光聲成像裝置和光聲成像方法

2023-10-07 18:48:19 3

專利名稱：光聲成像裝置和光聲成像方法
技術領域：
本發明涉及光聲成像裝置和光聲成像方法。
背景技術：
在醫療領域中關於光學成像裝置的研究積極進展，所述光學成像裝置用於從諸如雷射的光源將光照射到生物組織上並且產生基於入射的光獲得的關於生物組織的信息作為圖像數據。包括光聲斷層掃描(PAT)的光聲成像是一種光學成像技術。在光聲成像的情況下，從光源產生的脈衝光被照射到生物組織上，並且從生物組織產生的聲波(彈性波，一般為超聲波)在多個位置處被檢測，該聲波吸收了在生物組織中傳播並擴散的脈衝光的能
量。換句話說，使用諸如腫瘤的被檢體區域和組織的另一區域之間的光學能量的吸收率的差異，在被檢體區域通過吸收照射的光學能量而瞬時膨脹時所產生的聲波被探針接收。通過數學分析該檢測信號，可以獲得生物組織中的光學特徵分布，特別是吸收係數分布。該信息可被用於定量地測量被檢體中的諸如包含於血液中的葡萄糖和血紅蛋白之類的特定物質。近年來，使用光聲成像來將小動物的血管成像的臨床前研究和將該理論應用來診斷乳腺癌等的臨床研究正在迅速進展(非專利文獻I)。在光聲成像中，在光被照射到其上的區域和用於檢測聲波的聲波探針的檢測表面處於被檢體的同一表面上的狀態下所執行的測量被稱為反射測量(或反射模式)。在反射測量的情況下，如果光被照射到探針的正下方的區域上以將光學能量有效地傳播到甚至是被檢體的深區域，那麼在來自探針的輸出信號中觀察到大的信號，該大的信號是由於通過探針的測量表面的正下方的被檢體的表面上的光吸收而產生的光聲波導致的。在這種情況下，觀察到一信號，該信號和從被檢體內的光吸收體產生的光聲信號相疊加，並且作為結果，光吸收體的光學特徵圖像劣化，這是一個問題。在非專利文獻2中提出用於解決該問題的方法。在非專利文獻2中，使用暗場照明方法，其中從探針的側邊照射光而不在探針的正下方照射光。根據該方法，由於不從探針的檢測表面的正下方的被檢體的表面產生大的光聲波，因此可以精確地測量從被檢體內的光吸收體產生的光聲波，並且可以產生被檢體內的光吸收體的圖像數據而不是其光學特徵劣化。[引文列表][非專利文獻]NPL I :「Photoacoustic imaging in biomedicine」Μ· Xu，L V. Wang，REVIEW OFSCIENTIFIC INSTURUMENT, 77，041104，2006NPL 2 IiiIn vivo dark-field reflection-mode photoacoustic microscopy』K.Maslov, G. Stoicaj L V. Wang, Optics Letters, Vol. 30，No. 6，625，200
發明內容
[技術問題]
但是，在光不被照射到探針的檢測表面的正下方的區域上的非專利文獻2的情況下，與將光照射到探針的檢測表面的正下方的區域上的情況相比，難以有效地將光傳播到生物組織中。因此，可被成像的區域(特別是深度方向上的區域)受到限制。鑑於以上情況，本發明的目的是提供一種技術，用於在光聲成像圖裝置中減小從被檢體的表面產生的光聲波的影響。[問題的解決方案]本發明提供了一種光聲成像裝置，包括
光源；多個檢測元件，用於檢測從被檢體的表面和所述被檢體內的光吸收體產生的聲波，並將聲波轉換成檢測信號，所述被檢體的表面和所述被檢體內的光吸收體吸收了從所述光源照射的光；以及信號處理器，用於基於由所述多個檢測元件檢測的檢測信號來產生圖像數據，其中所述信號處理器具有傅立葉變換器，用於在空間方向上對在相同的接收時間由所述多個檢測元件檢測的信號執行傅立葉變換以獲得空間頻率信號，以及逆傅立葉變換器，用於在從所述空間頻率信號中減小表現出小於預定頻率的分量之後執行逆傅立葉變換以獲得第二信號；以及所述信號處理器使用所述第二信號產生圖像數據。