生物磁-光-声联合成像的研究现状

孙 正 李昀展

(华北电力大学电子与通信工程系，河北 保定 071003)

引言

超声(ultrasonic, US)成像具有无电离辐射、集成性高、便携、成像时间短、组织穿透力强、空间对比度高等优点，已普遍运用于疾病的临床诊断和治疗中。但是，单纯的US成像仅对组织或器官的解剖结构、彩色血流、组织弹性、血流灌注等成像适用，无法有效地获取生物组织的成分信息。光学相干断层(optical coherence tomography, OCT)成像结合了光学相干技术与超灵敏探测器，空间分辨率高，接近组织学分辨率，但其组织穿透力较弱[1]。光声层析(photoacoustic tomography, PAT)成像以生物组织的光声效应为物理基础，即组织吸收短脉冲激光进而发热膨胀产生超声波[2]。超声换能器检测到不同强度的超声波后，经计算机处理即可实现组织成像[3-4]。PAT属于功能成像，具有较高的光吸收对比度以及超声检测分辨率，在医学成像领域具有很大的发展空间[5]。磁共振成像(magnetic resonance imaging，MRI)具有分辨率高、穿透深度大、成像参数多以及无电离辐射等优势，已在临床获得普遍应用。对上述成像技术的性能、成像原理和常见应用场合进行对比，如表1～3所示。

表1 US、PAT、OCT和MRI的性能比较Tab.1 Performance of US, PAT, OCT and MRI

表2 US、PAT、OCT和MRI的成像原理比较Tab.2 Principle of US, PAT, OCT and MRI

表3 US、PAT、OCT和MRI的主要应用场合Tab.3 Applications of US, PAT, OCT and MRI

US、PAT、OCT和MRI技术的互补特性体现出了联合成像的巨大潜力[6]，通过结合两种或两种以上的成像技术形成双模或多模成像，可以充分发挥各成像手段的优势，为疾病的诊断与治疗提供更多有价值的信息。下面对US-PAT、US-OCT、PAT-OCT、US-PAT-OCT、磁-光和磁-光-声联合成像，特别是血管内联合成像的研究成果和目前存在的不足进行总结和归纳，并展望未来的发展方向。

1 PAT-OCT联合成像

OCT具有图像采集速度快、分辨率高、信噪比高等优点，其中频域OCT(frequency-domain OCT, FDOCT)可以并行获取组织内部纵向(深度方向)的信息，可用于内窥成像，例如咽喉癌的激光手术和血管内OCT(intravascular OCT, IV-OCT)成像[7]等。当激光脉冲波长在近红外窗口(800～1 300 nm)时，组织对光的吸收最小，所以OCT仅对组织的光散射系数成像，获得组织表面的光散射分布图像，对光吸收系数并不敏感。由于OCT是纯光学成像方法，光在强散射组织中的成像深度只能达到1 mm，因此其成像深度太浅。而PAT则以组织的光吸收系数作为成像参数，根据组织受热膨胀产生的超声信号重构出组织表面的空间光吸收分布图，具有高分辨率、高对比度和无电离辐射等优点[8]。PAT的不足是会丢失一些弱吸收的组织信息，而且由于生物组织声速的限制，导致其纵向分辨率不如OCT和共焦显微成像等光学成像。

将PAT和OCT结合起来得到双模成像系统，对目标同时进行 PAT 和 OCT成像，可同时获得组织的光吸收分布图和光散射分布图。

1.1成像原理

如图1所示，PAT-OCT双模成像系统的原理[9-11]是：PAT和OCT子系统采用同一个探测光源，探测光经过一个2×2耦合器分成两束，分别进入两个子系统：PAT探测光经过PAT子系统输出到样品臂，用二向色镜将PAT探测光与PAT激发光合成一束；OCT探测光经过OCT子系统输出到样品臂，并用一个中空反射镜与PAT激发光合成一束。合成的光束聚焦于组织表面，组合的后向散射光分别返回PAT和OCT子系统进行耦合相干。PAT子系统利用光纤干涉仪作为超声波探测器，通过外差法测量样品表面位移的变化，利用示波器的信号采集卡采集输出信号。OCT子系统的输出信号先通过双平衡光电检测器，经信号处理后由计算机获取所有数据。

