蔣文萍，吳其鑫，閔軍，戴翠霞

(上海應(yīng)用技術(shù)大學(xué)，上海 201400)

1 引言

1.1 光聲成像技術(shù)

光聲成像技術(shù)是基于生物組織的光聲效應(yīng)的一種三維成像手段。在光聲效應(yīng)過(guò)程中，物體吸收光照能量轉(zhuǎn)換成熱能，再進(jìn)一步發(fā)生熱彈性膨脹，從而產(chǎn)生并向外傳播超聲信號(hào)。因此光聲成像技術(shù)是一種融合了光學(xué)成像和超聲成像特性，能夠反映成像區(qū)域光吸收特性的成像模式。一百年前，光聲效應(yīng)就已經(jīng)由 Bell 在 1880 年得到了證 實(shí)，但是直到最近數(shù)十年來(lái)才在基礎(chǔ)科學(xué)和工程學(xué)中逐漸廣泛應(yīng)用。而在生物醫(yī)學(xué)領(lǐng)域，光聲效應(yīng)的研究和應(yīng)用始于20世紀(jì) 70 年代，也至20 世紀(jì)最后十年才在光散射介質(zhì)和生物組織中的應(yīng)用中取得突破。Oraevsky小組和 Kruger小組相繼檢測(cè)獲得了激光照射生物組織誘發(fā)的超聲波信號(hào)，并進(jìn)一步提出了光聲成像技術(shù)的系統(tǒng)結(jié)構(gòu)設(shè)計(jì)方案和相應(yīng)的成像算法。2003 年，Wang 小組使用光聲成像技術(shù)實(shí)現(xiàn)了無(wú)創(chuàng)的小鼠腦部結(jié)構(gòu)成像，并檢測(cè)到外部刺激條件下的小鼠腦部的功能變化結(jié)果[1]。這一研究發(fā)現(xiàn)證明了光聲成像技術(shù)在生物組織結(jié)構(gòu)功能成像方面的優(yōu)勢(shì)，并推動(dòng)了這項(xiàng)技術(shù)進(jìn)入高速發(fā)展的階段。目前，光聲成像技術(shù)已成為生物光子學(xué)領(lǐng)域最大的研究方向之一。

1.2 研究背景與意義

光聲成像(photoacoustic imaging，PAI)是一種近年發(fā)展起來(lái)的非常有發(fā)展前景的醫(yī)學(xué)成像模式，是一種新穎的采用光聲效應(yīng)來(lái)得到物質(zhì)內(nèi)部形態(tài)結(jié)構(gòu)的二維或是三維立體圖像的成像方法[2]。與傳統(tǒng)的醫(yī)學(xué)成像方法(CT、光學(xué)相干斷層成像、MRI、超聲成像等)相比，PAI 有其突出的優(yōu)勢(shì)，是具有高穿透深度和高圖像對(duì)比度的非侵入式、無(wú)損性的一種成像方式[3]。到了 20 世紀(jì)末，PAI 技術(shù)通過(guò)在生物醫(yī)學(xué)領(lǐng)域的運(yùn)用，再次引起了人們的注意，第一幅光聲醫(yī)學(xué)圖像也因此誕生[4 5]。目前，PAI 技術(shù)已經(jīng)取得了很大發(fā)展，特別是小動(dòng)物的部分組織，如腫瘤、血管、大腦等。目前主要研究分支有光聲斷層成像(photoacoustic tomography，PAT)、光聲顯微成像(photoacoustic microscopy，PAM)、光聲內(nèi)窺成像(intravascular photoacoustic imaging，IVPAI)等。其中，PAT 可以清晰地探測(cè)小鼠腦血管分布狀況，可為腦功能研究提供先進(jìn)手段；PAM 則由于光學(xué)顯微鏡的出現(xiàn)得到更好的發(fā)展；IVPAI 則多被應(yīng)用于檢測(cè)基因活性與活體深層熒光蛋白表達(dá)等方面[6]。此外，許多新技術(shù)的發(fā)展促進(jìn)了PAI 的研究。在外源光聲納米探針的基礎(chǔ)上，研究者們發(fā)展了光聲分子成像及光聲治療技術(shù)，其中光聲分子成像可以在磁環(huán)境下探測(cè)到血液循環(huán)中腫瘤細(xì)胞的轉(zhuǎn)移，在此基礎(chǔ)上這項(xiàng)技術(shù)發(fā)展成為了光聲流式細(xì)胞儀[7]。

