摘" 要：組織的光吸收和通過(guò)組織的光通量差異顯著影響了當(dāng)前基于光吸收原理的光聲技術(shù)對(duì)組織熱凝固評(píng)估的準(zhǔn)確性。該研究基于格魯內(nèi)森參數(shù)的溫度依賴性，提出一種消除組織光吸收系數(shù)、光通量影響的熱凝固評(píng)估光聲技術(shù)。該方法首先通過(guò)水浴快速加熱組織至41 ℃，采集不同溫度對(duì)應(yīng)的光聲信號(hào)，基于格魯內(nèi)森參數(shù)與溫度存在的線性關(guān)系得到光聲信號(hào)振幅隨組織溫度變化的斜率常數(shù)。然后利用初始溫度對(duì)應(yīng)的光聲信號(hào)對(duì)斜率歸一化，即得到一個(gè)僅取決于溫度依賴性的參數(shù)。由于含水量是影響信號(hào)溫度依賴性的主要因素，而熱凝固過(guò)程中的組織脫水會(huì)導(dǎo)致信號(hào)的溫度依賴性減弱，因此，可根據(jù)歸一化斜率減小量來(lái)進(jìn)行組織狀態(tài)評(píng)估。該文采用2種肌肉組織研究溫升范圍和初始溫度對(duì)歸一化斜率的影響，多次重復(fù)試驗(yàn)的結(jié)果顯示當(dāng)初始溫度小于38 ℃時(shí)，可根據(jù)歸一化斜率將正常與熱凝固后的肌肉組織完全區(qū)分開(kāi)，熱凝固后組織的歸一化斜率相較于正常組織下降了52.81%～63.47%。試驗(yàn)結(jié)果表明所提出的技術(shù)具有無(wú)損評(píng)估組織熱凝固的潛力。

關(guān)鍵詞：光聲成像；非線性光聲；格魯內(nèi)森參數(shù)；組織熱凝固；歸一化斜率

中圖分類號(hào)：U17" " " 文獻(xiàn)標(biāo)志碼：A" " " " " 文章編號(hào)：2095-2945（2023）19-0001-08

Abstract： The differences in the distribution of light absorption and the light fluence in tissue significantly affect the accuracy of the current light absorption-based photoacoustic techniques for the evaluation of tissue thermal coagulation. In this study， based on the temperature dependence of the Grüneisen parameter， we proposed a thermal coagulation evaluation photoacoustictechnique that eliminates the influence of the inhomogeneous distribution of tissue light absorption coefficient and light fluence. Firstly， the tissue is rapidly heated to 41 °C by a water bath， the photoacoustic signals corresponding to different temperatures are acquired， and the slope constant of the photoacoustic signal amplitude with the temperature of the tissue is obtained based on the linear relationship between Grüneisen parameter and temperature. The photoacoustic signal corresponding to the initial temperature is then used to normalize the slope， then a parameter determined only by its temperature dependence is obtained. Since the water content is the main factor affecting the temperature dependence of the signal， tissue dehydration due to the thermal coagulation will weaken the signal's temperature dependence， therefore， the tissue status can be characterized according to the reduction of the normalized slope. In this paper， two kinds of muscle tissues were used to investigate the influence of the ranges of temperature rise and the initial temperature on the normalized slope. The results of the repeated experiments showed that as the initial temperature was less than 38 ℃， the normal and coagulated muscle tissues could be completely distinguished according to the normalized slope. The normalized slope of the coagulated tissue decreased by 52.81%～63.47% compared to that of the normal tissue. The experimental results indicate the potential of the proposed technique for the non-invasive evaluation of tissue thermal coagulation.

Keywords： photoacoustic imaging; nonlinear photoacoustic; grüneisen parameter; thermal coagulation of tissue; normalized slope