本發明還提供了一種光聲成像方法，包括信息處理器使多個檢測元件檢測從被檢體的表面和所述被檢體內的光吸收體產生的聲波、並將聲波轉換成檢測信號的步驟，所述被檢體的表面和所述被檢體內的光吸收體吸收了從光源照射的光；所述信息處理器在空間方向上對在相同的接收時間由所述多個檢測元件檢測的檢測信號執行傅立葉變換、並獲得空間頻率信號的步驟；所述信息處理器在從所述空間頻率信號中減小表現出小於預定頻率的分量之後執行逆傅立葉變換、並獲得第二信號的步驟；以及所述信息處理器使用所述第二信號產生圖像數據的步驟。本發明還提供了一種用於使信息處理器執行以下步驟的光聲成像程序使多個檢測元件檢測從被檢體的表面和所述被檢體內的光吸收體產生的聲波、並將聲波轉換成檢測信號的步驟，所述被檢體的表面和所述被檢體內的光吸收體吸收了從光源照射的光；在空間方向上對在相同的接收時間由所述多個檢測元件檢測的檢測信號執行傅立葉變換、並獲得空間頻率信號的步驟；在從所述空間頻率信號中減小表現出小於預定頻率的分量之後執行逆傅立葉變換、並獲得第二信號的步驟；以及使用所述第二信號產生圖像數據的步驟。[本發明的有利效果]根據本發明，可以在光聲成像裝置中減小從被檢體的表面產生的光聲波的影響。
參照附圖根據以下示例性實施例的描述，本發明的其它特徵將變得明顯。


圖I是描繪光聲成像裝置的配置的示圖；圖2是描繪檢測信號的處理的流程圖；圖3是描繪檢測信號的處理的示圖；圖4是描繪例子I的傅立葉變換的處理的示圖；圖5示出例子I的光聲成像裝置的配置和獲得的圖像；以及圖6示出例子2的光聲成像裝置的配置和獲得的圖像。
具體實施例方式現在將參照附圖詳細描述本發明。作為規則，用相同的附圖標記表示相同的構成元素，並且省略其重複描述。(光聲成像裝置)將參照圖I描述本實施例的光聲成像裝置的配置。本實施例的光聲成像裝置是用於產生被檢體內的光學特徵值信息作為圖像數據的裝置。光學特徵值信息通常指光吸收能量密度分布或吸收係數分布。作為基本硬體配置，本實施例的光聲成像裝置具有光源11、作為聲波檢測器的聲波探針17和信號處理器20。從光源11發射的脈衝光12被例如包含透鏡、反射鏡、光纖和擴散板的光學系統13引導，同時被處理為希望的光分布輪廓，並且被照射到諸如生物組織的被檢體15上。如果在被檢體15內傳播的光的能量的一部分被諸如血管的光吸收體(最終變為聲源)14吸收，那麼通過光吸收體14的熱膨脹產生聲波(一般為超聲波)16。它也被稱為光聲波。聲波16被聲波探針17檢測，通過信號收集器19放大並轉換為數位訊號，然後通過信號處理器20轉換為被檢體的圖像數據。(光源11)光源產生要被照射到被檢體上的光。如果被檢體是生物組織，那麼從光源11照射具有被構成生物組織的部分中的特定部分吸收的特定波長的光。光源可與本實施例的光聲成像裝置集成，或者可被設置為單獨的單元。對於光源，可產生幾納秒到幾百納秒量級的脈衝光作為照射光的脈衝光源是優選的。具體而言，為了有效地產生光聲波，使用約10納秒脈衝寬度。優選地將可實現大的輸出的雷射器作為光源，但是，可以使用發光二極體等來代替雷射器。對於雷射器，可以使用各種雷射器，包括固態雷射器、氣體雷射器、光纖雷射器、染料雷射器和半導體雷射器。通過未示出的光源控制單元來控制照射定時、波形和強度等。在本發明中，如果被檢體是生物組織，那麼優選地使用光可傳播到被檢體內的區域的波長。具體而言，500nm或更大、1200nm或更小。(光學系統13)從光源11照射的光12 —般通過諸如透鏡和反射鏡之類的光學部件在被處理為希望的光分布輪廓的同時被引導到被檢體，但是還可通過使用諸如光纖的光學波導被傳播。光學系統13例如是用於反射照射光的反射鏡、用於收集、擴展或改變光的輪廓的透鏡以及用於擴散光的擴散板。如果從光源發射的光12可以以希望的輪廓被照射到被檢體15上的話，那麼可以使用任何光學部件。根據生物組織的安全性和更寬的診斷區域，優選的是將光擴展到某一區域而不是通過透鏡收集光。為了有效地將光能量傳播到被檢體，優選的是使用將光照射到聲波探針17的檢測表面的正下方的被檢體表面22上的光學系統13。為了將更多的光能量傳播到被檢體，優選的是使用在面向聲波探針17的被檢體表面的方向上將光照射到被檢體上的光學系統
