CN106455994A - 光声装置 - Google Patents

Abstract

本发明涉及一种包含处理单元的光声装置，该处理单元被配置为对于多个定时中的每一个获得照射关注区域的光量，被配置为对于所述多个定时中的每一个通过使用基于照射关注区域的光量的加权因子来加权存储在存储单元中的接收信号组中的相应的一个，以及被配置为基于分别与所述多个定时对应的多个被加权的接收信号组来获得关于关注区域的被检体信息。

Description

光声装置

技术领域

本发明涉及光声装置。

背景技术

迄今为止，诸如光声成像装置和超声回声成像装置的光声装置作为基于用于诸如活体的被检查的被检体的声学成像的技术的设备已被提出，其中，从被检体的内部接收声波，以获得关于被检体的内部的信息。

例如，光声成像装置特别适用于皮肤癌或乳腺癌的诊断。光声成像装置越来越被期望用作医疗设备，以替代用于这种诊断中的现有装置，诸如超声回声诊断装置、X射线装置和磁共振成像(MRI)装置。

诸如可见光或近红外光的测量光对生物组织的照射通过吸收测量光的能量导致生物组织内的光吸收物质的瞬间膨胀，该光吸收物质例如为诸如血红蛋白的血液中的物质，从而导致声波的产生。该现象被称为光声效应，并且产生的声波也被称为光声波。

光声成像装置测量这种光声波以将关于生物组织的信息可视化。用于基于这种光声效应进行层析成像的技术也被称为光声成像(PAI)。

光声成像使得能够对与被检体的内部的吸收系数有关的信息进行成像。吸收系数是由生物组织吸收的光学能量与入射在生物组织上的光学能量的比率。与吸收系数有关的信息的例子包括初始声压，该初始声压是产生光声波时的声压。初始声压与光学能量和吸收系数的乘积成比例。因此，对初始声压值进行适当的处理，以确定吸收系数。

另外，吸收系数依赖于生物组织的成分的浓度。因此，可基于吸收系数获得成分的浓度。特别地，通过使用更可能被血液中的血红蛋白吸收的波长的光，可以获得氧合血红蛋白与还原血红蛋白浓度的比率，另外还可以获得生物组织的氧饱和度。诸如在识别活体中的肿瘤组织或者肿瘤周围的组织的情况下，氧饱和度分布的分析将有望应用于医疗诊断。

PTL 1公开了如下的技术，该技术用于根据通过扫描用光照射被检体的光源和接收光声波的电气机械转换元件两者在多个位置处获得的接收信号来形成光声图像。

引文列表

专利文献

PTL 1：日本专利公开No.2010-22812

发明内容

本发明的一个方面提供一种光声装置，该光声装置包括：被配置为用光照射被检体的照射单元；探测器，包含多个换能器并且被配置为接收从被光照射的被检体产生的声波并且输出接收信号组；存储单元，被配置为存储从所述多个换能器输出的接收信号组；和处理单元，被配置为获得关于被检体中的关注区域的被检体信息。照射单元在多个定时处在不同的位置处用光照射被检体。每当被检体被光照射时探测器接收声波，并且探测器输出分别与所述多个定时对应的多个接收信号组。存储单元存储所述多个接收信号组。处理单元：对于所述多个定时中的每一个，获得照射关注区域的光量，对于所述多个定时中的每一个，通过使用基于照射关注区域的光量的加权因子来加权存储在存储单元中的接收信号组中的相应的一个，以及，基于分别与所述多个定时对应的多个被加权的接收信号组来获得关于关注区域的被检体信息。

附图说明

图1是根据第一实施例的光声装置的示意图。

图2是示出根据第一实施例的信号处理单元的配置的示意图。

图3是根据第一实施例的被检体信息获取方法的流程图。

图4A是示出根据第一实施例的探测器和光学***的扫描的示图。

图4B是示出根据第一实施例的探测器和光学***的扫描的示图。

图5A是示出根据第一实施例的扫描位置处的被检体中的光量的示图。

图5B是示出根据第一实施例的扫描位置处的被检体中的光量的示图。

图6是根据第二实施例的光声装置的示意图。

图7A是示出根据第二实施例的探测器的细节的示图。

图7B是示出根据第二实施例的探测器的细节的示图。

图7C是示出根据第二实施例的探测器的细节的示图。

图7D是示出根据第二实施例的探测器的细节的示图。

图8A是示出在z方向上观看的、根据第二实施例的x-y面上的探测器的扫描的示图。

图8B是示出在y方向上观看的、根据第二实施例的x-y面上的探测器的扫描的示图。

图8C是示出在z方向上观看的、根据第二实施例的x-y面上的探测器的扫描的示图。

图9是在z方向上观看的、根据第二实施例的x-y面上的探测器的扫描的示图。

图10是示出例子的效果的计算模型的示图。

图11A是示出例子中的伪像的减少的示图。

图11B是示出例子中的伪像的减少的示图。

具体实施方式

以下将参照附图描述本发明的一些示例性实施例。注意，在以下的描述中提供的部件的尺寸、材料、形状和相对位置等可根据应用本发明的实施例的装置的各种条件和配置适当地改变，并且不意在将本发明的范围限于以下的实施例。

本发明涉及用于检测从被检查的被检体(以下，称为“被检体”)传播的声波并且产生并获得关于被检体的内部的被检体信息的技术。因此，本发明的方面可提供光声装置及其控制方法、被检体信息获取方法和信号处理方法。本发明的其它方面可提供用于导致包括诸如中央处理单元(CPU)的硬件资源的信息处理装置执行以上描述的方法的程序和存储程序的存储介质。

