CN102256536A - 生物信息获取设备 - Google Patents

Abstract

当被检体被板(1)按压并且声波通过板被探头接收时，由于被检体中的声速与板中的声速之间的差值，该声波被折射。当不考虑折射时，出现分辨率的降低。提供用于校正与折射相关联的图像畸变的校正表格(92)或校正公式。在获取图像信息之后，根据校正表格或校正公式获取新的图像信息，并显示新的图像信息。

Description

生物信息获取设备

技术领域

本发明涉及一种用于使用从被检体(subject)发射的声波来执行成像的生物信息获取设备。

背景技术

存在一种为乳腺癌筛查而开发的、作为在非专利引用文献中描述的相关领域的生物信息获取设备的光声设备。非专利引用文献中所述的生物信息获取设备用玻璃板和超声探头按压被检体(乳房)，并用从光源发射的照明光(近红外光)通过玻璃板照射被检体，所述光源为Nd:YAG激光器。然后，生物信息获取设备用探头接收光声波，产生并显示被检体内部组织的图像(具体地，乳腺癌血管新生(breast cancer angiogenesis)的图像)，所述光声波为被检体内部产生的声波。这种方式的图像产生操作被称为图像重构。注意：厚度为18.6mm的聚合物设在探头的表面上。由于声音传播通过聚合物的声速不同于声音传播通过被检体的声速，所以在光声波被探头接收之前，光声波被聚合物折射。当在图像重构中不考虑光声波的折射时，出现分辨率的降低。

在专利引用文献中描述了解决上述问题的方法。在专利引用文献中，描述了将X线乳房照相(X-rays mammography)和超声设备组合在一起的多功能设备。X线乳房照相使用被用作被检体保持部件的压板来按压被检体，通过使X线穿过被检体来获得关于X线的信息，并根据关于X线的信息来执行成像。当超声设备与X线乳房照相组合时，超声探头经由压板发送/接收超声波。图9示出当超声波进入压板时超声波被折射的状态。因此，参照图9，根据方程(101)至(104)计算延迟时间，从而校正由于压板中的声速和被检体中的声速之间的差值而发生的超声波的折射。通过各变换元件获得的信号被彼此相加。T是超声波的到达时间。C₁和C₂分别是声音传播通过压板的声速和声音传播通过被检体的声速。L₁、L₂、R₁、R₂和D表示图9中所示的各距离。β₁和β₂是图9中所示的角度。注意：在专利引用文献中没有清楚地描述方程(104)。

$\left|\begin{array}{c}T=\frac{L_1}{c_1}+\frac{L_2}{c_2}---\left(101\right)\\ {\mathrm{\β}}_1={\sin }^{-1}\left(\frac{c_1}{c_2}\sin {\mathrm{\β}}_2\right)---\left(102\right)\\ T=\frac{R_1}{c_1\cos {\mathrm{\β}}_1}+\frac{R_2}{c_2\cos {\mathrm{\β}}_2}---\left(103\right)\\ D=R_1\tan \left[{\sin }^{-1}\left(\frac{c_1}{c_2}\sin {\mathrm{\β}}_2\right)\right]+R_2\tan {\mathrm{\β}}_2---\left(104\right)\end{array}\right|$

专利引用文献

美国专利No.6,607,489

非专利引用文献

Srirang Manohar等人，The Twente photoacoustic mammoscope：system overview and performance，Physics in Medicine and Biology50(2005)2543-2557

发明内容

在非专利引用文献中没有描述对图像重构中的折射的校正。从被检体发射的光声波被聚合物折射，这导致分辨率降低。专利引用文献旨在解决上述问题。然而，在专利引用文献中所述的多功能设备中，当执行信号的彼此相加时，必须使用联立方程或者以分析方式来计算折射角。因此，这导致获取图像信息所花费的计算时间增加。

本发明旨在解决背景技术的上述问题。本发明提供一种生物信息获取设备，在该设备中，与被检体和被检体保持部件之间发生的超声波的折射相关联的分辨率降低被抑制，并且计算时间缩短。