13。還優選的是用於將光照射到被檢體上的區域是可移動的。換句話說，優選的是將光聲成像裝置構建為使得從光源產生的光可在被檢體上移動。如果可移動的話，那麼光可以在更寬的範圍中被照射。更優選的是光被照射到被檢體上(光要被照射到被檢體上)的區域與聲波探針17同步地移動。用於移動光被照射到被檢體上的區域的方法例如可以是用於使用可移動反射鏡的方法或者用於機械移動光源自身的方法。(被檢體15和光吸收體14)它們不是光聲成像裝置的一部分，但將在下面描述。光聲成像裝置的主要目的例 如是診斷人和動物的惡性腫瘤和血管病症以及觀察化學治療的進展。因此，假定的被檢體15是生物組織，具體而言，是諸如人和動物體的乳房、手指和四肢之類的診斷目標區域。被檢體內的光吸收體14是在被檢體中具有相對高的吸收係數的區域，並且，如果測量目標是人體，那麼例子是氧化血紅蛋白或還原血紅蛋白、包含高水平的兩者的血管或者包含許多新生血管的惡性腫瘤。另一例子是在被注入到身體中來顯襯特定區域的造影劑，諸如靛青綠(ICG)和亞甲藍(MB)。被檢體表面22上的光吸收體的例子是存在於皮膚的表面周圍的黑色素。在下文中，生物信息指通過光照射產生的聲波產生源的分布。換句話說，生物信息是生物組織中的初始聲壓分布、從其導出的光學能量吸收密度分布、吸收係數分布以及從該信息獲得的構成生物組織的物質(特別是氧化血紅蛋白和還原血紅蛋白)的密度分布。物質的密度分布的例子是氧飽和度。該生物信息被產生作為圖像數據。(聲波探針17)作為用於檢測通過脈衝光在被檢體的表面上以及被檢體內產生的聲波的檢測器的聲波探針17檢測聲波並將聲波轉換為作為模擬信號的電信號。在下文中，聲波探針可被簡稱為探針。如果可檢測聲波信號，那麼可以使用任何聲波檢測器，例如使用壓電現象的檢測器、使用光的共振的檢測器以及使用電容的變化的檢測器。本實施例的探針17典型的是一維或二維排列多個檢測元件的探針。如果使用這種多維排列的元件，那麼可以同時在多個位置檢測聲波，並且可以縮短檢測時間，以及還可以減小被檢體的振動的影響。(被檢體表面平坦化構件18)根據本實施例，優選地通過設置被檢體表面平坦化構件18來使光照射區域中的被檢體15的表面輪廓平坦化。如果被檢體的光照射區域已經是平坦的了，那麼被檢體表面平坦化構件18不是必需的。在不設置被檢體表面平坦化構件18的情況下，優選地將聲波探針17和被檢體15經由諸如水或凝膠之類的液體接觸，使得聲波探針17和被檢體15有效地接收聲波。任何部件可用於被檢體表面平坦化構件18，如果該部件具有使被檢體的表面輪廓平坦化的功能的話。如果被檢體表面平坦化構件18被設置在聲波探針和被檢體之間，那麼探針和被檢體被聲學稱合。為了將光照射到聲波探針的正下方的被檢體的表面上，使用光學透明以透過光並且其聲學阻抗接近被檢體的材料。典型地，在被檢體為生物組織的情況下，例如，使用透明並具有接近生物組織的聲學阻抗的聚甲基戊烯。如果光被照射到面向探針的被檢體的表面上，那麼不需要考慮聲學阻抗，因此可以使用任何透光的光學透明材料，並且典型地可以使用諸如丙烯酸的塑料板或玻璃板。(信號收集器19)優選地，本實施例的成像裝置具有信號收集器19，該信號收集器19放大由探針17獲得的電信號並將電信號從模擬信號轉換為數位訊號。典型地，信號收集器19由放大器、A/D轉換器和FPGA (現場可編程門陣列)晶片等構成。如果從探針獲得多個檢測信號，那麼優選地可同時處理多個信號。由此，可以減小產生圖像的時間。在本說明書中，檢測信號是包括從探針17獲得的模擬信號和該模擬信號被A/D轉換之後的數位訊號的概念。檢測信號也被稱為光聲信號。