X射線誘導(dǎo)聲學(xué)計(jì)算機(jī)斷層成像技術(shù)及其生物醫(yī)學(xué)應(yīng)用進(jìn)展

孔 欣，張興超，郭珊珊，王寒秋，呂志偉，薛艷玲，修俊山，趙 岳*，劉慧強(qiáng)，，3*

（1.山東理工大學(xué)物理與光電工程學(xué)院，山東 255000；2.中國(guó)科學(xué)院上海高等研究院，上海 201204；3.新疆醫(yī)科大學(xué)中亞高發(fā)病成因與防治國(guó)家重點(diǎn)實(shí)驗(yàn)室，烏魯木齊 830001）

自1895年德國(guó)物理學(xué)家Wilhelm R?ntgen發(fā)現(xiàn)X射線并成功拍攝其夫人手骨X光片開(kāi)始，生物醫(yī)學(xué)成像便進(jìn)入了科學(xué)家的視線。X射線具有波長(zhǎng)短和穿透性好等優(yōu)點(diǎn)。早期的X射線成像技術(shù)便是利用這一特性對(duì)物質(zhì)進(jìn)行成像，其原理是根據(jù)不同物質(zhì)對(duì)X射線光子吸收程度的不同，對(duì)探測(cè)器接收到的射線強(qiáng)度進(jìn)行成像［1-2］。該方式裝置簡(jiǎn)單，易于操作，對(duì)高密度物質(zhì)成像具有一定的優(yōu)勢(shì)，但缺點(diǎn)是只能進(jìn)行二維成像，且組織結(jié)構(gòu)像存在重疊，成像質(zhì)量有待提高。1935年，澤尼克提出相位襯度成像，原理是利用相位物體與周圍透明介質(zhì)的折射率差異改變?nèi)肷涔獠ǖ南辔唬瑥亩晃杖肷涔獠?，通過(guò)檢測(cè)相位變化引起的強(qiáng)度改變對(duì)物體進(jìn)行成像［3］。在硬X射線波段，弱吸收物質(zhì)的相位因子是吸收因子的1 000倍以上，因此X射線相襯成像較吸收襯度成像的優(yōu)勢(shì)在于它對(duì)弱吸收物體有更高的相位襯度。但不可忽略的是，該成像模式仍然屬于投影成像模式，它具有投影成像無(wú)法避免的通病——投影重疊，這直接影響到成像質(zhì)量［4］。1973年，Allan McLeod Cormack和Godfrey Hounsfield提出計(jì)算機(jī)斷層掃描成像（computed tomography，CT），利用X射線對(duì)生物組織進(jìn)行斷層掃描，并根據(jù)radon變換得到其投影圖，最后依據(jù)CT圖像重建算法得到該組織的三維數(shù)字切片［5-6］。該成像方法在加快成像速度的同時(shí)也提高了成像質(zhì)量，但也存在對(duì)軟組織成像效果差等問(wèn)題。近二十年來(lái)，高密度分辨X射線相襯顯微CT及各種相位恢復(fù)算法發(fā)展迅速，在生物醫(yī)學(xué)、材料科學(xué)等方面有著廣泛應(yīng)用［7］。但X射線作為一種電磁波，其電離輻射引起的生物損傷也不容忽視。為了進(jìn)一步優(yōu)化上述問(wèn)題，各種成像方法相繼被提出。其中，X射線誘導(dǎo)聲學(xué)計(jì)算機(jī)斷層成像（X-ray-induced acoustic computed tomography，XACT）作為一種新型醫(yī)學(xué)成像手段于2013年首次被提出，其集合了X射線強(qiáng)穿透性和超聲傳播低散射低損耗等優(yōu)點(diǎn)。截至目前，世界各地的科研團(tuán)隊(duì)已經(jīng)做了很多的相關(guān)研究［8］。

