光声成像技术的最新进展

第4卷第2期

2011年4月

中国光学

Chinese Optics

Vol．4No．2

Apr．2011

收稿日期：2010-

11-01；修订日期：2011-02-13文章编号1674-

2915（2011）02-0111-07光声成像技术的最新进展

张建英，谢文明，曾志平，李晖

（福建师范大学物理与光电信息科技学院，

医学光电科学与技术教育部重点实验室，福建福州350007）

摘要：光声成像技术是生物医学领域中新兴的无损检测技术，具有对比度高、分辨率好、穿透能力强等优点。本文介绍了光声成像技术近年来的进展状况，主要涉及成像探测方式的改进、成像速度的加快、成像分辨率的提高以及图像重构算法的发展等。以该项技术在现代临床诊断中的应用为例，

描述了其在生物医学领域中应用范围的拓宽。最后，总结了该项技术现存的主要问题，指出多模式组合的成像方式，如光声与超声的组合，光声与OCT 方式的组合是该项技术的发展趋势；另外，结合造影剂的分子光声成像技术也同样很有发展前景。关

键

词：生物医学光子学；光声成像技术；图像重构算法；生物医学应用

中图分类号：Q-

334文献标识码：A

Recent progress in photoacoustic imaging technology

ZHANG Jian-ying ，XIE Wen-ming ，ZENG Zhi-ping ，LI Hui

（Key Laboratory of Optoelectronic Science and Technology for Medicine ，Ministry of Education ，School of Physics and Optoelectronics Technology ，Fujian Normal University ，Fuzhou 350007，China ）Abstract ：Photoacoustic Imaging Technology （PAT ）with high contrast ，excellent resolution and deep penetra-tion is an emerging noninvasive detecting technology in biomedical applications．This paper introduces the lat-est progress in PAT ，which contains the improvement of image detecting modes ，increase of imaging speed ，enhancement of imaging resolution and the modification of image reconstruction algorithm．By taking applica-tion of PAT to the clinical diagnosis as examples ，

it describes that the PAT applications have been expanded in biomedical fields．Finally ，it overviews the shortcomings of the PAT ，and points out that multi-mode combina-tion will a developing trend of the PAT ，such as combination of the photoacoustic imaging and the ultrasonic imaging or the photoacoustic imaging and the OCT．Moreover ，the molecular PAT based on the contrast agent will also has a good prospect．

Key words ：biomedicine photonics ；Photoacoustic Imaging Technology （PAT ）；image reconstructed algorithm ；

biomedical applications

1引言

医学成像对各种疾病的诊断和治疗具有重要的意义。传统的医学成像方法有X射线层析成像（X-ray Tomography）、光学相干层析成像（Opti-cal Coherence Tomography，OCT）、核磁共振成像（MRI）、超声成像等等。X射线成像是根据生物组织的密度进行成像，因此对某些情况如软组织的病变则无法判断［1］，且该成像方法会对人体施加电离辐射，频繁使用有损人体健康；而OCT是纯光学成像方法，由于人体许多组织都是强散射或强吸收介质，而光在强散射组织中的成像深度只能达到1mm左右；MRI技术设备价格昂贵且具有辐射；超声成像技术的成像深度虽然比光学成像方法深，但其主要依赖于生物组织的声阻抗不匹配成像，而生物组织体内某些肿瘤的声阻抗与正常软组织无明显差异，从而限制了超声成像技术的使用范围。因此，人们期待一种无损的、非电离的、具有高穿透深度和高对比度的成像方式的出现，光声成像技术就是在这样的背景下应运而生。

光声效应是生物医学光声成像技术的理论基础。所谓光声效应是指当宽束短脉冲激光照射生物组织时，组织内的吸收体（如肿瘤和血管等）吸收了光能量之后发生局部的温升，促使组织发生热弹性膨胀，产生超声波的过程；在组织体表面附近被超声换能器接收到的信号即为光声信号。光声成像技术是根据生物组织对光的吸收分布反演组织结构的一种新兴的成像模式，它集合了纯光学成像技术的高对比度以及纯超声成像技术的高分辨率、高穿透深度等优点，非电离且能够对组织功能成像，该项技术为临床医学提供了一种新颖的成像诊断方法。本文主要从光声信号探测方式的发展、成像速度的提高和成像分辨率的改进等方面描述光声成像系统在近3年来的发展情况。

2光声成像技术的研究现状

光声信号的探测是实现光声成像的第一步，而光声成像技术的核心是图像重建算法在生物医学领域的应用。光声成像技术发展至今，已有众多研究者提出多种成像系统及图像重构算法，其在生物医学领域的应用范围也被日益拓宽。2．1光声成像系统的发展

光声成像技术在过去的10多年时间里发展迅速，2008年之前光声成像系统主要有基于4f声透镜成像、单元旋转扫描系统、相控聚焦的多元线性阵列成像系统及暗场反射模式的光声显微成像系统等。2008年之后，随着科技的发展以及对数学知识的开发和应用，人们对成像系统也在不断提出更高的要求。

目前，光声成像技术的发展主要遇到的困难是难以实现快速、实时的成像，解决该难题需要在整个成像过程的第一步加以改进，也就对信号探测技术提出了更高要求。随着光声成像技术的日益发展，探测光声信号的技术路线逐渐增多，如文献［2］利用聚合物光纤和马赫－曾德干涉仪实现环形光学探测，提高了信号探测的效率；文献［3］提出了用数字散斑干涉法（Digital Speckle Pattern Interferometry，DSPI）探测光声信号的设想，加上特殊配置的分色镜以及标准CCD镜头和新型感应探测器，使得成像系统能够实现全视场的、非接触的、高精度的后向光声探测；而文献［4］则对已有的声透镜成像方法加以改进，用可平行采集的声透镜实现实时的二维光声成像，通过模拟实验证明了在使用时间分辨技术的情况下，可以不需要算法直接对不同物平面的物体同时显示各吸收体的分布状况（实验中实现了4层），不足之处是没能得到三维图像；文献［5］则是以单一脉冲激光作为光源，采取平行探测方式实现三维光声成像，实验中已获得动态点目标和线性目标的动态三维图像。

近几年，光声成像在提高成像速度方面取得的重要进步主要归功于光源、数据采集以及扫描系统等3个方面的改进。首先，脉冲激光光源的重复频率已不再是以前的10Hz，文献［6］使用的光源重复频率已高达kHz量级，文献［7］则使用了更高的6.6kHz激光重复频率，光源重复频率的提高，加快了光声信号的产生过程，大大缩短了信号采集的等待时间。其次，采集速率的提高可节省数据采集时间，大大提高成像速度。而数据采

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集速率的提高主要有两种方法：一是使用多个采集卡同时进行数据采集，提高硬件设备水平，提供足够的数据存储空间，压缩信号采集的同步时间来实现快速采集，但引发的问题是需要解决多个采集卡之间的匹配问题；二是将采集多次平均数据改为单次采样，这样产生的问题是所得测量数据的信噪比降低，需要从弱信号当中提取目标信号，因此就涉及到数据处理方法的优化选择，较为常见的数据处理方法有小波分析法［8］和信号补偿法［9］等。再者，扫描系统硬件方面已从常规的用步进电机控制超声换能器探头移动的扫描方式改进为使用二维振镜使光源发生偏转进行成像［10］，加快成像速度的同时也大大减小了因步进电机的运行给系统带来的强噪声干扰，一举两得。

提高图像分辨率是很多研究者努力的方向。文献［11］在无损光声鉴别前哨淋巴结（Sentinel Lymph Nodes，SLN）实验中获得的图像分辨率约为500μm；文献［12］则使用波长更长的近红外光源来提高系统的分辨率，得到大约为100μm的光声系统分辨率，在提高成像分辨率方面取得了重要进步；文献［13］利用近红外光源以及马赫-曾德尔干涉仪进行线性探测，通过光声层析成像技术对离体鼠心脏的病灶组织进行成像，得到分辨率低于100μm的3D图像；Lihong V．Wang小组通过物镜聚焦光束实现分辨率为2μm的成像［6］，使得成像分辨率从超声分辨水平发展到了光学分辨水平，实现了图像分辨率的重大突破。