(信號處理器20)信號處理器20執行減小在被檢體的表面上產生的光聲波信號的處理，該處理是本發明的特徵處理。然後，信號處理器20使用在減小處理之後獲得的檢測信號來產生並獲 得被檢體內的圖像數據。雖然在後面描述細節，但是本發明的特徵在於，通過使用在被檢體的表面上產生的光聲波信號和從被檢體內的光吸收體產生的光聲波之間的特性的差異，執行減小在被檢體的表面上產生的光聲波信號的處理。對於信號處理器20，一般使用工作站等，以通過預編程軟體來執行減小在被檢體的表面上產生的光聲波信號的處理和圖像重構處理等。例如，在工作站上運行的軟體具有兩個模塊信號處理模塊，用於執行減小在被檢體的表面上產生的光聲波信號的處理和噪聲減小處理；以及，圖像重構模塊，用於重構圖像以產生圖像數據。在光聲成像中，作為重構圖像之前的預處理，一般對在各位置接收的信號執行噪聲減小處理等，並且優選地在信號處理模塊中執行這些處理。在圖像重構模塊中，通過圖像重構產生圖像數據，並且，作為圖像重構算法，執行例如一般在斷層掃描技術中使用的時域或傅立葉域中的逆投影。如果對於圖像重構可以花費時間，那麼也可使用諸如使用重複處理的逆問題分析方法之類的圖像重構方法。如非專利文獻2所示，PAT的圖像重構方法的典型例子是傅立葉變換方法、通用背投影方法和過濾背投影方法。為了減小圖像重構時間，優選的是使用安裝於作為信號處理器20的工作站中的GPU (圖形處理單元)。如果接收信號已經與深度方向上的圖像成比例(例如使用其觀察點受限的焦點型(focus type)聲波探針)，那麼圖像重構不是必需的，並且，接收信號可被直接轉換為圖像數據。這種處理也在圖像重構模塊中執行。信號收集器19和信號處理器20可被集成。在這種情況下，可通過硬體處理來代替在工作站上執行的軟體處理而產生被檢體的圖像數據。可以說，信號處理器20是傅立葉變換器和逆傅立葉變換器的組合，該傅立葉變換器執行傅立葉變換，該逆傅立葉變換器減小或去除小於等於預定頻率的分量，並執行逆傅立葉變換以將信號返回到時間信號(對應於本發明的第二信號)。如果信號處理器20被實現為軟體，那麼可以認為傅立葉變換器和逆傅立葉變換器對應於模塊的每個功能。(顯示器21)顯示器21是用於基於由信號處理器20輸出的圖像數據顯示圖像的裝置，並且典型地，使用液晶顯示器。可以與光聲圖像診斷裝置分開地設置顯示器。(檢測信號處理)現在將參照圖2、圖3和圖4描述信號處理器20減小在被檢體的表面上產生的光聲波信號的處理，該處理是本發明的特徵。以下描述中的步驟號與圖2中的流程圖中的步驟號對應。處理[I](步驟S201):在空間方向(檢測元件的陣列方向)上對檢測信號數據執行傅立葉變換的步驟。在作為聲波檢測元件的陣列方向的空間方向上，在相同的檢測時間對從圖I所示的信號收集器19獲得的數位訊號執行傅立葉變換。這裡，作為例子，將描述如圖3A所示的一維陣列探針的情況。首先，通過橫軸上的檢測元件號(例如，I至N)和縱軸上的接收時間(例如，O秒至t秒)映射由各檢測(接收)元件31獲得的各檢測信號數據，以產生其等級是接收聲壓值的二維陣列數據。圖3B是二維陣列數據的圖像，亮度表示接收聲壓值的等級(黑色表示接收聲壓較高的區域)。這裡的接收時間意味著從作為光照射的接收開始時間到通過檢測元件接收從被檢體內的區域產生的光聲波的結束的時間。圖3C示出了在圖3B中的虛線的位置上的檢測元件(第i個)的檢測信號的例子。 在圖3C中，橫軸是接收時間，縱軸是接收聲壓。通常，如果脈衝光被照射到被檢體15上，那麼，作為檢測信號，觀察到多個N形聲壓信號，如圖3C所示。接收時間為零時的點是照射脈衝光的時間。這些N型信號主要是光聲波的檢測信號，所述光聲波從被檢體內的光吸收體14 (例如，生物組織的情況下的血液)和被檢體的表面(例如，生物組織的情況下的皮膚表面上的色素)產生。在被檢體的表面上產生的光聲波的聲壓通常比從被檢體內的光吸收體產生的光聲波的聲壓高(大)。