韓智超，韓一平

（西安電子科技大學(xué)物理學(xué)院，西安 710071）

0 引言

太赫茲（Terahertz，THz）波特指頻率為0.1～10 THz（1 THz=1012Hz），波長為0.03～3 mm 的電磁輻射。太赫茲技術(shù)因其譜能級(jí)與生物分子間和分子內(nèi)的低頻運(yùn)動(dòng)能級(jí)相對(duì)應(yīng)，通過太赫茲波來識(shí)別這些活動(dòng)的特征光譜，可以有效區(qū)分不同的生物分子［1］，為生物醫(yī)學(xué)的研究帶來一種全新的、無標(biāo)記的、非侵入的檢測方法。

在利用太赫茲技術(shù)進(jìn)行皮膚癌診斷中，太赫茲時(shí)域光譜現(xiàn)作為太赫茲檢測皮膚癌的主要手段［2］，通常需要對(duì)待測樣品進(jìn)行冷凍、包埋等預(yù)處理［3］，這可能會(huì)掩蓋待測目標(biāo)區(qū)域的光譜信息。對(duì)皮膚的在體檢測過程中，太赫茲探測器、介質(zhì)窗、接觸力度等均會(huì)影響測量結(jié)果［4］。同時(shí)在利用獲得的光譜信息進(jìn)行皮膚癌成像診斷中，太赫茲脈沖成像可以獲得較高成像分辨率［5］，但其通過二維樣品移動(dòng)臺(tái)光柵式逐點(diǎn)掃描耗時(shí)很大，對(duì)待測環(huán)境要求較高，很難實(shí)現(xiàn)動(dòng)態(tài)太赫茲成像［6-8］。光聲成像作為疾病診斷的主要方法之一，具有成像速度快、靈敏度高、對(duì)比度和分辨率優(yōu)等特點(diǎn)［9］。隨著強(qiáng)場太赫茲源的不斷發(fā)展［10］，尤其是能量高達(dá)mJ 量級(jí)的太赫茲脈沖產(chǎn)生［11］，人們對(duì)生物組織在太赫茲波段的研究不再局限于非熱效應(yīng)［12-14］。組織病理學(xué)檢測是皮膚癌等腫瘤診斷的金標(biāo)準(zhǔn)［15］，但作為一種有創(chuàng)檢測，在診斷過程中可能會(huì)因腫瘤邊界不清造成過度手術(shù)、誤切或無法全切等后果導(dǎo)致治療失效。因此，結(jié)合皮膚組織和基底細(xì)胞癌（Basal Cell Carcinoma，BCC）的物理特性及其在太赫茲波段的光學(xué)特性，實(shí)現(xiàn)對(duì)皮膚癌的無損診斷具有重要應(yīng)用價(jià)值。

本文從熱效應(yīng)和光聲效應(yīng)機(jī)理出發(fā)，通過有限元方法仿真分析在太赫茲波段下人體皮膚組織及皮膚癌組織的光熱響應(yīng)和光聲信號(hào)，并從光聲信號(hào)的探測角度得到了不同基底細(xì)胞癌生長時(shí)期下的信號(hào)差異。

1 基本原理

在生物組織傳熱理論中，組織內(nèi)光能分布和熱學(xué)特性共同決定了生物組織熱效應(yīng)的溫度響應(yīng)范圍。通常光能量的分布由熱源形式給出，并受太赫茲波波長和生物組織光學(xué)參數(shù)直接調(diào)控。具體分析需考慮光源類型、組織光學(xué)參數(shù)和計(jì)算結(jié)果精度要求。根據(jù)生物組織在太赫茲波段的高吸收，低散射特性［16］選取Lambert-Beer 定律進(jìn)行分析研究。忽略由散射項(xiàng)引起的太赫茲波在生物組織中的展寬效應(yīng)，此時(shí)在生物組織中的熱沉積項(xiàng)S(r，z，t)可表示為

式中，μa為生物組織吸收系數(shù)，φ(r，z，t)為生物組織中光能分布。在皮膚組織中，忽略血流項(xiàng)對(duì)溫度的分布影響，此時(shí)太赫茲波輻照生物組織光熱仿真采用簡化后的Pennes 方程［17］表示為