近年來(lái)由于熱療可以用微、無(wú)創(chuàng)的方式對(duì)空間靶組織進(jìn)行原位治療，具有術(shù)后感染率低、手術(shù)恢復(fù)期短、副作用小及安全性高等優(yōu)勢(shì)，在治療良惡性腫瘤和皮膚美容等方面受到了臨床醫(yī)生的廣泛關(guān)注[1-2]。例如：高強(qiáng)度聚焦超聲消融[3-4]，激光熱療[5-7]，射頻/微波消融等[8-9]。因?yàn)檫@些熱療方式大多都是通過(guò)對(duì)組織進(jìn)行熱消融的方式實(shí)現(xiàn)疾病治療，所以只有實(shí)現(xiàn)對(duì)組織熱凝固狀態(tài)的準(zhǔn)確評(píng)估，才能真正發(fā)揮熱療作為一種微、無(wú)創(chuàng)治療手段的最大潛力。目前已經(jīng)有磁共振成像（Magnetic Resonance Imaging，MRI）、超聲成像（Ultrasound Imaging，US）、光聲成像（Photoacoustic Imaging，PAI），以及光學(xué)成像如相干斷層成像（Optical Coherence Tomography，OCT）、光譜法等多種模態(tài)應(yīng)用到了組織熱凝固的評(píng)估應(yīng)用中。雖然這些技術(shù)各有優(yōu)勢(shì)，但是也存在一定的局限性。例如，MRI雖然具有高分辨率和對(duì)比度的優(yōu)點(diǎn)，但是成本高和便攜性差制約了其在熱療應(yīng)用中的普及[10-11]；雖然US可以實(shí)時(shí)成像，但是對(duì)熱凝固組織的成像對(duì)比度低，且熱療過(guò)程中產(chǎn)生的空化泡會(huì)對(duì)熱凝固區(qū)域的判斷產(chǎn)生嚴(yán)重干擾[12]；傳統(tǒng)光學(xué)成像方法具有微米級(jí)的分辨率、高靈敏度和高對(duì)比度，但是成像深度受到光學(xué)散射極限的限制，成像深度僅限于皮下幾毫米[13-14]。PAI結(jié)合了光學(xué)成像的高對(duì)比度和超聲成像在深度成像中良好的空間分辨率的優(yōu)勢(shì)，同時(shí)憑借較低的價(jià)格、非侵入、無(wú)損實(shí)時(shí)成像能力，有望成為一種在熱療中評(píng)估組織熱凝固狀態(tài)的理想工具[15]。

已有多項(xiàng)研究探究了光聲在光熱治療、射頻/微波消融、高強(qiáng)度聚焦超聲消融應(yīng)用中評(píng)估熱凝固的潛力[16]。其中一類方法是基于光聲測(cè)溫原理來(lái)間接表征組織的熱凝固狀態(tài)，此類方法利用光聲信號(hào)幅值（格魯內(nèi)森參數(shù)）與組織溫度的線性關(guān)系來(lái)估計(jì)組織的溫度[17]，進(jìn)而根據(jù)溫度來(lái)評(píng)估組織狀態(tài)。首先，光聲測(cè)溫的準(zhǔn)確性依賴于對(duì)被測(cè)組織光熱參數(shù)先驗(yàn)信息的準(zhǔn)確估計(jì)[18]；其次，僅根據(jù)溫度信息并不能決定組織是否發(fā)生熱凝固，熱凝固還與加熱維持的時(shí)間有關(guān)，有研究表明用熱劑量評(píng)估組織熱凝固比溫度更加準(zhǔn)確[19]。另一類方法是基于熱凝固后組織光吸收系數(shù)的變化來(lái)評(píng)估組織狀態(tài)[20]。然而，在生物組織中，光聲信號(hào)幅值對(duì)光吸收系數(shù)和光通量極其敏感，同時(shí)還與格魯內(nèi)森參數(shù)密切相關(guān)[21]。首先，為克服光通量隨著樣品的位置、光學(xué)特性改變而改變帶來(lái)的影響，基于光吸收的方法都需要對(duì)光通量進(jìn)行精確測(cè)量[22]；其次，該方法需要消除光聲信號(hào)幅值隨溫度變化帶來(lái)的影響[13]；最后，在大多數(shù)離體組織的研究中組織熱凝固以后光聲信號(hào)會(huì)大幅增加，這與熱凝固后組織的光吸收和光散射系數(shù)增大有關(guān)[23]。然而，在活體研究考慮了血流灌注的影響以后，光聲信號(hào)反而由于組織熱凝固失血而大幅減小[24]。綜上，在組織熱凝固后，光吸收的變化規(guī)律較為復(fù)雜，基于光吸收的方法無(wú)法根據(jù)光聲信號(hào)單純地增大或者減小來(lái)區(qū)分組織狀態(tài)。