在光被照射到其上的被檢體的表面上產生相對高(大)的光聲波的原因在於，即使被檢體表面自身的光吸收係數比被檢體內的光吸收體的光吸收係數小，照射到表面上的光的強度也比被檢體內的區域高。在圖3C中的例子中，A表示由於在探針的檢測表面的正下方的被檢體的表面22上產生的光聲波而導致的檢測信號區域，B表示由於從被檢體內的光吸收體14產生的光聲波而導致的檢測信號區域。同樣在圖I中，A表不從被檢體的表面產生的光聲波，B表不從被檢體內的光吸收體產生的光聲波。如圖3C所示，如果在接收光聲波A的同時接收來自被檢體內的光吸收體的光聲波B，那麼變得難以相互區分光聲波A和光聲波B。作為結果，變得難以獲得希望的圖像。這將使用例子I和例子2中的圖像進行描述。同樣在上述圖3B中，時域A表不接收由於在被檢體的表面上產生的光聲波而導致的檢測信號的時間，時域B表示接收由於從被檢體內的光吸收體14產生的光聲波而導致的檢測信號的時間。然而，圖3B中的光聲波A的檢測信號幾乎同時被各檢測元件檢測，光聲波B的檢測信號的檢測時間依賴於檢測元件而不同。現在將描述其原因。如圖I所示，如果通過例如布置被檢體表面平坦化構件18來將被檢體的表面與探針的接收表面平行設置而使光均勻照射，那麼從被檢體的表面產生的光聲波如平面波那樣傳播(如圖I中的A所示)，並且被探針17接收。另一方面，由於被檢體內的光吸收體充分地小於光照射區域，因此光聲波16在許多情況下如球面波那樣傳播(如圖I中的B所示)，並且被探針17接收。由於傳播特性的這種差異，因此獲得具有圖3B所示的特性的光聲信號。在通常的光聲成像中，圖3B中的光聲波A的強度(亮度)依賴於照射到被檢體的表面上的光的分布。換句話說，雖然A中的檢測信號的幅度在相同的接收時間中不是恆定的，但是其等級與光照射分布強度成比例的聲壓被檢測。因此，為了統一在圖3B中的A中的同一接收時間上的接收強度，優選地通過照射到被檢體上的光的強度分布將各檢測元件的檢測信號歸一化。換句話說，優選地執行諸如將各檢測信號乘以光強度分布的倒數之類的處理。在本發明中，在檢測元件的陣列方向上對相同的接收時間上的各接收數據執行傅立葉變換，以產生二維空間頻率數據。圖3D示出了通過在橫軸上繪製空間頻率並在縱軸上繪製接收時間而產生的二維空間頻率數據的圖像，其中將亮度視為頻率分量的強度。如果探針的檢測元件是二維排列的，那麼可在各方向上對陣列執行傅立葉變換(二維傅立葉變換)，或者可一維地排列二維陣列以使得在該陣列方向上執行傅立葉變換。在圖3D中，K'是從被檢體的表面產生的光聲波的特徵頻率分量，B,是從被檢體內的光吸收體產生的特徵頻率分量。圖3E是描繪同一接收時間上的圖3D中的虛線的區域的數據的圖形。在圖3E中，縱軸是各頻率分量的強度，橫軸是空間頻率。同樣在圖3E中，A'表示從被檢體的表面產生的光聲波的特徵頻率分量，B'表示從被檢體內的光吸收體產生的光聲波的特徵頻率分量。 如圖3D和圖3E中的例子所示，從被檢體的表面產生的光聲波的檢測信號同時被各檢測器檢測。換句話說，在相同的接收時間接收具有相同幅度的信號，因此，在檢測元件的陣列方向上的空間頻率信號包含許多低頻分量信號，低頻分量信號的主要分量是DC分量。另一方面，從被檢體內的光吸收體產生的光聲波的檢測信號與上述情況相比包含許多高頻分量，這是因為接收時間根據元件而不同。換句話說，如果在空間方向上對檢測信號執行傅立葉變換，那麼可清楚地區分從被檢體的表面產生的光聲波的接收時域A和在被檢體內產生的光聲波的接收時域B。處理[2](步驟S202):在空間頻率信號中減小由於從被檢體的表面產生的光聲波的檢測信號而導致的頻率分量(預定頻率分量)的步驟。在該處理中，在通過上述處理獲得的空間頻率信號中消除圖3D中的A'，以產生圖4A所示的信號。這裡的A,的信號區域的值充分地小於B,的信號區域的值，因此它可以為零或者只是減小到小的值。由於從被檢體的表面產生的光聲波的檢測信號而導致的頻率分量的主要分量是DC分量。