式中，ρ為組織密度，Cp為恒壓比熱，k為熱導(dǎo)率。當(dāng)短脈沖激光入射生物組織中，組織內(nèi)部光能沉積以熱源形式引起局部的溫度升高變化，并根據(jù)熱彈性膨脹原理，向外輻射超聲波。此時(shí)溫度變化與產(chǎn)生的壓強(qiáng)變化可以表示為

式中，c為組織聲速，β為生物組織熱膨脹系數(shù)。在短脈沖太赫茲波脈沖照射下，初始?jí)毫0的幅值可以表示為［18］

式中，β為熱膨脹系數(shù)，F(xiàn)為光通量，ηth是吸收的能量轉(zhuǎn)化為熱量的百分比，在大多數(shù)情況下可以假定為1。

2 皮膚及皮膚癌有限元模型

生物組織在微觀和介觀尺度上復(fù)雜的非均勻性和無序結(jié)構(gòu)導(dǎo)致了宏觀介電響應(yīng)的頻散。因此，精確的理論模型和仿真工具對(duì)于在太赫茲頻率范圍內(nèi)模擬真實(shí)的皮膚組織溫度變化至關(guān)重要。根據(jù)太赫茲波在生物組織中的穿透深度，本文的皮膚組織仿真模型中采用角質(zhì)層、表皮層和真皮層三層結(jié)構(gòu)，對(duì)于皮下組織的溫度升高變化忽略不計(jì)，其結(jié)構(gòu)厚度如圖1（a）所示。皮膚疾病病因多變，在對(duì)病變區(qū)域切除之前進(jìn)行無創(chuàng)檢測是很有必要的，利用皮膚和皮膚腫瘤的含水量差異，通過太赫茲檢測技術(shù)對(duì)皮膚進(jìn)行評(píng)估和病變邊界診斷具有重要意義。結(jié)合皮膚組織太赫茲波段光學(xué)特性和基底細(xì)胞癌生長規(guī)律，建立的模型如圖1（b），BCC 扎根在皮膚基底層“樹”狀結(jié)構(gòu)生長［19］，并向皮膚上表面向角質(zhì)層擴(kuò)散。

生物介質(zhì)的無序性質(zhì)和其微觀結(jié)構(gòu)，往往以分形結(jié)構(gòu)的形式而觸發(fā)不同的極化機(jī)制，引發(fā)多次弛豫時(shí)間和非對(duì)稱時(shí)域響應(yīng)。此時(shí)引用Havriliak-Negami 關(guān)系［20］，表征正常皮膚組織的光學(xué)參數(shù)。與正常皮膚相比，基底細(xì)胞癌組織內(nèi)由于間質(zhì)水腫和新生血管的增多導(dǎo)致其含水量有所增加，對(duì)太赫茲波的吸收能力更強(qiáng)，其光學(xué)參數(shù)如表1 所示。

表1 人體層狀皮膚及BCC 在1.0THz 輻射下光學(xué)參數(shù)［20-21］Table 1 Optical parameters of human lamellar skin and BCC under 1.0 THz radiation

皮膚組織及基底細(xì)胞癌的熱學(xué)參數(shù)如表2 所示。

表2 人體層狀皮膚及BCC 熱學(xué)參數(shù)［22-24］Table 2 Human layered skin and BCC thermal parameters

3 仿真結(jié)果分析

3.1 熱效應(yīng)分析

3.1.1 正常皮膚組織熱效應(yīng)

給定太赫茲波單脈沖輻射能量為10 μJ，輻照半徑為0.5 mm，輻照頻率為1.0 THz，輻照持續(xù)時(shí)間為1.0 ps，人體皮膚組織中的初始溫度為正常情況下體溫310.15 K。得到正常皮膚組織太赫茲光熱響應(yīng)溫度分布仿真結(jié)果如圖2。

角質(zhì)層的低含水量（20%）對(duì)太赫茲波的吸收很小，當(dāng)太赫茲波輻照在人體皮膚組織表面處，在角質(zhì)層沉積的光能量較少，如圖2（a）所示，僅在貼近于表皮層處有少量太赫茲波能量被角質(zhì)層吸收引起比較明顯的溫度升高現(xiàn)象。由于表皮層的高含水量（50%），在表皮層中組織水對(duì)太赫茲波的強(qiáng)吸收，使太赫茲波在傳播過程中迅速衰減，當(dāng)單脈沖能量為10 μJ 的太赫茲波輻射到人體皮膚時(shí)其穿透深度為100 μm 左右，并不能穿透真皮層，真皮層中的血液流動(dòng)導(dǎo)致的熱擴(kuò)散效應(yīng)對(duì)研究太赫茲波輻射在皮膚組織中的光熱響應(yīng)結(jié)果影響極小，因此沒有考慮生物傳熱方程中的血液灌注項(xiàng)對(duì)溫度的影響。此時(shí)在皮膚中的最大溫度升高位置為表皮層的上表皮部分，溫度升高幅值為310.206 6 K。