針對(duì)以上問(wèn)題，本文提出一種基于單波長(zhǎng)非線性光聲的組織熱凝固評(píng)估技術(shù)，在公式中利用在初始溫度的光聲信號(hào)消除光吸收和光通量?jī)身?xiàng)，得到只取決于溫度依賴性的歸一化斜率，實(shí)現(xiàn)在沒(méi)有光吸收和光通量的影響下評(píng)估組織的熱凝固狀態(tài)。本文通過(guò)肌肉試驗(yàn)驗(yàn)證了該方法在原理上的可行性，探究了溫升范圍和初始溫度對(duì)歸一化斜率的影響，旨在為組織熱凝固評(píng)估提供一種全新的對(duì)比度。

1" 材料與方法

1.1" 原理與方法

在光聲效應(yīng)中，通過(guò)短脈沖激光引起組織內(nèi)部溫度的變化，發(fā)生熱彈性膨脹并產(chǎn)生通過(guò)介質(zhì)傳播的壓力波。因?yàn)榻M織受到激光脈沖的作用時(shí)間短，能量低，所以脈沖激光所帶來(lái)的熱量擴(kuò)散以及體積脹縮可以忽略不計(jì)，假設(shè)組織是一個(gè)光吸收均勻的物質(zhì)，那么激光照射的生物組織中產(chǎn)生的聲壓與溫度的關(guān)系可以表示為[21]

其中：P表示組織聲壓；T表示組織溫度；Γ（T）表示組織格魯內(nèi)森參數(shù)，是一個(gè)與溫度T相關(guān)的函數(shù)；F（Φ）表示組織表面的激光通量；μa表示組織的光吸收系數(shù)。格魯內(nèi)森參數(shù)可以由組織的熱膨脹系數(shù)β，聲速cs，恒壓比熱容cp表示為

為確保提出方法的安全性，如圖1（a）所示，本研究利用水浴通過(guò)熱傳導(dǎo)的方式將組織溫度升高到41 ℃即停止加熱，其間實(shí)時(shí)采集光聲信號(hào)（圖1（b））。然后立刻利用水循環(huán)系統(tǒng)將組織溫度冷卻到37 ℃以下，人體體表溫度通常在34～37 ℃，因此本研究涉及的溫度范圍是34～41 ℃；其中大于40 ℃的維持時(shí)間不超過(guò)15 min，遠(yuǎn)低于常規(guī)熱療使用的43 ℃溫度和持續(xù)時(shí)間（gt;60 min）[25-26]。在該溫度范圍內(nèi)，cs略有下降[27]，cp基本不變[28]，因此可以忽略掉這兩者的影響，故格魯內(nèi)森參數(shù)隨溫度的變化率主要受熱膨脹系數(shù)的影響，在此溫度范圍內(nèi)可將公式（2）表示為

此外，在光聲測(cè)溫技術(shù)的研究中[29]發(fā)現(xiàn)在10～55 ℃的溫度范圍內(nèi)， 格魯內(nèi)森參數(shù)與溫度成線性關(guān)系，由公式（1）和公式（3）可知P和β（T）與T也呈線性關(guān)系（圖1（c）），即

式中：a，b均為常量，a表征了熱膨脹系數(shù)對(duì)溫度的依賴性，a越大表示熱膨脹系數(shù)隨溫度的變化越劇烈。b與熱膨脹系數(shù)的絕對(duì)值大小相關(guān)。

假設(shè)組織升溫前的初始溫度為T1，則此時(shí)聲壓可以表示為

則利用初始溫度處的光聲壓P（T1）對(duì)公式（1）進(jìn)行歸一化，并代入公式（2）、（3）、（4）可得（圖1（d））

公式（6）的歸一化斜率k已經(jīng)消除了組織的光吸收和光通量的影響

式中：β（T1）是初始溫度T1處的熱膨脹系數(shù)，由公式（4）可知，歸一化斜率k初始溫度及熱膨脹系數(shù)對(duì)溫度的依賴性有關(guān)。

由文獻(xiàn)[30]可知，組織含水量是影響β（T）溫度依賴性的主要因素，組織含水量越高，歸一化斜率k越大。本研究提出的方法涉及的34～41 ℃溫度范圍內(nèi)，組織發(fā)生熱凝固前的含水量保持不變，當(dāng)初始溫度T1確定時(shí)，組織發(fā)生熱凝固前的歸一化斜率k是一個(gè)恒定值knative（T1）。當(dāng)組織發(fā)生熱凝固后，組織脫水后會(huì)使k減小到kcoagulation。同樣地，在34～41 ℃溫度范圍內(nèi)，脫水后的組織含水量也不會(huì)發(fā)生變化，因此，當(dāng)確定初始溫度T1以后，kcoagulation（T1）也是一個(gè)恒定值。