因此，要在本發明中減小的預定頻率分量是DC分量。但是，在實際的檢測信號中，由於光照射分布等的影響，不僅包含DC分量，還包含低頻分量，如圖3E所示。因此，要在本發明中減小的預定頻率是直到由圖3E中的箭頭標記表示的點的頻率的頻率分量。這意味著，直到由箭頭標記表示的點的頻率代表根據本發明的預定頻率。例如，如果d是在檢測元件的陣列方向上的檢測器的長度(探針寬度)、基波的空間頻率f是f=Ι/d並且nf是第η個諧波的頻率(η是整數)，那麼小於根據本發明的預定頻率的頻率指DC分量和第η個諧波的頻率分量。值η依賴於諸如光照射分布的裝置配置，因此它不能被定義。這意味著值η是裝置特有的參數。因此，優選地通過分析從裝置獲得的信號來基於實驗確定值η。處理[3](步驟S203):在空間頻率方向上對處理[2]中獲得的信號執行逆傅立葉變換並將其轉換為時間信號的步驟。在頻率方向上對處理[2]中獲得的相同接收時間上的空間頻率信號執行逆傅立葉變換。例如，在頻率方向上在圖4Α中執行逆傅立葉變換，然後，[圖4Α]被轉換成第二檢測信號，如圖4Β所示。如作為本發明的處理之前和之後的狀態的圖3Β和圖4Β的比較所示，從被檢體的表面產生的光聲波的檢測信號已減小。如果在處理[I]中通過光照射強度將檢測信號歸一化，那麼優選地將獲得的第二檢測信號乘以光強度來將它們轉換為原始的檢測信號值區域。處理[4](步驟S204):使用處理後的檢測信號產生被檢體內的圖像數據的步驟。使用處理[3]中獲得的數字檢測信號數據來執行圖像構建處理，以產生與被檢體的光學特徵值分布有關的圖像數據。在這種情況下，如果使用其中在被檢體的表面上產生的光聲波的檢測信號被減小的信號(如圖4B所示)，那麼僅僅與被檢體內的光吸收體有關的圖像數據可以被產生，並且診斷圖像可以被創建而沒有圖像劣化。雖然可以使用任何圖像重構方法，但是通常使用例如在產生光聲成像中使用的時域或傅立葉域中的逆投影(參見非專利文獻2)。如上所述，如果圖像重構處理不是必需的，那麼處理[3]中獲得的數字檢測信號數據被直接轉換為圖像。通過執行以上步驟，僅僅從被檢體的表面產生的光聲波的檢測信號可以被減小，並且，通過使用在該減小處理之後產生的檢測信號來進行圖像重構，可以產生圖像數 據而不劣化被檢體內的光吸收體的光學特徵值分布。〈例子1>將描述應用本實施例的光聲成像裝置的例子。圖I和圖5A中的不意圖用於描述。在本例子中，以波長1064nm產生約10納秒脈衝光的Q開關YAG雷射器用於光源11。從脈衝雷射束12發射的光學脈衝的能量是O. 6J。光學系統13被設置為使得在使用發射鏡、光束擴展器等的光學系統13將脈衝光擴展到約Icm半徑之後，脈衝光通過光束分離器被分成兩個，並且光被照射到探針的正下方的被檢體上。對於被檢體15，使用模擬生物組織的矩形模型(phantom)，如圖5A所示。這裡使用的模型是通過瓊脂-瓊脂固化的l%Intralipid。模型的尺寸是6cm寬、6cm高和5cm深。在該模型中，如圖5A所示，固化為2_直徑圓柱並通過墨著色的三個被檢體被嵌入中心周圍作為光吸收體14。在通過由聚乙烯戊烯構成的Icm厚板型構件18使模型的光照射表面22平坦化之後，經由板18接觸探針。為了聲學耦合，在板18和探針之間並在模型和板之間應用凝膠。在這樣設置的模型中，脈衝光12被照射到探針17的正下方的模型的表面上。對於聲波探針17，使用由PZT (鋯鈦酸鉛)製成的探針。該探針是元件的數量為324 (18*18)並且在各方向上元件間距為2mm的二維陣列類型。元件的尺寸約為2*2mm2。如圖I和圖5A所示，如果脈衝光12被照射到探針17的正下方的模型的表面上，那麼產生由於光照射側的模型的表面的光吸收而導致的光聲波和由於吸收在模型中擴散的光的圓柱光吸收體14而導致的光聲波。這些光聲波經由324個通道同時被探針17接收，並且使用由放大器、A/D轉換器和FPGA構成的信號收集器19來獲得檢測信號，以獲得所有通道中的光聲信號的數字數據。