實(shí)際上，有記錄的人類第一次發(fā)現(xiàn)X射線產(chǎn)生超聲信號(hào)是在1983年，Kwang Yul Kim和Wolfgang Sachse使用高能同步加速器源獲得的連續(xù)能譜脈沖X射線束照射材料得到了超聲波信號(hào)。但由于大多時(shí)候X射線源的峰值功率密度不足，難以在組織中產(chǎn)生可以檢測(cè)到的超聲信號(hào)，再加上當(dāng)時(shí)用來(lái)檢測(cè)低頻超聲信號(hào)的高靈敏探頭相對(duì)較少，信號(hào)在傳播過(guò)程中丟失嚴(yán)重等問(wèn)題，最終難以得到高分辨率的重建圖像［9-10］。在XACT成像模式中，直線加速器激發(fā)出納秒脈沖X射線源照射樣品組織，樣品間歇性吸收X光子能量，會(huì)在局部產(chǎn)生一個(gè)小的溫升，進(jìn)而引起組織的機(jī)械振動(dòng)，并向周圍空間發(fā)射超聲信號(hào)［11-12］。根據(jù)檢測(cè)對(duì)象的不同，在其周圍放置相應(yīng)的形狀規(guī)格的超聲探測(cè)器，探測(cè)器上按一定規(guī)則均勻分布陣元，內(nèi)部嵌有超聲換能器，用以收集超聲信號(hào)并將其轉(zhuǎn)換為電信號(hào)，輸出后經(jīng)放大器處理，被數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)采集并儲(chǔ)存。探測(cè)器內(nèi)表面涂有耦合劑，可以減少超聲能量的衰減損失［13-15］。由于組織不同部分對(duì)X射線存在吸收差異，所以其產(chǎn)生的超聲信號(hào)強(qiáng)度也不同，故使用圖像重建算法，最終便可以獲得重構(gòu)后的樣品組織圖樣。2013年，Xiang等［8］構(gòu)建了一套XACT成像系統(tǒng)，其采用了具有長(zhǎng)脈沖寬度（～5 μs）的兆電子伏特X射線束，成像深度可達(dá)厘米量級(jí)，但由于超聲激發(fā)效率相對(duì)較低，成像空間分辨率僅限于毫米級(jí)。2016年，Xiang等［16］利用一種可產(chǎn)生60 ns脈沖的小型X射線源成功將XACT成像系統(tǒng)的分辨率提高到350 μm，但由于系統(tǒng)中僅使用單個(gè)換能器探測(cè)超聲信號(hào)，故需要圓周機(jī)械掃描實(shí)現(xiàn)全角度的二維成像，單幀圖像耗時(shí)長(zhǎng)達(dá)60 min。同年，Hickling等［17］驗(yàn)證了XACT作為無(wú)創(chuàng)體積體內(nèi)劑量測(cè)定工具的可行性，并成功利用XACT對(duì)放射治療劑量進(jìn)行了試驗(yàn)評(píng)估。2017年，Tang等［18］采用128陣元的環(huán)形超聲探測(cè)器陣列，成功地實(shí)現(xiàn)了無(wú)機(jī)械掃描的二維XACT成像，成像速度和分辨率分別提高到0.1 s和138 μm。至此，XACT成像已在生物醫(yī)學(xué)成像和臨床應(yīng)用中展現(xiàn)出良好的發(fā)展勢(shì)頭。與X射線成像技術(shù)相比，XACT產(chǎn)生的超聲信號(hào)在三維空間中傳播，理論上探測(cè)器可以不用再放置在X射線傳播的路徑上。此外，由于使用的X射線激發(fā)源為納秒級(jí)脈沖，再加上生物組織激發(fā)超聲使用的X射線頻率較低，故只需單發(fā)脈沖便可進(jìn)行三維成像。XACT有望減少X射線帶來(lái)的輻射危害，發(fā)展成為新一代主流的醫(yī)學(xué)成像方式。

