基于鏤空陣列探頭的反射式光聲/熱聲雙模態(tài)組織成像*

謝實夢 黃林? 王雪 遲子惠 湯永輝 鄭鑄 蔣華北

1) (重慶郵電大學(xué)光電學(xué)院, 重慶 400065)

2) (電子科技大學(xué)電子科學(xué)與工程學(xué)院, 成都 611731)

3) (深圳邁瑞生物醫(yī)療電子股份有限公司, 醫(yī)學(xué)影像事業(yè)部, 深圳 518057)

4) (南佛羅里達(dá)大學(xué)醫(yī)學(xué)工程系, 佛羅里達(dá), 坦帕, 美國 33620)

光聲和熱聲成像技術(shù)除激發(fā)源不同外, 可共用一套數(shù)據(jù)采集和處理系統(tǒng), 具有天然的融合優(yōu)勢.本文提出了一種基于鏤空陣列的反射式光聲/熱聲雙模態(tài)成像技術(shù), 該技術(shù)利用光纖與天線, 通過鏤空陣列的開孔進(jìn)行光聲/熱聲信號激發(fā), 使得激發(fā)光、微波和接收超聲信號共軸, 構(gòu)成明場光聲/熱聲雙模態(tài)成像模式.通過對探頭鏤空部分晶元相位和幅值的補償校準(zhǔn), 成功實現(xiàn)了3 mm直徑塑料管、人體手臂、手背和腳背的雙模態(tài)成像.實驗結(jié)果表明: 系統(tǒng)空間分辨率為0.33 mm, 雙模態(tài)成像技術(shù)可同時提供組織的光學(xué)和微波吸收分布, 有助于腫瘤、糖尿病足等疾病的精準(zhǔn)檢測, 具有極廣泛的臨床應(yīng)用前景.

1 引 言

光聲成像技術(shù)通過探測脈沖光激發(fā)產(chǎn)生的超聲信號以獲取組織的光學(xué)吸收分布, 不僅保留了光學(xué)成像的高對比度, 還兼具了超聲成像的高分辨率優(yōu)勢.光聲成像技術(shù)利用人體內(nèi)不同生色團(tuán), 比如:血紅蛋白、黑色素和水等具有的特殊吸收峰, 可以反映上述生色團(tuán)的相對含量及其變化, 有助于多種疾病的檢測以及功能信息的獲取.目前光聲成像技術(shù)已廣泛應(yīng)用在病理切片[1,2]、動物模型研究[3?5]、臨床前[6]和臨床中[7,8], 被認(rèn)為有望成為繼MRI,CT和超聲等之后的“第八種生物成像技術(shù)”.

此外, 將用于激發(fā)產(chǎn)生光聲信號的激光器更換為脈沖微波源, 也同樣可以產(chǎn)生超聲信號用于成像, 即熱聲成像技術(shù).用于熱聲成像的微波波長遠(yuǎn)大于光聲成像所用激光波長, 通常在厘米量級, 因而具有更大的成像深度.此外, 由于熱聲成像主要反映與組織水分含量和離子濃度相關(guān)的介電特性;因此, 在諸如乳腺癌[9?12]、腦卒中[13]、肌骨[14]、血管[15]、腎臟[16]和前列腺[17]顯像等方面都展現(xiàn)出了一定的優(yōu)勢.光聲和熱聲成像技術(shù)除激發(fā)源不同外, 可共用一套數(shù)據(jù)采集和處理系統(tǒng), 具有天然的融合優(yōu)勢.尤其是針對乳腺癌的檢測, 結(jié)合光聲和熱聲成像技術(shù)將有助于乳腺癌檢測精準(zhǔn)度的提升.

2005年, Ku等[18]通過在掃描區(qū)域上方放置光路和下方放置微波天線, 分別進(jìn)行光聲、熱聲激發(fā)的單探頭旋轉(zhuǎn)掃描成像方式, 進(jìn)行了光聲/熱聲雙模態(tài)成像的實驗研究.該研究組[19]進(jìn)一步通過在喇叭天線側(cè)面開小孔進(jìn)光, 并將由棱鏡和毛玻璃組成的光學(xué)組件直接固定于喇叭天線內(nèi), 實現(xiàn)了光聲/熱聲的同向激發(fā)成像.基于光學(xué)組件與微波天線的一體化設(shè)計, 2012年研究組[20]進(jìn)一步發(fā)展了一套可用于乳腺成像的光聲/熱聲和超聲三模態(tài)成像平臺, 該平臺利用一個相控陣超聲線陣探頭接收光聲和熱聲信號, 以及進(jìn)行超聲成像; 但因探頭的接收孔徑角限制[21], 使得光聲/熱聲成像質(zhì)量較差.相比而言, Reinecke等[22]構(gòu)建的光聲/熱聲和超聲三模態(tài)成像平臺采用凹陣探頭接收光聲和熱聲信號, 線陣探頭僅用于超聲成像, 可同時獲得高質(zhì)量的光聲/熱聲和超聲圖像; 但該平臺有效成像區(qū)域有限, 難以開展大動物或者人體實驗.

