一種基于雙波長(zhǎng)的光聲測(cè)溫技術(shù)?

廖宇1)2) 簡(jiǎn)小華2) 崔崤峣2)? 張麒1)?

1)(上海大學(xué)通信與信息工程學(xué)院,上海 200444)

2)(中國(guó)科學(xué)院蘇州生物醫(yī)學(xué)工程技術(shù)研究所,蘇州215163)

一種基于雙波長(zhǎng)的光聲測(cè)溫技術(shù)?

廖宇1)2) 簡(jiǎn)小華2) 崔崤峣2)? 張麒1)?

1)(上海大學(xué)通信與信息工程學(xué)院,上海 200444)

2)(中國(guó)科學(xué)院蘇州生物醫(yī)學(xué)工程技術(shù)研究所,蘇州215163)

(2017年1月9日收到;2017年4月1日收到修改稿)

光聲測(cè)溫是一種利用光聲效應(yīng)來(lái)進(jìn)行溫度監(jiān)控的新方法,具有非侵入式、高靈敏度和探測(cè)深度較深等優(yōu)點(diǎn).但現(xiàn)有的單波長(zhǎng)光聲測(cè)溫方法極易受到系統(tǒng)及測(cè)量環(huán)境干擾而導(dǎo)致測(cè)量精度降低.為了解決這一問(wèn)題,本文提出了一種雙波長(zhǎng)光聲溫度測(cè)量方法.在光聲測(cè)溫理論的基礎(chǔ)上,分析推導(dǎo)了雙波長(zhǎng)光聲測(cè)溫的基本原理,并進(jìn)行了仿體及離體組織樣品的雙波長(zhǎng)光聲測(cè)溫實(shí)驗(yàn).實(shí)驗(yàn)結(jié)果顯示,與傳統(tǒng)單波長(zhǎng)模式相比,雙波長(zhǎng)模式下的光聲溫度測(cè)量誤差明顯減小,測(cè)量精度平均提高35%以上.研究結(jié)果表明雙波長(zhǎng)光聲測(cè)溫方法能夠有效提高光聲溫度測(cè)量的精度和穩(wěn)定性,可作為一種更精準(zhǔn)的光聲溫度監(jiān)控方法應(yīng)用于醫(yī)療手術(shù)等領(lǐng)域.

光聲測(cè)溫,雙波長(zhǎng),溫度監(jiān)控

1 引言

光聲測(cè)溫是近幾年發(fā)展起來(lái)的一種新型溫度探測(cè)技術(shù),其基本原理是利用光聲效應(yīng)所產(chǎn)生的光聲信號(hào)與溫度之間的關(guān)系進(jìn)行目標(biāo)的溫度探測(cè)[1,2].該技術(shù)用于生物組織的原理是:由于聲波速度和物質(zhì)的熱膨脹系數(shù)等隨著組織溫度的改變而發(fā)生變化,導(dǎo)致組織所產(chǎn)生的光聲信號(hào)幅度隨組織溫度變化而波動(dòng),在一定溫度范圍內(nèi)(10—55?C)呈良好的線性關(guān)系,這為利用光聲信號(hào)進(jìn)行生物組織溫度測(cè)量提供了可能[3?7].