為了提高信號的S/N比，將雷射照射30次，並且將所有獲得的檢測信號的時間值進行平均。然後，獲得的數字數據被傳送到作為信號處理器20的工作站(WS)中，並被存儲於WS中。接著，基於存儲的接收數據，通過在X軸和Y軸上繪製在探針陣列方向上的元件號並在Z軸上繪製接收時間，產生三維陣列信號。在元件陣列方向上對各接收時間在三維陣列數據上執行二維傅立葉變換，以產生三維空間頻率數據。在各接收時間上的空間頻率信號的低頻側的前三個點的值被設置為零之後，執行二維逆傅立葉變換，並通過在X軸和Y軸上繪製在陣列方向上的元件號並在Z軸上繪製接收時間，將結果重新轉換為三維排列的檢測信號數據。然後，使用該數據來重構圖像。這裡，使用作為時域方法的通用背投影方法來產生三維體積數據。這裡使用的三維像素間隔是O. 05cm。成像範圍是3. 6cm*3. 6cm*4. 0cm。圖5B表示在這種情況下獲得的圖像(斷層掃描圖像)的例子。另一方面，使用存儲於WS中的檢測信號數據來直接重構圖像，而不減小從被檢體的表面產生的光聲波的檢測信號。圖5C示出了在這種情況下獲得的圖像(斷層掃描圖像)的例子。圖5B和圖5C均示出了模型中心附近的二維斷面。比較圖5B和圖5C。在圖5C中，在接收時間的多個點處檢測由於在模型的表面上產生的光聲波因為多重反射和其他原因而導致的信號，並且作為結果，在深度方向(Z方向)上線性圖像出現在各種位置處。另一方面，在圖5B中，接收的由於在模型的表面上產生的聲波而導致的信號被減小，因此由於光聲信號而導致的圖像被減小，並且，模型內的光吸收
體的圖像比圖5C更清楚地顯示。以這種方式，通過減小由於從被檢體的表面產生的光聲信號而導致的接收數據，可以在不使圖像劣化的情況下產生被檢體內的光吸收體的圖像。〈例子2>參照圖6A，作為例子2將描述不需要被檢體平坦化構件18的光聲成像裝置的情況。本例子的基本配置與例子I相同，但是，在探針17和被檢體15之間不存在被檢體平坦化構件18。對於被檢體15，使用模擬生物組織的模型。這裡使用的模型通常與例子I相同。為了與聲波探針17聲學匹配，模型被設置在填充有水的罐槽61中，以經由水接觸探針17。在這樣設置的模型中，脈衝光12被照射到探針17的檢測表面的正下方的模型的表面上。對於聲波探針17，使用與例子I相同的探針。然後，照射到模型上的光的強度分布被測量並存儲於作為信號處理器的WS中。與例子I同樣，通過光照射產生的光聲波被探針接收，並且，獲得的數字數據被存儲於WS中。存儲的接收數據通過照射到模型上的光的照射分布被歸一化。接著，對歸一化後的數據執行與例子I相同的處理，並產生信號數據，在該信號數據中由於從被檢體的表面產生的光聲波而導致的檢測信號被減小。在將該信號數據乘以光照射分布之後，如例子I那樣重構圖像，並產生體積數據。圖6B示出了在這種情況下獲得的斷層掃描圖像的例子。另一方面，直接使用存儲於WS中的檢測信號數據來重新重構圖像，而在不減小從被檢體的表面產生的光聲波的檢測信號。圖6C示出了在這種情況下獲得的斷層掃描圖像的例子。比較圖6B和圖6C。在圖6C中，清楚地顯示了基於由於在模型的表面上產生的光聲波導致的檢測信號而產生的線性圖像。另一方面，在圖6B中，由於在模型的表面上產生的光聲波而接收的信號被減小，因此，由於該信號而導致的圖像被減小，並且模型內的光吸收體的圖像相比於上述圖5B被更清楚地顯示。以這種方式，通過從用光強度分布歸一化的檢測信號減小由於從被檢體的表面產生的光聲信號而導致的接收數據，可以在不使圖像劣化的情況下產生被檢體內的光吸收體的圖像。可以以各種模式來體現本發明而不限於上述例子。例如，本發明可以被視為一種光聲成像方法，用於裝置的各構成元件來照射光並檢測信號，並且用於信息處理器(信號處理器)來產生圖像數據。本發明也可被視為一種光聲成像程序，用於控制裝置的各構成元件並使信息處理器產生圖像數據。雖然已參照示例性實施例說明了本發明，但應理解，本發明不限於公開的示例性實施例。以下的權利要求的範圍應被賦予最寬泛的解釋以包含所有的修改方式以及等同的結構和功能。本申請要求於2010年4月2日提交的日本專利申請No. 2010-086360的權益，從 而通過引用將其全部內容合併於此。