1 XACT的原理

XACT產(chǎn)生超聲的原理是通過(guò)X射線照射樣品，X光子撞擊原子內(nèi)殼層電子，到達(dá)電子層后被其激發(fā)吸收產(chǎn)生光電子，被激發(fā)的電子一部分通過(guò)電磁輻射或俄歇過(guò)程衰減，另一部分被重新吸收［19］。光電子和電子衰減過(guò)程產(chǎn)生的俄歇電子在運(yùn)動(dòng)的過(guò)程中通過(guò)能量轉(zhuǎn)換將自身動(dòng)能轉(zhuǎn)移到周圍介質(zhì)中，實(shí)現(xiàn)了能量從X射線光子到組織原子系統(tǒng)的轉(zhuǎn)移。由于樣品組織不同部分存在吸收差異，導(dǎo)致組織局部產(chǎn)生一個(gè)小的溫升，進(jìn)而引起組織的機(jī)械振動(dòng)，并向周圍空間發(fā)射超聲信號(hào)（圖1a）。從X射線照射組織到組織發(fā)出超聲信號(hào)，可以分為“光生熱”“熱致聲”兩步［18］。當(dāng)滿足熱約束條件時(shí)，主要受到以下方程控制：

圖1 XA信號(hào)產(chǎn)生原理［19］Fig.1 Principle of XA signal generation［19］

其中，vs是超聲信號(hào)在水中的傳播速度，單位為m/s；聲壓P表示為矢量位置r和時(shí)間t的函數(shù)，單位為帕斯卡（pa）；β是熱膨脹系數(shù)；Cp是恒定壓力下的比熱容；H(r,t)是吸熱函數(shù)，與位置r和時(shí)間t有關(guān)。由（1）式可以得出，XA產(chǎn)生的壓力波與加熱函數(shù)H（r,t）對(duì)于時(shí)間t的一階導(dǎo)數(shù)有關(guān)，因此想要獲得理想的XA信號(hào)，需要采用脈沖式X射線源或強(qiáng)度調(diào)制X射線源。

使用脈沖X射線源照射，保證脈沖持續(xù)時(shí)間足夠小，可以獲得最大的加熱函數(shù)的導(dǎo)數(shù)，從而產(chǎn)生較為理想的聲音信號(hào)。在δ函數(shù)激勵(lì)條件下，與X射線吸收有關(guān)的初始聲壓P0可以寫(xiě)成［20］：

其中，ηth是轉(zhuǎn)換為熱量的吸收能量百分比；μ是X射線線性吸收系數(shù)；F是X射線注射劑量；Γ是樣品采樣點(diǎn)無(wú)量綱Grueneisen參數(shù)。其表達(dá)式為：

其中，β是熱膨脹系數(shù)；c是在介質(zhì)中的聲速；Cp是樣品比熱容。X光子在樣品中傳播時(shí)存在指數(shù)衰減，距離X射線源位置為r處的X射線注量F為［21］：

其中，n是X射線光子數(shù)；E是有效X射線能量；C是電荷值為1.6×10-19J/eV的元電荷；A是樣品的X射線輻射區(qū)域；ρ是樣品密度。這里認(rèn)為樣品質(zhì)量是均勻分布的。設(shè)定脈沖X射線出射能量，利用（1）式和（2）式可以得到相應(yīng)的XA信號(hào)，其傳播方式與球面波類似，在空間中發(fā)散傳播（圖1b），而物體對(duì)于X射線的吸收信息保留在其中，利用3D探測(cè)器陣列對(duì)XA信號(hào)進(jìn)行采集（圖1c），再通過(guò)時(shí)間反演算法或?yàn)V波反投影算法，便能得到重構(gòu)后被測(cè)物體的結(jié)構(gòu)。

2 XACT成像模式

XACT成像技術(shù)主要分為基于單元探測(cè)器和多元探測(cè)器的成像模式，基于多元探測(cè)器的XACT成像模式又可分為環(huán)形探測(cè)器、球面探測(cè)器以及平面矩形探測(cè)器三種不同的XACT成像模式。

2.1 基于單元探測(cè)器的XACT成像模式

基于單元探測(cè)器的XACT成像模式在傳統(tǒng)的XACT成像中應(yīng)用較多。如圖2a所示，直線加速器發(fā)出X射線并照射樣品產(chǎn)生超聲信號(hào)，同時(shí)使用超聲信號(hào)放大器對(duì)信號(hào)進(jìn)行放大［22］。單個(gè)探測(cè)器放置在樣品周圍，按照一定速率旋轉(zhuǎn)或平移對(duì)信號(hào)進(jìn)行采集，并交由計(jì)算機(jī)進(jìn)行圖像重建。由于醫(yī)用X射線的脈寬較寬，該系統(tǒng)的成像分辨率僅限于毫米量級(jí)。此外，單元探測(cè)器獲得的超聲信息主要是一維軸向的組織特征，為了得到一個(gè)二維面（橫截面或冠狀面）的情況，往往要移動(dòng)或者旋轉(zhuǎn)探測(cè)器進(jìn)行采集（圖2b），通常情況下，單幀圖像需要耗時(shí)約60 min，因此，這種掃描模式很慢且很不方便。