目前在醫(yī)學(xué)領(lǐng)域所使用的非接觸式的人體組織溫度探測(cè)方法有紅外熱成像、超聲溫度探測(cè)和核磁共振熱成像等.其中,紅外熱成像具有較高的靈敏度,但由于光的散射特性而穿透力較弱,多用于淺表層溫度探測(cè)[8].超聲測(cè)量方法具備較強(qiáng)的穿透能力,但在溫度分辨率上有所欠缺[9].而磁共振熱成像雖然兼穿透深度和分辨率的優(yōu)勢(shì),但設(shè)備體積龐大且成像時(shí)間過(guò)長(zhǎng)[10,11].因此,現(xiàn)有的組織溫度探測(cè)技術(shù)由于各自成像原理的限制仍分別具有一定的局限性,無(wú)法完全滿足臨床上光熱治療、射頻消融治療和光動(dòng)力治療等醫(yī)療過(guò)程對(duì)于組織溫度精確監(jiān)控的需要.而在光聲溫度測(cè)量技術(shù)中,光聲信號(hào)的產(chǎn)生取決于生物組織對(duì)激光的吸收,使得光聲溫度測(cè)量具備光學(xué)測(cè)量的高靈敏度與高分辨率的特性;而超聲波在組織中有良好的穿透性能,使得光聲信號(hào)具備探測(cè)表層以下組織的潛力;并且光聲探測(cè)能夠?qū)崿F(xiàn)實(shí)時(shí)的溫度顯示[12?14].因此,光聲測(cè)溫有潛力成為一種在探測(cè)靈敏度和穿透性能上都具有優(yōu)勢(shì)的無(wú)創(chuàng)的人體組織測(cè)溫方法.

光聲測(cè)溫技術(shù)在生物組織溫度監(jiān)控上的應(yīng)用目前已得到大量研究和實(shí)驗(yàn)的驗(yàn)證.2005年,Larina等[3]首次利用光聲信號(hào)進(jìn)行生物組織溫度測(cè)量,并證明了光聲測(cè)溫在腫瘤熱療手術(shù)中的應(yīng)用潛力.此后Pramanik和Wang[4]將光聲測(cè)溫與熱聲測(cè)溫技術(shù)結(jié)合,實(shí)現(xiàn)了光聲信號(hào)對(duì)溫度的實(shí)時(shí)探測(cè).2015年,Li等[15]嘗試了將光聲測(cè)溫技術(shù)結(jié)合到光熱治療中,對(duì)組織溫度進(jìn)行實(shí)時(shí)反饋,實(shí)現(xiàn)了光熱治療溫度的自動(dòng)控制.但在現(xiàn)有的研究報(bào)道中,光聲測(cè)溫都僅使用單個(gè)波長(zhǎng)的激光作為信號(hào)激發(fā)光源,在這種模式下,系統(tǒng)誤差諸如激光能量的波動(dòng)、換能器或目標(biāo)的微小移動(dòng)等、組織結(jié)構(gòu)的復(fù)雜度等[16,17]都會(huì)對(duì)測(cè)量結(jié)果造成影響.為了降低測(cè)量過(guò)程中隨機(jī)干擾的影響,本文提出了一種雙波長(zhǎng)光聲溫度測(cè)量方法.其基本思路是通過(guò)利用兩個(gè)不同波長(zhǎng)的激光作為光聲信號(hào)激發(fā)源,分別對(duì)同一目標(biāo)進(jìn)行快速的溫度探測(cè),并綜合兩個(gè)波長(zhǎng)下所從而獲得的測(cè)量結(jié)果從而獲得最終溫度探測(cè)結(jié)果.實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明,雙波長(zhǎng)光聲探測(cè)方法有助于提高溫度測(cè)量精確度、減小系統(tǒng)誤差、提升測(cè)量的穩(wěn)定性,有潛力成為一種更精準(zhǔn)和可靠的溫度探測(cè)方法而應(yīng)用于醫(yī)療等領(lǐng)域中.

2 雙波長(zhǎng)光聲測(cè)溫原理

在激光所帶來(lái)的熱量擴(kuò)散及體積脹縮可忽略不計(jì)的情況下,生物組織中的光聲效應(yīng)引起的聲壓P可表示為[3,18]

其中Γ表示格魯內(nèi)森系數(shù),F為光入射通量,z表示光的一維入射深度,μa為組織的光吸收系數(shù),μs為光散射系數(shù),g為不均勻因素,λ為激光波長(zhǎng).已有研究證明,格魯內(nèi)森系數(shù)與組織的局部溫度呈線性關(guān)系,表示為[5]

其中c為超聲波傳播速度,β為組織熱膨脹系數(shù),Cp為等壓比熱容,A和B為常數(shù),T為對(duì)應(yīng)的組織溫度.因此,光聲信號(hào)可以表示為