權利要求
1.一種光聲成像裝置，包括 光源； 多個檢測元件，用於檢測從被檢體的表面和所述被檢體內的光吸收體產生的聲波，並將聲波轉換成檢測信號，所述被檢體的表面和所述被檢體內的光吸收體吸收了從所述光源照射的光；以及 信號處理器，用於基於由所述多個檢測元件檢測的檢測信號來產生圖像數據，其中 所述信號處理器具有 傅立葉變換器，用於在空間方向上對在相同的接收時間由所述多個檢測元件檢測的信號執行傅立葉變換以獲得空間頻率信號，以及 逆傅立葉變換器，用於在從所述空間頻率信號中減小表現出小於預定頻率的分量之後執行逆傅立葉變換以獲得第二信號；以及 所述信號處理器使用所述第二信號產生圖像數據。
2.根據權利要求I所述的光聲成像裝置，其中 所述信號處理器在根據照射在所述被檢體的表面上的光的強度分布將檢測信號歸一化之後執行傅立葉變換。
3.根據權利要求I或2所述的光聲成像裝置，其中 所述多個檢測元件是二維排列的。
4.根據權利要求I至3中任一項所述的光聲成像裝置，其中 所述空間方向是排列所述多個檢測元件的方向。
5.根據權利要求I至4中任一項所述的光聲成像裝置，還包括被設置在所述多個檢測元件和所述被檢體之間並且使所述被檢體的表面輪廓平坦化的構件。
6.一種光聲成像方法，包括 信息處理器使多個檢測元件檢測從被檢體的表面和所述被檢體內的光吸收體產生的聲波、並將聲波轉換成檢測信號的步驟，所述被檢體的表面和所述被檢體內的光吸收體吸收了從光源照射的光； 所述信息處理器在空間方向上對在相同的接收時間由所述多個檢測元件檢測的檢測信號執行傅立葉變換、並獲得空間頻率信號的步驟； 所述信息處理器在從所述空間頻率信號中減小表現出小於預定頻率的分量之後執行逆傅立葉變換、並獲得第二信號的步驟；以及 所述信息處理器使用所述第二信號產生圖像數據的步驟。
7.根據權利要求6所述的光聲成像方法，還包括所述信息處理器在執行傅立葉變換之前根據照射在所述被檢體的表面上的光的強度分布將檢測信號歸一化的步驟。
8.一種用於使信息處理器執行以下步驟的光聲成像程序 使多個檢測元件檢測從被檢體的表面和所述被檢體內的光吸收體產生的聲波、並將聲波轉換成檢測信號的步驟，所述被檢體的表面和所述被檢體內的光吸收體吸收了從光源照射的光； 在空間方向上對在相同的接收時間由所述多個檢測元件檢測的檢測信號執行傅立葉變換、並獲得空間頻率信號的步驟； 在從所述空間頻率信號中減小表現出小於預定頻率的分量之後執行逆傅立葉變換、並獲得第二信號的步驟；以及 使用所述第二信號產生圖像數據的步驟。
9.根據權利要求8所述的光聲成像程序，還用於使信息處理在執行傅立葉變換之前執行根據照射在所述被檢體的表面上的光的強度分布將檢測信號歸一化的步驟。
全文摘要
本發明提供一種光聲成像裝置，包括光源(11)；多個檢測元件(31)，用於檢測從(A)被檢體(15)的表面(22)和被檢體(15)內的光吸收體(14)產生的聲波，並將聲波轉換成檢測信號；以及信號處理器(20)，用於基於檢測的檢測信號來產生圖像數據，其中信號處理器(20)具有傅立葉變換器，用於在空間方向上對在相同的接收時間檢測的信號執行傅立葉變換以獲得空間頻率信號；以及逆傅立葉變換器，用於在從空間頻率信號中減小表現出小於預定頻率的分量之後執行逆傅立葉變換以獲得第二信號，信號處理器(20)使用所述第二信號產生圖像數據。
文檔編號A61B8/00GK102822661SQ20118001603
公開日2012年12月12日 申請日期2011年3月28日 優先權日2010年4月2日
發明者福谷和彥 申請人:佳能株式會社