2 光聲成像原理

2.1 物理原理

光聲成像原理簡(jiǎn)而言之，就是利用短脈沖激光作為光源來(lái)照明正在成像的生物組織。生物組織將吸收沉積的激光能量并進(jìn)行轉(zhuǎn)換。它轉(zhuǎn)化為熱，導(dǎo)致快速的局部溫度升高和隨后的熱彈性膨脹。這種膨脹產(chǎn)生聲波，稱(chēng)為光聲波。超聲波傳感器用于獲取激光聲信號(hào)。換能器處于接觸狀態(tài)與組織表面接觸或與眼睛的結(jié)膜接觸并使之對(duì)齊與照明激光精確對(duì)準(zhǔn)。記錄的PA信號(hào)將被過(guò)濾和使用低噪聲放大器放大。最后，將信號(hào)轉(zhuǎn)換為數(shù)字信號(hào)用高速數(shù)字化儀記錄，重建二維或三維圖像。如圖1所示。

圖1 A.光聲信號(hào)的激發(fā)過(guò)程與檢測(cè)過(guò)程；B.PAI整體實(shí)現(xiàn)過(guò)程示意圖Fig.1 a：photoacoustic signal excitation and detection process;b：schematic diagram of the overall realization process of PAI

2.2 生物組織的光吸收特性

光與組織相互作用主要包括散射(瑞利散射，拉曼散射)和吸收等。組織吸收光以后，光子能量會(huì)以?xún)煞N主要的方式釋放，一種為輻射衰變(例如：熒光)，另一種為非輻射衰變(熱耗散)。當(dāng)照射與組織的激發(fā)光為短時(shí)脈沖或經(jīng)過(guò)強(qiáng)度調(diào)制的連續(xù)變化激光，通過(guò)非輻射衰變過(guò)程產(chǎn)生的熱能能夠發(fā)生熱彈性膨脹，進(jìn)而產(chǎn)生超聲波向外傳播，這種超聲波信號(hào)就是光聲成像中所說(shuō)的光聲(Photoacoustic,PA)信號(hào)[5]。

不同的生物組織存在對(duì)光吸收能力的差異，一束初始光強(qiáng)為I0的平行光在某種均勻光學(xué)介質(zhì)中經(jīng)散射和吸收通過(guò)厚度為 z cm 深度后的光強(qiáng)為

I=I0e-(μs+μα)Z

(1)

式(1)表明隨著光進(jìn)入介質(zhì)深度的增加，直線(xiàn)向前傳播的光的強(qiáng)度按指數(shù)規(guī)律衰減，這一衰減規(guī)律稱(chēng)為朗伯(Lambert)定律。μS,μα分別為介質(zhì)對(duì)光的散射和吸收系數(shù)，反映了組織與光相互作用特性。由于光聲成像反映的組織的光吸收特性，而光吸收系數(shù)μα決定了組織的光吸收能力，對(duì)于光聲成像有重要意義。