醫(yī)用超聲探頭多采用線陣或者凸陣探頭進(jìn)行成像檢測, 但該類探頭用于光聲/熱聲成像時, 其有限孔徑角使得難以獲得較好的光聲/熱聲圖像.相比而言, 光聲和熱聲成像除激發(fā)源不同以外, 剩余硬件系統(tǒng)和軟件算法均可共用; 且光聲/熱聲成像可使用環(huán)形或者半圓形陣列探頭進(jìn)行信號收集,可以獲得高質(zhì)量的圖像, 具有一定的臨床應(yīng)用前景.為進(jìn)一步探索光聲/熱聲雙模態(tài)成像技術(shù)的臨床應(yīng)用潛力, 本文提出了一種基于鏤空陣列的反射式光聲/熱聲雙模態(tài)成像技術(shù).該技術(shù)利用光纖與天線通過鏤空陣列的開孔進(jìn)行光聲/熱聲信號激發(fā), 使得激發(fā)光、微波和接收超聲信號共軸, 構(gòu)成明場光聲/熱聲雙模態(tài)成像模式.相比于側(cè)向照射的暗場成像模式, 本文所提明場成像模式[23], 不僅結(jié)構(gòu)更加緊湊、操作便捷, 而且由于激發(fā)光、微波和接收超聲信號共軸的緣故, 也具有更高的信噪比.

2 實驗系統(tǒng)

本文所用光聲/熱聲雙模態(tài)成像系統(tǒng)框圖如圖1(a)所示, OPO脈沖激光器(脈寬: 4 ns, 重復(fù)頻率: 20 Hz; Surlite I-20, Continuum, USA)和小型化高功率脈沖微波源(脈寬: 550 ns, 峰值功率:< 60 kW, 中心頻率: (3.0 ± 25) MHz, 重復(fù)頻率:1—200 Hz; HWK-3050FA, 成都國睿電子科技有限公司, 成都)分別用于光聲和熱聲成像信號激發(fā).反射式光聲和熱聲成像實物圖如圖1(b)和圖1(c)所示, 其中: 鏤空陣列(河北奧索電子科技有限公司)參數(shù)為: 陣元, 128; 中心頻率, 2.0 MHz; 帶寬,80%; 半徑, 65 mm; 晶片尺寸, 1.6 × 20.0 mm; 中間32個晶片進(jìn)行10 mm切割鏤空, 兩側(cè)分別剩5 mm晶片.激光通過光纖束輸出, 光纖束輸出端(外觀尺寸: 50 mm × 60 mm × 12 mm, 出光口:40 mm × 1 mm, 成都尚光科技有限公司)實物圖如圖1(c)所示, 經(jīng)過整形后輸出光為一矩形光斑,實驗中所用激光能量密度低于ANSI (American national standards institute safety limit)規(guī)定[24]的20 mJ/cm2.微波通過同軸線纜(1.5 m, 1.2 dB插損, Micable邁可博電子, 福州)輸出至自制的偶極子天線[25], 實驗中所用微波功率密度低于IEEE規(guī)定[26]的20 mW/cm2.鏤空陣列接收光聲/熱聲信號, 首先經(jīng)由自制128通道放大器(帶寬0.2—2.5 MHz, 增益56 dB)放大, 然后經(jīng)由1∶2多路復(fù)用器傳輸至兩張NI 5752B (50 MS/s, 12 Bit, National Instruments, USA)采集卡組成的64通道數(shù)據(jù)采集系統(tǒng), 采集后的數(shù)據(jù)存于計算機(jī)中, 利用延遲疊加圖像重建算法進(jìn)行圖像重建[27].實驗過程中,鏤空陣列探頭用保鮮膜進(jìn)行密封, 內(nèi)部裝滿石蠟油由于光聲和熱聲成像耦合; 同時, 待成像物體置于薄膜底部, 通過醫(yī)用超聲耦合劑與薄膜緊密接觸,保證良好的超聲耦合.