根据本发明的方面的光声装置包括利用光声层析成像技术的装置，该光声层析成像技术用于用光(电磁辐射)照射被检体并且接收(或检测)根据光声效应在被检体中或者在被检体的表面上的特定位置上产生并且传播的声波。这种光声装置基于光声测量获得图像数据等的形式的关于被检体的内部的被检体信息，并因此也被称为光声成像装置。

在光声装置中获得的被检体信息表示通过用光照射被检体产生的声波的源分布或者被检体中的初始声压分布。作为替代地，被检体信息表示可从初始声压分布得到的光学能量吸收密度分布或吸收系数分布、或构成组织的物质的浓度分布。被检体信息的特定例子包括诸如氧合血红蛋白和还原血红蛋白浓度的分布或者使用氧合血红蛋白和还原血红蛋白浓度的分布确定的氧饱和度分布的血液成分分布，以及脂肪、胶原蛋白和水分的分布。

这里，使用的术语“声波”通常指的是超声波，并且被用于包括称为音波或声波的弹性波。通过使用光声效应产生的声波被称为光声波或者光学超声波。通过使用探测器从声波转换的电信号也被称为声信号。

在本说明书中，当被检体和用光照射被检体的位置(以下，称为“照射位置”)处于一定的相对位置关系中时分别从多个换能器输出的多个时序接收信号被统称为时序接收信号组。

第一实施例

以下将参照附图详细描述本发明的实施例。相同或类似的部件基本上被赋予相同的附图标记，并且不在本文中被描述。

根据第一实施例的光声装置的配置

图1是光声装置的示意图。现在将描述光声装置的部件中的每一个。光声装置包括光源110、光学***120、包含多个换能器131的探测器130、扫描单元140、信号处理单元150、显示单元160和输入单元170。被检体100是测量的对象。扫描单元140在被检体100之上扫描探测器130和光学***120。

图2是示出信号处理单元150和信号处理单元150周围的部件的配置的细节的示意图。信号处理单元150包含控制单元151、运算单元152和存储单元153。

控制单元151经由总线200控制光声装置的部件的操作。并且，控制单元151将以下描述的描述被检体信息获取方法的程序加载到运算单元152中，以使得光声装置实现被检体信息获取方法，该程序被存储在存储单元153中。

存储单元153存储描述被检体信息获取方法的程序。并且，存储单元153暂时存储来自各单元的输入和输出数据，以执行整个装置的成像操作，以使得能够在各单元之间交换数据。注意，各单元可包含数据存储单元，以与存储单元153分开地执行单独的处理。

首先，从光源110产生的光穿过光学***120，并且被检体100被作为脉冲光121的光照射。由于光声效应，在被检体100中产生光声波。然后，探测器130接收传播的声波，并且获得时序接收信号组。该位置被称为第一扫描位置。

然后，扫描单元140扫描光学***120和探测器130以在第二扫描位置处执行上述的一系列的测量操作，并且将接收信号存储在存储单元153中。当在所有的扫描位置处执行测量并且完成存储单元153中的接收信号组的存储时，信号处理单元150基于存储在存储单元153中的针对各扫描位置的接收信号组来产生被检体信息，并且导致在显示单元160上显示被检体信息。

通过使用各个扫描位置处的接收信号将包含光吸收体101的关注区域成像导致在关注区域内的不存在光吸收体101的部分中出现伪像。信号处理单元150通过在将构成关注区域的最小单位成像时基于获得各接收信号的最小单位中的光量将加权因子加权到各扫描位置的接收信号，来抑制伪像的出现。并且，通过考虑基于光量的加权因子的处理获取关于关注区域的被检体信息(即初始声压或吸收系数)，从而以高定量获得被检体信息。

将详细描述根据本实施例的光声装置的部件。

被检体100和光吸收体101

现在将描述被检体100和光吸收体101，但它们不是根据本发明的本实施例的光声装置的部分。根据本发明的本实施例的光声装置被设计为主要用于诸如人或动物的恶性肿瘤或诸如血管疾病的疾病的诊断以及化学治疗期间的后续观察等。因此，被检体被假定为活体，具体而言，为诸如人或动物的***、颈部或腹部内的要被诊断的身体部位。

还假定被检体内的光吸收体是被检体内的相对高光学吸收系数的物体。例如，在人的身体为测量对象的情况下，氧合血红蛋白或还原血红蛋白、包含大量的氧合血红蛋白或还原血红蛋白的血管或者包含大量的新血管的恶性肿瘤是作为测量对象的光吸收体。另外，颈动脉壁内的血小板沉积等也是测量对象。

光源110

光源110优选为能够产生几纳秒到几微秒的量级的脉冲光的脉冲光源。具体而言，关于光声波的有效产生，优选光源110能够产生具有约10纳秒的脉冲宽度的光。希望由光源110产生的光具有允许光传播穿过被检体内部的波长。具体而言，在被检体为活体的情况下，波长的范围优选为500nm(包含)～1200nm(包含)。如果要确定比较接近活体的表面的生物组织的光学特性值分布，那么可以使用比上述的波长区域宽的波长区域(例如，400nm～1600nm)。

光源110可以是激光器和发光二极管。激光器可以是各种类型中的任一种，包括例如固态激光器、气体激光器、染料激光器和半导体激光器。可用于本实施例中的激光器的例子包括翠绿宝石激光器、钇-铝-石榴石激光器和钛-蓝宝石激光器。