激光脈沖的脈沖寬度為3到10納秒。通常用于PA成像。對(duì)于圖像重建，單個(gè)激光脈沖激勵(lì)于一個(gè)固定的位置產(chǎn)生聲音信號(hào)，它被記錄下來(lái)并轉(zhuǎn)換成一維的深度分辨PA圖像沿z軸方向，稱(chēng)為a線(xiàn)。為了獲得三維體積PA圖像，每個(gè)樣本都沿著x和y方向掃描使用光學(xué)掃描或機(jī)械掃描方法。對(duì)于定量評(píng)價(jià)PA將測(cè)量和比較不同感興趣區(qū)域(ROIs)的振幅。振幅取決于色團(tuán)的光學(xué)吸收。視網(wǎng)膜色素中的黑色素血管內(nèi)皮(RPE)或血液中的血紅蛋白[9,11,13]，如圖2所示。此外，光譜PA成像是用來(lái)確定色團(tuán)的濃度，或定量合適的用于區(qū)分正常組織和異常組織的激發(fā)波長(zhǎng)。光聲成像分為三組:光聲層析(PAT)、光聲顯微鏡(PAM)，以及光聲內(nèi)鏡(PAE)。PAT通常使用一種單一或陣列超聲換能器，用于檢測(cè)PA信號(hào)并同時(shí)瞄準(zhǔn)顯微鏡和目標(biāo)宏觀成像，而PAM和PAE通常使用聚焦超聲換能器獲取PA信號(hào)和一般圖像組織具有微米級(jí)空間分辨率和毫米級(jí)深度。PA成像的應(yīng)用已經(jīng)從細(xì)胞層面擴(kuò)展到組織層面，如成像指的是大腦中的血管、肝臟、乳房、關(guān)節(jié)和眼睛中的血管。在眼科領(lǐng)域，已有多個(gè)研究組研究了PA眼成像平臺(tái)來(lái)評(píng)估眼部具有高穿透深度的組織。由于高的光學(xué)吸收性能在可見(jiàn)光窗(500～600 nm)內(nèi)，PA成像具有精確測(cè)量的潛力含氧和脫氧血紅蛋白在血管和黑色素中的濃度[3,5,14]。

圖2 色團(tuán)的吸收系數(shù)譜[1]Fig.2 Absorption coefficient spectra of chromophores

2.3 光聲初始聲壓和波動(dòng)方程

在短脈沖激光照射條件下，在 r位置處受激發(fā)組織的相對(duì)體積膨脹dv/v可表示為

(2)

其中，κ 表示等溫壓縮系數(shù)，在水和軟組織中約為 5×10-10Pa-1；β 表示體積膨脹的熱系數(shù)，在組織中約為 4×10-4k-1；p 和 T 分別代表壓強(qiáng)(Pa)和溫度(K) 的變化。式中 κ 可以進(jìn)一步表示為：

(3)

其中，ρ 表示密度(kg/m3)，在水和軟組織中均為1000 kg/m3左右；vs表示聲速 (m/s)，在水中約為1480 m/s；CP和CV分別是等壓熱容和等體熱容(kg·K)，在生物組織環(huán)境中差別不大。假設(shè)激光脈沖持續(xù)時(shí)間tL足夠小，并滿(mǎn)足以下條件：

(4)

其中dc是熱吸收體特征長(zhǎng)度或系統(tǒng)空間分辨率的較小值，αth為熱擴(kuò)散系數(shù)，在軟組織中約為 0.1 mm2/s。式中 dc/vs反映了吸收體的體膨脹時(shí)間，dc2/4αth則反映了吸收體內(nèi)部熱傳導(dǎo)時(shí)間，這一條件被稱(chēng)為熱限制條件。當(dāng)短脈沖激光持續(xù)時(shí)間滿(mǎn)足該條件時(shí)，相對(duì)體積膨脹可以忽略，因而激光照射后產(chǎn)生的局部瞬時(shí)聲壓p0可由式(2)表示為：

(5)

根據(jù)上文提到的κ和β在生物組織中的數(shù)值，每1mK 的溫度上升能夠產(chǎn)生800Pa的局部瞬時(shí)聲壓。當(dāng)假設(shè)吸收的光能全部轉(zhuǎn)換為熱能，并忽略包括熒光在內(nèi)的非熱能耗散，由短脈沖激光誘發(fā)的溫度升高可以表示為：

(6)

其中，Ae表示吸收體的單位體積光吸收密度(J/m3)，在線(xiàn)性光吸收條件下，Ae正比于光輻射強(qiáng)度 F，因而可進(jìn)一步表示為Ae=μαF。結(jié)合式(5)和(6)可得：

(7)

將 Grueneisen 參數(shù) Г 定義為

(8)

式(7)則可以寫(xiě)為

P0=ΓAe=ΓμαF

(9)