影响图像分辨率的因素很多，需要指出的是超声换能器的类型也是影响因素之一。目前，国际上用于接收光声信号的超声换能器大部分是非聚焦类型，少部分使用聚焦式［1］；而成像分辨率的提高几乎都是以牺牲成像深度作为代价，要得到高分辨率图像就必须减小成像深度。因此，人们发展了使用造影剂来增强对比度和提高成像深度的方法，但是，现有的外源性造影剂几乎都具有毒性，暂不能直接应用于人体，需要寻找对人体无毒的造影剂并解决使用剂量等具体问题。

光声成像技术兴起和快速发展的10多年时间里，研究人员纷纷提出自己的光声成像系统，从简单的单元旋转扫描探测到线性阵列探测器的二维探测再到360?的旋转扫描探测，从手动到机械式的信号探测等，人们不断分析各种系统的利与弊，总结经验教训，不断地加以改进和完善，期待在不久的将来能够实现便携的、操作简单的、快速的光声成像系统。

2．2图像重构算法的进展

从原始数据到光声图像，图像重建算法是该过程的核心。

在国内，早期使用的图像重建算法是滤波反投影算法［14］。随后迭代重建算法被应用于有限角度的光声成像中［15］，所得图像分辨率和对比度均得到优化，但该算法中每次迭代只校正一条射线，使得成像速度不够快，对所成图像的质量仍存在影响。文献［9］进行了算法改进，每次仅迭代每个像素的校正值，然后通过对该像素的所有投影数据的误差值进行累加，使得原始数据的噪声得到有效抑制，并通过线性搜索确定更新步长来提高迭代收敛速度。文献［16］将滤波反投影算法与传统的迭代算法相结合，得到与传统迭代算法相当的图像质量，计算机成像时间仅为原来的1/5。随后的结合速度势的滤波反投影算法［17］，给出了光吸收分布与速度势之间的相关性，解决了图像中间部分低对比度问题，提高了图像对比度，并改善了图像质量。文献［18］将有限视场的滤波反投影算法（LFBP）与同步迭代算法（SIRT）相结合，利用有限视场的滤波反投影算法重构初始光声图像，再通过同步迭代算法对所得图像进行优化，数值模拟及实验结果均表明该方法可以有效减少伪影，使图像更加清晰。至此，滤波反投影算法已得到较好的发展。

由于生物组织的结构和性质十分复杂，而很多算法都是假设生物组织或模拟样品是各向同性媒质，是声学性质均匀的介质，与实际应用存在较大差距，因此，人们不断提出新的、更复杂的图像重构算法。最近出现了两种新颖的重构算法就很有代表性，即文献［19］采用验前结构信息研究有限角度的光声图像重构，基于贝叶斯理论和计算机模拟，将靶边界的相关信息加以利用，有效减小了光声层析成像重构图像的伪影、降低了噪音水平、保存了有限角度光声层析成像重构图像边界信息，所得图像对比度得到了提高，反演的吸收体形状更加清晰和接近实际；而文献［20］则是考虑

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第2期张建英，等：光声成像技术的最新进展

超声在生物组织中的传播速度是变化的，即生物组织并非声均匀介质，提出了适合超声在散射和吸收介质中传播的模型，将主要的超声源嵌在二维层状介质中，在已知层状介质中超声传播速度及介质密度的情况下，利用角度光谱的方法处理数据，这是光声成像技术的又一理论模型，将促进光声成像技术的进一步发展。

算法的进步，除了依赖计算机科学的发展外，对数学的开发也是至关重要的。文献［21］对光声成像技术中的衰减效应进行建模，利用标准奇异值分解倒置得到积分方程并重新获得光学吸收方程，解决衰减效应对光声重构图像造成的伪影和模糊。该小组同时对光声成像中超声速率变化的传统标准化随机变换模式进行了改进，推导出了高阶几何声学近似表达式［22］，同时考虑了测量信号振幅的一阶影响和传播时间的高阶扰动，发展了结合高阶几何声学近似的迭代重构算法，评估了该方法的准确性及其在图像质量方面的效果。Lihong V．Wang小组则提出了一种自动算法（Automatic Algorithm）［23］，可分析皮肤表面产生的光声信号的振幅与亚表面血管之间的关系，借助自动拟合扫描改善图像质量，已获得在体实验结果。文献［24，25］提出了K-Wave算法，该算法适用于模拟光声成像中的时间反转图像重构，文献［25］描述了MATLAB程序的架构及使用方法，同时列举了多个新颖例子的应用。还有蒙特卡罗算法在光声成像中的应用［26，27］等等。这些都是对数学工具的研究与开发，并将其有效地应用到科学领域的成功实例，因此有效利用数学工具可以在算法等方面促进光声成像技术的发展。2．3光声成像技术在生物医学中的主要应用现代临床医学上的成像手段繁多，虽然这些方法有的已经进入临床阶段，但大部分都存在着自身难以克服的不足。光声成像技术利用光能量的吸收分布来反演组织体内部结构，与组织特性参数无关，是一种新颖的无损、非电离的有效检测手段。

2008年，光声成像技术在生物医学领域的应用研究最常见的是对生物组织的血管光声成像，如对肿瘤血管再生的光声成像［28］和无毛鼠脉管的光声成像［29］等等。2009年，光声成像技术在生物医学领域的应用则丰富了许多，例如：文献［12］利用近红外波长的激光进行光声血管造影成像，得到比用可见光波长所获得的图像更深的穿透深度和更好的信噪比；文献［30，31］开展了在体指关节的定量光声层析成像研究，表明该方法具有应用于关节性疾病（如骨关节炎和风湿性关节炎）早期诊断的潜力。对手臂骨关节炎患者与正常人的指间末端分别成像，结果发现二者指间连接的凹处存在明显差异，与临床观察相吻合，证明了光声成像技术具有成为骨关节炎诊断有效工具的潜力；文献［11］在老鼠体内注射亚甲基蓝，用光声成像技术进行SLN的鉴别，得到SLN 的高光学对比度和约500μm的分辨率，2D图像的成像深度达20mm，3D图像的成像深度达到31mm。这些研究表明，光声成像技术具有临床应用的潜在可能性，同时也显示了造影剂用于光声成像的可行性。

2010年光声成像技术在生物医学领域应用研究涉及多种疾病，发展迅猛。如用光声成像技术对离体老鼠心脏病灶组织进行成像［13］，实验结果清晰地显示光声成像用于探测病态组织的可能性，并得到分辨率低于100μm的3D图像。再如利用光声光谱与CT扫描仪相结合［32］，对活老鼠尾部的静脉和动脉在体成像，监测血红蛋白浓度和血氧饱和度状况；以及利用荧光成像和光声光谱学相结合，开发和测试分子探针在体探测NPR-1（Neutropilin-1receptor）的表达［33］，因为NPR-1探针与乳腺肿瘤的某种分子会发生特殊的结合，可通过该方法对乳腺肿瘤进行光声光谱分子成像。

光声成像技术在生物医学领域还可用于前列腺检测。文献［34］描述了适用于前列腺的激光光声成像系统（Laser optoacoustic imaging system for prostate，LOIS-P）的发展及特性，使用犬的前列腺完成实验研究，与目前前列腺活检的金标准—超声成像进行比对，发现只有光声图像可以显示血流情况，而血流可以显示血液供应肿瘤生长情况，因此具有一定的优势。文献［35］采用光声层析成像与超声成像的双模式成像技术对犬前列腺癌实施在体扫描成像，得到的结果清楚地显示了前列腺的形态特征，证明光声成像技术不仅可以