图1 PAT-OCT双模成像系统[10]Fig.1 Schematics of dual-modal PAT-OCT imaging system[10]

1.2 研究现状

用光学方法远程探测样品表面的位移，利用光学超声探测器(如基于光纤的线阵探测器和基于聚合物薄膜的Fabry-Perot(FP)干涉仪[12]等)检测压力波，以及基于干涉仪的全光非接触PAT(non-connect PAT, nc PAT)成像[13]等技术，促进了PAT-OCT双模成像的发展。例如，利用迈克尔逊干涉仪检测样品表面的振动，可间接地测量光声信号[14-15]。其中，技术难点是在环境噪声中如何保证探测系统的灵敏度。可使用过零点检测技术解决该问题，即在干涉仪的参考臂端加入相位调制技术，将被动等待灵敏度最佳位置转变为主动制造灵敏度最佳位置，可提高数据采集速度，实现实时过零点检测，缩短成像时间[16]。

目前的PAT-OCT双模成像系统可分为4类。

1.2.1基于迈克尔逊干涉仪的系统[17]

两个子系统均采用迈克尔逊干涉仪作为探测系统。由于可以通过调节参考臂的长度实现探测臂和参考臂等光程，因此PAT子系统的探测光源可以利用低相干光(中心波长1 310 nm，带宽55 nm)，使得PAT和OCT子系统使用同一个低相干光源。该系统的优点是：由于可以使用同一个探测光源和干涉系统，因此光路设计较为简化，系统更加稳定；使用同样的样品臂和同步触发模式，确保两种模态的成像结果在空间和时间上保持一致。

1.2.2基于FP标准的系统[18]

利用前后表面镀有高反射率的高分子薄膜FP标准具，探测组织产生的光声信号，其原理是：样品在短脉冲激光的激励下产生的光声信号传输到FP探测器的表面之后，导致其内部高分子薄膜的厚度发生变化，从而调制相干光的光强，将光声信号转化为相干光光强的变化，对探测到的相干光信号进行解调，即可还原出光声信号。

1.2.3基于Mach-Zehnder干涉仪的ncPAT-OCT系统[19-20]

通过采用同一个探测光源和同一个干涉系统，提高系统的稳定性；采用同步触发模式，保证双模成像在时间上的同步性；使用相同的样品臂，确保采样区域在空间上的一致性。

1.2.4基于波分复用器的ncPAT-OCT系统[21]

OCT子系统采用迈克尔逊干涉仪作为探测系统，探测光源是低相干光(中心波长1 325 nm，带宽150 nm)；PAT子系统采用Mach-Zehnder干涉仪作为探测系统，利用长相干光(1 550 nm的激光)作为激发光源，此干涉仪无法通过调节双臂长度确保双臂等光程。此外，为了确保Mach-Zehnder干涉仪双臂的光程差在激光的相干长度以内，该系统还采用相位延迟技术来实现光声信号的相干测量，因此增加了系统的复杂性。由于两个子系统采用了不同的探测光源，也影响了系统的稳定性。

1.3 技术难点

目前，PAT-OCT双模成像系统的主要技术难点包括：光纤探头的小型化、成像系统的集成化和同步性，以及提高成像速度和稳定性来减轻由组织运动引起的图像伪影等。其中，探头的小型化对于微创和内窥成像至关重要，是未来需要解决的主要问题。此外，在对PAT和OCT图像进行配准与融合时，可能会丢失部分信息，因此对联合成像产生的原始数据进行融合是该领域未来研究的方向[22]。