在本文中,采用雙波長(zhǎng)激光來(lái)激發(fā)光聲信號(hào),并獲取兩組光聲信號(hào)及溫度的測(cè)量結(jié)果.由于生物組織對(duì)不同激光波長(zhǎng)的吸收系數(shù)、光散射系數(shù)以及入射光通量等有所差異[19,20],因此,在采用λ1和λ2作為激發(fā)激光的雙波長(zhǎng)模式中,不同激光波長(zhǎng)下的兩組光聲信號(hào)可分別表示為

對(duì)應(yīng)地,雙波長(zhǎng)模式下所得到的組織溫度可以分別表示為

其中C和D為與探測(cè)波長(zhǎng)相關(guān)的常數(shù).

為了達(dá)到減小誤差、提升測(cè)量準(zhǔn)確度的目的,雙波長(zhǎng)光聲溫度測(cè)量法綜合兩組不同波長(zhǎng)下的測(cè)量溫度,得到最終的溫度測(cè)量結(jié)果Tdual:

式中f為雙波長(zhǎng)溫度的處理算法,為了計(jì)算方便,本文對(duì)兩組測(cè)量溫度采取平均處理的方式.

3 實(shí)驗(yàn)設(shè)置

圖1為實(shí)驗(yàn)系統(tǒng)結(jié)構(gòu)示意圖.樣品被放置在充滿水的水槽中,光學(xué)參量振蕩器(OPO)激光器(波長(zhǎng)范圍680—950 nm,脈寬為5 ns,脈沖能量約為20 mJ,重復(fù)頻率為10 Hz,PhocusTM,OPOTEK Inc.)發(fā)出的激光經(jīng)過(guò)準(zhǔn)直鏡后照射到樣品上,入射光斑直徑約為1 mm.超聲探頭為自制的中心頻率為20 MHz、帶寬為60%的非聚焦光聲探頭,尺寸為3 mm×1.2 mm,從樣品背面接收光聲信號(hào).實(shí)驗(yàn)時(shí),水槽底部放置一塊加熱板,用以均勻地對(duì)樣品進(jìn)行加熱.將一個(gè)測(cè)量精度約為0.1?C的電子溫度計(jì)(SSN-13E,YUWESE)放置在水槽中與樣品相對(duì)稱的位置,進(jìn)行溫度記錄,作為樣品的實(shí)際溫度對(duì)比標(biāo)準(zhǔn)[15].

圖1 實(shí)驗(yàn)系統(tǒng)結(jié)構(gòu)示意圖Fig.1.Schematic of experimental setup.

激光在樣品中所激發(fā)產(chǎn)生的光聲信號(hào)經(jīng)探頭接收后,首先經(jīng)過(guò)脈沖函數(shù)發(fā)生接收器(DPR500,OLYMPUS)放大,再由示波器(OP05034,Tek.Inc.)存儲(chǔ)和顯示,最終保存到計(jì)算機(jī)中.

為了進(jìn)行初步的雙波長(zhǎng)光聲測(cè)溫理論驗(yàn)證,我們首先采用成分較為單一的石墨仿體進(jìn)行實(shí)驗(yàn);得到初步的實(shí)驗(yàn)結(jié)果后,進(jìn)一步在離體的豬血組織中進(jìn)行實(shí)驗(yàn).其中石墨仿體密度約為2.25 g/cm3,直徑為3 mm;豬血凝塊密度約為1.05 g/cm3,尺寸為4 cm×3 cm×1 cm.仿體溫度提升范圍設(shè)置為26—47.5?C,離體組織樣品溫度范圍設(shè)置為23.5—48?C,每隔0.5?C記錄一次信號(hào).為避免隨機(jī)干擾,在每一個(gè)溫度記錄點(diǎn)共采集10個(gè)信號(hào)點(diǎn)取平均值作為該溫度點(diǎn)的光聲信號(hào),每?jī)蓚€(gè)信號(hào)點(diǎn)的間隔時(shí)間為0.1 s.