光学***120

从光源110发射的光通过光学***120形成为希望的光分布形状，并且被引导到被检体100中。光学***120通常包含诸如透镜和镜子的光学部件。光可通过使用诸如光纤的光学波导传播。光学部件可包含例如反射光的镜子，会聚或者放大光以改变光的形状的透镜，分散、折射和反射光的棱镜，允许光传播的光纤和使光漫射的漫射器。可以使用能够以希望的形状用从光源110发射的光照射被检体的任何光学部件。

来自光学***120要照射被检体100的光的强度可被事先设定并且存储在存储单元153中。控制单元151驱动光源110以用设定强度的照射光照射被检体100。作为替代地，光源110或光学***120可具有光强度传感器。在这种情况下，实际发射的光的一部分可被测量以确定照射光的强度，并且照射光的强度可被存储在存储单元153中。

如果能够以从光源110发射的光为希望的光照射被检体100，那么可能未必使用光学***120。

探测器130

探测器130包含作为能够检测声波的元件的换能器131和容纳换能器131的外壳。

换能器131接收光声波，并且将光声波转换成作为模拟信号的电信号。换能器131可以是能够接收光声波的任何器件，诸如基于压电现象、光学共振和电容变化的器件。

光声波的频率成分的范围一般为100kHz～100MHz。因此，优选能够检测这种频率的器件被用作换能器131。

探测器130优选包含以阵列状被布置的多个换能器131。因此，通过光对被检体100的单次照射产生的光声波可在多个位置处被获取，从而导致用于成像的信息量的增加和图像质量的改善。

扫描单元140

扫描单元140移动探测器130和光学***120对于被检体100的相对位置。扫描单元140可包含用于扫描的驱动单元和用于扫描控制的单独的控制单元。扫描单元140可被配置为在扫描期间输出关于探测器130和光学***120的扫描位置信息，该扫描位置信息用于后面描述的光量分布的计算或初始声压的计算。扫描单元140与本发明的移动单元对应。

扫描使得被检体100中的大的区域能够作为关注区域被成像。换能器131一般在其前方向上具有最高的接收灵敏度。从光学***120照射的脉冲光121通过在被检体100内散射被扩展，这里，光量在执行照射的前方向为高。由于光声波的幅度与光量成比例，因此，在换能器131表现高的接收灵敏度的前方向上接收在执行光照射的前方向上产生的光声波，从而导致信号噪声(SN)比的增大。因此，希望扫描单元140在保持探测器130与光学***120之间的位置关系的同时同步扫描探测器130和光学***120，使得可在换能器131表现高的接收灵敏度的方向上照射脉冲光121。

根据本实施例的光源110、光学***120和扫描单元140的组合与本发明的照射单元对应。只要照射单元被配置为在多个定时处在不同的位置处用光照射被检体100，照射单元就可具有以上描述的配置以外的任何配置，例如，照射单元可包含多个光源，并且可被配置为从各光源向不同的位置发射光。

信号处理单元150

如图2所示，信号处理单元150包含控制单元151、运算单元152和存储单元153。信号处理单元150与本发明的处理单元对应。

控制单元151通常包含诸如CPU的元件。

运算单元152通常包含诸如CPU、图形处理单元(GPU)或模拟数字(A/D)转换器的元件或诸如现场可编程门阵列(FPGA)或专用集成电路(ASIC)的电路。运算单元152还可包含信号放大器。通过换能器131从声波转换的电信号是模拟信号，并因此一般被转换成数字信号并然后被放大。运算单元152可能未必包含单个元件或者单个电路，并且可包含多个元件或电路。另外，在被检体信息获取方法中执行的处理操作可由任何元件或电路执行。执行处理操作的器件一般被称为根据本实施例的运算单元。

存储单元153通常包含存储介质，该存储介质的例子包含只读存储(ROM)、随机存取存储器(RAM)和硬盘。存储单元153可能未必包含单个存储介质，并且可包含多个存储介质。

优选地，信号处理单元150被配置为提供多个信号的同时的流水线处理。这可减少获取被检体信息所花费的时间。

在被检体信息获取方法中执行的各个处理操作可作为要由运算单元152执行的程序存储在存储单元153中。注意，存储程序的存储单元153是非易失性记录介质。

信号处理单元和多个换能器可位于共用的外壳中。可在位于外壳内的信号处理单元中执行信号处理的一部分，可通过位于外壳外面的信号处理单元执行信号处理的剩余的部分。在这种情况下，位于外壳内外的信号处理单元可被统称为根据本实施例的信号处理单元。

显示单元160

显示单元160是被配置为显示从信号处理单元150输出的被检体信息的器件。显示单元160通常是液晶显示器等，或者可以是任何其它类型的显示器，诸如等离子显示器或有机电致发光(EL)显示器或场发射显示器(FED)。

可与根据本实施例的光声装置分开地设置显示单元160。

输入单元170

输入单元170是被配置为允许用户规定希望的信息以向信号处理单元150输入该希望的信息的部件。输入单元170的例子包括键盘、鼠标、触摸板、拨盘和按钮。当触摸板被用作输入单元170时，触摸板可以是显示单元160也用作输入单元170的一种。可与根据本实施例的光声装置分开地设置输入单元170。

根据第一实施例的被检体信息获取方法

下面，将参照图3描述根据本实施例的被检体信息获取方法的步骤。通过控制光声装置的各部件的操作的控制单元151执行这些步骤。

S100：光照射被检体的内部以产生光声波的步骤

由光源110产生的光穿过光学***120，并且用作为脉冲光121的产生光照射被检体100。然后，脉冲光121在被检体100内被吸收，由于光声效应，产生光声波。

S200：接收光声波以及获取接收信号组的步骤

在本步骤中，探测器130接收(或检测)光声波，并且换能器131输出时序接收信号p(r_i,t)，这里，r_i表示待用于成像的第i个换能器131的位置矢量，t表示时间。在本实施例中，光照射定时被设定为t＝0。