圖1 (a)為反射式光聲/熱聲雙模態(tài)成像系統(tǒng)框圖; (b), (c)分別為反射式光聲和熱聲成像探頭接口實物圖; (d), (e)分別為鏤空探頭俯視和側(cè)視實物圖Fig.1.(a) Schematic of the photoacoustic (PA)/thermoacoustic (TA) dual modality imaging system; (b), (c) photograph of the PA and TA imaging system, respectively; (d), (e) Top view and side view of the hollow concave array, respectively.

3 實驗結(jié)果與討論

所用陣列探頭第49—80晶元中間被切除10 mm形成鏤空, 相比其他晶元長度方向較少了一半; 因此, 鏤空部分晶元需要進(jìn)行相位和靈敏度校準(zhǔn).首先以裝有質(zhì)量分?jǐn)?shù)為0.9%鹽水的3 mm直徑塑料管為研究對象, 通過對該塑料管的熱聲成像實現(xiàn)鏤空陣列探頭的校準(zhǔn).由圖2(a)中第47和48晶元接收到的熱聲信號可知: 相鄰晶元熱聲信號應(yīng)該具有類似的波形.考慮鏤空部分晶元面積僅為非鏤空部分1/2; 故其接收到的熱聲信號幅值也下降為1/2(圖2(b)中藍(lán)色信號).同時, 由于探頭制作過程中, 中間鏤空部分晶元正負(fù)電極引線接反, 導(dǎo)致其信號相位也發(fā)生了180°偏移.經(jīng)相位和靈敏度校準(zhǔn)后第49晶元波形圖(圖2(b)中黑色信號)與第48晶元波形圖(圖2(b)中紅色信號)相似, 符合圖2(a)中所示相鄰晶元(第47和48晶元)波形規(guī)律.在對信號進(jìn)行0.1—3.0 MHz帶通濾波后, 利用相干因子加權(quán)[28]的延遲疊加重建圖像算法得到的塑料管的熱聲圖像, 進(jìn)一步分析發(fā)現(xiàn): 校準(zhǔn)后生理鹽水圖像(圖2(d))幅值大于校準(zhǔn)前圖像(圖2(c))幅值, 具有更高信噪比.通過上述實驗實現(xiàn)了對本文所用鏤空陣列的相位和靈敏度校準(zhǔn), 為下一步利用本文所提光聲/熱聲雙模態(tài)成像系統(tǒng)開展仿體和人體實驗研究奠定了基礎(chǔ).

為驗證本文所提光聲/熱聲雙模態(tài)成像技術(shù)相比于單獨的光聲或者熱聲成像技術(shù)更具優(yōu)越性, 本文對分別裝有質(zhì)量分?jǐn)?shù)為0.9%的生理鹽水和紅花油的3 mm直徑塑料管進(jìn)行了成像, 實驗過程示意圖和成像物體實物圖分別如圖3(a)和圖3(b)所示.由于生理鹽水不具有光學(xué)吸收性, 只能吸收微波, 因此, 圖3(a)中1號裝有生理鹽水塑料管僅熱聲圖像可見(圖3(d)).然而紅花油因其低的電導(dǎo)率(0.26 s/m)[29], 導(dǎo)致其基本不吸收微波; 但其本身的褐紅色導(dǎo)致其具有一定的光學(xué)吸收性; 因此,圖3(a)中2號裝有紅花油塑料管在680 nm激發(fā)光照射下光聲圖像可見(圖3(c)).圖3實驗結(jié)果表明: 利用光聲/熱聲雙模態(tài)成像技術(shù), 可同時獲取成像區(qū)域目標(biāo)物體的光學(xué)和微波吸收功能信息(如圖3(e)所示), 可同時反映成像區(qū)域生色團(tuán)(光聲成像對比度來源)與水分、離子含量(熱聲成像對比度來源)的含量變化, 有助于諸如乳腺癌、腦卒中、關(guān)節(jié)炎等疾病的準(zhǔn)確檢測.