1.2" 樣品制備

本研究選擇了2種肌肉組織：牛心和牛肉進(jìn)行驗(yàn)證性試驗(yàn)。為避免組織在水浴中吸收水分導(dǎo)致含水量的不可控變化對(duì)試驗(yàn)結(jié)果帶來(lái)的影響，將新鮮或者熱凝固后的組織樣本切割成1.5 cm×1.5 cm×1.5 cm的立方體大小，嵌入大小為4 cm×4 cm×4 cm，濃度為1.5%的中空瓊脂仿體中（瓊脂作為生物組織固定物），最后用瓊脂密封仿體上表面。

1.3" 試驗(yàn)系統(tǒng)

試驗(yàn)裝置如圖2所示，使用可調(diào)諧光參量振蕩（Optical Parametric Oscillators，OPO）激光器（NSOPO-L532HF-200，中科思遠(yuǎn)，中國(guó)，重復(fù)頻率：100 Hz，脈寬：5 ns）作為激勵(lì)源，試驗(yàn)輸出激光波長(zhǎng)為720 nm。輸出激光被耦合到一個(gè)定制高能光纖束（CeramOptec，德國(guó)）中并用3D打印支架固定后照射在試驗(yàn)組織上，激光能量計(jì)測(cè)得組織表面的激光能量為4.5 mJ/cm2，遠(yuǎn)小于美國(guó)國(guó)家標(biāo)準(zhǔn)（American National Standards，ANSI）規(guī)定的激光安全標(biāo)準(zhǔn)[31]。數(shù)字延遲脈沖發(fā)生器（DG538，中科思遠(yuǎn)，中國(guó)）用于同步激光器和數(shù)據(jù)采集，觸發(fā)頻率被設(shè)置為100 Hz。光聲信號(hào)被一個(gè)圓形非聚焦超聲換能器（奧索電子科技，中國(guó)，中心頻率：1 MHz，帶寬：0.39～1.61 MHz，晶圓直徑：8 mm）接收，首先經(jīng)過(guò)自制的低噪放大器（放大倍數(shù)：40 dB，帶寬：0.05～15 MHz）進(jìn)行放大，再由示波器（Picoscope5000D，Pico科技，英國(guó)，采樣率：62.5 MHz）采集后實(shí)時(shí)存儲(chǔ)到計(jì)算機(jī)中。試驗(yàn)組織被放置在充滿脫氣去離子水的有機(jī)玻璃水缸中央的支架上，外接一個(gè)控溫水池循環(huán)水進(jìn)行組織加熱，使組織溫度在34～41 ℃范圍內(nèi)均勻升溫。使用2個(gè)測(cè)量精度為0.01 ℃的K型熱電偶探針連接到多通道溫度測(cè)量?jī)x（TP00-16Q，鉑電科技，中國(guó)，重復(fù)頻率：10 Hz），一個(gè)從包埋試驗(yàn)組織的仿體下表面插入組織，并使熱電偶熱結(jié)節(jié)處于接收換能器聲軸下方；另一個(gè)放置在水缸中用于監(jiān)測(cè)水溫，保證水缸中脫氣去離子水溫度分布均勻。校準(zhǔn)多通道溫度測(cè)量?jī)x系統(tǒng)時(shí)鐘與計(jì)算機(jī)系統(tǒng)時(shí)鐘，以便于將光聲信號(hào)和溫度數(shù)據(jù)進(jìn)行同步。

仿體溫度提升范圍設(shè)置為34～41 ℃（該溫度下組織性質(zhì)不變），每隔0.25 ℃采集一組該溫度下的光聲信號(hào)。為避免隨機(jī)噪聲干擾，在每一個(gè)溫度記錄點(diǎn)共采集100次光聲信號(hào)取平均值作為該溫度點(diǎn)的光聲信號(hào)，每2個(gè)信號(hào)點(diǎn)的間隔時(shí)間為0.01 s。為了更好地探索光聲信號(hào)與溫度之間的關(guān)系，水浴加熱的升溫速率為15 min/℃以保持仿體溫度分布的均勻性，因此，光聲信號(hào)取平均過(guò)程中采集的每個(gè)光聲信號(hào)可視為在同一溫度值下所采集的。