S300：存储接收信号组的步骤

在本步骤中，从多个换能器131输出的时序接收信号组被存储在存储单元153中。接收信号与探测器130和光学***120的扫描位置相关联地被存储。优选地，照射被检体100的光的强度也与扫描位置相关联地被存储。利用照射被检体100的光的强度可使得能够在S500中更精确地获取被检体100中的关注区域内的光量。

S400：扫描探测器130和光学***120的步骤

在本步骤中，探测器130和光学***120被扫描并且移动到下一位置。在探测器130和光学***120移动之后，重复执行S100～S300的测量操作。如果在所有位置处完成测量，那么完成扫描操作，处理前进到S500。

S500：获取关注区域中的光量的步骤

在本步骤中，运算单元152在各扫描位置处计算关注区域中的光量。如果关注区域包含多个最小成像单位(诸如体素)，那么计算各最小单位的光量，即，关注区域内的光量分布。光量的计算可通过有限元方法、有限差方法或Monte Carlo方法等基于描述诸如活体的吸收和散射光的介质中的光学能量的行为的输送方程或扩散方程的数值解。如果被检体100的形状等简单，那么可通过使用输送方程或扩散方程的解析解来计算光量。在S300中存储在存储单元153中的照射光的强度可被加载到运算单元152中，并且可用于光量的计算以实现更精确的计算。

作为替代地，用户可通过使用输入单元170指定关于用光照射被检体100的区域的信息，以允许运算单元152获取关注区域中的光量。例如，用户可指定从光学***120照射的光的尺寸(诸如斑点直径)，并且通过在照射方向上扩展光的指定尺寸获得的区域中的光量可被设定为1，否则被设定为0。作为替代地，用户可直接键入用光照射被检体100的区域，并且指定区域中的光量可被设定为1，否则被设定为0。在上述的情况下，获取关注区域中的光量所需要的运算量可减少。并且，在上述的情况下，用于在后面描述的S600中计算关注区域中的初始声压的数据条数可减少。

输送方程或扩散方程需要至少两个参数，即，代表被检体的光学吸收特性的吸收系数和代表被检体的光散射特性的散射系数。上述的参数可基于被检者的年龄的统计值、与该统计值的平均对应的活体的典型值或者通过使用与根据本实施例的装置不同的用于测量上述的参数的装置获得的值。

如果在本步骤中计算的关注区域中的光量小于或等于阈值，那么关注区域中的光量可被视为0。这可减少待被用于在后述的S600中计算关注区域中的初始声压的数据的条数。阈值可被事先设定，或者可由用户通过使用输入单元170被键入。

获取的光量与扫描位置相关联地针对各扫描位置被存储在存储单元153中。

S600：计算关注区域中的初始声压的步骤

在本步骤中，计算关注区域中的初始声压。如果关注区域包含多个最小成像单位(诸如体素)，那么计算各最小单位的初始声压，即，关注区域中的初始声压分布。

例如，可通过使用由式(1)给出的通用背投影方法计算初始声压。

[数学式1]

这里，r₀表示指示成像位置的位置矢量，p₀(r₀,t)表示成像位置处的初始声压，c表示被检体100中的声速。另外，△Ω_i表示从成像位置观看第i个换能器131的立体角，N表示待被用于成像的换能器131的个数。

式(1)表示，时序接收信号p(r_i,t)经受诸如微分的处理并且乘以立体角的加权因子并且经受延迟求和。不包含式(1)中的微分和立体角加权的式(2)也使得能够成像，并且如果使用式(2)，那么本发明的本质不受影响。下面为了便于描述，使用式(2)。

[数学式2]

在本实施例中，使用分别在多个扫描位置处获得的多个接收信号组以执行成像。因此，将式(2)扩展到多个扫描操作的情况产生式(3)。

[数学式3]

这里，r_i ^j表示第j个扫描位置处的用于成像的第i个换能器131的位置矢量，N_s表示执行扫描的次数，N_j表示第j个扫描操作中用于重构的换能器131的数量。

并且，式(3)通过乘以在S500中获取的各扫描位置的光量被加权，从而产生式(4)。

[数学式4]

在式(4)中，表示在第j个扫描位置处执行光照射时的成像位置r₀处的光量，表示基于光量的加权项。数量等于N_j的换能器131的接收信号组经受延迟求和，其基本上等同于光量被照射N_j次。因此，乘以N_j。因此，获得加权的接收信号。

为了补偿由于分子中的的乘法导致的接收信号的绝对值的变化，在式(4)的分母中也乘以

控制单元151将存储在存储单元153中的式(4)的算法、在S300中获取的接收信号组和在S500中获取的光量加载到运算单元152中，并且导致运算单元152实现式(4)的算法。因此，获得关注区域中的初始声压，并且将其存储在存储单元153中。

现在将描述通过式(4)的伪像的减少。

首先，将参照图4A和图4B描述伪像的出现。图4A和图4B示出探测器130和光学***120的扫描。在图4A和图4B中，为了便于描述，在两个位置(N_s＝2)处执行基于扫描的测量，并且使用单个换能器131(N_j＝1，j＝1,2)。

考虑不存在光吸收体101的区域410的成像。在这种情况下，如式(5)所示的那样修改用于成像的式(3)。

[数学式5]