为了实现上述目的，根据本发明的方面的生物信息获取设备包括以下：探头，所述探头被配置为接收从被检体发射的声波，并将所述声波转换为电信号；被检体保持部件，所述被检体保持部件设置在所述被检体和所述探头之间；以及，处理部，所述处理部被配置为使用所述电信号获取图像信息。所述处理部至少具有校正表格或校正公式，用于对由于所述被检体中的声速与所述被检体保持部件中的声速之间的差值而发生的声波的折射执行校正。所述处理部根据所述校正表格或校正公式，逐一图像元素地校正使用所述电信号获取的、没有考虑折射的图像信息，从而获取新的图像信息。

根据本发明的方面，根据校正表格或校正公式获取新的图像信息，由此与被检体和被检体保持部件之间发生的声波的折射相关联的分辨率降低被抑制，从而可改进分辨率。此外，当信号被彼此相加时，与背景技术中所述的、使用联立方程或者以分析方式计算折射角的方法相比，可缩短计算时间。

附图说明

【图1】图1是用于说明根据本发明的第一实施例的光声乳房照相设备的系统配置的示意图。

【图2A】图2A是用于说明本发明的第一实施例中的信号处理部的示意图。

【图2B】图2B是用于说明本发明的第一实施例中的信号处理部的示意图。

【图3】图3是用于说明本发明的第一实施例中的与折射相关联的图像畸变的示意图。

【图4】图4是用于说明本发明的第一实施例中的获取新的图像信息的处理单元的示意图。

【图5A】图5A是用于在本发明的第一实施例中使用方程说明与折射相关联的图像畸变的示意图。

【图5B】图5B是用于在本发明的第一实施例中使用方程说明与折射相关联的图像畸变的示意图。

【图6】图6是用于说明本发明的第一实施例中的圆形反向投射(circular-back-projection)的示意图。

【图7】图7是用于说明本发明的第二实施例中的信号处理部的示意图。

【图8】图8是用于说明本发明的第二实施例中的获取新的图像信息的处理单元的示意图。

【图9】图9是用于说明背景技术的示意图。

具体实施方式

当被检体保持部件设在被检体和接收声波的探头之间时，可根据斯涅尔(Snell)定律，使用被检体保持部件的厚度、声音传播通过被检体保持部件的声速和声音传播通过被检体的声速来从几何上确定声波的折射。然后，计算各图像元素的位置的变换量(amounts oftransformation)，并将这些变换量存储为校正表格或校正公式。在此之后，通过根据校正表格或校正公式变换图像元素的位置来校正没有考虑折射获取的图像信息，从而获取新的图像信息。换句话讲，所述新的图像信息为考虑了折射的图像信息。

注意：本发明实施例中的声波的示例包括称为声波的波、称为超声波的波和称为光声波的波。例如，声波的示例包括通过用例如近红外光的光照射被检体内部而在被检体内部产生的光声波和被发送到被检体内部并且被反射的超声波。此外，从被检体发射的声波的示例包括被被检体的至少一个部分反射的声波和由被检体的该部分产生的声波。换句话讲，根据本发明实施例的生物信息获取设备的示例包括以下设备：光声设备，所述光声设备用光照射被检体内部，使用探头接收在被检体内部产生的光声波，并显示被检体的内部的组织的图像；和超声设备，所述超声设备将超声波发送到被检体内部/接收来自被检体内部的超声波，并显示被检体的内部的组织的图像。探头包括接收声波并将声波转换为信号(电信号)的多个变换元件。被检体保持部件设在被检体和探头之间，并保持被检体的至少一个部分的形状。被检体保持部件的示例包括称为压板的部件、称为平行的平板的部件、以及称为板的部件。被检体保持部件的表面可具有弯曲(curvature)。

以下，将对本发明的实施例进行描述。注意：在第一实施例中，将对考虑光声波折射的图像重构方法和光声乳房照相(以下，称为“PAM”)设备进行描述。所述图像重构方法和PAM设备为使用光声断层照相(以下，称为“PAT”)作为原理的PAM。然后，在第二实施例中，将对在超声设备中考虑超声波折射的示例进行描述。