為了保證激光在樣品中有較高的穿透深度[21],以及光聲信號(hào)的強(qiáng)度,我們?cè)诮t外光波長(zhǎng)中分別選取了吸收較強(qiáng)的760和900 nm作為石墨仿體樣品的信號(hào)激發(fā)激光波長(zhǎng);選用820和860 nm的激光作為離體豬血樣品的信號(hào)激發(fā)激光波長(zhǎng)[22].不同波長(zhǎng)激光在同一溫度點(diǎn)間隔約2 s分別發(fā)射,并分別存取相應(yīng)光聲信號(hào);因?yàn)榧訜崞鲗?duì)水槽內(nèi)容物加熱緩慢(上升速度平均約為0.03?C/s),兩個(gè)激光波長(zhǎng)下所采集的信號(hào)可視為在同一溫度值下所采集.對(duì)同一樣品進(jìn)行兩組信號(hào)采集,將第一組采集到的信號(hào)與實(shí)際溫度進(jìn)行線性擬合得到該條件下樣品的溫度與光聲信號(hào)的數(shù)學(xué)模型;隨后,在同等溫度范圍和實(shí)驗(yàn)條件下采集第二組光聲信號(hào),利用第一組信號(hào)計(jì)算得出的數(shù)學(xué)模型推算組織溫度,并與實(shí)際溫度進(jìn)行比較驗(yàn)證.

4 結(jié)果與討論

4.1 仿體測(cè)量結(jié)果

圖2所示是在以石墨仿體為樣品的實(shí)驗(yàn)中,在760和900 nm激光下采集到的第一組信號(hào)所得到的組織溫度與光聲信號(hào)的擬合曲線,其相關(guān)系數(shù)分別為0.94和0.97.通過(guò)線性擬合得到了該實(shí)驗(yàn)條件下組織溫度T與光聲信號(hào)P的關(guān)系式,分別為T(λ1)=0.11P(λ1)?19.77和T(λ2)=0.09P(λ2)?23.62(如表1所列),并以此作為后續(xù)探測(cè)組織溫度的數(shù)學(xué)模型.

圖3是在不同激光波長(zhǎng)模式下采集的第二組信號(hào)通過(guò)對(duì)應(yīng)關(guān)系式計(jì)算得到的的仿體測(cè)量溫度與實(shí)際溫度的對(duì)比,圖中直線為標(biāo)準(zhǔn)擬合結(jié)果.圖3(a)和圖3(b)分別代表760和900 nm激光波長(zhǎng)下測(cè)量溫度與實(shí)際溫度的擬合結(jié)果,相關(guān)系數(shù)R都約為0.96.而圖3(c)所示的雙波長(zhǎng)模式下的擬合結(jié)果的相關(guān)系數(shù)達(dá)到0.98,比單波長(zhǎng)模式有著更高的擬合度.

圖2 仿體溫度與光聲信號(hào)幅度擬合曲線Fig.2.Linear fi t of temperature and amplitude of photoacoustic signal in phantom.

表1 仿體光聲溫度測(cè)量模型參數(shù)Table 1.Parameters of temperature measuring model for phantom.