圖2 鏤空陣列探頭校準(zhǔn)結(jié)果圖 (a) 第47和48晶元接收到的熱聲信號波形; (b) 第49晶元所接收熱聲信號校準(zhǔn)前和校準(zhǔn)后的波形圖, 以及與第48晶元熱聲信號波形圖; (c), (d) 分別為校準(zhǔn)前和校準(zhǔn)后的熱聲圖像Fig.2.The calibration results of hollow transducer array: (a) TA signal received by the 47 th and 48 th elements; (b) the TA signal before and after calibration of the 49 th element, and the TA signal of the 48 th element; (c), (d) are the TA images before and after calibration, respectively.TAM: Thermoacoustic Amplitude.

圖3 雙模態(tài)成像性能驗證實驗 (a), (b) 分別為待成像物體示意圖和實物圖; (c), (d) 分別為熱聲圖像和680 nm激發(fā)波長得到的光聲圖像; (e)融合后的熱聲/光聲雙模態(tài)圖像Fig.3.(a), (b) Schematic and photograph of the target, respectively; (c), (d) TA and PA images obtained at 680 nm, respectively;(e) the fused TA/PA image.PAM:Photoacoustic Amplitude.

由于用于熱聲成像激發(fā)微波脈沖寬度(550 ns)大于光聲成像所用激發(fā)脈沖寬度(4 ns), 所以本文所提系統(tǒng)空間分辨率主要受制于熱聲成像; 為此,對兩根直徑66 μm平行放置的銅絲進(jìn)行熱聲成像以對系統(tǒng)空間分辨率進(jìn)行研究.實驗結(jié)果如圖4所示, 其中圖4(a)為兩根銅絲的熱聲成像結(jié)果, 沿圖中紅色虛線取熱聲圖像一維輪廓分布, 得到圖4(b)所示結(jié)果, 進(jìn)一步[13]定量計算得到本文基于鏤空陣列探頭構(gòu)建的反射式光聲/熱聲雙模態(tài)成像系統(tǒng)空間分辨率為: AB + CD –d= (1.116 – 0.6451)+ (3.462 – 2.945) – 0.66 = 0.33 mm, 其中d為銅絲直徑(66 μm).此外, 由于本文側(cè)重點在于研究淺表血管(手臂、手背和腳背)相關(guān)疾病, 所以系統(tǒng)成像深度主要受制于激光的穿透深度.前期已有大量研究結(jié)果表明, 光聲成像對于淺表血管具有較好的成像能力[1]; 但在針對諸如乳腺疾病等[2]研究時成像深度依然需要定量分析.基于本文所用的鏤空陣列探頭在開展乳腺疾病成像時, 已經(jīng)對其成像范圍和成像深度進(jìn)行了詳細(xì)研究[30].

目前常用的手持式淺表血管光聲成像技術(shù)多將光纖/光纖束固定在探頭兩側(cè)進(jìn)行光聲激發(fā)[31],該方法難以對探頭正前方無法被激光照射區(qū)域進(jìn)行光聲成像.而傳統(tǒng)手持式熱聲成像技術(shù), 由于天線尺寸通常較大[32], 也多采用側(cè)向輻照進(jìn)行熱聲激發(fā), 該方法雖能對探頭正前方區(qū)域進(jìn)行熱聲成像; 但由于輻照范圍較大, 使得超聲探頭有效接收孔徑內(nèi)熱聲信號幅值較低, 且來自周圍非成像區(qū)域組織的噪聲也較多, 導(dǎo)致圖像偽影較大.本文提出的基于鏤空陣列的反射式光聲/熱聲雙模態(tài)成像技術(shù), 利用光纖與天線通過鏤空陣列的開孔進(jìn)行光聲/熱聲信號激發(fā), 使得激發(fā)光、微波和接收超聲信號共軸, 可以提供更加豐富的信息(比如皮膚輪廓等), 以及更高的圖像信噪比.為對本文所提技術(shù)性能進(jìn)行進(jìn)一步評估, 在獲得電子科技大學(xué)倫理委員會審核同意, 以及受試者知情同意情況下, 本文開展了2例自愿者人體實驗研究.本文實驗研究采用的順序均為先進(jìn)行熱聲成像, 然后依次進(jìn)行680,720, 800 nm光激發(fā)的光聲成像; 圖像重建首先對信號進(jìn)行0.1—3.0 MHz帶通濾波, 然后利用延遲疊加重建算法直接成像.