第一实施例

图1是PAM设备的配置的示意图。通过使用光声波，由于能够区别地获取血液或血管的图像，所以能够拾取癌血管新生的图像。图1显示这种原理应用于乳腺癌筛查的配置。

参照图1，板1为固定被检体的平行的平板。压紧机构2驱动两个板1，以使所述板1朝向彼此或者彼此远离地相对移动。板1和压紧机构2用于将被检体(乳房)插入在板1之间，并按压被检体。注意：虽然执行自动压紧的机器人机构被示为压紧机构2，但是压紧机构2不限于此。压紧机构2可以是气缸机构(air cylindermechanism)、夹钳机构(vise mechanism)，或者可使用齿条和齿轮、蜗轮等手动地执行压紧。

为了使被检体产生光声波，照明光学系统3为用于用波长近似处于700nm至1100nm范围内的激光照射被检体的光学系统。注意：没有示出从激光光源到照明光学系统3的照明光的传播路径。照明光扫描部4使照明光学系统3执行扫描。探头5为接收由被检体产生的光声波的声波换能器。探头扫描部6使探头5执行扫描。

半透明树脂或无机材料适合作为在照明光学系统3侧的板1(该板1为所述板1之一)的材料，所述半透明树脂例如为丙烯酸(acrylic)树脂或聚碳酸酯(polycarbonate)树脂，所述无机材料例如为石英玻璃。为了在从被检体到探头5的路径中执行声阻抗匹配，树脂适合作为在探头5侧的、用作被检体支持部件的板1(该板1为另一个板)的材料。更具体地讲，聚甲基戊烯(polymethylpentene)是合适的。

接下来，将对实现从用探头5接收光声波到执行图像重构的处理序列的构成进行描述。图2A是示出从用探头5检测光声波到使用光声波使关于被检体的生物信息成像的处理序列的信号流的示图。参照图2A，模拟-数字转换器(ADC)7将探头5接收的模拟信号数字化，从而获得数字信号。注意：优选地，用于放大信号的放大器设在探头5和ADC7之间。例如，放大器可嵌入在探头5中。存储器8为临时存储数字信号的部分。处理部9执行用于降噪的滤波处理，并根据从探头扫描部6供给的信号获取位置信息执行图像重构。显示部10显示通过由处理部9执行的图像重构获取的图像信息。

在参照图1和图2A描述的PAM设备中，声音传播通过被检体的声速不同于声音传播通过板的声速。因此，光声波在被检体和板之间的界面处被折射。例如，被检体中的声速为大约1540m/s(在乳房中大约1510m/s)。当板1的材料为聚甲基戊烯时，板1中的声速为大约2200m/s。以上给定的数值可被用作被检体中的声速。然而，优选地，预先通过声速测量部12测量声速，并且当确定以下所述的校正表格或校正公式时，使用测量的声速。如图2B所示，声速测量部12可使用下述方法测量被检体中的声速，所述方法例如使用时间t_us并使用两个板1之间的距离L_B来计算声速，时间t_us为从当超声波被从探头5发送到夹在板1之间的被检体时到当反射的超声波被接收到时的时间。注意：在图2B的情况下，由于板1的厚度z_p和板1中的声速c_p是已知的，所以可使用c_B＝L_B/(t_us/2-z_p/c_p)来计算被检体中的声速c_B。

图3示出作为声波的超声波相对于探头5的变换元件扩张的状态。在本发明中，图像元素为像素或体素(voxel)。注意：为了简化描述，参照图3和以下附图对两个维度中的状态进行描述。然而，维度不限于两个维度。维度可扩展到三个维度。因此，在以下给出的描述中，“图像元素”用“体素”表示。

在相关领域的图像重构中，根据光声波为球面波的假设，执行计算。参照图3，当假设被检体中的声速等于板1中的声速时，虚线指示作为球面波的光声波的波前(wavefront)。然而，实际上，由于被检体中的声速低于板1中的声速，所以光声波被折射。折射的光声波的波前用实线指示。

换句话讲，在执行使用相关领域的图像重构方法的图像重构之后，各体素沿从图3中所示的虚线所指示的波前到实线所指示的波前的方向畸变，由此可对光声波的折射执行校正。也就是说，逐一体素地校正没有考虑折射获取的图像信息。注意：虽然图3示出超声波被发送的状态，但是还能以相同的方式描述超声波被接收的状态。