從式(9)得到的初始聲壓計(jì)算公式可以看到初始的光聲聲壓與生物組織的光吸收成正比，而當(dāng)光輻射強(qiáng)度 F 一定時(shí)，初始聲壓與吸收系數(shù)μα呈正比關(guān)系，因此同等光照條件下，光聲成像反映的是組織光吸收系數(shù)的分布。這是光聲成像中信號(hào)產(chǎn)生的理論基礎(chǔ)和功能參數(shù)如血氧飽和度的計(jì)算依據(jù)。

3 光聲成像模式

根據(jù)光聲成像的系統(tǒng)結(jié)構(gòu)、分辨率和成像深度的差異，光聲成像技術(shù)在發(fā)展過(guò)程中逐漸細(xì)化為以下幾類(lèi)：(1)成像方式：光聲計(jì)算層析成像、光聲顯微成像。(2)從應(yīng)用分類(lèi)：光聲內(nèi)窺鏡、腦科學(xué)、眼科等，這幾種光聲成像模式有著廣泛的臨床應(yīng)用前景，我們?cè)趫D二中對(duì)它們的特點(diǎn)進(jìn)行了總結(jié)。

表1 不同光聲成像模式比較[7]Table 1 Comparison of different photoacoustic imaging modes

3.1 光聲計(jì)算層析成像(PACT)

光聲計(jì)算層析成像(PACT)是通過(guò)檢測(cè)深層組織吸收散射光能量產(chǎn)生的光聲信號(hào)進(jìn)行成像。由于散射光在組織內(nèi)可以達(dá)到數(shù)個(gè)厘米的深度，因而PACT 的成像深度遠(yuǎn)高于其它幾種成像模式。PACT 的成像接收過(guò)程通常采用較低頻率的旋轉(zhuǎn)式超聲探頭或超聲換探頭陣列從多個(gè)角度接收組織內(nèi)多個(gè)吸收體在激光照射下產(chǎn)生的光聲信號(hào)，如圖3所示。這種光聲成像模式可以通過(guò)類(lèi)似 CT 成像的斷層掃描和圖像重建算法獲得較快的組織的二維層析成像結(jié)果，但是多探頭多通道采集的設(shè)計(jì)會(huì)提高系統(tǒng)的成本，而采用單個(gè)旋轉(zhuǎn)式探頭或分時(shí)接收信號(hào)方法又會(huì)降低成像速度[9]。由于 PACT 在成像深度方面的優(yōu)勢(shì)，可以檢測(cè)到組織深層的信息，因而適合于應(yīng)用于組織內(nèi)部器官的結(jié)構(gòu)和功能成像，目前 PACT 已經(jīng)應(yīng)用于無(wú)創(chuàng)的小鼠皮層結(jié)構(gòu)和功能成像，小動(dòng)物全身成像，人體乳腺檢查和乳腺腫瘤鑒別等方面，并結(jié)合探針技術(shù)實(shí)現(xiàn)了生物組織內(nèi)腫瘤的特異性成像[6]。

圖3 (a)大鼠前哨淋巴結(jié)(SLN)亞甲藍(lán)濃度的光聲斷層掃描(PAT)；(b)大鼠腦血流動(dòng)力學(xué)變化的圓形陣列PAT[2]Fig.3 (a) Linear-array photoacoustic tomography (PAT) of methylene blue concentration in a rat sentinel lymph node (SLN),(b) circular array PAT of cerebral hemodynamic changes in a rat

3.2 光聲顯微成像

光聲顯微成像的主要原理就是將光聚焦在一點(diǎn)上進(jìn)行掃描物體，它的主要優(yōu)點(diǎn)就是分辨率高，但是成像深度就受到了限制，因此光聲顯微成像又細(xì)分為光學(xué)光聲顯微成像和聲學(xué)光聲顯微成像。

3.2.1光學(xué)分辨率光聲顯微成像(OR-PAM)