1.4 临床应用背景

OCT和PAT是具有巨大潜力的无损成像技术，其中OCT已经广泛应用于癌症的早期诊断、眼科疾病、皮肤疾病以及脑功能研究等诸多领域。

在心脏疾病的诊治方面，准确、及时地判断心肌缺血损伤程度和再灌注程度是决定介入手术是否成功的关键。Chen等利用小鼠动物模型，成功验证了OCT和PAT在判断心肌缺血损伤再灌注程度和动脉球囊术后再狭窄程度的可行性[23]，而结合OCT和PAT的联合成像技术可用于定量分析心血管疾病。

在眼底成像方面，Wei等实现了对大鼠视网膜的PAT-OCT双模态同步成像[24]。由于光声显微镜多使用超声探测器接触式地采集光声信号，因此限制了其在临床中的应用。而利用光学检测超声技术的PAT-OCT联合成像则可克服其局限性，更多地应用在眼科疾病的诊断和手术的实时成像中。

2 US-PAT联合成像

光声和超声成像都是以超声波作为载体的声学成像手段，理论上这两种技术的联合成像是可行的。

2.1 成像系统的组成和原理

超声-光声(ultrasonic-photoacoustic, UPA)联合成像系统主要包括脉冲激光器、超声波脉冲发生/接收器、扫描控制器和图像处理器。当激光脉冲照射生物组织时，产生的光声信号被超声换能器接收。在一定时间(通常是9 μs)的延迟之后，超声波照射组织，并且由同一个超声换能器来接收组织背向反射的超声回波信号。对两种超声信号进行放大、滤波以及数字化等处理之后，获得光声和超声图像[25-26]。

2.2 联合体外成像的研究现状

目前，对UPA联合成像的研究多是对体外成像进行理论研究和实验验证。例如：Zeng等用水、琼脂和20%的脂肪乳剂(Intralipid)混合制成柱形仿体，模拟生物组织的全光特性，并将上述混合物添加染料后制成球体，置于柱形仿体中模拟正常组织中的肿瘤；然后利用商售的超声换能器阵列进行线性扫描，获取US和PA图像，验证了UPA联合成像诊断肿瘤组织的可行性[27]。Park等分别对PA、US和磁动超声(magneto-motive ultrasound, MMUS)成像的核心部件建立数学模型，并对3种模拟图像进行对比[28]。Emelianov等用含有二氧化硅粒子的聚乙烯醇溶液模拟组织液，利用超声脉冲发生/接收导管、具有模数转换的微处理单元、Nd:YAG Q开关脉冲激光器以及微处理器控制扫描头等，实现了UPA联合成像，其实验结果表明：联合成像的分辨率可达到超声55 μm和光声40 μm，方位角分辨率可达到超声3.2°和光声5.5°[29]。

2.3 联合内窥成像的研究现状

内窥式超声成像的一个典型应用是血管内超声(intravascular ultrasound, IVUS)，其原理是将微小的超声探头送入血管腔内并发射超声波，超声波先经过具有不同声阻抗和衰减的管壁和斑块组织，再由超声探头检测到超声回波，最终实现组织成像。IVUS可实时成像，其分辨率达到30 μm，成像深度可达10 mm，然而对粥样硬化斑块(特别是软斑块)成分信息的提取有限，且成像对比度较低。

血管内光声(intravascular photoacoustic, IVPA)成像是内窥式光声成像的一个典型应用，它是根据不同成分的管壁和斑块组织的光吸收系数和散射系数的不同，获得血管横断面上的光吸收分布图，进而定量分析不同成分组织的光学特性参数[30]。

IVUS和IVPA都是将带有微型超声换能器的成像导管直接插入待测血管腔内，在回撤导管的过程中，采集周围组织反射、散射或产生的超声信号，再根据信号的特性分析组织成分或者重建图像，因此从理论上讲血管内超声-光声(intravascular ultrasonic-photoacoustic, IVUP)联合成像是可行的[31-32]。IVUS对病变组织的位置和形态成像，而IVPA根据不同组织对光的吸收特性的不同区分组织的功能和成分信息，因而IVUP成像可以同时获得易损斑块的位置、结构和功能信息。