圖2 基于單元探測(cè)器的XACT成像模式［22］Fig.2 XACT imaging mode based on unit transducer［22］

2.2 基于多元探測(cè)器的XACT成像模式

20世紀(jì)70年代以來(lái)，由于多元探測(cè)器的出現(xiàn)，超聲成像技術(shù)飛速發(fā)展?；诃h(huán)形探測(cè)器的XACT成像模式作為新興的多元探測(cè)器成像模式之一受到人們的廣泛關(guān)注。環(huán)形探測(cè)模式如圖3a所示，X射線源位于環(huán)形探測(cè)器正上方，樣品放置在探測(cè)器中心位置吸收X光能量激發(fā)超聲信號(hào)，128陣元的環(huán)形超聲探測(cè)器分布在樣品周圍接收超聲信號(hào)，實(shí)現(xiàn)了無(wú)機(jī)械掃描的二維XACT成像，成像速度和分辨率分別提高到0.1 s和138 μm［18］。整個(gè)成像過(guò)程探測(cè)器處于靜止?fàn)顟B(tài)，但由于排列方式以及陣元個(gè)數(shù)的限制，該成像模式僅可獲得樣品的二維切片，無(wú)法獲取三維信息。

圖3 基于多元探測(cè)器的XACT成像模式［18，23］Fig.3 XACT imaging mode based on multiple transducer［18, 23］

為了獲得樣品的三維結(jié)構(gòu)，基于球面探測(cè)器的XACT成像模式被提出［23］。如圖3b所示，設(shè)計(jì)的球面探測(cè)器捕捉X射線激發(fā)出的超聲信號(hào)。球型探測(cè)器由280個(gè)探測(cè)陣元組成，并形成相應(yīng)的等寬軌道，單個(gè)超聲探測(cè)陣元的主頻為10 MHz，面積為3 mm×3 mm。探測(cè)器具有92°的檢測(cè)角和40 mm的曲率半徑，并在中心留有一個(gè)12.38 mm的具有透光作用的小孔。探測(cè)器外部包裹透明橡膠殼起保護(hù)支撐作用，內(nèi)部涂抹耦合劑。樣品置于探測(cè)器內(nèi)部，采用納秒級(jí)脈沖X射線源單次照射便可獲取樣品的三維結(jié)構(gòu)，降低X射線照射次數(shù)的同時(shí)也減少了輻射危害。該系統(tǒng)的軸向和橫向空間分辨率可達(dá)125 μm左右。同樣的，基于二維矩陣探測(cè)器的XACT成像模式也可以做到三維成像，其裝置如圖3c所示，二維矩陣探測(cè)器由多個(gè)超聲換能器陣元構(gòu)成，以m×n的形式均勻分布在矩形區(qū)域內(nèi)。探測(cè)器外連信號(hào)存儲(chǔ)裝置和計(jì)算機(jī)，用以進(jìn)行圖像重構(gòu)。X射線源放置方式分為多面照射和單面照射，相比較而言，多面照射能使X射線能量分布得更為均勻，可以得到更好的成像結(jié)果。以中心頻率為1 MHz的二維矩陣探測(cè)器為例，其空間分辨率可達(dá)1 mm左右，但對(duì)于不規(guī)則物體，該成像模式下的探測(cè)器邊緣陣元與中心陣元接收信號(hào)的質(zhì)量會(huì)有較大差異。因此，基于平面矩形探測(cè)器的XACT成像模式適合具有平面的物體的檢測(cè)。