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以无损的方式观察前列腺病变位置，且可以刻画病变处的功能参数（例如总血氧浓度），表明该方法有利于癌症的定位、疾病阶段的确定以及对疾病复发的诊断等，是治疗前列腺癌的潜在有效工具。

光声成像技术另一个主要应用是眼科成像。文献［36］指出波长为532nm 的激光焦斑尺寸远小于超声带宽，以共聚焦激光为光源用单元超声换能器探测光声信号，分别对动物的虹膜、脉络膜、

睫状突成像，得到比传统超声成像更高分辨率的光声图像；文献［

37］利用频域OCT （Spectral-domain OCT ，SD-OCT ）指导光声检眼镜检查（Pho-toacoustic Ophthalmoscopy ，PAOM ），实现在体对视网膜微脉管和色素上皮细胞快速成立体像，已通过老鼠视网膜在体实验进行验证。激光是目前治疗眼科疾病的较好选择，光声成像能够对眼睛的虹膜、睫状体等无损地成像，可以有效辅助医生进行眼科疾病的诊断和治疗，因此，光声成像技术在眼科方面具有广阔的应用前景。

3展望

光声成像技术是一种新兴的、无损的光学技术与超声技术相结合的检测技术，不论是在理论研究还是在临床应用方面都将拥有广阔的前景。光声成像技术十几年的发展显示了它能对生物组织内一定深度病灶组织的结构和生物化学信息高分辨率、高对比度成像，而其他技术则暂不具有这样的功能。

目前，光声成像技术已是生物组织无损检测领域里备受关注的研究方向之一，

国际上众多研究学者将重心转移至此，共同推进了光声成像技术的不断向前发展。目前光声成像技术的很多应用如光声内窥、

光声光谱以及光声多普勒测血流等，还处于实验室阶段，只有个别研究小组已经投入临床前的实验研究。虽然已经能够实现大面积对动物模型能像，成像深度可以达到几十个毫米，所得图像分辨率也能达到100μm 等等，但这些优点不是都集中在同一套系统中的，

因此仍然存在着亟待解决的问题。首先，图像对比度与深层组织成像之间存在矛盾，需要根据预期要达到的实验结果选择合适的波长；其次，

能够实现实时成像的光声成像系统很少，大多数成像系统的数据采集仍比较耗时，

因此除了对系统改进以外，还需要有快速的数据采集卡及计算机等，即对系统硬件要求严格；再者，大比例的光声图像重构算法对计算机要求较高，算法的优化也是面临的主要问题之一。

从光声成像技术在生物医学领域应用的不断发展可以了解到，

光声成像技术将可能向多模式结合方式发展，譬如光声与超声结合的双模式结构，

以及最新的光声与OCT 相结合的模式等等。实验还表明，光声成像技术还将向分子成像方面拓展，在实验中使用外源性或内源性造影剂来有效增强图像对比度，

提高成像分辨率，使得所获取的光声图像能够更清晰地显示生物组织的内部结构或肿瘤的结构情况等。这些趋势为光声成像技术对生物组织的形态结构、生理和病理特征、以及代谢功能等的研究提供了有效的手段。

不难看出，光声成像技术将发展成为新一代生物医学影像技术。现代科技发展日新月异，人类的思维不断扩展，

相信光声成像技术在不久的将来能够实现操作简单、无损、实时和便携式的操作系统，更好地为临床服务。

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作者简介：张建英（1984—），女，福建长泰人，硕士研究生，主要从事生物医学光子技术方面的研究。

E-mail ：wendy06820313@163．com

谢文明（1977—），男，福建古田人，博士研究生，主要从事生物医学光子技术及其应用方面的研究。E-mail ：xie7713@gmail．com

曾志平（1986—），男，福建漳州人，硕士研究生。E-mail ：zhipingzeng@163．com 通信作者：李

晖（1963—），男，广东人，教授，博士生导师，主要从事生物医学光子技术方面的研究。E-mail ：hli@fjnu．edu．cn

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张建英，等：光声成像技术的最新进展

光场成像原理教学内容

光场成像原理

光场成像理论 目录 1. 光场概念 (2) 1.1 七维全光函数 (2) 1.2 全光函数的降维 (3) 2. 光场采集设备的发展与典型结构 (4) 2.1 多相机光场采集 (4) 2.2 单相机光场采集 (9) 3. 微透镜阵列的光场采集 (15) 3.1 基于针孔阵列的光场采集 (16) 3.2 基于微透镜阵列的光场采集 (18) 1. 光场概念 1.1 七维全光函数 光场(Light field)的概念最早于1936年由A.Gershun 提出，用以描述光在三维空间中的辐射传输特性。1991年，E.adelson 和J.Bergen 根据人眼对外部光线的视觉感知，提出全光函数(Plenoptic function)，利用七维函数表征场景中物体表面发出(或反射)的光线。 在全光函数可以表示为： 7(,,,,,,)P P x y z t θ?λ= 其中，,,x y z —表征光纤中任意一点的三维坐标； ,θ?—表征光纤传输方向 λ—表征光线波长

t —表示时间 此时，全光函数7(,,,,,,)P P x y z t θ?λ=表示了波长为λ的光线t 时刻经过三维空间中坐标为(,,)x y z 的点，且传播方向为(,)θ?的一条光线。与只包含位置信息的光场不同，全光函数的七维表示增加了光线的色彩信息及动态变化。 1.2 全光函数的降维 根据全光函数7(,,,,,,)P P x y z t θ?λ=的意义，当光线在自由空间中传播时，其频率(即波长λ)不发生变化，对于静态场，此时全光函数可由七维降至五维，即 5(,,,,)P P x y z θ?= 由于观察者往往受限于目标的成像范围，此时五维光场出现一位冗余，当给定光线在自由空间的辐射不发生变化，因此在限光器的空间范围内，五维光场可以表示为四维光场。 四维光场的参数化表征可有一下三种方式： 1) 方向-点参数化表政法。 利用光线与平面的交点(,)x y 和光线方向(,)θ?作为四维参数来描述光场中的光 线。 2) 球面光场参数表征法。 利用紧紧包围三维物体的球面上两点，可以表征球面封闭范围内任意一条光线的 传播。尽管该参数表征方式采样均匀，但无法表征与球面相切的光线。 3) 双平面参数化表征法。 双平面参数化表征法是采用光线与两个平行平面的焦点坐标来对光场 中光线进行参数化表征。其表达形式为(,,,)L s t u v ，其中(,)s t 和(,)u v 分表是光纤盒两平面的坐标交点。