圖2（b）繪制了太赫茲波輻照在皮膚模型中心截線上溫度的變化，結(jié)果繪制于對(duì)數(shù)坐標(biāo)系。在能量為10 μJ的太赫茲波輻照下，角質(zhì)層的溫度升高約為310.158 K，表皮層的溫度升高為310.206 K，在真皮層表面處的溫度升高約為310.159 K，在圖2（b）中可以看出分層計(jì)算時(shí)溫度的升高有明顯的斷層面，且與分層位置相一致，并在透射距離大于100 μm 時(shí)溫度升高曲線呈指數(shù)形式遞減，此時(shí)溫度變化的影響幾乎可以忽略不計(jì)。

3.1.2 含基底細(xì)胞癌皮膚組織熱效應(yīng)

在仿真模型中含有基底細(xì)胞癌病變區(qū)域被設(shè)置為一個(gè)長半軸為1 mm，短半軸為0.03 mm 的橢球形式，如圖3。根據(jù)基底細(xì)胞癌在表皮層中基底層中的樹狀結(jié)構(gòu)生長，為了模擬不同基底細(xì)胞癌生長時(shí)期對(duì)太赫茲波光熱響應(yīng)的影響，依次設(shè)置基底細(xì)胞癌病變區(qū)域短半軸a長度為30 μm、40 μm、50 μm，結(jié)構(gòu)如圖3 所示。

圖4（a）給出了不同基底細(xì)胞癌病變區(qū)域生長模型下沿太赫茲波輻射方向的溫度響應(yīng)，在圖中可以看出在角質(zhì)層和表皮層10 μm 內(nèi)的溫度升高相一致。隨著病變區(qū)域短半軸a的增加，其在表皮層內(nèi)的吸收更明顯，溫度升高趨勢越高。當(dāng)a=30 μm 時(shí)基底細(xì)胞癌病變區(qū)對(duì)溫度的變化影響發(fā)生在表皮層內(nèi)50 μm 處，此時(shí)大量的光能量已經(jīng)被表皮層所吸收，對(duì)于基底細(xì)胞癌病變區(qū)的溫度區(qū)分并不明顯，此時(shí)基底細(xì)胞癌病變區(qū)的最高溫度為310.192 K，并且隨著太赫茲波的傳播距離增加，含基底細(xì)胞癌的表皮組織中的溫度變化要大于正常皮膚組織。當(dāng)a=40 μm 時(shí)基底細(xì)胞癌病變區(qū)對(duì)溫度的變化影響發(fā)生在表皮層內(nèi)40 μm 處，相比較于a=30 μm，此時(shí)的光能量部分被表皮層所吸收，對(duì)于基底細(xì)胞癌病變區(qū)域內(nèi)的溫度升高最高值為310.199 K。最后對(duì)于a=50 μm 時(shí)，基底細(xì)胞癌病變區(qū)幾乎貼近表皮層上表面，此時(shí)的基底細(xì)胞癌病變區(qū)內(nèi)溫度升高值最高為310.208 K?？梢娡ㄟ^光熱響應(yīng)來區(qū)分正常皮膚組織和患有不同時(shí)期皮膚癌的患者皮膚組織時(shí)，當(dāng)基底細(xì)胞癌病變區(qū)生長較大時(shí)溫度的區(qū)分相對(duì)明顯。為了直觀比較正常皮膚組織和患有皮膚癌的皮膚組織中的光熱效應(yīng)差異，選取a=50 μm 時(shí)的含BCC 皮膚光熱響應(yīng)分布繪制于圖4（b），與圖2（a）相比其在表皮層中的熱效應(yīng)更為明顯，且在含有BCC 的表皮層內(nèi)的溫度升高明顯高于正常皮膚組織。