2" 結(jié)果與分析

2.1" 試驗(yàn)驗(yàn)證基于非線性光聲評(píng)估組織熱凝固的原理

為了驗(yàn)證熱凝固前后的不同組織格魯內(nèi)森參數(shù)具有不同溫度依賴性，本試驗(yàn)在720 nm波長(zhǎng)下，采用溫度可控的水浴法精確調(diào)整樣品溫度，對(duì)熱凝固前后的牛心和牛肉組織進(jìn)行了試驗(yàn)。

在34～41 ℃溫度變化范圍內(nèi)，采集了牛心組織和牛肉組織熱凝固前后的光聲信號(hào)并在每個(gè)溫度點(diǎn)進(jìn)行了平均處理，最后在34 ℃的位置對(duì)光聲信號(hào)幅值進(jìn)行歸一化，并在整個(gè)試驗(yàn)溫度范圍內(nèi)用線性函數(shù)進(jìn)行了最小二乘擬合。其中圖3（a）和圖3（c）分別表示牛心和牛肉熱凝固前后的仿體實(shí)物圖，圖3（b）和圖3（d）分別表示不同狀態(tài)下牛心、牛肉組織的光聲信號(hào)峰峰值與溫度關(guān)系。從圖3（b）和圖3（d）中可以看出，不同狀態(tài)（性質(zhì)）下組織的光聲信號(hào)峰峰值與溫度呈線性相關(guān)，R2均大于0.9。根據(jù)圖3（b）牛心組織的試驗(yàn)結(jié)果表明，雖然熱凝固前后組織的光聲信號(hào)峰峰值均隨溫度的升高而增加，但是熱凝固前的新鮮牛心組織斜率明顯大于熱凝固后的牛心組織，新鮮牛心組織的歸一化斜率為0.057 09，而將這塊組織熱凝固后的歸一化斜率為0.029 63，熱凝固后的歸一化斜率表現(xiàn)為熱凝固前組織的51.9%，這是格魯內(nèi)森參數(shù)與溫度關(guān)系體現(xiàn)出來(lái)組織狀態(tài)特異性的結(jié)果。根據(jù)圖3（d）牛肉組織的試驗(yàn)結(jié)果表示，熱凝固前的新鮮牛肉組織斜率明顯大于熱凝固后的牛肉組織，新鮮的牛肉組織的歸一化斜率為0.064 86，而將這塊組織熱凝固后的歸一化斜率為0.033 04，熱凝固后的歸一化斜率表現(xiàn)為熱凝固前組織的50.94%，與牛心組織的試驗(yàn)結(jié)果具有相似的規(guī)律性。試驗(yàn)結(jié)果表明，2種肌肉熱凝固后比熱凝固前的歸一化斜率顯著減小，歸一化斜率的減小量有望用于區(qū)分熱凝固前后的組織狀態(tài)。

2.2" 溫升范圍對(duì)于組織狀態(tài)評(píng)估準(zhǔn)確性的影響

為了探究人體表初始溫度一定溫升范圍對(duì)于組織狀態(tài)評(píng)估準(zhǔn)確性的影響，對(duì)36 ℃和37 ℃溫度下的不同組織，分別用3 ℃和4 ℃兩種升溫進(jìn)行了10組的重復(fù)性試驗(yàn)，如圖4所示。

由圖4（a）和圖4（b）結(jié)果顯示，在升溫為3 ℃，初始溫度為36 ℃和37 ℃時(shí)，正常與熱凝固后的牛心和牛肉組織試驗(yàn)結(jié)果整體規(guī)律符合試驗(yàn)預(yù)期，即熱凝固后的組織歸一化斜率小于正常組織，結(jié)果表明，在升溫為3 ℃，初始溫度為37 ℃時(shí)，歸一化斜率可以區(qū)分組織狀態(tài)。由圖4（c）和圖4（d）結(jié)果顯示，初始溫度為36 ℃和37 ℃時(shí)，升溫4 ℃能夠區(qū)分出正常與熱凝固后的牛心組織和牛肉組織。