3 XACT在醫(yī)學(xué)成像領(lǐng)域中的應(yīng)用

XACT技術(shù)發(fā)展至今，已經(jīng)對(duì)多種生物組織進(jìn)行了仿真模擬和試驗(yàn)探索。在乳腺XACT成像方面，Tang等［24］對(duì)三維乳腺XACT的可行性進(jìn)行了初步探索。采用如圖4a所示的三維乳腺數(shù)字模型，通過(guò)XACT技術(shù)成功實(shí)現(xiàn)了三維乳腺微米級(jí)鈣化點(diǎn)的檢測(cè)，其結(jié)果如圖4b所示。仿真過(guò)程中，乳房被兩塊超聲陣列板壓縮（圖4c），覆蓋壓縮乳房的圓柱形X射線束作為超短X射線脈沖從乳房頂部和底部發(fā)射，兩個(gè)超聲陣列上的超聲探測(cè)器收集產(chǎn)生的XA信號(hào)，并儲(chǔ)存進(jìn)計(jì)算機(jī)中。該研究證明了乳腺XACT在早期乳腺不可觸及病變檢測(cè)中的可行性，在低劑量篩選技術(shù)方面具有很大的發(fā)展?jié)摿Α?/p>

圖4 三維乳腺的微米級(jí)鈣化點(diǎn)仿真成像［24］Fig.4 The 3D-XACT simulation imaging of μCas of the breast［24］

對(duì)于骨密度XACT成像，Li等［23］于2020年利用真實(shí)生物樣本小鼠手骨的MicroCT圖像生成的數(shù)字模型來(lái)模擬骨骼顯微結(jié)構(gòu)的XACT成像，模擬過(guò)程中驗(yàn)證了如圖5a所示的球形曲線陣列傳感器XA測(cè)量系統(tǒng)的理論有效性和重建算法的可行性。根據(jù)得到的超聲信號(hào)，通過(guò)基于全變分的迭代算法重建探測(cè)的三維 XACT圖像，最終得到具有高成像精度的小鼠手骨圖像。其中，圖5b表示小鼠手骨三維圖像在x-y方向上的二維重建圖像切片，圖5c表示三維重建的小鼠手骨骨密度分布的XACT圖像。該結(jié)果表明，XACT成像技術(shù)在骨疾病評(píng)估方面擁有巨大的發(fā)展?jié)摿Α?/p>

圖5 小鼠手骨XACT成像模型［23］Fig.5 Mouse hand bone XACT imaging model［23］

在前列腺XACT成像方面，Wang等［25］設(shè)計(jì)了一個(gè)5 cm×5 cm二維矩陣超聲換能器陣列，并對(duì)用于XACT成像指導(dǎo)前列腺放射治療的可行性進(jìn)行了仿真研究。該系統(tǒng)在仿真情況下，可以達(dá)到1 mm左右的空間分辨率，采用并行數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)后，可實(shí)現(xiàn)二維圖像的實(shí)時(shí)采集。如圖6a所示，通過(guò)模擬X射線照射前列腺病灶可檢測(cè)到時(shí)變X射線誘發(fā)聲波信號(hào)，通過(guò)濾波反投影算法可對(duì)三維XACT圖像進(jìn)行重建。圖6b表示樣品切片的初始?jí)毫Ψ植己椭貥?gòu)壓力分布，圖6c表示樣品三維結(jié)構(gòu)的初始?jí)毫Ψ植己椭貥?gòu)壓力分布，可見(jiàn)重建后的前列腺三維圖像辨別率較高。以上仿真結(jié)果表明，XACT作為一種新的體內(nèi)病灶檢測(cè)手段，在體外放射治療方面具有潛在的應(yīng)用前景。