OR-PAM 最大的特點(diǎn)就是采用聚焦光照實(shí)現(xiàn)橫向分辨率的提升，在這一光照方式 下 OR-PAM 也有多種不同的實(shí)現(xiàn)模式，按照成像掃描方式分類(lèi)，主要有機(jī)械掃描和光學(xué)掃描兩種方式，機(jī)械掃描方式采用聚焦超聲探頭接收光聲信號(hào),然后通過(guò)三維移動(dòng)平臺(tái)控制光聲組件或樣品實(shí)現(xiàn)掃描過(guò)程。這種方式能夠根據(jù)光焦和聲焦的共焦的結(jié)構(gòu)設(shè)計(jì)最大程度提高檢測(cè)靈敏度和成像對(duì)比度，但是機(jī)械平臺(tái)的掃描速度較慢，成像時(shí)間過(guò)長(zhǎng)，對(duì)于檢測(cè)快速變化的生物特征存在不足，也會(huì)有臨床中耐受性的問(wèn)題[7]。

圖4 光聲分辨率顯微鏡(OR-PAM)用于定量小鼠耳內(nèi)氧飽和度[2]Fig.4 Photoacoustic resolution microscope (OR-PAM) for the quantitative determination of oxygen saturation in the ear of mice

3.2.2聲學(xué)分辨率光聲顯微成像(AR-PAM)

與 PACT 和 PAE 成像方式不同，光聲顯微成像(PAM)采用聚焦光照或聚焦超聲接收的方式獲得光聲信號(hào)。目前 PAM 一般采用逐點(diǎn)掃描的方式進(jìn)行成像，具體過(guò)程為 PAM 在每一個(gè)掃描點(diǎn)觸發(fā)激光脈沖照射于掃描點(diǎn)處的生物組織，超聲探頭接收由此產(chǎn)生的隨時(shí)間變化的光聲信號(hào)(A-line)。為了得到深度信息，通過(guò)公式可以將隨時(shí)間變化的光聲信號(hào)反算得到不同深度的初始光聲信號(hào)強(qiáng)度分布，因而 A-line 反映了生物組織光照區(qū)域內(nèi)不同深度的光吸收分布情況[8]。

聲學(xué)分辨率光聲顯微成像(AR-PAM)雖然能夠獲得較高的成像深度，但是空間分辨率仍有不足，如果需要檢測(cè)微血管系統(tǒng)甚至細(xì)胞級(jí)別的組織結(jié)構(gòu)特征，成像系統(tǒng)的分辨率要達(dá)到數(shù)個(gè)微米以及微米以下水平。如果采用提高超聲頻率的方法提高 AR-PAM 的分辨率，對(duì)于 5μm 橫向分辨率的系統(tǒng)，需要中心頻率 300MHz 的超聲探頭，而 300MHz 的超聲在組織內(nèi)衰減迅速，能夠傳播的距離比彈道光在組織內(nèi)的穿透深度(～1mm)還要淺。這種情況下，利用光在組織中的聚焦的光學(xué)分辨率光聲顯微成像(OR-PAM)技術(shù)是實(shí)現(xiàn)高橫向分辨率更有效的方法。

圖5 血紅蛋白總濃度歸一化的聲學(xué)分辨光聲顯微鏡(AR-PAM)[2] Fig.5 Acoustic resolution photoacoustic microscope (AR-PAM) with normalized total hemoglobin concentration

3.3 光聲內(nèi)窺成像(PAE)

PAE 是光聲成像技術(shù)中起步較晚，但發(fā)展迅速的重要分支。由于心血管，胃腸道疾病發(fā)生于人體內(nèi)部，嚴(yán)重危害人體健康，但是普通成像手段難以涉及或提供足夠的成像分辨率，因而采用內(nèi)窺式成像方案是獲得精細(xì)管壁結(jié)構(gòu)信息輔助診斷和治療的最優(yōu)選擇。與現(xiàn)有的超聲內(nèi)窺和 OCT 內(nèi)窺成像相比，PAE 在具備相同的成像分辨率條件下能夠進(jìn)一步提供額外的功能信息，對(duì)于疾病檢測(cè)更為有利[10]。由于 PAE 的應(yīng)用目標(biāo)在狹窄的心血管和消化道，因此需要將光照部件和超聲信號(hào)接收部件融合在狹小的區(qū)域內(nèi)，通過(guò)旋轉(zhuǎn)的掃描鏡實(shí)現(xiàn)管壁斷面成像。已經(jīng)應(yīng)用于在體動(dòng)物的消化道系統(tǒng)成像；在血管內(nèi)光聲成像應(yīng)用和血管管壁成分檢測(cè)方面有重要應(yīng)用前景。