2.4 存在的问题

腔体内成像设备的微型化是内窥式UPA成像的关键技术。由于传统的压电材料很难制成小型的、互不干扰的环阵[33]，因此可利用基于超声的全光换能器[34-36]和基于光声的全光换能器[37-39]，使扫描头的结构更加精简和微型化，并降低成本，还可在避免各阵列之间串扰的前提下同时产生和检测超声波。

此外，内窥式UPA系统的研究还受到导管旋转速度慢和有效数据采集率低的限制，通过提高导管旋转速度来实现信号的实时采集与成像是未来的研究方向之一[40]。

2.5 临床应用背景

目前，IVPA已经可以用于冠状动脉内支架的定位，PAT可用于实现前哨淋巴结的体外精确定位[41]。在乳腺癌的检测中，美国OptoSonics公司开发出了光声乳腺血管三维影像系统[42]。

在泌尿系统疾病的诊断中，血液检测和膀胱镜检不能准确诊断前列腺侵略性癌症。对动物活体实验结果证明，联合光声和超声成像的经直肠镜检和光声显微镜可以实现泌尿系统癌症的早期诊断[43]。

对于血液疾病，通常可以在患者的血液中检测到循环肿瘤细胞。采用IVUP联合成像导管，可以从管腔内直接到达目标组织，检测出肿瘤细胞，这在肿瘤可视化微创治疗中具有潜在的临床应用前景[44]。

3 US-OCT联合成像

IVUS与IV-OCT是血管病变特别是冠状动脉粥样硬化性病变的临床诊断以及介入治疗中的重要影像手段。二者都是用能量束(IVUS是采用高频超声波，IV-OCT是采用低相干的近红外光)在血管腔内进行周向扫描，在回撤导管的过程中，收集血管壁反射或者散射回来的不同信息，并据此重建血管横断面的图像。二者的优势互补：IVUS由于采用高频超声探头，因此可获得较好的探测深度(4～8 mm)，但是空间分辨率较低，无法分辨血管微小结构的变化；IV-OCT的轴向和侧向分辨率都很高，接近组织学分辨率，是目前分辨率最高的血管内成像技术，易识别粥样硬化斑块及引起血栓的小斑块，但由于采用近红外光源，导致其组织穿透力较弱(一般为1～3 mm)，当管壁厚度大幅度增加时，难以清楚地分辨管壁结构[45]。根据IVUS和IV-OCT互补的特点，近年出现了将IVUS和IV-OCT成像仪相结合的高分辨率、高探测深度的多模血管内成像导管[46-47]，可同时实现IVUS和OCT实时成像，获得对血管壁及斑块更为全面的描述。

3.1 成像系统的构成

如图2所示，集成US-OCT系统主要包括3个部分[46-47]：集成导管、电机驱动单元和成像系统。聚焦单模光纤出射光通过梯度折射率透镜从探头一侧进入样品，光纤和电线密封在双重缠绕的线圈中，使集成导管更可靠和灵活。电机驱动单元是导管和成像系统之间的接口，包括旋转电机、回撤装置和信号耦合接头，用于集成导管的旋转和回撤。成像系统由激光源、OCT电路、超声脉冲发生/接收器、数字化仪、计算机以及专用软件组成，负责控制超声回波信号和OCT干涉信号的传输以及数据的采集和处理等。

图2 US-OCT双模成像系统[49,52]Fig.2 Schematics of dual-modal US-OCT imaging system[49,52]

对于OCT成像数据，需首先进行重采样校准，并通过插值来确保数据点在K域中是线性的，随后进行FFT和对数缩放。对于IVUS成像数据，需通过带通滤波、希尔伯特变换和对数缩放来得到超声回波信号。处理后的信号通过图形处理单元(graphics processing units，GPU)进行大规模并行处理，从而实现实时成像[48-49]。

3.2 研究现状

2013年，美国通用电气公司制作出了IVUS-OCT双模成像导管，并对离体兔动脉进行了实验验证[50]。2014年，美国加利福尼亚大学的贝克曼激光研究所设计出集成了IV-OCT、IVUS以及血管内荧光成像的三模态成像导管，外径仅为1.2 mm，可用于动脉粥样硬化斑块的早期检测[51]。