2.3" 初始溫度對(duì)于組織狀態(tài)評(píng)估準(zhǔn)確性的影響

為了驗(yàn)證上述試驗(yàn)規(guī)律的魯棒性，探索初始溫度的適用范圍，本研究控制溫度升高的截止溫度為41 ℃且保持恒定，探究初始溫度變化對(duì)正常與熱凝固后組織歸一化斜率的影響，對(duì)正常與熱凝固后牛心和牛肉組織做了10組的重復(fù)性試驗(yàn)，如圖5所示。

對(duì)于圖5（a）所示的牛心組織而言，可以看出在截止溫度為41 ℃時(shí)，當(dāng)初始溫度在37 ℃及以下時(shí)，即控制溫度區(qū)間大于等于4 ℃，本方法能夠有效區(qū)別正常與熱凝固后的牛心組織。由于存在系統(tǒng)噪聲，當(dāng)初始溫度從37 ℃逐漸增高時(shí)，用于計(jì)算的數(shù)據(jù)集越來(lái)越小，導(dǎo)致歸一化斜率的抖動(dòng)范圍越來(lái)越大，正常與熱凝固后組織的歸一化斜率開(kāi)始重合。從圖中可以看到，當(dāng)初始溫度從34 ℃逐漸增加到40 ℃時(shí)，熱凝固后組織的歸一化斜率比正常組織分別降低了55.36%、53.34%、53.26%、58.21%、63.47%、52.81%及-41.71%。

對(duì)于圖5（b）所示的牛肉組織而言，可以看出在截止溫度為41 ℃時(shí)，當(dāng)初始溫度在38 ℃及以下時(shí)，即溫度區(qū)間大于3 ℃，正常組織斜率大于熱凝固后的組織，且在大于3 ℃區(qū)間范圍內(nèi)歸一化斜率能夠區(qū)分正常與熱凝固后的組織。本方法在牛心和牛肉兩種組織上呈現(xiàn)出相似的試驗(yàn)規(guī)律，即在34～37 ℃溫度范圍內(nèi)，通過(guò)將組織升溫至41 ℃，利用光聲的非線性原理，將光聲信號(hào)幅值與溫度的歸一化斜率作為一個(gè)評(píng)估指標(biāo)能夠有效且準(zhǔn)確地評(píng)估組織是否發(fā)生熱凝固。同樣，當(dāng)初始溫度從34 ℃逐漸增加到40 ℃時(shí)，熱凝固后的組織歸一化斜率比正常組織分別降低了55.31%、55.35%、54.72%、54.76%、62.69%、61.92%及13.64%。

3" 討論

已提出的光聲評(píng)估組織熱凝固狀態(tài)的方法中，大多是基于光吸收的原理，但是組織熱凝固前后的光吸收規(guī)律還未研究清楚，且光通量的校準(zhǔn)一直是長(zhǎng)期存在的問(wèn)題[22]。針對(duì)以上問(wèn)題，本文提出的基于格魯內(nèi)森參數(shù)的溫度依賴性評(píng)估熱凝固的方法，可獲得一個(gè)只與組織熱膨脹系數(shù)溫度依賴性有關(guān)的參數(shù)：歸一化斜率。熱凝固前后的兩種肌肉組織的研究表明，熱凝固后組織的歸一化斜率均出現(xiàn)了顯著下降，與本文利用的組織熱凝固脫水導(dǎo)致溫度依賴性下降的原理相符[30]。因此，歸一化斜率有望作為一種新的對(duì)比度用于熱凝固的評(píng)估。

不同溫升和初始溫度的試驗(yàn)驗(yàn)證了本文采用的系統(tǒng)的溫度適用范圍，結(jié)果表明當(dāng)溫升截止溫度為41 ℃，初始溫度小于38 ℃（溫升超過(guò)3 ℃）時(shí)，可根據(jù)歸一化斜率將正常與熱凝固后的組織狀態(tài)完全區(qū)分開(kāi)，根據(jù)熱療的相關(guān)文獻(xiàn)[25-26]可知，溫升到41 ℃對(duì)于人體是安全的，同時(shí)初始溫度小于38 ℃也符合實(shí)際人體皮膚的溫度范圍。因此，本文提出的方法具有在臨床應(yīng)用的潛力。此外，試驗(yàn)結(jié)果顯示肌肉組織發(fā)生熱凝固后，歸一化斜率相較于正常組織下降了52.81%～63.47%，這提示本文提出的方法在溫升范圍小于3 ℃時(shí)，若已知正常組織的歸一化斜率，可根據(jù)歸一化斜率的減小量來(lái)評(píng)估組織狀態(tài)。

