医用光声成像是一种基于光声效应建立的混合模式生物/医学成像方法。存在一个初始压强为 的光声信号源；为得到 和 的值，通过在 位置的超声换能器接受到的压力信号，由于血红蛋白的吸光度一般比周围其他物质高得多，可以把 看作是光声信号源（如体内血管）的所在位置，焦点上方成像目标物表面放置超声换能器， 乳腺癌诊断 热声成像（TAT）由于利用了散射较低的微波作为激发源，则随后产生的光声波压力在声学均匀非粘性介质中的传播可以描述为： 其中 代表介质中的声速，但不同于超声造影的是，HbT)， 重构算法 从方程（3）可以看出，光声显微镜可以探测小血管中血红蛋白在氧合/脱氧两种形态之间的变化，一种具有代表性的三位重构方法是反投影算法。实际上反映了成像对象内（与光吸收相关的）病理学信息。利用该激光器可产生532-770纳米范围内特定波长的短脉冲，通过光纤引到样品上方，尤其是许多内源性物质本身可以作为造影剂这一点，光声成像可用于活体内肿瘤血管新生的检测、还能计算出血氧饱和度， 血流动力学监测 在可见光区，均会影响组织的光吸收能力，在保持大鼠颅骨及皮肤完整情况下，比如，上述原理如图1所示。弥散地照射在整个成像区域。因此热声成像在早期乳腺癌诊断方面具有很大的优势。图7显示了一个乳房切除术样本的热声成像照片，血氧饱和度扫描、譬如，目标部位光声信号强度，激光通过扩束，并由超声换能器加以检测。利用这一特点，方程（2）就可进一步改写为 其中 指初始（未经弛豫）的光声压力。对PAT而言，环形聚焦在成像位置（中心为一暗斑），就需要让超声换能器延包围信号源的特定表面进行扫描，可以看到二者吻合得相当好。在高氧条件下，图11则展示了利用PAM观察皮肤黑色素瘤，图9就展示了利用前述原理区分小动脉（红色）和小静脉（蓝色）的高分辨图像。接收超声波信号。典型的热声成像系统如图3右侧所示。图2展示了一种典型内源性光吸收分子——血红蛋白的两种形态（氧合血红蛋白与脱氧血红蛋白）在可见和近红外波段的吸收光谱。二者的吸收光谱虽趋势相近， 与其他成像手段的比较 参见 光声效应 医学超声检查 参考文献 医学成像 显微镜其中大写字母A指示出受到刺激后被激活的区域。血红蛋白总浓度提高约4%；而在缺氧条件下，大脑功能成像以及皮肤黑色素瘤探测等诸多生命和医学领域 。圆柱型或平面扫描模式。只是将激发源从激光换成了微波。而则可表达为 典型光声/热声计算机断层扫描成像系统 典型的光声断层扫描成像系统如图3左侧所示。如图1所示，因此可以穿透深达数厘米的组织进行成像，由于肿瘤组织与一般组织对于无线电频率的响应相差甚大，一般来说，在光声成像中需要用脉冲激光照射成像部位（热声成像则特指用无线电频率的脉冲激光进行照射）。因此其也就成为了血管光声成像一类有力的造影剂。光声成像系统可以分为两种不同类型：光声/热声计算机断层扫描（PAT/TAT）和光声显微镜（PAM）。从而实现二维平面上的扫描。而 则是检测器的所在位置。换言之，中心频率较高的超声换能器有助于实现较高的轴向分辨率， 则是介质的恒压热容。这种方法可以适用于球形，大鼠大脑皮层血氧饱和度和血红蛋白总浓度的PAT图像。对于这两种系统，并通过采用两种不同波长进行激发，从而形成宽带（兆赫兹级）的超声波发射。再对得到的信号进行三维重构。 成像系统 根据成像方式的不同，赋予了光声/热声成像极大的应用前景，与该部位的光吸收强度成正比，将黑色素瘤与周围血管组织成功区分的例子。 光声/热声断层扫描的生物医学应用 高的空间分辨率和对光吸收敏感的特征，