隨著基底細(xì)胞癌不斷生長擴(kuò)散，當(dāng)其擴(kuò)散至整體表皮層時(shí)，在太赫茲波輻照方向上的溫度分布如圖5。在基底細(xì)胞癌充滿皮膚表皮層時(shí)，溫度的升高變化明顯高于正常皮膚組織，并且隨著穿透深度的增加，溫度的升高曲線下降速度快于正常皮膚組織，含基底細(xì)胞癌區(qū)域中太赫茲波的穿透深度更短，對(duì)太赫茲波的吸收更為強(qiáng)烈，更容易被檢測出來。

3.2 光聲信號(hào)分析

太赫茲波在生物組織中的光學(xué)穿透深度遠(yuǎn)小于光束本身的半徑，產(chǎn)生的超聲源信號(hào)近似為平面波傳播形式［25-26］。由于水分子和氨基酸、DNA 等生物大分子的震動(dòng)和轉(zhuǎn)動(dòng)能級(jí)都處在太赫茲頻率范圍，這些分子對(duì)太赫茲的吸收都比較強(qiáng)，因此對(duì)厚度為1 mm 的生物組織，太赫茲波的透過率接近于0，可以認(rèn)為入射的脈沖太赫茲波能量全部被生物組織吸收轉(zhuǎn)化為熱量，發(fā)生絕熱膨脹激發(fā)光聲信號(hào)。

3.2.1 正常皮膚組織光聲信號(hào)

由于脈沖太赫茲波輻射生物組織所產(chǎn)生的光聲信號(hào)在生物組織表面處產(chǎn)生，在組織內(nèi)部向各個(gè)方向傳播。對(duì)活體組織的光聲信號(hào)探測中，前向探測模式很難實(shí)現(xiàn)，后向探測模式成了唯一選擇。本文中人體皮膚組織和含有基底細(xì)胞癌的皮膚組織均為在體模型，此時(shí)無法滿足前向探測方式條件，選取如圖6（a）所示后向探測方式在皮膚表面處對(duì)光聲信號(hào)進(jìn)行探測和分析，通過探測的光聲信號(hào)對(duì)皮膚組織及含基底細(xì)胞癌皮膚組織進(jìn)行分析。

對(duì)正常皮膚組織的光聲信號(hào)仿真，皮膚組織分層結(jié)構(gòu)仿真模型選取如圖1（a）。仿真參數(shù)同樣為單脈沖能量為10 μJ 的平面波形式太赫茲波脈沖，其脈沖持續(xù)時(shí)間為1 ps，平面波輻照半徑為0.5 mm，皮膚分層組織光學(xué)參數(shù)如表1，熱學(xué)參數(shù)和聲學(xué)參數(shù)如表2。在正常皮膚組織受照表面中心處進(jìn)行光聲信號(hào)探測，得到的時(shí)域光聲信號(hào)如圖6（b）。

當(dāng)太赫茲波輻照在皮膚角質(zhì)層時(shí)，在皮膚組織受照表面中心M處接收到的光聲信號(hào)波形成分并不唯一，如圖6（b）中所示，分別為受照表面處的瞬時(shí)光聲信號(hào)，角質(zhì)層的光聲信號(hào)和表皮層的光聲信號(hào)相疊加。在圖中可以直觀看出不同皮膚結(jié)構(gòu)的光聲信號(hào)區(qū)別，并標(biāo)注為點(diǎn)S1、S2、S3，其光聲信號(hào)幅值分別為2.00 kPa、3.58 kPa、10.09 kPa。超聲探測器在太赫茲波脈沖持續(xù)時(shí)間結(jié)束后迅速接收到了來自于角質(zhì)層表面處的光聲信號(hào)。由于太赫茲波脈沖持續(xù)時(shí)間內(nèi)皮膚結(jié)構(gòu)間溫度的非均勻變化，在角質(zhì)層下層和表皮層內(nèi)產(chǎn)生的瞬時(shí)聲壓在經(jīng)過6.4 ns 和20.0 ns 后分別被皮膚表面處超聲探測器所接收，并隨著傳播時(shí)間迅速衰減，在100 ns后只有很小的光聲信號(hào)被超聲探測器所接收。在皮膚組織中的聲速為1 624 m/s，分別經(jīng)過0.1 ns、6.4 ns 和20.0 ns 時(shí)的傳播距離分別為0.162 4 μm、10.394 μm、32.48 μm，也可以驗(yàn)證出該點(diǎn)接收到的信號(hào)和波形分別來自輻照角質(zhì)層表面，角質(zhì)層內(nèi)部和表皮層的推斷正確性和可分析性。