光声成像系统性能比较

近红外小动物成像系统性能比较 和比较（黑体字是制作地内容，红字是技术地回应） 型号备注 全身扫描能力唯一能进行整鼠三维成像地 系统； 度环状激光，与弧状阵列超 声侦测装置固定，老鼠线性 移动； 全鼠冷冻切片影像资料库. 动物被探测器包围探测，前 提是动物必须浸在水中成 像. 非全视图断层截面扫描（局 部）； 单向激光与碟状侦测剂设计， 超声侦测装置以螺旋状移动 进行扫描； 无法做大面积三维成像. 无法进行脑部成像. 探测器在组织下方，意味着需 要更少地偶联剂，偶联剂或水 仅在动物下方.脑部成像已经 有常规地应用，不需要动物浸 入水中. 唯有小鼠全身实时扫描，才 能进行药物动力学分析(). 研究，如果使用切片式扫描 地，无法进行体积吸收研 究.第一个切片和最后一个 切片地获取肯定不在一个 时间点上. 系统在吸收研究中已经是 常规地应用，典型地试验通 常每周做只动物地扫描. 空间分辨率整鼠横切面扫描: 不是等向性分辨率，切片厚 度大于. 是年前在原型机上地分辨率， 具有<地等向性分辨率，切片 厚度是 (发表文献). 基于度环状激光发光设计 及微阵列超声叹投讯号接 收，即使在小鼠深部横切面 处，分辨率依然很好. 分辨率与激光发射形状没 有任何联系.仅取决于换能 器地几何学.写这种文字地 人对光声没有任何专业知 识. 对比灵敏度< () < ( ) () 这是年前原型机地灵敏度，是 在激光能量较低地情况下获 得地，我们现在轻松达到深度 <. . 仅仅拿一个切片获得地数 据来充当一个体积地数据， 切片外地光都浪费了，光声 信号也浪费掉了. 视野范围视野范围: ()()； 可撷取整个小鼠横切面视 野； 穿透深度 ； 手动改变视野范围； 无法进行整只小鼠地造影. 我们地是 ,对小鼠来说足够.超 声不是全身成像地技术，对于 光声成像来说，要让声波穿透 有气体存在地空间来成像是 根本不可能地. 唯有地探测深度能穿透整 只小鼠. 激光系统脉冲能量: ； 波长可调范围: ； 波长切换时间: <; °均匀环状激发. 使用光纤会降低激光能量. 脉冲能量: ； 波长范围: ； 波长切换时间: ； 单向（下方）激发设计. 使用紧凑型激光器，牢固可 靠，且应用于多项工业应用中. 单元部件完全密封不需要维 护.我们地激光脉冲频率为，拥 有一个有效地光学系统（无光 纤无能量损失），光达到动物 身上地能量与一样. 可使用地荧光标记物更多、 信噪比与脉冲能量成正比， 信噪比更好. 信噪比取决于几个方面，包 括声学接收器和探测器、电 子元件等.上述说法没有任 何根据.地激光器是为桌面 型物理研究设计地，在生物 学应用研究领域没有任何 可参考地数据.激光达到动 物地能量是符合激光标准 地，难道胆敢超过这个标准 吗？

光声成像开始走向临床

光声成像开始走向临床 Mike Hatcher Editor in Chief of https://www.wendangku.net/doc/6916558612.html, 光声成像开始逐步应用到临床患者的身上，这项技术将对临床医学成像，如从早期肿瘤检测到神经学和无标记组织学研究都将产生革命性的影响。 在今年夏初召开的2012国际光学和光子学会(SPIE)欧洲光子学会议上，来自华盛顿大学(St. Louis)的光声成像先驱科学家汪立宏在大会主题发言中传递出以上振奋人心的信息。在一个热点论坛中，汪立宏给众多的听众描述了光声成像的最新进展，包括光声成像在乳腺癌和黑色素瘤人体体内实验的应用情况。 该项技术被认为将来有可能替代传统的扫描方法如磁共振(MRI)和基于X射线的断层扫描方法。光声断层技术(PA T)的优点包括它是非离子化的技术，不需要生物标志物，以及具有极高的分辨率、实时扫描等，因此可以显示一些常规扫描设备遗漏的细微结构。光声成像一个主要的局限性在于它的成像深度，但是该局限性也正在被逐步克服，现在它的成像穿透深度可以达到7厘米。 按照汪教授的说法，光声成像的一个较大优势在于它的可延展性，从单个细胞、直到整个器官、再到小动物的整个身体都可以实施光声成像。由于显微成像和宏观成像不太可能使用相同的造影剂，所以不可能做到观察成像的延展性。但是因为光声成像在各个层次都使用相同的造影剂，所以它可以在各个层面上使用。 光产生声 实际上最早描述光声原理的是电话发明人贝尔，根据光声的简单原理，他搭建了最早的一部“光电话”。现在的光声成像系统一般使用纳秒级的激光脉冲照射到检测部位上，该部位受热并发生膨胀。热膨胀产生声学信号，由此可以以超声波的形式来进行接收，重建之后产生的图像可以显示出靶部位内部光学吸收的分布情况。 汪教授使用不同位置的三个人听到雷声的例子来做比喻，雷声最初在一个点产生，通过三角测量可以将雷声产生的点进行定位。在光声成像中，通过在数百个位置点和多个方向检

光场成像原理

光场成像理论 目录 1. 光场概念 (1) 1.1 七维全光函数 (1) 1.2 全光函数的降维 (1) 2. 光场采集设备的发展与典型结构 (2) 2.1 多相机光场采集 (3) 2.2 单相机光场采集 (6) 3. 微透镜阵列的光场采集 (11) 3.1 基于针孔阵列的光场采集 (11) 3.2 基于微透镜阵列的光场采集 (13) 1. 光场概念 1.1七维全光函数 光场(Light field)的概念最早于1936年由A.Gershun 提出，用以描述光在三维空间中的辐射传输特性。1991年，E.adelson 和J.Bergen 根据人眼对外部光线的视觉感知，提出全光函数(Plenoptic function)，利用七维函数表征场景中物体表面发出(或反射)的光线。 在全光函数可以表示为： 7(,,,,,,)P P x y z t θ?λ= 其中，,,x y z —表征光纤中任意一点的三维坐标； ,θ?—表征光纤传输方向 λ—表征光线波长 t —表示时间 此时，全光函数7(,,,,,,)P P x y z t θ?λ=表示了波长为 λ的光线t 时刻经过三维空间中坐标为(,,)x y z 的点，且传播方向为(,)θ?的一条光线。与只包含位置信息的光场不同，全光函数的七维表示增加了光线的色彩信息及动态变化。 1.2 全光函数的降维

根据全光函数7(,,,,,,)P P x y z t θ?λ=的意义， 当光线在自由空间中传播时，其频率(即波长λ)不发生变化，对于静态场，此时全光函数可由七维降至五维，即 5(,,,,)P P x y z θ?= 由于观察者往往受限于目标的成像范围，此时五维光场出现一位冗余，当给定光线在自由空间的辐射不发生变化，因此在限光器的空间范围内，五维光场可以表示为四维光场。 四维光场的参数化表征可有一下三种方式： 1) 方向-点参数化表政法。 利用光线与平面的交点(,)x y 和光线方向(,)θ?作为四维参数来描述光场中的光线。 2) 球面光场参数表征法。 利用紧紧包围三维物体的球面上两点，可以表征球面封闭范围内任意一条光线的传播。尽管该参数表征方式采样均匀，但无法表征与球面相切的光线。 3) 双平面参数化表征法。 双平面参数化表征法是采用光线与两个平行平面的焦点坐标来对光场中光线进行参数化表征。其表达形式为(,,,)L s t u v ，其中(,)s t 和(,)u v 分表是光纤盒两平面的坐标交点。 由于实际中大部分成像系统都可以简化成两个相互平行的平面，如传统光学系统中的光瞳面和探测器像面，因此双平面参数化表征法具有较高的合理性和实用性。 图1.1 三种光场参数化模型 2. 光场采集设备的发展与典型结构 区别于传统成像方式，光场成像是一种计算成像技术，对捕获光场信息进行相应的数字处理才能得到相应的图像信息。从目前光场相机的结构组成上区分，可分为多相机阵列和单相机改造两种方式。 多相机阵列采集光场信息是通过相机阵列对同一目标进行成像，因为每一个相机分别处于不同视角，因此对应光场的一个方向采样。 单相机改造结构是利用在单个相机中引入光学调制元件，改变成像结构进行如何光场的