圖6 前列腺XACT成像模型［25］Fig.6 Schematic diagram of XACT detection of prostate［25］

4 總結(jié)與展望

在XACT成像過(guò)程中，XA信號(hào)與X射線的輻射劑量沉積呈線性關(guān)系，而與放療過(guò)程中的X射線總能量無(wú)關(guān)，因此XACT成像技術(shù)在放射劑量的直接測(cè)量中有著諸多獨(dú)特的優(yōu)勢(shì)。與傳統(tǒng)的放療劑量監(jiān)控技術(shù)相比，XACT是一種實(shí)時(shí)成像技術(shù)，放療劑量可在治療過(guò)程中實(shí)時(shí)獲?。?6］；其次，超聲探測(cè)器可放置在放療X射線光路之外，以確保將正確劑量準(zhǔn)確地遞送到腫瘤放療位置［17］。因此，XACT有望發(fā)展為一種將X射線高吸收襯度與超聲高靈敏度相結(jié)合，具有雙模態(tài)、低劑量、三維快速、光路結(jié)構(gòu)靈活等優(yōu)點(diǎn)，可實(shí)時(shí)監(jiān)控放療劑量的新型生物醫(yī)學(xué)成像方式。與傳統(tǒng)X射線吸收成像或超聲檢測(cè)相比，XACT在生物醫(yī)學(xué)可視化檢測(cè)方面展現(xiàn)出了更好的互補(bǔ)優(yōu)勢(shì)與更強(qiáng)的應(yīng)用潛力。另外，在質(zhì)子治療技術(shù)中，質(zhì)子射線在到達(dá)腫瘤病灶前釋放的能量不多，但是到達(dá)病灶后射線會(huì)瞬間釋放大量的能量，形成名為布拉格峰的能量集中爆破，從而減少對(duì)健康組織的傷害。在這一過(guò)程中同樣存在著質(zhì)子致超聲波的產(chǎn)生，利用質(zhì)子致超聲成像技術(shù)可以為質(zhì)子治療提供實(shí)時(shí)三維立體影像［27］，可以精確地實(shí)現(xiàn)對(duì)腫瘤的位置以及對(duì)治療區(qū)域的監(jiān)控［28］。在未來(lái)，質(zhì)子致超聲成像技術(shù)有望在腫瘤治療監(jiān)控方面產(chǎn)生新的突破，但受到高功率脈沖射線源器件限制，該方法仍處于方法學(xué)優(yōu)化與應(yīng)用仿真研究階段，隨著硬件的發(fā)展，該技術(shù)有望向臨床應(yīng)用轉(zhuǎn)化。

此外，XACT技術(shù)本身仍存在著很多局限性。X射線激發(fā)的超聲信號(hào)在穿過(guò)待測(cè)物體時(shí)，會(huì)發(fā)生強(qiáng)度衰減以及頻率衰減，這就導(dǎo)致后續(xù)無(wú)法對(duì)信號(hào)進(jìn)行完整的采集，這就意味著后續(xù)圖像重構(gòu)時(shí)會(huì)出現(xiàn)信息丟失等情況，而且對(duì)于高分辨率成像而言，由于X射線源的脈寬限制，XACT暫時(shí)還沒(méi)有達(dá)到微米量級(jí)的成像尺度。在尋求高分辨率和高信噪比成像要求時(shí)，通常選擇把X射線源和探測(cè)器之間的距離縮短，同時(shí)還要求導(dǎo)線和傳感器材料必須能夠接受X射線的縱向照射。但目前還不能確定這種高電離輻射劑量是否會(huì)對(duì)超聲探測(cè)裝置產(chǎn)生影響，而這種情況下的超聲信號(hào)采集對(duì)電磁波的屏蔽要求也會(huì)非常高，實(shí)現(xiàn)起來(lái)難度也比較大。此外，現(xiàn)今對(duì)于XACT的研究?jī)H限于單個(gè)超聲換能器或超聲環(huán)陣、矩陣等2D超聲探測(cè)器成像，針對(duì)快速、三維的XACT成像算法仍有待開(kāi)發(fā)。