為了量化分析各波長(zhǎng)模式下光聲測(cè)溫的準(zhǔn)確度,分別對(duì)其測(cè)量誤差進(jìn)行了計(jì)算和分析比較.圖4所示為不同激光波長(zhǎng)模式下仿體樣品溫度測(cè)量誤差的分布,圖中的直線代表實(shí)際溫度,作為對(duì)比標(biāo)準(zhǔn).其中,圖4(a)所代表的760 nm激光波長(zhǎng)和圖4(b)所代表的900 nm激光波長(zhǎng)所得到的測(cè)量標(biāo)準(zhǔn)誤差分別為1.38和1.25?C;而在雙波長(zhǎng)模式下,如圖4(c)所示,標(biāo)準(zhǔn)誤差為0.88?C,與兩個(gè)單波長(zhǎng)模式相比分別減少36%和30%.兩個(gè)單波長(zhǎng)模式下測(cè)量溫度的絕對(duì)誤差的標(biāo)準(zhǔn)方差分別為1.67和1.73?C,說(shuō)明在單波長(zhǎng)模式下溫度測(cè)量結(jié)果相對(duì)于標(biāo)準(zhǔn)參考值上下波動(dòng)較大.而雙波長(zhǎng)模式下的絕對(duì)誤差的標(biāo)準(zhǔn)方差為1.06?C,與單波長(zhǎng)模式相比分別減少37%和39%.表2總結(jié)了仿體光聲溫度測(cè)量結(jié)果的不同參數(shù).從實(shí)驗(yàn)結(jié)果可以得出結(jié)論:在仿體實(shí)驗(yàn)中,與單波長(zhǎng)模式相比,雙波長(zhǎng)方法明顯減小了測(cè)量誤差,并且顯著減小了測(cè)量誤差的波動(dòng),增加了系統(tǒng)測(cè)量的穩(wěn)定性.

圖3 仿體光聲測(cè)量溫度與實(shí)際溫度擬合結(jié)果(a)760 nm激光;(b)900 nm激光;(c)雙波長(zhǎng)綜合Fig.3.Temperature measured from photoacoustic signal versus actual temperature of phantom:(a)Laser of 760 nm;(b)laser of 900 nm;(c)dual-wavelengths.

圖4 仿體光聲測(cè)量溫度誤差分布(SE,標(biāo)準(zhǔn)誤差;SD,標(biāo)準(zhǔn)方差)(a)760 nm激光;(b)900 nm激光;(c)雙波長(zhǎng)綜合Fig.4.Deviation of temperature measured from photoacoustic signal and actual temperature for phantom(SE,standard error;SD,standard deviation):(a)Laser of 760 nm;(b)laser of 900 nm;(c)dual-wavelengths.

表2 仿體光聲溫度測(cè)量結(jié)果參數(shù)Table 2.Parameters of temperature measuring results for phantom.

4.2 離體組織樣品測(cè)量結(jié)果

在仿體中得到初步測(cè)量結(jié)果后,本文進(jìn)一步采用離體的豬血凝塊作為樣品進(jìn)行了光聲溫度測(cè)量實(shí)驗(yàn).圖5為離體組織樣品在820和860 nm波長(zhǎng)激光下采集的第一組信號(hào)所得到的組織溫度與光聲信號(hào)的擬合曲線,并得到了相應(yīng)的擬合關(guān)系式T(λ1)=0.38P(λ1)?25.22和T(λ2)=0.25P(λ2)?13.33(如表3所列);擬合結(jié)果的相關(guān)系數(shù)分別為0.97和0.95.將所得的擬合關(guān)系式作為離體組織中后續(xù)探測(cè)組織溫度的數(shù)學(xué)模型.

表3 離體組織光聲溫度測(cè)量模型參數(shù)Table 3.Parameters of temperature measuring model for ex vivo tissue.

圖6為離體組織在不同激光波長(zhǎng)模式下采集的第二組信號(hào)通過(guò)對(duì)應(yīng)關(guān)系式計(jì)算所得的組織測(cè)量溫度與實(shí)際溫度的擬合對(duì)比,圖中直線為標(biāo)準(zhǔn)擬合結(jié)果.圖6(a)為820 nm激光波長(zhǎng)下的擬合結(jié)果,圖6(b)為860 nm激光波長(zhǎng)下的擬合結(jié)果,兩者擬合系數(shù)都約為0.97;而圖6(c)為雙波長(zhǎng)模式下的擬合結(jié)果,擬合系數(shù)為0.99.

圖6 離體組織光聲測(cè)量溫度與實(shí)際溫度擬合結(jié)果(a)820 nm激光;(b)860 nm激光;(c)雙波長(zhǎng)綜合Fig.6.Temperature measured from photoacoustic signal versus actual temperature of ex vivo tissue:(a)Laser of 820 nm;(b)laser of 860 nm;(c)dual-wavelengths.