集成导管刚性尖端的长度主要受OCT探针中多个光学部件的限制，如透镜和棱镜。现有集成导管的刚性尖端长度一般是5 mm，可能导致导管难以穿过某些明显狭窄的血管腔，而且导管的不均匀旋转可能导致图像中产生伪影。用基于球形透镜的设计替代OCT探针，可能将尖端长度减小到2～3 mm，这也是未来的发展方向[49]。

近年来，弹性成像(elastography)已经越来越多地应用于心脑血管疾病的诊断和研究中，其中光学相干弹性(optical coherent elasticity, OCE)成像的分辨率已经达到微米级，且与OCT相比具有更高的灵敏度。将IV-OCT与弹性成像相结合得到的多模血管内成像系统，通过超声波照射组织，对组织施加压力，并利用基于相位的OCT系统进行联合成像，可以同时对血管组织的化学成分和组织力学性能等进行高分辨率、深成像深度的测量[52]。

3.3 临床应用背景

易损粥样硬化斑块的早期检测对减少心脑血管事件的发生尤为重要。X射线血管造影(X-ray angiography，XA)、CT血管造影(CT angiography， CTA)和磁共振血管造影(MR angiography，MRA)不能满足早期诊断的需要，而仅利用单一的血管内成像技术也无法获得对易损斑块的全面了解[53]。结合了IVUS和OCT的IVUS-OCT联合成像是血管内多模态成像技术中发展最成熟的[54]，可提高判断斑块成分、鉴别易损斑块、评价管腔狭窄程度等的准确性。未来需要更多的在体实验，以验证这种联合成像技术的安全性和实用性。

4 US-PAT-OCT联合成像

4.1 成像原理

IVUS能够对血管壁和斑块的整体结构进行成像，IV-OCT可以较好地分辨薄纤维帽。但两者均只能获得血管壁及斑块的结构信息，无法获得组织成分、炎症等功能特征信息。IVPA利用不同组织成分的光吸收特性之间的差异，采用光声光谱技术来识别不同成分的组织，可实现对斑块的功能成像。理论上讲，将三者结合起来得到的联合成像技术具有极高的空间分辨率、对比度和灵敏度，对于正确定位斑块的位置和分析其形态及功能成分等具有很大的潜在价值。

如图3所示，血管内US-PAT-OCT联合成像的原理是：将集成导管插入血管腔内，位于导管顶端的探头向周围组织发射超声脉冲和不同波长的激光脉冲。探测器在扫描的过程中，分时接收管壁组织反射/散射/产生的超声信号以及OCT干涉信号，再经计算机处理后，得到血管横截面的联合图像。

图3 血管内US-PAT-OCT联合成像原理Fig.3 Schematics of intravascular US-PAT-OCT imaging

4.2 研究现状

对于US-PAT-OCT三模态联合成像，缩短3种成像模态的时间、提高系统速度和数据采集率是系统设计的关键。

文献[55]报道了一种成像技术，在0.9 mm直径的单根导管内，集成了IVUS、IV-OCT和IVPA，以及相应的三模态信号处理和图像重建/显示系统。对动物血管及血管内支架进行离体实验，证明该技术可同时获取血管的功能(脂质分布)与结构(血管壁、斑块整体和纤维帽)信息，以及支架的植入情况。

文献[56]报道，已设计并实现了一个US、OCT和PAT集成内窥成像系统，对卵巢组织进行实时内窥成像，内窥镜的总直径为5 mm，包括球透镜OCT光纤、多模光纤和高频超声换能器。

4.3 临床应用背景

US-PAT-OCT联合成像除了在冠状动脉血管内成像方面的应用之外，还可以有其他的临床应用。在妇科疾病中，卵巢癌由于症状出现晚、缺乏临床有效的早期诊断技术，成为死亡率最高的疾病之一[57]。由于光声成像易于与临床应用的超声和OCT相结合，因此这种三模态联合成像技术有望成为卵巢癌早期检查的新手段[56]。