綜上，本文通過(guò)多次重復(fù)試驗(yàn)驗(yàn)證了提出的基于非線性光聲的組織熱凝固評(píng)估技術(shù)原理具有可行性。該技術(shù)原理有望應(yīng)用于非侵入性地評(píng)估激光治療、聚焦超聲治療后是否產(chǎn)生熱凝固組織，未來(lái)在臨床上還可以擴(kuò)展為組織含水量評(píng)估等更多組織狀態(tài)評(píng)估。同時(shí)本文中采取的加熱方式對(duì)淺表組織的成分評(píng)估的適用性更強(qiáng)，對(duì)于不同的應(yīng)用需求可采用不同的加熱方式，例如對(duì)更深層次的組織進(jìn)行性質(zhì)評(píng)估，可采取中強(qiáng)度聚焦超聲等穿透更深的加熱方式，將在今后的工作中進(jìn)行進(jìn)一步的研究。

參考文獻(xiàn)：

[1] ADEMAJ A，VELTSISTA D P，GHAGJAR P，et al. Clinical evidence for thermometric parametersto guide hyperthermia treatment[J].Cancers，2022，14（3）：625-682.

[2] CHICHEL A， SKOWRONEK J， KUBASZEWSKA M， et al.Hyperthermia-description of a method anda review of clinical applications[J].Reportsof Practical Oncology and Radiotherapy，2007，12（5）：267-275.

[3] WU F， WANG Z B， CHEN W Z， et al. Extracorporeal high intensity focused ultrasoundablation in the treatment of 1038 patients with solid carcinomas in China： an overview[J].Ultrasonics Sonochemistry， 2004，11（3/4）：149-154.

[4] ABRAMS L R， KOCH M O， BAHLER C D. Focal High-Intensity Focused Ｕl(shuí)trasound Ａblation of the Ｐrostate[J].J Endourol，2021，35（S2）：S24-S32.

[5] SKANDALAKIS G P，RIVERA D R， RIZEA C D， et al. Hyperthermia treatment advances for braintumors[J]. International Journal of Hyperthermia，2020，37（2）：3-19.

[6] SOKOLOVSKAYA O I， ZABOTNOV S V， GOLOVAN L A，et al. Prospects for using silicon nanoparticles fabricated by laser ablation in hyperthermia of tumours[J]. QuantumElectronics，2021，51（1）：64-72.

[7] 梁國(guó)海，邢達(dá).用于腫瘤光熱治療的有機(jī)納米材料研究進(jìn)展[J].中國(guó)激光，2018，45（2）：241-250.

[8] IZZO F， GRANATA V，GRASSI R，et al. Radiofrequency ablation and microwave ablation in liver tumors： an update[J]. The Oncologist， 2019，24（10）：e990-e1005.

[9] CHEN X， XING D， QIN H，et al. Controlling dielectric loss of biodegradable black phosphorus nanosheets by iron-ion-modification for imaging-guided microwave thermoacoustic therapy[J]. Biomaterials， 2022，287：121662.

[10] DAMIANOU C， IOANNIDES K， HADJISAVVAS V， et al. In vitro and in vivo brain ablation created by high-intensity focused ultrasound and monitored by MRI[J]. IEEE Transactions on Ultrasonics Ferroelectrics and Frequency Control， 2009，56（6）：1189-1198.

[11] HYNYNEN K. MRIgHIFU： a tool for image-guided therapeutics[J]. Journal of Magnetic Resonance Imaging， 2011，34（3）：482-493.

[12] SEO J， TRAN B C， HALL T L， et al. Evaluation of ultrasound tissue damage based on changes inimage echogenicity in canine kidney[J]. IEEE Transactions on Ultrasonics Ferroelectrics and Frequency Control， 2005，52（7）：1111-1120.

[13] RAIKO J， KOSKENSALO K， SAINIO T. Imaging-based internal body temperature measurements：The journal temperature toolbox[J]. Temperature， 2020，7（4）：363-388.