图4A示出第(j＝1)个扫描位置，并且式(5)的分子中的第一项表示j＝1处的接收信号。在图4A中，绘制具有等于区域410的宽度的半径|r₁ ¹-r₀|且中心处于换能器131处的圆弧420揭示光吸收体101包含于圆弧420内。因此，接收信号的时间t＝|r₁ ¹-r₀|/c包含光吸收体101的初始声压的幅度。即，式(5)的分子中的第一项包含光吸收体101的初始声压的幅度。

图4B示出第(j＝2)个扫描位置，并且式(5)的分子中的第二项表示j＝2处的接收信号。在图4B中，以与分子第一项类似的方式绘制圆弧430揭示光吸收体101不存在于圆弧430内。因此，接收信号的时间t＝|r₁ ²-r₀|/c不包含光吸收体101的初始声压的幅度。

如上所述，扫描位置j＝2处的接收信号不在区域410内提供光吸收体101的成像(式(5)的分子第二项)，而扫描位置j＝1处的接收信号以在区域410内存在光吸收体101的方式提供区域410的成像(式(5)的分子第一项)。在圆弧420上的区域中出现上述的现象，从而导致沿圆弧420出现伪像。

下面将描述通过式(4)的伪像的减少。图5A和图5B是示出图4A和图4B所示的各扫描位置处的被检体100中的光量的示图。图5A和图5B分别示出扫描位置j＝1和j＝2，并且被检体100内光到达的范围分别由510和520表示。这里，为了简化描述，范围510和520内的光量被设定为1，范围510和520外面的光量被设定为0。

考虑利用根据本实施例的装置的区域410的成像。在这种情况下，如式(6)所示的那样修改用于成像的式(4)。

[数学式6]

这里，表示扫描位置j＝1处的区域410中的光量，表示扫描位置j＝2处的区域410中的光量。参照图5A，区域410位于范围510外面，因此，成立。参照图5B，区域410位于范围520内，因此，成立。

将以上给出的值代入式(6)产生式(7)。

[数学式7]

式(7)揭示，用成像区域中的光量加权接收信号允许会导致伪像出现的项p(r₁ ¹,t＝|r₁-r₀|/c)的消除。

实际上，被检体100中的光量可能未必等于0或1，并且光具有强度分布。由于被检体100的光学吸收特性和光散射特性，照射被检体100的光的强度随距照射位置的距离的增大而指数地衰减。区域410和光的照射位置在扫描位置j＝1处相互远离，并且在扫描位置j＝2处相互接近。因此，满足因此，在式(6)中，会导致伪像出现的p(r₁ ¹,t＝|r₁ ¹-r₀|/c)项贡献出小的量，从而导致实际实现减少伪像的效果。在光量被二值化(诸如0和1)的情况下，或者在光量通过使用阶段表被转换成多级值的情况下，任意的阈值被确定并且基于强度分布被应用于光量可能是足够的。

对于在关注区域中的光量等于0时接收的信号组，可通过使用0的光量权重(即在不使用信号组的情况下)获得关注区域中的初始声压。这减少待被用于获得关注区域中的初始声压的数据的条数，从而使得能够迅速地获取初始声压。

对于在关注区域中的光量低于阈值时接收的信号组，可在不使用信号组的情况下获得关注区域中的初始声压。这也减少用于获得关注区域中的初始声压的数据的条数，从而使得能够迅速地获取初始声压。

在本实施例中，光量自身被用作加权因子。可以利用基于光量的任何其它加权因子以实现优点。例如，与光量成比例的值可被用作加权因子。作为替代地，例如，在检测到与光量的幂成比例的非线性光声波以获得被检体信息的情况下，光量的幂或与光量的幂成比例的值可被用作加权因子。

以上的描述还适用于使用多个换能器131并且执行扫描的次数大于或等于三的情况。改变换能器131的数量和执行扫描的次数不影响本发明的本质。

S700：获取关注区域中的实质光量的步骤

在本步骤中，获得关注区域中的实质光量。为了在S900中获得作为关于关注区域的被检体信息的吸收系数，需要关注区域中的实质光量。

吸收系数μ(r₀)和初始声压p(r₀)具有式(8)的关系。

[数学式8]

p₀(r₀)＝Γ·μ(r₀)·Φ(r₀)···(8)

这里，Γ表示通过将被检体100的体积膨胀系数与声速的平方的乘积除以恒压比热获得的所谓的Gruneisen系数。已知Gruneisen系数对于活体等具有基本上恒定的规定值。另外，Φ(r₀)表示位置r₀处的平均光量。在本实施例中，平均光量是通过将各扫描位置处的关注区域中的光量平均化获得的值。根据式(8)，将初始声压除以平均光量和Gruneisen系数以获得关注区域的吸收系数μ(r₀)。

其中考虑各扫描位置处的关注区域中的光量的平均光量Φ(r₀)由式(9)表达。

[数学式9]

如上所述，N_j个信号的组经受延迟求和，以计算初始声压，这基本上与在各扫描位置处施加N_j次光等同。因此，在式(9)中，各扫描位置处的光量乘以N_j。

在本实施例中，在S600中对初始声压的计算加权光量。即，各扫描位置处的实质光量等于通过用相同的光量加权光量获得的光量。因此，在本实施例中，平均光量Φ′(r₀)由式(10)表达。

[数学式10]

在式(10)的分子中，通过相同的光量加权光量。因此，为了补偿由于加权导致的绝对值的变化，在分母中也乘以相同的光量。

式(10)表示有助于通过用光量加权接收信号组获得的初始声压的实质平均光量。实质平均光量被称为实质光量。

控制单元151将存储在存储单元153中的式(10)的算法和在S500中获取的光量加载到运算单元152中，并且导致运算单元152实现式(10)的算法。因此，以上述的方式获得关注区域中的实质光量Φ′(r₀)，并将其存储在存储单元153中。