5 磁-光联合成像

对于纯光学成像，随着光在组织中穿透深度的增加，由于光在组织中的强散射性，导致成像的空间分辨率快速下降，因此很难应用于深层组织的研究和疾病诊断中[58]。此外，由于肿瘤细胞和正常细胞的光吸收没有明显的差异，所以要实现细胞水平的肿瘤早期检测，必须引入外源造影剂提高OCT成像的对比度，如PLGA高分子纳米级造影剂[59]和磁微球动态造影剂[60]等。

磁动光学相干断层扫描(magnetomotive optical coherence tomography, MM-OCT)技术[58]是近年出现的一种磁-光联合成像模式，可用于检测动脉血管中的早期粥样硬化斑块。它基于频域OCT技术，通过在样品臂中样品的上方添加螺线管线圈，结合αvβ3整合素靶向磁微球，检测由外部交变磁场驱动的磁微球振荡引起的组织位移，图像可清晰地显示由磁微球标记的管壁表面的损伤。若应用于介入血管内成像，则需要改进螺线管线圈，使其可以与目前临床使用的IV-OCT系统相结合[61]。

另一种磁-光联合成像模式是PMI(photo-magnetic imaging)[62]，其原理是使用激光照射生物组织，用MR测温技术(多采用基于质子共振频率(proton resonance frequency，PRF)的方法)测量由于激光照射引起的组织温度的改变，获得组织在空间和时间上的温度分布。PMI成像正问题是激光在组织中的传输和由于激光加热组织导致的热传播，其温度变化与光能量的吸收成正比，因而可根据温度分布得到组织的空间光吸收分布，实现定量PMI成像。

6 磁-光-声联合成像

6.1 成像原理

US成像的对比度有限且功能单一，而PAT因组织对光的吸收而具有很好的全光对比度，但是其组织内的内源性发色团吸收光而产生的超声会对有用信号产生干扰。磁动超声(magneto-motive ultrasound, MMUS)成像是利用外加磁场激发组织内注射的磁性纳米粒子，并使其产生机械运动，进而产生超声波，经超声换能器检测，即可实现组织成像。虽然它可实现组织的高对比度成像，但是对比分辨率不高，成像质量依赖于组织内磁性微粒的存在及其数量，灵敏性受到磁性微粒的磁化率、组织弹性及组织内部纳米粒子激发的影响。

磁-光-声联合成像的一种模式是将MMUS、PAT和US结合起来[63]，采用同时具有全光吸收和磁化率特性的磁性等离子纳米粒子作为对比剂[64]，将脉冲激光和激励磁场同时施加于组织上，采用同一个超声换能器采集超声回波信号、光声信号和磁动超声信号。这种联合成像技术可同时对病变组织或器官的解剖形态、功能和生物力学特性进行细胞级的高对比度、高灵敏度、高空间分辨率和对比分辨率的成像。

6.2 临床应用及存在的问题

近年来前列腺癌的发病率显著提高，早期发现对于临床治疗具有重要意义。经直肠超声(transrectal ultrasonography，TRUS)联合MRI可以定性、定量地分析前列腺病变组织，对病变类型的诊断提供可靠信息[65]。

目前，磁-光-声联合成像进入临床应用还有许多问题亟待解决，例如:人体各组织的声学特性具有不均匀性，波动方程的推导是基于理想弹性流体的假设，以及组织电导率分布的不均匀性和各向异性，等等。此外，磁光声相互耦合进行电导率成像，也是一种值得研究和探索的医学成像新方法。

7 多模成像数据的融合

对多模联合成像产生的数据进行融合，是该领域需要解决的重要问题，也是联合图像重建的关键。多模态信号的融合能够综合不同形式的数据，利用低维形式重新表达，从而描述目标的本质特性，使多种数据包含的信息实现互补。

7.1 多模成像数据的仿真

研究多模态成像数据的融合方法，以及联合图像的计算机后处理算法等，均依赖于对大量成像数据的分析。然而，目前多数的联合成像系统都处于研究阶段，尚未广泛应用于临床，因此可用的病历数据严重不足。计算机仿真可以在较短的时间内和有限的设备条件下获取大量的成像图像，是一种快速、高效地获取图像数据的方法。

