簡介
醫用光聲成像是一種基於光聲效應建立的混合模式生物/醫學成像方法。一般來說，在光聲成像中需要用脈衝雷射照射成像部位（熱聲成像則特指用無線電頻率的脈衝雷射進行照射）。一部分被吸收的光能將會被轉化為熱能，使附近的組織發生熱彈性膨脹，從而形成寬頻（兆赫茲級）的超音波發射。這一超音波可以用超聲換能器檢測，而後者正是一般超聲造影中所用的主要探測器。但不同於超聲造影的是，光聲成像利用了體內不同組分吸收性質的不同。譬如血紅蛋白濃度的大小，組織血氧飽和度的高低，均會影響組織的光吸收能力，從而改變超聲信號的強度。換言之，檢測器探測到的（二維或三維）超聲強度空間分布，實際上反映了成像對象內（與光吸收相關的）病理學信息。
生物組織的光學吸收既可能產生於內源性分子如黑色素等，也可能產生於外源性引入的各種造影劑。圖2展示了一種典型內源性光吸收分子——血紅蛋白的兩種形態（氧合血紅蛋白與脫氧血紅蛋白）在可見和近紅外波段的吸收光譜。由於血紅蛋白的吸光度一般比周圍其他物質高得多，因此其也就成為了血管光聲成像一類有力的造影劑。近期的研究已發現，光聲成像可用於活體內腫瘤血管新生的檢測、血氧飽和度掃描、大腦功能成像以及皮膚黑色素瘤探測等諸多生命和醫學領域。
成像系統
根據成像方式的不同，光聲成像系統可以分為兩種不同類型：光聲/熱聲計算機斷層掃描（PAT/TAT）和光聲顯微鏡（PAM）。前者利用的是非聚焦的超音波探測器，獲得的超音波信號通過反向求解光聲方程（見下），重構出信號源的三維空間分布；後者則使用聚焦型的球形超音波探測器，每次採集一個點的信息，通過二維掃描來獲得光聲圖像，不涉及重構問題。PAT/TAT的優勢在於高穿透深度和三維成像；PAM的優勢則在於低深度下的高空間解析度。
光聲/熱聲計算機斷層掃描（PAT/TAT）
醫學光聲成像
醫學光聲成像
醫學光聲成像給定一個熱函式 （可認為是由於某一時刻 的光照刺激而在三維空間中 位置產生的熱效應），則隨後產生的光聲波壓力在聲學均勻非粘性介質中的傳播可以描述為：
醫學光聲成像
醫學光聲成像
醫學光聲成像
醫學光聲成像其中 代表介質中的聲速， 代表介質的熱膨脹係數， 則是介質的恆壓熱容。需要注意的是，方程（1）中引入了熱隔離的假設，即熱傳導在脈衝雷射照射期間可以忽略不計；當脈衝脈寬比介質的熱弛豫時間要短得多的時候，這一假設確是成立的。
方程（1）的解為
醫學光聲成像
醫學光聲成像 醫學光聲成像 醫學光聲成像 醫學光聲成像這裡，可以把 看作是光聲信號源（如體內血管）的所在位置，而 則是檢測器的所在位置。方程（2）描述了 位置產生熱效應後，在 位置產生壓力信號的過程。 如果再考慮到壓力隔離（當脈寬比壓力弛豫時間短得多時），方程（2）就可進一步改寫為
醫學光聲成像
醫學光聲成像其中 指初始（未經弛豫）的光聲壓力。
光聲效應
聲光效應（Photoacoustic effect）是指物體在周期性變化的光照下產生聲信號的現象。光聲效應的產生是由於在光的照射下物體能量增加，局部聚集的能量以熱的形式釋放出來從而引起周圍物質的震動。震動的頻率取決於光信號的頻率，而強度則與材料、幾何形狀等物體自生性質有關。
套用
•光聲譜：光聲信號與物質的光吸收係數成正比，物質對不同光波長的吸收係數不同，產生光聲信號不同，可測定物質的吸收光譜。
•光聲成像：不透明的物質，光透入很淺，只有表面吸收光能轉化為熱能，表面層熱源向內部發射熱波；熱波衰減高，一般只能傳播一個波長距離；傳播中產生聲波，聲源在不同深度的延遲時間不同；頻率低時，聲波波長是熱波的100,000倍，且光聲信號的振幅取決於表面光吸收係數。聚焦的雷射束在樣品表面掃描，接受不同位置的光聲信號，反映其性質、結構。
參見
•光聲效應
•醫學超聲檢查