S800：获取关注区域的吸收系数的步骤

在本步骤中，通过利用在S600中获取的关注区域中的初始声压和在S700中获取的关注区域中的实质光量的校正，获得关注区域的吸收系数。

控制单元151将存储在存储单元153中的在S600中获取的初始声压p(r₀)和在S700中获取的实质光量Φ(r₀)加载到运算单元152中，并且导致运算单元152根据式(8)计算关注区域的吸收系数μ(r₀)。通过上述的校正，获得关注区域的吸收系数μ(r₀)并且将其存储在存储单元153中。

S900：显示关注区域的吸收系数的步骤

在本步骤中，在显示单元160上显示在S800中获取的关注区域的吸收系数。运算单元152对关注区域的吸收系数执行诸如亮度转换的处理，使得在显示单元160上显示吸收系数，以产生吸收系数的图像数据，并且将图像数据输出到显示单元160。在显示单元160上显示的吸收系数是具有高的定量性且伪像的出现被抑制的信息，并因此是适于诸如医师的操作员执行诊断等的信息。运算单元152可导致在显示单元160上显示关于被检体100中的特定位置的被检体信息的值。

在本实施例中，作为例子，获得吸收系数作为被检体信息。作为替代地，可获得在S600中获取的初始声压作为被检体信息，并且可在S900中显示它。作为其替代，可以获得和显示多个波长的被检体信息。作为替代方案，可以使用与多个波长对应的吸收系数以获得被检体中的物质的浓度，并且，可显示得到的浓度作为被检体信息。

在本实施例中，在完成所有扫描(测量)操作之后获得被检体信息。作为替代地，可在执行扫描操作的同时获得被检体信息。例如，可以执行以下的处理：在紧接着在S200中接收光声波之后，计算式(4)和式(10)的分子并且计算式(4)和式(10)的分母。然后，单独地在存储单元153中对分子和分母的计算结果进行求和。术语“求和”指的是将各扫描位置的计算结果加在一起。

当完成所有扫描操作时，省略S500的处理，并且，在S600中，将式(4)的分子的求和值除以分母的求和值以获得初始声压。在S800中，式(10)的分子的求和值除以分母的求和值以获得实质光量。并行地执行扫描和计算可减少获得被检体信息所需要的时间。另外，不是所有的接收信号都需要存储在存储单元153中，从而导致存储器区域的减小。

另外，在获得吸收系数作为被检体信息的情况下，由于式(4)和式(10)的分母相同，因此，可仅对式(4)和式(10)的分子执行上述的求和运算。即，省略S600和S700的处理，并且，在S800中，将式(4)的分子的求和值除以式(10)的分子的求和值(和Gruneisen系数Γ)以获得吸收系数。

在本实施例中，对各扫描位置通过光量加权接收信号组，以获得被检体信息。作为替代地，所有的扫描操作可被分成多个组，并且各组可被视为单个扫描操作。即，假定在各组内的各扫描位置处同时施加光照射，并且通过组合同一组内的各扫描位置处的探测器130获得的虚拟探测器，接收光声波。

具体而言，在组内的各扫描位置处照射的脉冲光束121被视为被同时照射，并且计算关注区域中的光量。通过使用包含于虚拟探测器中的所有换能器131的接收信号来计算初始声压。通过相应组的接收信号组加权以上述的方式获得的各组的光量，并且各组被视为单个扫描操作以实现式(4)。

例如，考虑在图4A和图4B中也可在与图纸垂直的方向上扫描探测器130和光学***120的情况。在这种情况下，与图纸平行的方向上的扫描操作被视为单个组，并且在与图纸垂直的方向上对扫描操作实现式(4)。如上所述，在实现减少伪像的效果的同时减少运算单元152中的运算量，从而导致获取被检体信息的时间的减少。

因此，在根据本实施例的被检体信息获取方法中，可以能够获得具有高的定量性以及减少的伪像的被检体信息。

第二实施例

将描述根据第二实施例的光声装置。该光声装置包括具有用于接收光声波的换能器的探测器，使得换能器位于球面上。在第二实施例中，与第一实施例相同或类似的部件基本上被赋予相同的附图标记，并且不在这里被描述。

根据第二实施例的光声装置的配置

图6是根据本实施例的光声装置的示意图。现在将描述该光声装置的部件中的每一个。该光声装置包括光源110、光学***620、具有多个换能器611的探测器610、扫描单元630、信号处理单元150和显示单元160。被检体100是测量对象。扫描单元140在被检体100上扫描探测器610和光学***620。

光学***620

根据本实施例的光学***620与探测器610一体化形成。当通过扫描单元140扫描探测器610时，也在被检体100上扫描光学***620。

探测器610

在本实施例中，探测器610具有球面形状。在测量期间，如图6所示，探测器610在其中安装被检体100，并且接收光声波。

图7A～7D是示出探测器610的细节的示图。图7A和图7B示出其中螺旋状布置换能器611的探测器610。图7C和图7D示出其中径向地布置换能器611的探测器610。图7A和图7C是在图6中的z方向上观看的探测器610的示图，图7B和图7D是在图6中的y方向上观看的探测器610的示图。在任一情况下，换能器611被布置在球面上以覆盖探测器610。换能器611被配置为在各种角度上接收由被检体100产生的光声波，从而导致获得比平面探测器多的信息量。特别地，可以获得在形成为球面的探测器610的曲率中心附近产生的关于光声波的大量的信息。在向探测器610的曲率中心发射脉冲光的情况下，在曲率中心附近产生的光声波的声压相对增大。在这种情况下，由于光声波的产生声压高的区域与以高的灵敏度接收产生的光声波的区域重叠，因此，曲率中心附近的部分优选被加权大的加权因子以进行重构。

