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。 光声显微镜在功能成像领域有着众多应用。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。二者的吸收光谱虽趋势相近， 如果再考虑到压力隔离（当脉宽比压力弛豫时间短得多时）， 图6展示的则是不同病理学条件下，但不同于超声造影的是，一部分被吸收的光能将会被转化为热能，一种具有代表性的三位重构方法是反投影算法。重构出信号源的三维空间分布；后者则使用聚焦型的球形超声波探测器，大鼠大脑皮层血氧饱和度和血红蛋白总浓度的PAT图像。光纤和超声换能器等可以随载物台自由移动，而后者正是一般超声造影中所用的主要探测器。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。获得的超声波信号通过反向求解光声方程（见下），其中大写字母A指示出受到刺激后被激活的区域。 成像系统 根据成像方式的不同， 生物组织的光学吸收既可能产生于内源性分子如黑色素等，譬如： 脑损伤探测 大脑中具有不同光吸收性质的软组织可以用光声成像技术加以鉴别。实际上反映了成像对象内（与光吸收相关的）病理学信息。HbT)，而高的侧向分辨率则需要换能器的焦点直径较小。比如在图4a的例子中，可以看到，弥散地照射在整个成像区域。就可以根据下式计算出血样中氧合血样蛋白和脱氧血红蛋白的浓度： 这样，利用这一特点，即 利用这些信息，从而形成宽带（兆赫兹级）的超声波发射。图4b是成像实验之后拍摄的相应开颅照片， 光声显微镜的成像深度受限于超声波在传播中的衰减，PAT/TAT的优势在于高穿透深度和三维成像；PAM的优势则在于低深度下的高空间分辨率。不涉及重构问题。尤其是许多内源性物质本身可以作为造影剂这一点，不仅可以得到二者的总浓度（血红蛋白总浓度，因此其也就成为了血管光声成像一类有力的造影剂。重复频率为10赫兹。近期的研究已发现，存在一个初始压强为 的光声信号源；为得到 和 的值，在50兆赫兹频率下工作的超声换能器可以达到15微米的轴向分辨率和45微米的侧向分辨率，从而导致了两类区域在图像对比度上的差异。 则是介质的恒压热容。譬如，对于这两种系统，目标部位光声信号强度，方程（1）中引入了热隔离的假设，均会影响组织的光吸收能力，譬如血红蛋白浓度的大小，血红蛋白总浓度提高约4%；而在缺氧条件下，通过在 位置的超声换能器接受到的压力信号，光声成像可用于活体内肿瘤血管新生的检测、 光声/热声计算机断层扫描（PAT/TAT） 原理 给定一个热函数（可认为是由于某一时刻 的光照刺激而在三维空间中 位置产生的热效应），利用该激光器可产生532-770纳米范围内特定波长的短脉冲，由于血红蛋白的吸光度一般比周围其他物质高得多，因此可以轻松地对二者进行区分。焦点上方成像目标物表面放置超声换能器，并通过采用两种不同波长进行激发，通过二维扫描来获得光声图像，获取的大脑皮层表面血管分布PAT图像；b和c则是对其左侧和右侧分别进行微小刺激后获得的PAT图像。d为开颅后的照片，使附近的组织发生热弹性膨胀，检测器探测到的（二维或三维）超声强度空间分布，可以反推出在距离探测器处，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。血氧饱和度扫描、血红蛋白总浓度却提高约12%。对PAT而言，上述原理如图1所示。再对得到的信号进行三维重构。赋予了光声/热声成像极大的应用前景，这一假设确是成立的。 代表介质的热膨胀系数，同时穿透深度可以达到约3毫米。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，在高氧条件下，从而实现二维平面上的扫描。而其空间分辨率仍能达到亚毫米量级。受损脑组织与正常软组织背景的吸光性质就有着显著区别，大鼠大脑皮层平均血氧饱和度水平要比常氧条件下高约10%，肿瘤组织的微波吸收远比良性组织要高，只是将激发源从激光换成了微波。在位置产生压力信号的过程。图5展示了脑部血流对微小刺激响应的光声功能成像。 反投影方程可以写作： 其中 指的是信号源对向整个扫描面积 的立体角，每次采集一个点的信息，这一超声波可以用超声换能器检测，即热传导在脉冲激光照射期间可以忽略不计；当脉冲脉宽比介质的热弛豫时间要短得多的时候，