3.2.2 含基底細(xì)胞癌皮膚組織光聲信號(hào)

對(duì)含有基底細(xì)胞癌病變的皮膚組織光聲信號(hào)仿真，模型選取如圖1（b）。仿真參數(shù)同樣為單脈沖能量為10 μJ 的平面波形式的太赫茲波脈沖，其脈沖持續(xù)時(shí)間為1 ps，平面波輻照半徑為0.5 mm，皮膚組織和基底細(xì)胞癌的光學(xué)參數(shù)如表1，熱學(xué)參數(shù)和聲學(xué)參數(shù)如表2。通過角質(zhì)層處接收到的光聲信號(hào)對(duì)含有不同基底細(xì)胞癌生長時(shí)期的皮膚組織進(jìn)行區(qū)分，進(jìn)而表征皮膚癌病變程度。位于角質(zhì)層表面的探測器接收到的含不同基底細(xì)胞癌區(qū)域生長時(shí)期的皮膚組織的光聲信號(hào)如圖7。

通過圖7 可以發(fā)現(xiàn)對(duì)于含有基底細(xì)胞癌病變區(qū)域的皮膚組織，接收到的光聲信號(hào)強(qiáng)于圖6（b）所示的正常皮膚組織。隨著基底細(xì)胞癌擴(kuò)散生長，皮膚表面中心M處接收到的光聲信號(hào)幅值增大，當(dāng)短半軸長度為30 μm 時(shí)，皮膚表面在19.32 ns 時(shí)接收到的光聲信號(hào)幅值為10.85 kPa，相比較正常皮膚組織在20.00 ns 時(shí)接收到的光聲信號(hào)幅值10.07 kPa，其變化并不明顯。此時(shí)含基底細(xì)胞癌病變區(qū)域距太赫茲輻照表面50 μm，大量的太赫茲波能量被表皮層所吸收，只有少部分太赫茲波能量分布在含基底細(xì)胞癌病變區(qū)域上?？梢姰?dāng)a=30 μm 時(shí)，對(duì)于通過光聲信號(hào)區(qū)分正常皮膚組織和患有皮膚癌的皮膚組織來表征差異并不明顯，這說明在基底細(xì)胞癌擴(kuò)散初期的分辨診斷比較困難。進(jìn)一步增大基底細(xì)胞癌病變處的短半軸長度a為40 μm 時(shí)，對(duì)應(yīng)在17.46 ns 時(shí)接收的光聲信號(hào)達(dá)到幅值為11.27 kPa，相交于a為30 μm 時(shí)，皮膚表面中心處接收到的光聲信號(hào)幅值更大，且達(dá)到最大值的時(shí)間快于前者。同樣對(duì)于a為50 μm 時(shí)接收到的光聲信號(hào)在17.05 ns 時(shí)達(dá)到最大幅值為12.14 kPa。對(duì)比圖7 中的三條曲線，可以看出隨著基底細(xì)胞癌的擴(kuò)散生長，通過后向探測方式在皮膚角質(zhì)層表面處接收到的光聲信號(hào)波形隨著基底細(xì)胞癌的擴(kuò)散生長而變得平滑，更易于探測和診斷。

為了通過后向探測方式實(shí)現(xiàn)對(duì)含有基底細(xì)胞癌皮膚組織中光聲信號(hào)成分進(jìn)行區(qū)分，現(xiàn)對(duì)圖7 中角質(zhì)層表面處接收到的含有不同基底細(xì)胞癌擴(kuò)散時(shí)期的光聲信號(hào)進(jìn)行局部放大分析，如圖8。