在图7A～7D中，换能器611被螺旋地或径向地布置。但是，换能器611的布置不限于该图案。例如，换能器611可以按格子图案被布置在球面上。

用允许光声波传播的介质填充探测器610与被检体100之间的空间。优选地，允许传播光声波的该介质在介质与被检体100或换能器611之间的界面上提供声学特性的匹配，并且具有尽可能高的光声波透过率。

扫描单元630

扫描单元630在被检体100上相对扫描探测器610和光学***620。在图6中，扫描单元630在x-y面上扫描探测器610和光学***620。

图8A～8C是示出在z方向上观看的x-y面上的探测器610的扫描的示图。通过扫描单元630沿轨迹810在x-y面内扫描探测器610。图8A～8C是示出探测器610的曲率中心位于十字标记(x)处时的探测器610的示图。轨迹810可以为例如图8A中的螺旋状、图8B中的圆形或图8C中的直线状等。图8C所示的实线示出探测器610的曲率中心位于十字标记820处时的探测器610。图8C所示的虚线示出探测器610的曲率中心位于十字标记830处时的探测器610。轨迹810的形状不限于上述的那些，并且轨迹810可以为任何形状。

以上述的方式，在被检体100上扫描探测器610使得能够在更多的角度上在更多的位置处接收光声波，从而增大获得被检体信息的信息量并且提高被检体信息的精度。特别地，可在被检体信息的成像中提高分辨率和对比度等。另外，可在图6中的z方向上扫描探测器610，以提高图像质量。

根据第二实施例的被检体信息获取方法

与第一实施例类似，根据本实施例的光声装置通过图3所示的步骤获取被检体信息。通过控制光声装置的各部件的操作的控制单元151实现这些步骤。步骤基本上与在第一实施例中描述的步骤相同，并且不在这里被描述。

将参照示出在y方向上观看的图8C中的扫描的图9，描述根据本实施例的被检体信息的成像中的伪像的减少。

图9是在y方向上观看的探测器610的曲率中心分别位于图8C中的十字标记820和830中的每一个处时的探测器610的示图。范围910和911代表被检体100内在各扫描位置处照射的光到达的区域。如上述的第一实施例那样定义术语“光到达的范围”。

在图9的部分(a)中，区域410和圆弧420与以上在第一实施例中描述的那些相同。圆弧420与图9的部分(a)所示的换能器611有关。与第一实施例同样，区域410包含于圆弧420内。因此，根据作为现有光声装置的用于成像的方程的式(3)在区域410中出现光吸收体101的伪像。根据本实施例的光声装置使用式(4)以用于成像，并且区域410位于光到达的范围910外面。因此，包含光吸收体101的信号的换能器611的接收信号通过具有小值的光量被加权。

相反，在图9的部分(b)中，区域410位于范围911内。因此，不包含光吸收体101的信号的换能器611的接收信号通过具有大值的光量被加权。因此，图9的部分(b)中的接收信号大大有助于区域410的成像，从而导致由光吸收体101导致的伪像的减少。

在第二实施例中，光声装置被配置，使得通过使用不同的扫描方法扫描具有与第一实施例不同的形状的探测器610。这种光声装置也可通过使用由用于成像的式(4)中的表达式给出的根据本发明的实施例的被检体信息获取方法来减少伪像。即，只要通过例如扫描光学***在不同的条件下照射光，不管扫描方法或换能器的布局如何，根据本发明的实施例的被检体信息获取方法就都是适用的。

例子

以下，将描述根据第一或第二实施例的被检体信息获取方法的仿真结果。

假定使用图10所示的计算模式(数值体模)。

数值体模的尺寸在x方向、y方向和z方向上分别为100mm、30mm和60mm。数值体模的光学特性值为：吸收系数μa为与活体的吸收系数一样大的0.005每mm，散射系数μs′为与活体的散射系数一样大的1每mm，Gruneisen系数Γ为1。数值体模包含分别具有1mm的直径和0.05每mm的吸收系数μa的六个光吸收体。光吸收***于x＝50mm和y＝15mm的位置和z＝5、15、25、35、45和55mm的位置处。

分别形成为分别具有1mm的边的矩形形状的换能器被布置在x方向上的20个列和y方向上的30个行中，并且构成600个元件的探测器。探测器在x方向上以1mm的间隔在x-y面上扫描。用于照射光的光学***分别在x方向和y方向上在20mm和30mm的范围上照射光。以1mm的间隔用探测器同步扫描光学***。执行扫描，直到x＝100mm处的数值体模的边界。

首先，在图10所示的数值体模中，在各扫描位置处计算数值体模中的光量分布。通过使用各扫描位置处的照射光作为光源通过用有限元方法求解扩散方程来计算光量分布。将各光吸收***置处的光量乘以光吸收体的吸收系数，以获得光声波的初始声压。通过使用初始声压和描述光声波的传播的波方程的解析解来计算由各换能器器检测的光声波，以获得接收信号。对所有扫描位置执行上述的操作。