基于光场成像原理的微纳结构检测方法研究

基于光场成像原理的微纳结构检测方法研究微纳技术的不断发展,各种微纳器件涌现,广泛应用于工程材料、国防科研、生物技术等领域。微纳技术已经成为衡量国家尖端科学技术水平的指标之一。而检测技术与微纳加工技术相辅相成,是加工精度的重要保障,检测方法不断的向高精度、快速三维检测的方向发展。近年来,随着光场相机的发展,作为计算光学成像领域的一个重要分支,光场成像技术不仅记录了三维物体的空间强度,而且能够捕获物 体辐射光线的传播方向信息。这为解决空间深度信息提取、快速三维重建、高精度测量等问题提供了新途径。光场成像技术高精度、快速三维检测的特点得到越来越多的关注。因此,本文提出基于光场成像原理的微纳结构检测方法,对光场检测原理、光场深度提取方法、微透镜阵列设计加工和检测系统进行了深入的理论和应用研究,旨在搭建一套完备的实验系统,对理论方法进行验证,为光场显微检测领域 提供可靠的参考。具体开展的研究工作和取得的研究结果如下。第一,研究光场成像当前理论成果,结合仿真实验,对检测光学模型和数学 模型进行研究。对光场图像的基本处理方法进行分析,结合实际光场图像和仿真图像进行分析。分别对光场重聚焦、光场极平面图像(Epipolar Plane Image,EPI)抽取、光场图像视角变换以及直接成像进行分析,为后续研究工作奠定基础。第二,深入分析了基于光场重聚焦的聚焦线索深度提取方法和基于EPI图像的视差匹配深度提取方法,提出光场数据分析与散焦相结合的双线索深度提取算法。克服了计算量大、边缘效应、精度不高、有毛刺的缺点。第三,对光刻胶的

曝光阈值特性做了充分的分析,并且对曝光阈值面形控制模型进行了深入的分析,对光刻胶相对浓度对于曝光量跟显影深度之间的关系进行了分析。并且对光刻胶的三个特性参数对于曝光过程中面形的影响进行了模拟分析,并且在小曝光量的情况下,对这种模型进行了简化。最后采用移动掩模法完成微透镜阵列的制备。第四,从系统研究角度出发,充分利用传感器像元,匹配主透镜、微透镜阵列和传感器三者之间参数关系,对微透镜阵列参数进行设计,搭建实验系统。结合实验数据,直观的对光场数据进行可视化、重聚焦、深度提取等操作。实验结果证实了该方法的可行性,实现从理论分析到检测系统的系统研究,为之后的应用打下夯实基础。第五,针对本文涉及的检测系统的核心元件-微透镜阵列的应用进行探索。本文提出基于微透镜阵列的干涉成像方法,并对成像模型进行深入研究,并建立仿真数字模型,对该成像方法进行成像仿真分析。为干涉成像领域注入新鲜血液。针对微纳结构光场检测技术,本文进行了深入的理论研究,对测量光路、数据处理方法、微透镜阵列的设计和加工等相关问题提出了具体的方案和解决方法,为光场显微检测领域提供了可靠的参考。

光场相机原理

光场相机Lytro的运作原理和运算方法 概略Lytro以在照片拍摄后，照片的对焦点可以自由变换的相机而被知晓．Lytro称其为光场相机．成像部分是由图像感应器和微型镜头所构成，并得到入射光束集中的光场．然后从光场再处理成最终的画面，光线集中相当于计算镜头的运作．本文就Lytro的动作原理和画面生成的运算方法进行解释. 1．前言数码相机是在摄像像素点上形成鲜亮的光像，并把此光像忠实的反应成数码影像的装置。但是光场相机则是采用与数码相机完全不同的原理所被认知。此相机是采用光场（光线空间）得到多条光线，再将光线集合并经过一种图像处理得到最终成像的相机。其代表机能为利用摄影后的后处理，变更相机焦点距离的再对焦机能。初期的光场相机是用多台相机纵横排列成的相机矩阵的实配．相机矩阵对机能有验证作用，但是没有实用性．另一方面，Ng试做了在成像像素的前面配置微镜头，通过致密的框体集中光线的光场相机．之后，Ng 为了将此技术商品化而成立了公司，在2012年开发了Lytro．本文是根据Ng的论文及实际的分析解析为基础解释Lytro的运作原理，机能，运算方法等． 2. Lytro的影像感应器图1为Lytro的影像感应器的扩大照片影像感应器是数码相机用的CMOS感应器，内间距为1.4μm，影像感应器上覆盖蜂巢结构的微镜头，微镜头的内间距为14μm。影像感应器3280*3280像素的面积上覆盖330*380个微镜头，一个微镜头的直 径大约是10个像素点的长度。 微镜头和保护用玻璃一体成型，CMOS感应器上面有少量空间，保护玻璃上面平坦，底面排列微镜头。保护玻璃和微镜头的厚度约为430μm，另外CMOS表面设置了拜尔型彩色滤膜。

光声成像技术的最新进展

第4卷第2期 2011年4月 中国光学 Chinese Optics Vol．4No．2 Apr．2011 收稿日期：2010- 11-01；修订日期：2011-02-13文章编号1674- 2915（2011）02-0111-07光声成像技术的最新进展 张建英，谢文明，曾志平，李晖 （福建师范大学物理与光电信息科技学院， 医学光电科学与技术教育部重点实验室，福建福州350007） 摘要：光声成像技术是生物医学领域中新兴的无损检测技术，具有对比度高、分辨率好、穿透能力强等优点。本文介绍了光声成像技术近年来的进展状况，主要涉及成像探测方式的改进、成像速度的加快、成像分辨率的提高以及图像重构算法的发展等。以该项技术在现代临床诊断中的应用为例， 描述了其在生物医学领域中应用范围的拓宽。最后，总结了该项技术现存的主要问题，指出多模式组合的成像方式，如光声与超声的组合，光声与OCT 方式的组合是该项技术的发展趋势；另外，结合造影剂的分子光声成像技术也同样很有发展前景。关 键 词：生物医学光子学；光声成像技术；图像重构算法；生物医学应用 中图分类号：Q- 334文献标识码：A Recent progress in photoacoustic imaging technology ZHANG Jian-ying ，XIE Wen-ming ，ZENG Zhi-ping ，LI Hui （Key Laboratory of Optoelectronic Science and Technology for Medicine ，Ministry of Education ，School of Physics and Optoelectronics Technology ，Fujian Normal University ，Fuzhou 350007，China ）Abstract ：Photoacoustic Imaging Technology （PAT ）with high contrast ，excellent resolution and deep penetra-tion is an emerging noninvasive detecting technology in biomedical applications．This paper introduces the lat-est progress in PAT ，which contains the improvement of image detecting modes ，increase of imaging speed ，enhancement of imaging resolution and the modification of image reconstruction algorithm．By taking applica-tion of PAT to the clinical diagnosis as examples ， it describes that the PAT applications have been expanded in biomedical fields．Finally ，it overviews the shortcomings of the PAT ，and points out that multi-mode combina-tion will a developing trend of the PAT ，such as combination of the photoacoustic imaging and the ultrasonic imaging or the photoacoustic imaging and the OCT．Moreover ，the molecular PAT based on the contrast agent will also has a good prospect． Key words ：biomedicine photonics ；Photoacoustic Imaging Technology （PAT ）；image reconstructed algorithm ； biomedical applications