圖4 空間分辨率實驗 (a) 兩根直徑66 μm銅絲的熱聲成像結(jié)果; (b) 沿(a)中紅色虛線的熱聲圖像一維輪廓分布Fig.4.TAI of two copper wires for system spatial resolution evaluation: (a) Recovered TA image; (b) recovered microwave absorption profile along the red dashed line shown in (a).TAM: Thermoacoustic Amplitude.

圖5 正常人手臂雙模態(tài)成像, 左側(cè)為待成像平面示意圖, A和B分別為自愿者1和2待成像手臂平面示意圖; (a)?(d)和(e)?(h)依次為為自愿者1和2手臂的熱聲圖像, 680, 720, 800 nm激發(fā)光聲圖像Fig.5.The picture is the schematic of the opisthenar to be imaged, A and B are the detection plan of volunteers 1 and 2, respectively.(a)?(d) and (e)?(f) are TA image, 680 nm PA image, 720 nm PA image and 800 nm PA image of volunteers 1 and 2, respectively.TAM: Thermoacoustic Amplitude, PAM: Photoacoustic Amplitude.

首先, 對自愿者1和2手臂內(nèi)側(cè)進(jìn)行了雙模態(tài)成像實驗, 實驗結(jié)果如圖5所示.圖5左側(cè)照片給出了自愿者1(A層面)和2(B層面)待成像平面示意圖.由于自愿者1在被試時, 手腕彎曲過大, 且為保證良好的貼合, 鏤空探頭底部薄膜對皮膚擠壓過度, 致使圖5(b)和圖5(c)中2和3號靜脈血管出現(xiàn)阻斷, 導(dǎo)致熱聲信號降低, 難以在圖5(a)熱聲圖像中顯現(xiàn).但圖5(a)中熱聲圖像顯示出了一些屈肌腱的結(jié)構(gòu)1, 與手指關(guān)節(jié)熱聲成像結(jié)果較吻合[33].針對自愿者1出現(xiàn)的血管阻斷問題, 在進(jìn)行自愿者2成像研究過程中, 使其盡量處于自然舒張狀態(tài), 且保證鏤空探頭薄膜底部僅輕微擠壓手臂.因此, 圖5(e)—(h)兩根血管4和5均可見, 且血管的光聲和熱聲信號幅值均大于自愿者1的實驗結(jié)果, 比如圖5(b)中光聲信號最大值為3, 僅僅是圖5(f)中光聲信號最大值的0.1.此外, 由于熱聲成像天線輻照范圍(大于60 mm × 60 mm)大于光聲成像所用光纖輻照范圍(40 mm × 1 mm); 因此, 熱聲圖像5(e)中兩根血管4和5清晰可見, 而光聲圖像5(f)和5(h)中僅血管4清晰可見.

圖6 正常人手背雙模態(tài)成像 (a) 待成像平面示意圖; (b) 對應(yīng)層面MRI圖; (c)?(f) 依次為手背的熱聲圖像, 680, 720和800 nm激發(fā)光聲圖像Fig.6.(a) Schematic diagram of the plane to be imaged; (b) the corresponding MRI image; (c)?(f) are TA image, 680 nm PA image, 720 nm PA image and 800 nm image of hand, respectively.TAM: Thermoacoustic Amplitude, PAM: Photoacoustic Amplitude.

進(jìn)一步, 對自愿者1手背進(jìn)行了雙模態(tài)成像實驗, 實驗結(jié)果如圖6所示.圖6(a)和圖6(b)分別給出了自愿者1手背待成像平面示意圖和MRI橫斷位成像結(jié)果(OAx fx PD序列, 3.0T, GE).從圖6中可見, MRI中顯示的1, 3和4號血管熱聲成像(圖6(c))和光聲成像(圖6(d)—(f))均可見,但2號血管熱聲成像中未被顯示, 分析原因可能是手背成像過程中有輕微擠壓所致; 在今后的研究中將醫(yī)用超聲線陣探頭固定于鏤空部分, 先超聲成像引導(dǎo)調(diào)節(jié)探頭施壓力度及角度以獲得較好的血管超聲圖像, 再進(jìn)行光聲和熱聲成像可以有效地提升雙模態(tài)技術(shù)對淺表血管的顯像能力.此外, MRI成像中(圖6(b))所示5, 6和7號掌骨在熱聲成像(圖6(c))中可見, 光聲成像中不可見.