由于組織存在不同的光衰減、光吸收以及聲阻抗差異，僅憑X射線成像或XACT單一的成像技術(shù)無(wú)法對(duì)生物組織進(jìn)行完整解析，因此，在不久的將來(lái)，XACT有望進(jìn)一步結(jié)合高質(zhì)量X射線源和相關(guān)成像技術(shù)，發(fā)展新型多模態(tài)XACT成像技術(shù)與數(shù)據(jù)融合方法。如圖7所示，自主設(shè)計(jì)的復(fù)合探測(cè)器將CCD單元和單元超聲換能器按相同步長(zhǎng)間隔放置，利用具有高亮度、高準(zhǔn)直、高時(shí)間結(jié)構(gòu)特性的同步輻射光源作為激發(fā)源，構(gòu)建出集成傳統(tǒng)X射線相襯成像、XACT以及超聲成像的多模態(tài)X射線成像系統(tǒng)，可同時(shí)獲得以下三種模態(tài)信號(hào)及樣品信息：1）在X射線相襯顯微CT成像過(guò)程中，CCD單元陣列同時(shí)接收X射線與物質(zhì)的吸收和折射信號(hào)，產(chǎn)生具有邊緣增強(qiáng)效應(yīng)的投影像，再利用濾波反投影算法，重建出樣品微結(jié)構(gòu)信息；2）在光吸收劑量成像中，單脈沖X射線在組織周圍產(chǎn)生XA信號(hào)傳播到復(fù)合探測(cè)器超聲單元陣列上，通過(guò)時(shí)域相位解調(diào)獲得樣品的吸收劑量圖像；3）在超聲成像過(guò)程中，復(fù)合探測(cè)器上放置的單元超聲換能器內(nèi)部壓電材料通常具有極高的吸收系數(shù)，可產(chǎn)生與輻射劑量相關(guān)的另一束X光聲波，該X光聲波一方面直接被探測(cè)器檢測(cè)獲得輻射劑量圖像，另一方面該聲波傳播到樣品后被反射，從而可以通過(guò)檢測(cè)回波獲得反應(yīng)組織聲阻抗特性的超聲圖像。因此，通過(guò)高亮度且具有穩(wěn)定時(shí)間脈沖結(jié)構(gòu)的同步輻射X射線照射樣品，可以進(jìn)行X射線相襯顯微CT、XACT、超聲的三模態(tài)成像，從而解析出樣品的光衰減、光吸收和聲阻抗特性等參數(shù)及相關(guān)三維結(jié)構(gòu)綜合信息，為多模態(tài)數(shù)據(jù)融合與定量分析提供重要的技術(shù)支持。該成像系統(tǒng)在生物醫(yī)學(xué)、材料科學(xué)、工業(yè)檢測(cè)、能源環(huán)境等領(lǐng)域具有廣泛的應(yīng)用價(jià)值。如在醫(yī)學(xué)成像方面可以實(shí)現(xiàn)軟組織微鈣化、囊腫、結(jié)節(jié)及骨質(zhì)疏松等病理或生理診斷；在生物學(xué)成像方面可以實(shí)現(xiàn)小到細(xì)胞大到器官或生物組織的三維結(jié)構(gòu)及生物力學(xué)特性的多模態(tài)綜合定量分析；在材料或其他成像領(lǐng)域可以開(kāi)發(fā)出材料無(wú)損檢測(cè)或食品安全檢測(cè)等較多應(yīng)用。利用該成像系統(tǒng)可以得到信噪比更高、相干性更好的高質(zhì)量圖像，從而對(duì)樣品進(jìn)行多模態(tài)成像，實(shí)現(xiàn)更深更廣的數(shù)據(jù)挖掘。

圖7 基于同步輻射光源下的多模態(tài)X射線成像系統(tǒng)及應(yīng)用Fig.7 Multi-modal X-ray imaging system and application based on synchrotron radiation light source

總體來(lái)看，XACT可以在乳腺檢測(cè)、腫瘤治療監(jiān)控、骨密度測(cè)定以及腫瘤放療過(guò)程中劑量監(jiān)控等諸多領(lǐng)域都有著廣闊的應(yīng)用前景。結(jié)合多模態(tài)成像的發(fā)展與使用，成像方法的進(jìn)一步創(chuàng)新與優(yōu)化將成為XACT研究的重點(diǎn)，最終實(shí)現(xiàn)從基礎(chǔ)研究到臨床應(yīng)用的轉(zhuǎn)化。其以一種低輻射劑量、快速三維成像、多角度可選采集的成像模式，為相關(guān)疾病診斷與治療等提供多維的影像學(xué)信息，從而為相關(guān)疾病的早期發(fā)現(xiàn)、診斷以及治療監(jiān)控、效果評(píng)估等提供重要參考。