圖6 光聲內(nèi)窺鏡檢查(PAE)兔食管[2]Fig.6 photoacoustic endoscopy (PAE) of a rabbit esophagus

3.4 光聲成像在眼科方面的應(yīng)用

眼睛是人體組織中最重要的感官，有著對(duì)于外界信息獲取的功能，對(duì)人的正常生活工作起著非常重要的作用，但是目前的眼科疾病種類(lèi)繁多，如果不盡早的檢查并預(yù)防，很容易造成更嚴(yán)重的后果，失明或者視覺(jué)功能損傷嚴(yán)重影響了患者的身心健康，根據(jù)最新世界衛(wèi)生組織數(shù)據(jù)顯示，全球范圍類(lèi)有將近3億的人視力受損，包括了4000萬(wàn)的盲人和更多的低視力患者，并且這其中有百分之九十的患者分布在發(fā)展中國(guó)家，作為全球最大的發(fā)展中國(guó)家，我們國(guó)家是全球盲人數(shù)量最多的國(guó)家，因此視力健康問(wèn)題在我國(guó)乃至全世界都是待解決的公共衛(wèi)生問(wèn)題。對(duì)于一些眼科疾病和一些致盲性的眼底疾病的早期診斷和相關(guān)病理學(xué)的研究也有著非常大的挑戰(zhàn)[2]。

因此光聲成像系統(tǒng)的研究對(duì)著眼科疾病有著重大意義。先進(jìn)的眼科成像技術(shù)在兩者的監(jiān)測(cè)和管理中發(fā)揮著重要的作用對(duì)于健康和異常的眼組織。先進(jìn)的眼科成像不僅可以提供解剖學(xué)，還有眼睛的功能信息，使各種疾病的診斷和檢測(cè)成為可能。在早期階段，幾種典型的影像學(xué)方法已被用來(lái)評(píng)估和評(píng)價(jià)視網(wǎng)膜脈絡(luò)膜血管系統(tǒng)，包括彩色眼底攝影、熒光素血管造影(FA)、眼底自熒光、熒光終身成像檢眼鏡、以及光學(xué)相干斷層血管成像。這些成像模式取決于用于檢測(cè)視網(wǎng)膜組織的后向散射光或外源性光的發(fā)射造影劑，導(dǎo)致有限的穿透深度和可視化的深度血管網(wǎng)絡(luò)相比之下，光聲(PA)檢眼鏡成像是一種新興的非電離成像技術(shù)技術(shù)[3]。PA成像的主要優(yōu)點(diǎn)是光學(xué)對(duì)比度可以用來(lái)量化結(jié)構(gòu)信息(例如，大小、形狀)和功能信息(例如，含氧和脫氧血紅蛋白和氧飽和度)。因此，PA成像是非?？扇〉某上穹椒ā?/p>

4 光聲成像的拓展應(yīng)用

隨著光學(xué)成像技術(shù)的不斷發(fā)展，人們所需求的也越來(lái)越多，因此各種多模態(tài)的成像方式也越來(lái)越多。其中就有光學(xué)與光聲雙模態(tài)；光聲與超聲雙模態(tài)；光學(xué)與光聲以及超聲三模態(tài)的成像系統(tǒng)等。其中，常用的光學(xué)與光聲雙模態(tài)系統(tǒng)如圖7所示，OCT 和 PAI 是分別基于生物組織光散射和吸收特性的兩種非侵入無(wú)標(biāo)記三維成像方法。由OCT 和 PAI 能夠提供不同又能互補(bǔ)的信息，將這兩種模態(tài)融合能夠同時(shí)獲得OCT 的高分辨結(jié)構(gòu)成像和 PAI功能成像。為了實(shí)現(xiàn)細(xì)胞或亞細(xì)胞成像水平，不同的研究工作組分別開(kāi)發(fā)了光學(xué)相干顯微成像和光聲顯微成像以達(dá)到微米級(jí)或亞微米級(jí)分辨率。描式光學(xué)分辨率光聲顯微成像系統(tǒng)與 OCT 成像系統(tǒng)融合實(shí)現(xiàn)了快速超高分辨率雙模態(tài)成像系統(tǒng)，并應(yīng)用于 RPE 細(xì)胞成像和相關(guān)細(xì)胞信息的提取。