光声成像系统性能比较

近红外小动物成像系统性能比较 iThera和Endra比较（黑体字是iThera制作的内容，红字是Endra技术的回应）型号iThera Medical Endra Nexus 128 备注 全身扫描能力唯一能进行整鼠三维成像的 系统； 360度环状激光，与弧状阵 列超声侦测装置固定，老鼠 线性移动； 全鼠冷冻切片影像资料库。 动物被探测器包围探测，前 提是动物必须浸在水中成 像。 非全视图断层截面扫描（局 部）； 单向激光与碟状侦测剂设计， 超声侦测装置以螺旋状移动 进行扫描； 无法做大面积三维成像。 无法进行脑部成像。 探测器在组织下方，意味着需 要更少的偶联剂，偶联剂或水 仅在动物下方。脑部成像已经 有常规的应用，不需要动物浸 入水中。 唯有小鼠全身实时扫描，才 能进行药物动力学分析 (pK/pD)。 PK/PD研究，如果使用切 片式扫描的，无法进行体积 3-D吸收研究。第一个切片 和最后一个切片的获取肯 定不在一个时间点上。 Endra系统在吸收研究中 已经是常规的应用，典型的 试验通常每周做50只动物 的扫描。 空间分辨率整鼠横切面扫描: 150um 不是等向性分辨率，切片厚 度大于400um. 280um 280um是3年前在原型机上的 分辨率，Endra具有<250um 的等向性分辨率， iThera切 片厚度是400um (发表文献). 基于360度环状激光发光 设计及微阵列超声叹投讯 号接收，即使在小鼠深部横 切面处，分辨率依然很好。 分辨率与激光发射形状没 有任何联系。仅取决于换能 器的几何学。写这种文字的 人对光声没有任何专业知 识。 对比灵敏度<95nM (ICG) <15fM (gold nanoparticle) 350nM (ICG) 这是3年前原型机的灵敏度， 是在激光能量较低的情况下 获得的，我们现在轻松达到 10mm深度<100nM。 iThera is better. iThera仅仅拿一个切片获 得的数据来充当一个体积 的数据，切片外的光都浪费 了，光声信号也浪费掉了。 视野范围视野范围: 20(25)x20(25)x120mm； 可撷取整个小鼠横切面视 野； 穿透深度40mm 20mm； 手动改变视野范围； 无法进行整只小鼠的造影。 我们的FOV是 25mm,对小鼠 来说足够。超声不是全身成像 的技术，对于光声成像来说， 要让声波穿透有气体存在的 空间来成像是根本不可能的。 唯有 iThera的探测深度能 穿透整只小鼠。 激光系统脉冲能量: 80-120mJ； 波长可调范围: 410-980nm； 波长切换时间: <50ms; 360°均匀环状激发。 使用光纤会降低激光能量。 脉冲能量: 25mJ； 波长范围: 680-980nm； 波长切换时间: ~1S； 单向（下方）激发设计。 使用紧凑型激光器，牢固可 靠，且应用于多项工业应用 中。单元部件完全密封不需要 维护。我们的激光脉冲频率为 20Hz，拥有一个有效的光学系 统（无光纤无能量损失），光 达到动物身上的能量与 iThera一样。 iThera可使用的荧光标记 物更多、信噪比与脉冲能量 成正比，iThera信噪比更 好。 信噪比取决于几个方面，包 括声学接收器和探测器、电 子元件等。上述说法没有任 何根据。iThera的激光器是 为桌面型物理研究设计的， 在生物学应用研究领域没 有任何可参考的数据。 Endra激光达到动物的能 量是符合ANSI激光标准

光声成像

光声成像的原理生物通 https://www.wendangku.net/doc/6916558612.html, 虽然我们已经接受了X射线成像所获得的灰色照片，但这只是我们机体内部“照片” 的一个稀疏替代品。然而由于光子只能穿透约为一毫米的软体组织，之后就会散射出去，无法解析其途径，获得图形，因此我们只能接受这样的图片。生物通 https://www.wendangku.net/doc/6916558612.html, 但是散射并没有破坏光子，这些基本粒子能直达7厘米的深处（大约3英寸）。光声 成像的方法就在于将深处的吸收光转变成了声波，后者比光散射情况低一千倍。这可 以通过某光波长纳秒脉冲激光照射成像组织来实现。生物通 https://www.wendangku.net/doc/6916558612.html, 也就是说，当宽束短脉冲激光辐照生物组织时，位于组织体内的吸收体 (如肿瘤 )吸收脉冲光能量，导致升温膨胀，产生超声波。这时位于组织体表面的超声探测器件可以 接收到这些外传的超声波，并依据探测到的光声信号来重建组织内光能量吸收分布的 图像。生物通 https://www.wendangku.net/doc/6916558612.html, 由此可见光声成像技术检测的是超声信号，反映的是光能量吸收的差异，所以这一技 术能很好地结合光学和超声这两种成像技术各自的优点。而且由于探测的是超声信号，所以这一技术能克服了纯光学成像技术在成像深度与分辨率上不可兼得的不足。而且 由于光声技术的图像差异来源于组织体光学吸收的不同，这就能够有效地补充纯超声 成像技术在对比度和功能性方面的缺陷。生物通 https://www.wendangku.net/doc/6916558612.html, 除此之外，光不同于X射线，不会产生任何健康威胁，而且光声成像也比X射线成像 对比度更高，还能由“内源性”造影剂，获得彩色分子图像，这包括血红蛋白——随 着获得和失去氧气，而改变颜色，还有黑色素，以及DNA——处于细胞核中的DNA 比细胞质中的DNA更“暗”。生物通 https://www.wendangku.net/doc/6916558612.html, 通过“外源性（引入）”造影剂的帮助，比如有机染料，或者能表达彩色分子的基因，光声成像也能对组织成像，比如淋巴结，这一结构易于周围环境混淆。汪教授还利用 报告基因编码了彩色物质进行实验，这获得了良好的结果。生物通 https://www.wendangku.net/doc/6916558612.html,

光声成像的未来

万方数据

万方数据

万方数据

４光学与光电技术第７卷 １２）射频诱导的热声层析成像能够作为未来的分子成像 这种方法的优势是高分辨率、高灵敏度、高成像深度。射频信号如果频率足够低，可以穿透ｌｏｅｍ以上。在低频率时的背景信号，即体内的内源信号很弱，能够得到比较高的灵敏度。 目前有个致命的问题，就是这种造影剂不存在。光学的造影剂已经有很多，但是射频的造影剂还不存在。所以，目前我们和很多化学家合作，想在这方面有些突破。 ４结束语 １）超声和光／射频信号集成到一种组合式成像方式中。 ２）成像深度突破了光学准弹道光区域的成像软极限。 ３）空间分辨率由超声决定。 ４）对比度是由光学或射频提供的。 ５）图像的刷新频率可以很高，目前已经实现５０Ｈｚ，从根本上说是一种快速成像方式。 ６）避免了在光学弱相干层析成像和超声扫描成像中存在的散斑效应。 ７）使用非电离辐射，非常安全。 ８）价格较低，柏当ｒｒ超声成像系统。 ９）预测了最有发展前景的十二个方面。２０２０年之后，我们可以检验其中有哪些是对的。 （本文为汪立宏博士在第三期武汉光电论坛所作学术报告全文，本刊发表时略有删节） 汪立宏博士简介 现任美国圣路易斯华盛顿 大学生物工程系ＧｅｎｅＫ．Ｂｅａｒｅ 杰出教授，是国际生物医学光学 学会（１Ｂ（）ｓ）主席，国际光学工 程学会（ＳＰＩＥ）、美国光学学会 （ＯＳＡ）、美国医学和生物工程学会（ＡＩＭ【ＢＥ）、美国电子和电气工程学会（ＩＥＥＥ）等学会会士；担任ＡｐｐｌｉｅｄＯｐｔｉｃｓ、ＪｏｕｍａｌｏｆＢｉｏｍｅｄｉｃａｌ Ｏｐｔｉｃｓ编委以及ＮａｔｕｒｅＢｉｏｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ、ＮａｔｕｒｅＰｈｏｔｏｎｉｃｓ、ＰＮＡＳ、ＡＰＩ，、０Ｐ、ＡＯ等３３种权威刊物的审稿人。多次担任国际会议主席；１０次担任美国国家卫生局科研项目的首席科学家；获科研经费超过一千万美元；曾在Ｎａ—ｔｕｒｅＢｉｏｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ、ＮａｔｕｒｅＰｒｏｔｏｃｏｌｓ、ＰｈｙｓｉｃａｌＲｅｖｉｅｗＬｅｔｔｅｒｓ、ＯｐｔｉｃａｌＬｅｔｔｅｒｓ和ＡｐｐｌｉｅｄＯｐｔｉｃｓ等国际权威学术刊物上发表学术论文１５０余篇，均被ＳＣＩ收录，他引逾１５００次。 主要学术成就包括：１）在国际上率先发展了ＭｏｎｔｅＣａｒｌｏ方法，并编制程序模拟了生物组织中光子传输规律，该方法和程序已成为本领域基础理论研究的经典内容；２）将光波与超声波技术进行了有效地结合，发明了暗场共焦光声显微镜，首次展示了活体小动物的功能性光声层析成像，并取得高质量的成像效果，填补了高分辨深层光学成像的空白。首次报道了光声层析的精确逆向重建方法，为将来的光声成像的研究工作奠定了坚实的基础。实验上发现了光声多普勒效应，为血流成像提供了一种新的机制；３）成功实现了生物组织的脉冲微波感应热声层析成像，通过精确重建算法，在生物组织深部的空间分辨率可达到０．５ｎｕｎ；４）首次实验上实现了声光层析成像，发明了扫频声光成像，阐明了生物组织等散射介质中的声光调制机理，开辟了物理学的新领域；５）深入研究了光学偏振弱相干层析成像理论，建立了生物组织散射特性与深度分辨率的定量关系，发明了 密勒光学相干成像。　万方数据

