声透镜对多层样品的光声层析成像

由于光声效应产生光声压分布图像,所以当强散射介质中的模拟吸光组织在受到短脉冲激光照射时,该声压分布会经声透镜成像在像平面上。在像平面上利用线性超声探测器阵列获取光声信号并传递给高速数据采集卡进行数据采集,可由程序重构出光声图像。设计的光声层析成像系统可以采集记录一定深度的数据,成像时只要在所采集到的数据中选取不同列数即可同时获得强散射介质多层样品不同层面的光声图像。实验成功地获得了强散射介质内多层样品不同层面的光声层析图像。该成像方法无需进行复杂的算法重建,且可以同时实现多层样品不同切面的光声成像。     

基于声透镜成像系统的光声层析成像

光声成像是采用“光激发-超声波成像”的新型成像技术，它是检测强散射介质内部光吸收分布的一种有效医学影像技术.用短脉冲激光照射强散射介质(如生物组织)，强散射介质由于光声效应产生超声信号，使用具有成像能力的声透镜把声压分布成像于像面上，然后利用具有空间分辨能力的阵列光声传感器，把同一像面上的光声信号强度记录下来，最后根据光声信号强度的空间分布进行图像重组.根据成像系统物像共轭原理，同一物平面的光声信号到达像面的时延相等，而不同物面的光声信号到达同一个探测器平面的时延各不相同，因此，利用BOXCAR的门控积分 关键词： 光声层析成像 声透镜 光声信号     

利用维纳滤波改善声透镜光声成像系统的分辨率

为了克服衍射效应对光声成像系统分辨率的限制,需要采用逆卷积方法进行图像反演.从理论上分析了声透镜成像原理,模拟仿真了声透镜的点扩展函数对声透镜成像系统分辨率的影响和维纳滤波解卷积方法复原光声成像的过程,并利用自搭建的声透镜光声成像系统进行了深入的实验研究,得到了物平面上相距4 mm和3 mm的两个黑胶带点的直接成像光声...     

基于聚焦声场模型的光声层析成像时间延迟快速校正反投影方法

光声层析成像是一种发展迅速的成像技术,其可提供生物组织的结构和功能信息,结合了光学成像高光学对比度与声学成像高穿透深度的优点.然而,由于现有的反投影成像算法通常将围绕目标扫描的超声换能器等效为一个点探测器,导致非中心成像区域图像的切向模糊,严重影响了图像质量.本文提出一种新的光声层析成像算法,其采用聚焦声场等效模型,可以快速有效地克服换能器孔径效应所造成的声场畸变,恢复非中心成像区域的切向分辨率.仿真结果表明,该方法对直径5 mm,距离旋转中心6 mm的目标,切向分辨率提升至少达2倍.实验结果表明,该方法可以有效地恢复边缘图像的切向模糊,使得复杂目标的微小结构能被清晰探测.这种新方法为传统的反投影方法提供了一种有价值的替代选择,对基于圆/球扫描的光声层析成像系统的设计具有重要的指导作用.     

高分辨率快速数字化光声CT乳腺肿瘤成像

提出了一种基于聚焦线性阵列探测器的快速光声计算机断层成像技术（光声CT）.在光声二维图像重建中,根据阵列探测器机械扫描和电子扫描相结合的组合扫描模式,提出了改进的有限场滤波反投影重建算法.一方面该算法适合多元探测器旋转扫描模式,另一方面探测器的指向性函数作为反投影的权重因子提高了系统的横向分辨率.同时,该成像系统还利用柱面声透镜实现Z轴方向上的聚焦扫描以实现三维层析成像.实验中,这套成像系统空间分辨率达到0.2mm,Z轴方向分辨率为1.5mm,扫描一幅二维图像仅需150s,得到 关键词： 光声CT 有限场滤波反投影算法 声透镜聚焦 乳腺肿瘤检测     

基于声透镜的三维光声成像技术

基于声透镜的光声成像系统中, 由样品的光声压分布等效样品的吸收分布, 进行光声像重建, 但之前的这种等效是一种近似, 理论上并不准确. 本文阐述了声透镜三维光声成像的基本原理, 揭示了声透镜像面上光声压信号的时间分布与样品轴向吸收分布之间的关系; 提出用积分法和希尔伯特变换提取光声信号瞬时值法, 解调样品吸收系数分布并重建光声像; 实验上, 对不同样品分别用积分法和希尔伯特变换法获取样品的吸收系数, 重建光声像的横向和轴向分辨率均约为1 mm, 实现了真正的三维快速光声成像.     