圖7為離體組織在不同波長(zhǎng)激光模式下所得到的光聲溫度測(cè)量誤差的分布.圖7(a)所示為820 nm激光波長(zhǎng)下測(cè)量結(jié)果的標(biāo)準(zhǔn)誤差約1.31?C;圖7(b)所示為860 nm激光波長(zhǎng)下測(cè)量結(jié)果的標(biāo)準(zhǔn)誤差約1.59?C.如圖7(c)所示,雙波長(zhǎng)模式下測(cè)量標(biāo)準(zhǔn)誤差被減小到0.90?C,與兩個(gè)單波長(zhǎng)模式相比分別減少31%和43%.在單波長(zhǎng)模式下誤差的標(biāo)準(zhǔn)方差分別為1.48和1.85?C,而在雙波長(zhǎng)模式中,這一數(shù)值為1.14?C,與單波長(zhǎng)模式相比分別減少23%和38%.表4為離體組織光聲溫度測(cè)量結(jié)果的參數(shù)總結(jié).由以上結(jié)果可以得出,在豬血的離體組織實(shí)驗(yàn)中,雙波長(zhǎng)方法也有效減小了測(cè)量誤差,提高了測(cè)量結(jié)果的精確度及穩(wěn)定性.

圖7 離體組織光聲測(cè)量溫度誤差分布(a)820 nm激光;(b)860 nm激光;(c)雙波長(zhǎng)綜合Fig.7.Deviation of temperature measured from photoacoustic signal and actual temperature for ex vivo tissue:(a)Laser of 820 nm;(b)laser of 860 nm;(c)dual-wavelengths.

表4 離體組織光聲溫度測(cè)量結(jié)果參數(shù)Table 4.Parameters of temperature measuring results for ex vivo tissue.

5 結(jié)論

利用光聲信號(hào)對(duì)生物組織溫度進(jìn)行實(shí)時(shí)探測(cè)是一種在醫(yī)學(xué)治療等領(lǐng)域十分有應(yīng)用前景的溫度探測(cè)技術(shù).本文在單波長(zhǎng)光聲溫度探測(cè)的基礎(chǔ)上提出了基于雙波長(zhǎng)的光聲溫度探測(cè)方法,并分別在石墨仿體和離體的豬血組織中進(jìn)行了實(shí)驗(yàn)驗(yàn)證.結(jié)果顯示,在仿體實(shí)驗(yàn)中,雙波長(zhǎng)光聲探測(cè)方法將測(cè)量誤差由單波長(zhǎng)下的1.38?C和1.25?C減小到0.88?C;在離體組織實(shí)驗(yàn)中,雙波長(zhǎng)探測(cè)方法使誤差由單波長(zhǎng)下的1.31?C和1.59?C減小到0.90?C.此外,無(wú)論是在仿體還是離體組織樣品中,雙波長(zhǎng)探測(cè)方法都明顯減小了實(shí)驗(yàn)結(jié)果偏差的波動(dòng),有效提高了探測(cè)的穩(wěn)定性.實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明,與原來(lái)的單波長(zhǎng)探測(cè)模式相比,本文提出的雙波長(zhǎng)光聲溫度探測(cè)方法,不論是在溫度測(cè)量準(zhǔn)確度還是穩(wěn)定性上都有著明顯更為優(yōu)越的效果.在后續(xù)的研究中,我們將會(huì)對(duì)光波長(zhǎng)的選擇對(duì)光聲測(cè)溫精確度的影響、多波長(zhǎng)光聲測(cè)溫的算法優(yōu)化及其在各類生物組織例如肝臟和脂肪的測(cè)量效果等進(jìn)行深入的探究.

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PACS:78.20.Pa,81.70.Cv,95.75.Qr,43.58.KrDOI:10.7498/aps.66.117802

Photoacoustic temperature measurement based on dual-wavelength method?