光声成像论文

光声成像技术 【摘要】 光声成像是近年来发展起来的一种无损医学成像方法，它结合了纯光学成像的高对比度特性和纯超声成像的高穿透深度特性，可以提供高分辨率和高对比度的组织成像。光声成像技术基于光声效应，应用在医学领域里，有着其他医学影像设备不可超越的特长。 【关键字】 光声成像技术，原理，优点，医学应用，发展前景 随着科学技术的进步,生物组织无损检测技术蓬勃发展,医学对人体某些疾病的检测,如人体组织成分(血糖、血氧)检测、组织病变细胞检测、以及组织切片检测等,正由传统的基于症状的有创检测模式向以信息为依据的无损检测模式转变。由于在600～1300nm之间的近红外"光学窗"范围内, 生物组织的透光性能好,对光的吸收小,且近红外技术能够实现真正意义上的无损检测,所以,近红外技术成为目前生物无损检测技术的研究重点。然而,组织的强散射特性制约了近红外技术的应用,严重影响了其测量的精度和使用范围。但是基于光声效应的时域光声谱技术将光学和声学有机地结合起来,部分地克服了光在组织中传输时组织强散射效应的影响。 在这种背景下，光声成像成为近年来发展起来的一种无损医学成像方法，它结合了纯光学成像的高对比度特性和纯超声成像的高穿透深度特性，可以提供高分辨率和高对比度的组织成像。 光声技术的理论基础是光声效应（用光辐照某种媒质时, 由于媒质对光的吸收会使其内部的温度改变从而引起媒质内某些区域结构和体积变化; 当采用脉冲光源或调制光源时,媒质温度的升降会引起媒质的体积涨缩, 因而可以向外辐射声波。这种现象称为光声效应。），其成像原理是当一束光照射到生物组织上以后,生物组织吸收光能量而产生热膨胀,伴随着热膨胀会产生超声波,吸收光能量的多少决定了产生的超声波的强度。于是不同的组织就会产生不同强度的超声波,可以用来区分正常组织和病变组织。正是由于这一特点,光声技术在医学中有着广泛的应用前景。光声技术的最大优点就是试样不用经过预处理就直接可以进行光声信号相位与幅度的测量,不仅操作简单而且能够保持生物试样的自然形态,可以进行活体检测。光声技术的应用非常广泛,其中以医学中的应用最为重要。 光声层体成像的最大优点就是高分辨率和高对比度,特别是当组织的不同部分吸收系数和散射系数差别很大的时候,就能够取得更理想的效果。特别是组织中的血红蛋白的吸收特性和散射特性都很好,所以光声成像对血管的成像效果特别好,无论是对血管系统疾病的直接诊断,还是对血管周围的病变组织进行成像,都有很好的效果。光声成像正逐步成为生物组织无损检测技术领域的另一研究热点。它在生物无损检测领域内主要的应用方向是人体组织成分检测和组织层析成像。下面我们列举几个例子，来看看光声成像技术在医学领域的应用。 （一）脑成像 利用光声成像技术进行脑成像研究是医学成像技术的研究热点之一。由于脑组织的光学吸收与血氧消耗以及脑生理状态等密切相关, 光声成像可用于研究脑组织结构和脑功能。通过监控脑血氧的动力学变化, 可以得到脑神经系统的动态信息和功能特征信息, 在神经生理学和神经病理学中具有重要的应用前景。目前，常用的脑成像技术包括功能磁共振成像(functional magnetic resonance imaging，FMRI)、正电子发射断层扫描技术（Positron Emission Tomography，PET）和单光子发射计算机断层成像(Single Photon Emission Computed Tomography，SPECT)。与上述三种技术相比，光声技术用于脑成像不仅具有无损伤、成本较低的优点，而且还可获得氧化型和还原型血红蛋白的分布特性，提供更加完整的脑部血氧

光声成像与近红外光学成像的完美结合

1，光声成像结合近红外光学，两种成像模式的融合： 近红外超声成像技术的原理：当近红外脉冲激光照射到生物组织上,生物组织吸收光能量而产生热膨胀，在脉冲间隙释放能量发生收缩。伴随着热胀冷缩的过程会产生高频超声波，吸收光能量的多少决定了产生的超声波的强度。因为不同的组织对近红外光的吸收不同，于是就会产生不同强度的超声波，这个技术对于血管成像十分理想，因为血红蛋白是近红外超声成像内源性的造影剂。利用这个技术，在肿瘤学的研究中可以用来区分正常组织和病变组织（因为癌症组织的血管十分丰富）。另外，光声成像技术检测的是超声信号（该技术克服了纯光学成像技术在成像深度与分辨率上不可兼得的不足），反映的是光能量吸收的差异（补充纯超声成像技术在对比度和功能性方面的缺陷），结合近红外光学和超声这两种成像技术各自的优点，能实现对组织体较大深度的高分辨率、高对比度、高灵敏度的结构成像和功能成像的结合，并且能对感兴趣区域（肿瘤部位）做断层成像，效果要优于小动物CT。并且近红外成像由于其穿透力较深和组织背景低等特点，特别适合于体内的成像；并且该系统所配备的近红外实时成像系统，可实时指导小动物乃至大动物的手术操作，在造影剂的辅佐下，可完成靶向部位的探测成像，指导手术的细微操作。因此，该成像平台不仅可以完成无标记的组织结构和功能成像（光声部分），又可在造影剂的增强效果下完成手术的导航（近红外光学部分），是科研定量研究和转化医学的结合产物。近红外超声成像平台是近年来发展起来的一种无损医学成像方法，它结合了纯光学成像的高对比度特性和纯超声成像的高穿透深度特性，可以提供高分辨率和高对比度的组织成像。并可对组织进行3D定量分析，可完成多波长激发的断层扫描，可实时指导动物模型的手术操作过程，它是近几年来新兴的无损医学成像方法，也是动物模型研究中不可或缺的工具之一。 目前应用近红外超声技术的文章多在国际前沿杂志上发表，如nature等，它代表了新型的小动物成像发展的趋势，也给小动物成像带来了技术上的革新。所以能够购买此平台将会大大提高科研技术水平，缩短与国际领先实验室的技术差距。 近红外光学部分在染料、探针或造影剂的选择上与光声成像是兼容的，因为光声成像的波长就是在近红外区域，所以从实验设计上来讲，就能够做到完全与光声成像同步。不需要设计和增加额外的探针或造影剂，就能够实时同步确证的实验，从而节约了研究成本，也能够确保数据对比的可靠性。 近红外光学部分具有实时光学成像的特点，可以持续对研究对象进行成像并录制成连续动态的电影，观察探针或造影剂在体内分布的时间分布。这种实时成像同时还具有开放的特点，即不需要专业暗室，动物也不需要进行麻醉，只要将近红外光学探头对准动物即可。这种简单易用的操作，不需要特殊试验条件的特点使得近红外光学更具有较强的实用性。由于它具有实时成像、实时录影的特点，因此对于某些吸收较快、清除较快的探针具有特别重要的现实意义。任何一个时间段的荧光信号变化都能够被完全捕获下来，不会漏掉某