共焦扫描光声层析成像技术的研究

报道了一种新的光声层析成像技术－光声傅里叶变换共焦扫描成像技术，并用该技术获得了强散射物质（生物组织）的层析图像，纵向分辨能力小于0．1mm，横向分辨率小于4mm。     

对光声成像系统中声透镜的二元声学研究

基于二元声学的方法提出了一种折射／衍射混合声透镜设计方案,该声透镜在对光声信号进行二维成像时体现出了极大的优越性,与单声透镜相比,除了有实时成像、成像焦深较大且可以利用时间分辨技术实现层析成像的优点外,还可以利用二元声学透镜独特的色散特性校正单声透镜的轴向色差,可以极大提高成像的分辨力。通过计算机模拟了有一定带宽的点声源通过该声透镜像面上的点扩展函数,与经单声透镜的结果比较,可以看出点扩展函数弥散斑得到明显改善,极大地消除色差对成像质量的影响。     

基于探测超声的新型生物组织光声层析成像

利用一束单频探测超声穿过由脉冲激光照射产生的光声激发区域，使之与光致声场产生相互作用，光声信号将耦合到探测束上，再解调探测超声来重建光吸收区域的图像，可以得到丰富的组织信息.该信息不仅反映了组织中光吸收的特性，也反映了组织的声学特性.实验中，通过旋转超声探测器进行数据采集，并利用滤波反投影算法重建图像，可得到高信噪比的光声层析图像.由于激光的窄光谱线宽，其吸收是特征分子选择性的，所以此方法既是一种无损伤的结构层析成像方法，也可用于组织的功能成像.     

实验技术共焦扫描光声层析成像技术的研究

报道了一种新的光声层析成像技术--光声傅里叶变换共焦扫描成像技术.并用该技术获得了强散射物质(生物组织)的层析图像,纵向分辨能力小于0.1mm,横向分辨率小于4mm.     

多参量光声成像及其在生物医学领域的应用

光声成像兼具声学成像和光学成像两者的优点, 因而成为近十年来发展最迅速的生物医学成像技术之一. 本文介绍了光声成像的特点及其相对于广泛应用的光学成像技术和声学成像技术的优点; 其次, 解释了光声成像的成像原理, 在此基础上介绍了光声断层成像和光声显微镜这两种典型的光声成像方案, 并介绍了它们的技术特点; 然后, 介绍了光声成像对生物组织的生化特性、组织力学特性、血液流速分布、温度分布参数、微结构特性等多信息参量的提取能力, 及其在生物系统的结构成像、功能成像、代谢成像、分子成像、基因成像等多领域的应用; 最后, 展望了光声成像在生物医学领域的应用潜力并讨论了其局限性.     

基于声学扫描振镜的超声/光声双模态成像技术

超声/光声双模态成像技术因其同时兼具超声的高分辨率结构成像和光声的高对比度功能成像优势,极大地推动了光声成像技术的临床应用推广.传统超声/光声双模态成像技术多基于超声成像所用阵列探头同时收集光声信号,系统结构紧凑且无需图像配准,操作便捷.但该类设备使用阵列探头和多通道数据采集,使得其成本较高;且成像结果易受通道一致性差异影响.本文提出了一种基于声学扫描振镜的超声/光声双模态成像技术,该技术采用单个超声换能器结合一维声学扫描振镜进行快速声束扫描,实现超声/光声双模态成像,是一种小型化、低成本的双模态快速成像技术.本文开展了系列仿体和活体成像研究,实验结果表明:系统有效成像范围为15.6 mm,超声和光声成像B扫描速度分别为1.0 s^–1和0.1 s^–1 (光声成像速度主要受制于脉冲激光器重复频率).基于本文所提技术研究,有助于进一步推动超声/光声双模态成像技术的临床转化和普及;也为基于超声信号检测的多模态成像技术提供了一种低成本、小型化和快速声信号检测的参考方案.     

共光声池腔芯轴型空气衬底光纤麦克风

声传感器和光声池是激光光声光谱技术的核心组件。结合光纤迈克耳孙干涉仪、相位载波解调技术和纵向共振光声池,提出一种共光声池腔的芯轴型空气衬底光纤麦克风。光纤麦克风中的铜毛细管被用作光声池的共振腔,传感臂由10 m长的超细光纤缠绕在铜毛细管上构成,参考臂为5 cm长的短臂且已进行隔声隔振处理。基于结构共振频率稳定的特点,优化光纤麦克风的共振频率,使其略低于光声池的一阶纵向共振频率,以实现准双共振。实验结果表明,麦克风在共振频率为1443 Hz处的最小可检测声压为0.69μPa√Hz。在1 kHz处,声压电压响应线性度为99.98%(5 mPa~3 Pa),动态范围为112.52 dB。该光纤麦克风适用于高温、易爆和高电磁干扰等特殊环境下痕量气体的高精度检测。     

基于柱弥散光源体内辐照的前列腺扫描光声成像仿体实验

光声成像技术是一种非常有前景的前列腺早期检测与成像的新技术. 在现有前列腺光声成像技术中, 通常采用的腺体外光源辐照方式由于受外围组织的影响, 容易减弱深部前列腺组织的光能量吸收, 导致辐照范围减小, 引起光声成像深度不足, 难以实现无损前列腺癌的检测. 本文基于前列腺组织的结构特征, 依据一种以柱状弥散光纤在尿道对前列腺实施光辐照、并利用外置于直肠内的长焦区聚焦式超声换能器检测光声信号的前列腺光声扫描成像技术, 构建了光声成像实验系统, 开展了仿体实验. 测试结果表明, 系统能够实现样品中吸收体的定位和成像, 结合柱弥散光源体内辐照可使成像深度提高, 同时侧向成像范围也较大. 初步结果表明, 借助柱弥散光源进行体内光辐照的光声信号新激发方式结合长焦区超声探头在前列腺癌早期无创诊断上具有潜在的应用前景.