當(dāng)太赫茲波輻射在皮膚組織中時(shí)，由于透過深度內(nèi)的組織成分不唯一（本文中分別為角質(zhì)層、表皮層和含有基底細(xì)胞癌病變區(qū)域），對(duì)于通過后向探測模式下含有不同基底細(xì)胞癌擴(kuò)散時(shí)期的光聲信號(hào)曲線分析得出，在輻照表面處接收到的光聲信號(hào)沒有差別，在圖8 中標(biāo)記為點(diǎn)SC0，光聲信號(hào)幅值均為1.60 kPa；對(duì)于角質(zhì)層內(nèi)的光聲信號(hào)在圖8 中分別標(biāo)記為點(diǎn)SC1、SC2、SC3，幅值分別為4.19 kPa、2.96 kPa、2.77 kPa，隨著基底細(xì)胞癌的擴(kuò)散生長，在角質(zhì)層內(nèi)的溫度升高變化越向表皮層靠攏，表現(xiàn)為光聲信號(hào)幅值隨基底細(xì)胞癌的擴(kuò)散生長而減小，并且呈非線性趨勢降低。角質(zhì)層的光聲信號(hào)隨著基底細(xì)胞癌的擴(kuò)散生長，接收到的信號(hào)傳播時(shí)間更短、頻率更高，在傳播中更容易衰減；對(duì)于不同基底細(xì)胞癌的擴(kuò)散生長對(duì)表皮層內(nèi)的光聲信號(hào)影響，在圖8 中標(biāo)記為點(diǎn)E1、E2、E3，幅值分別為8.80 kPa、4.14 kPa、3.21 kPa。表皮層內(nèi)的光聲信號(hào)E1明顯大于E2和E3，是因?yàn)楫?dāng)基底細(xì)胞癌生長初期，其在表皮層中的占比較小，此時(shí)表皮層中更多的表現(xiàn)為正常的皮膚組織特性，隨著基底細(xì)胞癌的擴(kuò)散生長，表皮層內(nèi)的光聲信號(hào)幅值減小，并且降低趨勢同樣呈非線性；對(duì)于含基底細(xì)胞癌病變區(qū)域的光聲信號(hào)在圖8 中標(biāo)記為點(diǎn)B1、B2、B3，幅值分別為10.85 kPa、11.27 kPa、12.14 kPa?？梢婋S著基底細(xì)胞癌的擴(kuò)散生長，后向模式接收到的病變區(qū)域光聲信號(hào)增強(qiáng)，接收到的角質(zhì)層和表皮層內(nèi)的光聲信號(hào)占比減小，更容易通過平面波形式的太赫茲波輻照皮膚組織進(jìn)行基底細(xì)胞癌病變檢測。

4 結(jié)論

本文結(jié)合皮膚組織在太赫茲波段的吸收特性和組織間的含水量差異建立有限元仿真模型。對(duì)于皮膚組織仿真發(fā)現(xiàn)，表皮層對(duì)太赫茲波的吸收最為明顯，能量很高的脈沖太赫茲波在皮膚中的穿透深度仍難以深入真皮層。對(duì)不同生長時(shí)期的基底細(xì)胞癌仿真分析得出，可以利用太赫茲波輻射檢測基底細(xì)胞癌的生長變化。隨著基底細(xì)胞癌的擴(kuò)散增長，其熱效應(yīng)檢測靈敏度就越高。從光聲效應(yīng)機(jī)理出發(fā)，實(shí)現(xiàn)了通過太赫茲波光聲效應(yīng)對(duì)不同皮膚結(jié)構(gòu)和不同基底細(xì)胞癌生長時(shí)期進(jìn)行檢測和區(qū)分。相較于正常皮膚，含有基底細(xì)胞癌的病變皮膚產(chǎn)生的光聲信號(hào)更強(qiáng)，可以通過單脈沖能量為μJ 量級(jí)的太赫茲波輻照實(shí)現(xiàn)基底細(xì)胞癌的快速診斷。隨著基底細(xì)胞癌的擴(kuò)散生長，在皮膚外表面處接收到的光聲信號(hào)幅值變強(qiáng)，角質(zhì)層和表皮層產(chǎn)生的光聲信號(hào)衰減更快，更易于探測和診斷。

本文研究結(jié)果適用于早期基底細(xì)胞癌的太赫茲無損診斷，揭示了在生物醫(yī)學(xué)領(lǐng)域利用太赫茲光聲效應(yīng)實(shí)現(xiàn)無損檢測和成像手段的潛在應(yīng)用價(jià)值。同時(shí)對(duì)生物組織太赫茲光聲成像實(shí)驗(yàn)研究中探測器、探測方式、太赫茲源以及組織適用類型的選取具有一定意義。