声成像技术在成像速度、分辨率和灵敏度等方面都取得了显著的进展。例如，通过优化激光脉冲和探测器的设计，可以实现更高的成像速度和更深的穿透深度。先进的信号处理和图像重建算法也提高了光声成像的分辨率和对比度。

光声层析成像研究进展

光声层析成像研究进展

光声层析成像研究进展

吴宁，任秋实，李长辉

【摘 要】[摘 要] 光声层析成像（Photoacoustic tomography, PAT）是一种新兴的生物医学成像技术，它结合了组织的光学吸收特性以及超声探测优势，具有对比性强、灵敏度高、成像深度深的优点。本文综述了PAT技术的原理和主要成像手段。并重点结合PAT的技术优势，讨论了它在临床医学中的巨大应用前景。

【期刊名称】中国医疗设备

【年(卷),期】2015(000)002

【总页数】6

【关键词】[关键词] 光声层析成像，分子成像，功能成像

1 引言

我们都有这样的经历，在乌云密布的雷雨天，空中的闪电照亮了一大片云层，随之而来的是轰鸣的雷声。19世纪70年代，Few利用雷声信号到达不同雷声传感器的时间差以及雷声信号和雷电电磁信号的时间差首次定位了雷声声源的位置[1]。这个事实告诉我们，如果光源发光的同时产生声波，即使该光源处于光学散射介质中，例如生物组织，我们也可以通过观测声波获得光源的位置。本文要介绍的光声层析成像（PAT）就是利用这样的探测原理。

PAT成像的理论依据是光声效应（Photoacoustic effect, PA），该效应描述的是：当脉冲或经过调制的电磁波来照射物体时，有的物体会吸收电磁波能量并发热，伴随着的热膨胀产生向外传播的声波[2]。该效应最早由亚历山大·贝尔于1880年发现，到20世纪70年代开始广泛地应用于物理、化学、生物、医药等多个领域中（Rosencwaig 1980, Gusev et al 1993）。PAT正是利用这个效应，并结合声波在软组织中的低散射性，通过测量产生的声波获得体内光学吸收体的位置和形态等信息。

PAT最重要的优势就是突破了纯光学高分辨成像技术的成像深度壁垒：由于组织对光的强散射作用，光学成像分辨率随着深度的增加而急剧降低，使得纯光学技术的高分辨组织成像被限制在几个毫米深度，这在很大程度上限制了它的实际应用范围[3-4]。PAT正是通过光学与超声技术的结合，充分地利用了低散射的超声波，实现了几个厘米深的高分辨成像。以下我们先解释PAT的基本机制，然后介绍它的主要成像模式，在第三部分讨论了PAT在临床医学生的研究现状和潜在应用，最后总结并展望该技术未来可能的发展趋势。