对于生物US、OCT、PAT和MA成像的数值仿真，通常需要首先建立成像对象的计算机仿真模型，并设定其声学、光学和电磁特性参数，然后分别建立各成像模态的数值仿真模型。

对于OCT成像，目前多采用Monte Carlo方法来模拟光子在生物组织中的分布和传输[66-68]。此外，还可采用基于扩展惠更斯-菲涅耳(Huygens-Fresnel)原则的OCT仿真模型[68]。该模型属于解析模型，可以迅速获得仿真结果，而且有助于更直观地了解各数据之间的关联性，同时它又受到光传播过程中几何条件的制约，比如光的传播必须遵从前向散射高度集成化的假设，光传播所在的几何空间只能用ABCD矩阵体系来描述等。

PAT成像正问题的数值仿真是在已知待成像组织的光学特性参数(光吸收系数和光散射系数)的前提下，模拟短脉冲(～10 ns)激光经过光学元件后照射到组织表面，组织产生热膨胀，从而激发出宽频带的超声波，并迅速向组织边界传播，最终被探测器接收。整个过程的关键问题是建立光在组织中传播的前向模型，除了Monte Carlo模拟之外，常用的还有辐射传输方程(radiative transfer equation，RTE)[69]及其扩散近似(diffusion approximation，DA)[70]。

感应式磁声层析成像(magnetoacoustic tomography with magnetic induction, MAT-MI)正问题的数值仿真是在已知待测组织的声学和电磁特性参数的前提下，借助有限元分析软件，对成像对象施加磁场激励，获得感应涡流的分布，并计算洛伦兹力散度，最后通过求解波动方程[71]，获得组织产生的磁声信号。

7.2 多模成像数据的融合

目前常用的数据融合方法有小波融合法[66]、非负张量分解(non-negative tensor factorization，NTF)法[67]、频率估计算法[68]、基于稀疏贝叶斯学习的融合方法[69]和扩展矩阵增强矩阵束(extended matrix enhancement and matrix pencil, EMEMP)[70]等。

NTF是一种比较高级的盲信号处理方法，它可在非负的条件下采用张量分解算法，对多模成像数据进行降低维度、提取特征值和融合等处理。在融合信号时，相位的不连续性会造成很大误差，可采用基于多段信号融合的频率估计算法解决此问题，将相位校正与频谱细化相结合，先通过相位校正法大致估计信号的频率，然后细化所测频率周围的频谱，这样既可保证较高的频率估计精度，又可大幅降低算法的运算量[68]。

对于多频带信号的融合，可以利用信号级相干融合来提高目标散射中心参数的估计精度和一维距离像的分辨能力。例如，基于稀疏贝叶斯学习的融合方法既可避免估计模型的阶数，又可以克服BP(basis pursuit)算法的局限性。

EMEMP法将MEMP(matrix enhancement and matrix pencil)的二维频率估计方法推广到稀疏数据域：首先构造每一维联合增强矩阵，使其满足MEMP算法的配对要求[71]；然后利用MEMP方法估计模型极点，并进行极点匹配；最后估计模型系数，通过对频谱进行插值，以达到融合的目的。

此外，还可通过搭建非相干的时间积分声/光相关光路系统，利用CCD光声信号检测系统和声/光信号融合系统，对声/光信号进行采集、处理和融合，实现声/光信号融合的数字化处理[72]。

8 结论

磁光声联合成像可结合超声成像较高的空间分辨率，光声和OCT成像较高的图像对比度、灵敏度和功能成像特性以及MRI良好的组织穿透性，根据不同组织的声学、光学和电磁特性，准确获取组织的形态特征、组织成分和功能变化，实现对疾病的早期精确诊断。特别是血管内联合成像，可通过多种成像手段的高度集成化，实现对易损粥样硬化的精确识别和分型，具有很好的临床应用前景，有望成为该领域一个新的研究热点。