光场成像技术

光场成像技术 1.前言 光场是空间中同时包含位置和方向信息的四维光辐射场的参数化表示，光场数据的获取为计算成像提供了很多新的发展方向。 传统成像方式在拍摄高速运动或者多主体较大间距物体时，容易出现失焦、跑焦现象。对于高速运动物体来说，想抓住精彩一瞬的同时对准焦是非常困难的。此外，要减少高速运动物体带来的运动模糊，如果减少曝光时间则导致图像太暗，增大孔径则造成景深太小，背景模糊。而对多主体目标物来说，焦点往往对准在中心物体上，其他目标由于景深过小往往看不清细节。调小光圈的方法在光线充足的情况下可以使用，但是在拍摄光线不足的室内条件下会带来曝光不足的问题。 光场成像通过记录光辐射在传播过程中的四维位置和方向的信息，相比只记录二维的传统成像方式多出2个自由度，因而在图像重建过程中，能够获得更加丰富的图像信息。此外，还能通过数字重聚焦技术解决特殊场合图像的失焦、背景目标过多等问题; 通过合成孔径技术实现“透视”监视; 在与显微技术融合后，还能得到多视角大景深显微图像，以及重建后的三维立体图。 2.光场成像的发展 光场成像的雏形可以追溯到1903年Ives 发明的双目视差显示系统中运用的针孔成像技术，通过在主透镜的像面处放置针孔面阵列，从而使原像面处的光辐射按角度进行重分布后记录在光探测器上，避免了角度信息的丢失。 1908 年，Lippman 发明集成照相术( integral photography，IP)，后来被广泛运用于三维全息成像．通过用微透镜阵列代替针孔面阵列，在底片上接收到有微小差别的一系列基元图像，消除了Ives 装置中的弥散斑。 Gershun 在1936年提出光场的概念，将其定义为光辐射在空间各个位置向各个方向的传播［3］。他认为，到达空间不同点处的光辐射量连续变化，能够通过几何分析进而积分的方法来计算像面上每点的光辐射量。但是，由于计算量庞大，能够进行高次运算的计算机尚未出现，所以当时未能对其理论进行验证。 1948 年，Gabor 利用2 束相干光干涉记录下物体衍射未聚焦的波前，获得第一张全息图。如果把这张全息图看作是包含方向和位置信息的光辐射函数，那么这其实也是一张特殊的光场图像，而非传统只记录强度信息的二维图像。

基于声成像技术风力发电机噪声源识别

基于声成像技术风力发电机噪声源识别 杨炯明，范德功，唐新安，陆金红 金风科技股份有限公司 摘要声成像技术通过多个传声器获取声场信息，使用成像成原理对声场信号进行处理，能对宽带声源进行有效识别。利用基于声成像噪声源分析技术，研究了风力发电机组辐射噪声的频率特性和能量分布特性，通过与光学图像的自动重叠，获得了风力发电机最大噪声源的频率、空间位置和产生来源。试验结果表明，声成像术能够快速有效地进行噪声源诊断和声源空间定位，从而为低噪声电机优化设计提供了依据。 关键词风电机组，声阵列分析，噪声源识别，声成像技术 Abstract: Acoustic imaging technique through multiple microphones for sound field information, the use of imaging principle to the acoustic signal processing, can effectively to broadband noise source identification. Based on the acoustic imaging noise analysis technology, research the frequency characteristics and energy distribution characteristics of the wind power generators noise emission, through the optical image automatic overlap, get the frequency, space position and origin of the strongest noise. The test results show that the sound imaging technique is effective for the noise source diagnosis and sound spatial orientation, and provide foundation for the optimization design of low noise wind power generator. Key Words: Wind turbine generator system, Noise array analysis, noise source identification, Acoustic imaging technique 1、前言 随着风力发电机组装机量的快速增长，机组噪声已成为一种重要的环境污染源，国内已出现多个发电场由于噪声过高导致影响当地居民生活的案例，同时机组噪声也很大程度上反应出生产厂家的设计水平和工艺水平，成为衡量风力发电机组质量的重要标志之一，因此有效的控制机组噪声，成为近年来风电行业的一种重要研究课题。 直驱风力发电机组在运行时是一个复合噪声源，由叶片气动噪声、发电机组机械结构噪声、冷却系统风扇噪声组成，直驱风力发电机直接裸露在空间中，且为外转子结构，其产生的机械结构噪声是总噪声的重要组成部分，更有甚者发电机噪声是机组噪声音调的唯一来源，因此机组整体降噪的关键在于降低风力发电机噪声水平。直驱风力发电机尺寸大，结构相对复杂，可能产生机械结构噪声的部件多，要控制噪声，首先要找出发电机内部的噪声源。本文采用声阵列技术，采用先进的声相仪CASI-200P64测试系统，对金风某型直驱发电机组噪声特性进行分析，找出主要噪声源的空间位置和频率特性，为进一步开展整机降噪工作奠定基础。

光场和图像计算

光场和图像计算 Marc Levoy 斯坦福大学 一项关于光场成像理论和实践的调查强调了在计算机图形学和计算机视觉领域的研究人员已经建立的逼真地捕捉光场的设备以及他们研发的从这些设备中计算新奇图像的技术。 新仪器的发明常常会引发科学新发现，比如说望远镜，显微镜或是粒子回旋加速器。可以说，在过去的50年中，最重要的科学仪器就是数字计算机。在它的许多应用中，计算机与数字传感器的结合已经创造了一种强大的新工具被称作“图像处理”。从地球物理勘查的钻孔断层摄影术到生物科学领域的共聚焦显微镜，电脑在图像形成分析中的应用已经彻底改变了我们观察和分析自然世界及人造世界的能力。许多这些成像方法运行在可见光波段，并且它们中的许多和穿过空间的光线流有关。 尽管认为光流经一个环境可追溯到古代，但迈克尔·法拉第在1846年他的题目为“光线振动的思考”的演讲中第一个提出了光应该被理解为一个场。根据他先前在磁场方面的研究，法拉第的建议确实很好，但是作为一个试验家而非数学家他无法正式确认自己的想法。 在28年后，詹姆斯·克拉克·麦克斯韦通过方程式正式确认了那个想法并因此而成名。结合由皮埃尔·布格，约翰·兰伯特和其他科学家提出的关于光特性的新发现，在20世纪的前半期，这些方程式引起了理论光度法研究的盛行。成就之一就是钱德拉塞克在1950年所著的富有创新性的关于光的传输和散射的书：辐射传输理论。 1986年，詹姆斯Kajiya在他被广泛引用的论文中将该著作引入到了计算机图形学领域。 电力时代的初期，在光度测定的应用中被认为有用的就是关于表面照明人工照明的研究。有了这个应用在心中，阿伦Gershun定义了光场的概念，它给出了空间中的每个方向上每个点上通过的光量。在1936年在他的令人惊讶的论文中，Gershun提出了光量是缓慢变化着从一处到一处到达空间中的各个点的（除了明确定义的边界比如表面或阴影处），并因此能够用微积分和解析几何来描述。因为写于数字计算机时代之前，Gershun没有方法来测量一个光场。然而，他可以在封闭的形式下得到在表面被观察到的由于不同形状的光源被放置在这些表面之上而形成的照明模型。 随着计算机，彩色显示器，和廉价的数字传感器的出现，现在我们可以记录，处理，并显示 Gershun的光场了。自从10年前光场被引入到计算机图形学领域以来，研究人员已经用它们在场景周围飞行模拟场景，而不需要建立3D模型，在不知道场景表面性能的情况下重现场景，在场景被捕获以后对照片重调焦距，创建非透视全景以及从场景的多个图像中构建其3D模型。 这项关于光场成像理论和实践的调查强调了在计算机图形学和计算机视觉领域的研究人员已经建立的逼真地捕捉光场的设备以及他们研发的从这些设备中计算新奇的图像的技术。 全光方程和光场 本文主要关注的是几何光学即在空间上非相关的照明，以及显著大于光波长的对