[14] LI J， PU K. Development of organic semiconducting materials for deep-tissue optical imaging， phototherapy and photoactivation[J]. Chemical Society Reviews， 2019，48（1）：38-71.

[15] ATTIA A B E， BALASUNDARAM G， MOOTHANCHERY M， et al. A review of clinical photoacoustic imaging： Current and future trends[J]. Photoacoustics， 2019，16：100144.

[16] ESENALIEV R O. 25 years of biomedical optoacoustics： From idea to optoacoustic imaging and theranostics[C]// Photons Plus Ultrasound： Imaging and Sensing 2019，2019，10878：46-53.

[17] PRAMANIK M， WANG L V. Thermoacoustic and photoacoustic sensing of temperature[J]. Journal of Biomedical Optics， 2009，5（14）：67-73.

[18] ZHOU Y，LI M，LIU W，et al.Thermal Memory based photoacoustic imaging of temperature[J]. Optica， 2019，6（2）：198-205.

[19] STAUFFER P R，RODRIGUES D B，HAEMMERICH D， et al. Thermal Ｔherapy Ａpplications of Ｅlectromagnetic Ｅnergy[J].Biological and Medical Aspects of Electromagnetic Fields，2018：305-343.

[20] CUI H， STALEY J， YANG X. Integration of photoacoustic imaging and high-intensity focused ultrasound[J]. Journal of Biomedical Optics， 2010，15（2）：021312.

[21] WANG L V， WU H. Biomedical optics： principles and imaging[M]. John Wiley and Sons， 2012：261-262.

[22] JIN H， ZHANG R， LIU S， et al. A single sensor dual-modality photoacoustic fusion imaging for compensation of light fluencevariation[J]. IEEE Transactions on Biomedical Engineering，2019，66（6）：1810-1813.

[23] LARIN K V， LARINA I V， ESENALIEV R O. Monitoring of tissue coagulation during thermotherapy using optoacoustictechnique[J]. Journal of Physics D： Applied Physics， 2005，38（15）：2645-2653.

[24] CHITNIS P V， BRECHT H P F， SU R， et al. Feasibility of optoacoustic visualization of high-intensity focused ultrasound-induced thermal lesions in live tissue[J]. Journal of Biomedical Optics，2010，15（2）：021313.

[25] 馬勝林，肖紹文，吳稚冰，等.腫瘤熱療中國(guó)專家共識(shí)[J].實(shí)用腫瘤雜志，2020，35（1）：1-10.

[26] KOK H P， VAN STAM G， SIJBRANDS J， et al. Clinical use of a waveguide hyperthermia system for superficial tumors with deep infiltration[C]//2017 47th European Microwave Conference，2017：868-871.

[27] BAMBER J C，HILL C R. Ultrasonic attenuation and propagation speed in mammalian tissues as a function of temperature[J]. Ultrasound in Medicine and Biology，1979，5（2）：149-157.

[28] BIANCHI L， CAVARZAN F， CIAMPITTI L， et al. Thermophysical and mechanical properties of biological tissues as a function of temperature： A systematic literature review[J]. International Journal of Hyperthermia， 2022，39（1）：297-340.

[29] PRAMANIK M， WANG L V. Thermoacoustic and photoacoustic sensing of temperature[J]. Journal of Biomedical Optics， 2009，14（5）：054024.

[30] NIKITIN S M， KHOKHLOVA T D， PELIVANOV I M. Temperature dependence of the optoacoustic transformation efficiency in ex vivo tissues for application in monitoring thermal therapies[J]. Journal of Biomedical Optics， 2012，17（6）：061214.

[31] LUND D J. The co-evolution of the ANSI Z136. 1 standard for safe use of lasers and the underlying bioeffects data base[C]//International Laser Safety Conference， 2017.

基金項(xiàng)目：國(guó)家自然科學(xué)基金青年科學(xué)基金項(xiàng)目（62201103，62101083）；重慶自然科學(xué)基金面上項(xiàng)目（cstc2021jcyj-msxmX0739，cstc2021jcyj-msxmX0104）；中國(guó)博士后科學(xué)基金（2020M683260）

第一作者簡(jiǎn)介：劉柯岑（1998-），女，碩士研究生。研究方向?yàn)楣饴暅y(cè)溫。

*通信作者：?jiǎn)翁扃鳎?990-），女，博士，副教授。研究主向?yàn)楣饴暢上瘛?/p>