然后，对式(4)应用在各扫描位置处获得的光量分布和接收信号以计算数值体模中的初始声压分布。并且，对式(10)应用各扫描位置处的光量分布，以计算实质光量分布。

将初始声压分布除以实质光量分布，以将吸收系数分布成像。在图10所示的成像区域(在x方向上为50mm、在z方向上为60mm)上执行成像。

为了比较，还通过使用作为用于成像的现有方程的式(3)来计算吸收系数分布的图像。

图11A和图11B示出作为上述的计算的结果被获得的吸收系数分布图像。图11A和图11B示出通过将y方向上的最大值投影于x-z面上而获得的图像(最大强度投影(MIP))。图11A示出基于式(3)获得的现有图像，图11B示出基于式(4)的本发明的图像。图11A和图11B揭示，在图11B所示的本发明的图像中的相应区域中，在图11A中可见的虚线所示的区域中的伪像减少。

如上所述，本发明的实施例可提供使得能够减少伪像的出现的光声装置。本发明的另一实施例可提供能够获取具有高的定量性以及减少的伪像的被检体信息的光声装置。

其它实施例

本发明的实施例还可以由***或装置的计算机实现，该***或装置的计算机读取并且执行记录在存储介质(例如非暂时性计算机可读存储介质)上的计算机可执行指令以便执行本发明的一个或多个上述实施例的功能，以及可由该***或装置的计算机，例如通过从存储介质读取并执行计算机可执行指令以执行一个或多个上述实施例的功能而执行的方法，实现本发明的实施例。该计算机可以包括一个或多个中央处理单元(CPU)，微处理单元(MPU)或其他电路，并且可以包括分离的计算机或者分离的处理器的网络。该计算机可执行指令可例如被从网络或者存储介质提供给计算机。存储介质可以包括，例如，硬盘、随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)、分布式计算***的存储设备、光盘(诸如压缩盘(CD)、数字通用盘(DVD)或者蓝光盘(BD)^TM)、闪速存储器设备和存储卡等中的一个或多个。

虽然已参照示例性实施例描述了本发明，但应理解，本发明不限于公开的示例性实施例。所附权利要求的范围应被赋予最宽泛的解释以包含所有这样的变更方式以及等同的结构和功能。

本申请要求在2014年5月14日提交的美国专利申请No.61/993132的权益，其通过引用全文并入本文。

Claims (11)

1.一种光声装置，包括：

照射单元，被配置为用光照射被检体；

探测器，包含多个换能器并且被配置为接收从被光照射的被检体产生的声波并且输出接收信号组；

存储单元，被配置为存储从所述多个换能器输出的接收信号组；以及

处理单元，被配置为获得关于被检体中的关注区域的被检体信息，其中，照射单元在多个定时处在不同的位置处用光照射被检体，

其中，每当被检体被光照射时探测器接收声波，并且探测器输出分别与所述多个定时对应的多个接收信号组，

其中，存储单元存储所述多个接收信号组，以及

其中，处理单元：

对于所述多个定时中的每一个，获得照射关注区域的光量，

对于所述多个定时中的每一个，通过使用基于照射关注区域的光量的加权因子来加权存储在存储单元中的接收信号组中的相应的一个，以及

基于分别与所述多个定时对应的多个被加权的接收信号组获得关于关注区域的被检体信息。

2.根据权利要求1所述的光声装置，其中，处理单元：

基于被加权的接收信号组中的相应的一个针对所述多个定时中的每一个获得初始声压、基于照射关注区域的光量将加权因子加权到针对所述多个定时中的每一个照射关注区域的光量，以计算所述多个定时中的每一个的实质光量，以及

基于初始声压和实质光量对所述多个定时中的每一个获得被检体信息。

3.根据权利要求1或2所述的光声装置，其中，处理单元针对所述多个定时中的每一个通过使用关注区域中的光量作为加权因子来加权接收信号组中的相应的一个。

4.根据权利要求1～3中的任一项所述的光声装置，其中，在关注区域中的光量低于阈值的情况下，处理单元针对所述多个定时中的每一个通过使用0的加权因子来加权接收信号组中的相应的一个。

5.根据权利要求1～4中的任一项所述的光声装置，还包括被配置为输入关于用光照射被检体的区域的信息的输入单元，其中，处理单元基于输入到输入单元的关于用光照射被检体的区域的信息来获得关注区域中的光量。

6.根据权利要求1～5中的任一项所述的光声装置，其中，处理单元通过使用基于被检体的光学吸收特性和光散射特性的输送方程或扩散方程来获得关注区域中的光量。

7.根据权利要求1～6中的任一项所述的光声装置，其中，探测器形成为具有球形表面，并且多个换能器位于球形表面上。

8.根据权利要求1～7中的任一项所述的光声装置，还包括被配置为显示被检体信息的显示单元。

9.根据权利要求1～8中的任一项所述的光声装置，其中，照射单元包含光源、被配置为将来自光源的光引导到被检体中的光学***和被配置为关于被检体移动光学***的移动单元。

10.根据权利要求9所述的光声装置，其中，在保持光学***与探测器之间的位置关系的同时，移动单元关于被检体移动光学***和探测器。

11.一种信号处理方法，所述信号处理方法用于基于分别与多个定时对应的多个接收信号组来获得关于被检体中的关注区域的被检体信息，所述多个接收信号组是响应于在所述多个定时处在不同的位置处用光照射被检体产生的声波的接收而从多个换能器输出的，所述信号处理方法包括以下步骤：

对于所述多个定时中的每一个，获得照射关注区域的光量，

对于所述多个定时中的每一个，通过使用基于照射关注区域的光量的加权因子来加权从所述多个换能器输出的接收信号组中的相应的一个，以及

基于分别与所述多个定时对应的多个被加权的接收信号组获得关于关注区域的被检体信息。