臨床研究表明腳背外周血管病變和骨質(zhì)畸變均是糖尿病足的預(yù)警標(biāo)志[34]; 因此, 能同時對腳背外周血管和骨質(zhì)進(jìn)行無損成像, 對于糖尿病足的早期預(yù)警具有臨床意義.對自愿者1右腳腳背進(jìn)行了雙模態(tài)成像實驗, 實驗結(jié)果如圖7所示.其中圖7(a)和圖7(b)為彩色多普勒超聲成像結(jié)果, 1,2, 3和4號血管清晰可見.光聲圖像中(圖7(e)—(g)), 1和2號血管清晰可見, 但4號血管處于3號血管正下方(如圖7(b)所示), 在采用反射式光聲激發(fā)時其被3號血管遮擋, 因此未能被光聲成像顯示.圖7(a)中1, 2和3號血管由于距離皮膚太近,其熱聲信號與皮膚信號疊加, 導(dǎo)致熱聲圖像7(c)中1, 2和3號血管無法被顯像.同時, 為避免探頭底部薄膜對腳背過度擠壓(如圖7(c)所示), 導(dǎo)致3號血管位置薄膜貼合不緊, 超聲耦合較差; 因此,信號強度較大的光聲圖像(圖7(e)—(g))中3號血管可見, 但在信號強度較小的熱聲圖像(圖7(c))中3號血管難以被熱聲顯像.相比而言, 圖7(b)中4號血管距離皮膚較遠(yuǎn)(大于6 mm), 在熱聲成像中清晰可見(圖7(d)); 同時, 超聲成像所示5號跖骨(圖7(b)), 在熱聲成像中(圖7(d))也可見.為此, 基于本文所提反射式光聲/熱聲雙模態(tài)成像技術(shù)具有同時實現(xiàn)腳背外周血管和骨質(zhì)無損成像的潛力, 有助于糖尿病足的早期預(yù)警和提前干預(yù).

4 結(jié) 論

圖7 正常人腳背雙模態(tài)成像 (a), (b) 待成像平面彩色多普勒超聲圖; (c)成像層面示意圖; (d)?(g) 依次為腳背的熱聲圖像,680, 720和800 nm激發(fā)光聲圖像Fig.7.(a), (b) The color Doppler ultrasound images; (c) the schematic of imaging plane; (d)?(g) TA image, 680 nm PA image,720 nm PA image and 800 nm image of instep, respectively.TAM: Thermoacoustic Amplitude, PAM: Photoacoustic Amplitude.

本文提出了一種基于鏤空陣列的反射式、明場光聲/熱聲雙模態(tài)成像技術(shù); 通過對3 mm直徑塑料管熱聲成像, 實現(xiàn)了對探頭鏤空部分晶元相位和幅值的補償校準(zhǔn).同時, 成功實現(xiàn)了人體手臂、手背和腳背的雙模態(tài)成像, 光聲成像還進(jìn)行了多波長成像(本文僅進(jìn)行了680, 720和800 nm光聲成像).通過與MRI成像結(jié)果(圖6)和超聲成像(圖7)結(jié)果對比, 結(jié)果表明: 本文所提雙模態(tài)成像可同時提供組織的光學(xué)(比如: 有氧和去氧血紅蛋白)和微波(比如: 皮膚和骨)吸收分布, 有助于諸如乳腺癌、骨癌、糖尿病足等疾病的精準(zhǔn)檢測, 具有廣闊的臨床應(yīng)用前景.

然而, 本文所提光聲/熱聲雙模態(tài)成像技術(shù)分別依次進(jìn)行熱聲和光聲成像, 需要更換微波天線和光纖, 不便于操作; 為進(jìn)一步滿足臨床使用所需,本文后續(xù)將設(shè)計緊湊型、小型化天線, 使其可以直接與光纖同時固定于鏤空陣列探頭開孔內(nèi), 實現(xiàn)手持式、便攜式光聲/熱聲雙模態(tài)成像.此外, 光聲/熱聲雙模態(tài)成像技術(shù)的結(jié)構(gòu)性能力有限, 需借助超聲成像的結(jié)構(gòu)性成像優(yōu)勢, 提供更為豐富的結(jié)構(gòu)性信息, 以滿足臨床所需; 因此, 本文后續(xù)還將基于該鏤空陣列探頭設(shè)計超聲成像模塊, 實現(xiàn)超聲/光聲/熱聲的三模態(tài)成像, 推動光聲和熱聲成像技術(shù)的臨床轉(zhuǎn)化.