圖7 雙模態(tài)光聲顯微成像系統(tǒng)原理圖Fig.7 Schematic diagram of two-mode photoacoustic microscopy imaging system[11]

這幾年來(lái)，很多專(zhuān)家在探索怎樣實(shí)現(xiàn)光聲成像與OCT相結(jié)合起來(lái)去實(shí)現(xiàn)成像，其中就有將OCT和光聲成像做一個(gè)簡(jiǎn)單的拼接，但是這樣簡(jiǎn)單的拼接不僅僅會(huì)使成本上升很多，還會(huì)讓成像的效果達(dá)不到要求。在一起特定的場(chǎng)景下沒(méi)辦法應(yīng)用，比如說(shuō)對(duì)眼睛的檢測(cè)以及創(chuàng)口等比較敏感的地方的檢測(cè)。隨著科技的發(fā)展，今后一定會(huì)有越來(lái)越多的光聲成像和OCT成像的有機(jī)結(jié)合起來(lái)的系統(tǒng)，不僅可以達(dá)到成像的要求，而且成本也會(huì)降低很多。之前的研究有涉及到使用透明的高分子薄膜構(gòu)成的法布里珀羅標(biāo)準(zhǔn)具來(lái)檢測(cè)超聲波，同時(shí)進(jìn)行光學(xué)相干層析成像[21];由于法布里珀羅標(biāo)準(zhǔn)具的靈敏度較低，因而探測(cè)器還是需要和被測(cè)組織直接接觸。[22]另外，也有研究中使用波分多路復(fù)用器來(lái)實(shí)現(xiàn)全光學(xué)的光聲成像和光學(xué)相干層析成像的整合，也有使用同一 個(gè)邁克爾遜干涉儀來(lái)實(shí)現(xiàn)光聲與光譜 OCT 雙模態(tài)成像，但是他們的系統(tǒng)中光聲探測(cè)系統(tǒng)和光學(xué)相干層析成像系統(tǒng)依然還是相互獨(dú)立的[12]。因此搭建一個(gè)光學(xué)成像與光聲成像完美結(jié)合的雙模態(tài)系統(tǒng)就可以得到高分辨率和成像深度很大的結(jié)果。

5 結(jié)論與展望

本文綜述了近年來(lái)光聲成像在評(píng)價(jià)和應(yīng)用方面的研究進(jìn)展。然后對(duì)比了幾種光聲成像系統(tǒng)的優(yōu)缺點(diǎn)以及各自的應(yīng)用領(lǐng)域。最后，PA系統(tǒng)提供的未來(lái)發(fā)展和臨床翻譯的潛力可能提供為視網(wǎng)膜疾病的診斷提供了廣闊的前景。但是目前光聲成像系統(tǒng)也面臨著巨大的挑戰(zhàn)，激光光源檢測(cè)可能對(duì)人眼有著刺激傷害，因此如何用紅外光作為光聲系統(tǒng)的探測(cè)光源去成像是目前研究的熱點(diǎn)之一，但是目前的光聲成像系統(tǒng)已經(jīng)在臨床上應(yīng)用在檢測(cè)眼睛疾病上了。如何提高分辨率以及成像深度，與其他光學(xué)檢測(cè)系統(tǒng)結(jié)合構(gòu)成多模態(tài)的光聲成像系統(tǒng)也已經(jīng)越發(fā)成熟，光聲系統(tǒng)對(duì)于未來(lái)的應(yīng)用領(lǐng)域也會(huì)不斷的拓寬。