Liao Yu1)2)Jian Xiao-Hua2)Cui Yao-Yao2)?Zhang Qi1)?
1)(School of Communication and Information Engineering,Shanghai University,Shanghai 200444,China)
2)(Suzhou Institute of Biomedical Engineering and Technology,Chinese Academy of Sciences,Suzhou 215163,China)

9 January 2017;revised manuscript

1 April 2017)

Photoacoustic temperature measurement is a novel technique in which photoacoustic e ff ect is used to measure temperature.It has the advantages of non-invasiveness,high sensitivity and deep penetration depth,which is suitable for monitoring the temperature distribution for the safe deposition of heat energy and efficient destruction of tumor cells during thermotherapy or cryotherapy.However,the present reported methods usually use one single wavelength for photoacoustic temperature measuring and are vulnerable to systematic and environmental in fl uence,including the instability of system caused by fl uctuation of laser energy,position displacement of transducer,and tissue complexity,which could reduce the measuring accuracy and stability.To solve this problem,a new photoacoustic temperature measuring method by employing two laser wavelengths is proposed in this paper.Firstly a brief theoretical analysis of dual-wavelengths photoacoustic temperature method is performed based on the linear relationship between photoacoustic signal and tissue temperature under two di ff erent wavelengths.Then two di ff erent samples including phantom of graphite and ex vivo pig blood are experimented respectively.The experimental temperature is set to be in a range of 26?C–48?C,which is controlled by a precise hot plate.And for improving the detection accuracy,the dual-wavelengths are selected as 760 and 900 nm for graphite phantom,820 nm and 860 nm for ex vivo pig blood according to their absorption spectrum repetitively.The obtained results reveal that the temperature measuring correlation coefficients by dual-wavelength method can reach to 0.98 in graphite phantom and 0.99 in ex vivo tissue,respectively.And the average measurement deviation decreases to 0.88?C in dual-wavelength method from 1.31?C for the traditional single wavelength method for graphite phantom.While in ex vivo tissue,the measurement deviation decreases to 0.90?C in dual-wavelength method from the average value 1.45?C for the single wavelength method.Furthermore,the standard deviations of error are respectively reduced by an average of 38%in graphite phantom and an average of 30%in ex vivo tissue,respectively.These results indicate that the dual-wavelength method of photoacoustic temperature measurement can improve both the measuring accuracy and stability,and has a potential to be applied to medical therapy and other biomedical fi elds.

photoacoustic temperature measurement,dual-wavelengths,temperature monitoring

10.7498/aps.66.117802

?江蘇省國(guó)際科技合作項(xiàng)目(批準(zhǔn)號(hào):BZ2016023)、科技部重點(diǎn)研發(fā)項(xiàng)目(批準(zhǔn)號(hào):2016YFC0103302)、國(guó)家博士后面上項(xiàng)目(批準(zhǔn)號(hào):2015M581409)、江蘇省面上研究項(xiàng)目(批準(zhǔn)號(hào):BK20161235)和蘇州市前瞻性應(yīng)用研究(批準(zhǔn)號(hào):SYG201607,SZS201510,SYS201456)資助的課題.

?通信作者.E-mail:cuiyy@sibet.ac.cn

?通信作者.E-mail:zhangq@shu.edu.cn

?2017中國(guó)物理學(xué)會(huì)Chinese Physical Society

http://wulixb.iphy.ac.cn

*Project supported by the International Scienti fi c Collaboration Program of Jiangsu Province,China(Grant No.BZ2016023),the National Key Research and Development Program of the Ministry of Science and Technology of China(Grant No.2016YFC0103302),the National Post-doctoral General Program,China(Grant No.2015M581409),the General Program of Jiangsu Province,China(Grant No.BK20161235),and the Prospective Application Research of Suzhou,China(Grant Nos.SYG201607,SZS201510,SYS201456).

?Corresponding author.E-mail:cuiyy@sibet.ac.cn

?Corresponding author.E-mail:zhangq@shu.edu.cn