因此，如图4所示，图像重构单元91、校正表格92和图像呈现(render)单元93设在处理部9中。图像重构单元91根据从存储器8供给的关于PA信号的信息和从探头扫描部6供给的信号获取位置信息，使用相关领域的图像重构方法来执行计算。在相关领域的图像重构方法中，使用时域算法或傅立叶域算法，所述时域算法例如为延迟与求和(delay-and-sum)、或者圆形反向投射(circular-back-projection)。在这种情况下，不必如在背景技术中所述的专利引用文献的情况下那样在计算中考虑在板1和被检体之间的界面处发生的光声波的折射。换句话讲，当显示在这种状态下获取的图像信息时，产生光声波的发生源的形状畸变。为了校正发生源的畸变，在本发明的第一实施例中提供校正表格92。由于畸变量根据距探头5的变换元件E的距离而改变，所以校正表格92可被设为总结畸变量的表格。

将参照图5A描述校正表格92。例如，关于实线所指示的曲线(点A在其上移动的连续线)通过的体素，作为距变换元件E_m的距离的D_m可用使用θ的函数表示。确定从β₀＝sin^-1(z_p/c_Pτ_m)到β_end＝π-β₀的曲线，点A在该曲线上移动。z_p是板1的厚度，c_P是板1中的声速。由于z_p和c_P是已知的，所以可确定从变换元件E_m到板1与被检体之间的界面的距离。因此，可计算光声波传播通过该距离所花费的传播时间τ_p。然后，可使用斯涅尔定律θ_B＝sin^-1(sinθ_P·c_B/c_P)来计算折射角。可使用所获取的PA信号来确定光声波的到达时间τ_m。可使用τ_B＝τ_m-τ_P来计算光声波通过被检体所花费的时间τ_B。通过沿折射角方向将线从板1与被检体之间的界面延长c_B·τ_B而确定的点可被确定为点A。此外，当点A被确定时，可计算角度θ和D_m，角度θ由从点A到变换元件E_m的直线所限定，D_m为从变换元件E_m到点A的距离。以这种方式，D_m可通过使用θ的函数(D_m(θ))表示。而且，当在不考虑折射的情况下执行图像重构时，图像定位在虚线曲线上(距离c_Pτ_m)。因此，使用作为畸变量(体素位置变换量)的D_m(θ)-c_Pτ_m来逐一体素地对角度θ执行校正。注意：校正不限于使用校正表格92的校正，可执行使用校正公式的校正。在此之后，图像呈现单元93使用校正表格92并使用通过图像重构获得的图像信息来确定新的图像信息，在新的图像信息中，畸变被校正。显示部10显示新的图像信息。以这种方式，可定量地确定畸变量。

注意：如上所述，通过至少对在被检体与板1之间的界面处发生的折射执行校正。然而，存在如图5B所示的例如水或油的声匹配剂设在板1和探头5之间的情况。此外，还存在例如声纳凝胶的声匹配剂设在板1和被检体之间的情况。虽然这些声匹配剂中的声速接近于被检体中的声速，但是优选地，还对在与声匹配剂相关联的界面处发生的折射执行校正。更具体地讲，优选地，对由设在板1与探头5之间的声匹配剂引起的折射执行校正。在这种情况下，参照图5B，可使用D_m(θ)＝((z_Ltanθ_L+z_Ptanθ_P+z_Btanθ_B)²+(z_L+z_P+z_B)²)^1/2并使用tanθ＝(z_L+z_P+z_B)/(z_Ltanθ_L+z_Ptanθ_P+z_Btanθ_B)来计算以上给出的D_m。在图5B中，z_L是声匹配剂的厚度，c_L是声匹配剂中的声速。

此外，光声波的到达时间τ_m用τ_m＝τ_L+τ_P+τ_B表示。τ_L是光声波传播通过声匹配剂所花费的传播时间，用τ_L＝z_L/(c_Lcosθ_L)表示。类似地，τ_P是光声波传播通过板所花费的传播时间，用τ_P＝z_P/(c_Pcosθ_P)表示。τ_B是光声波传播通过被检体所花费的传播时间，用τ_B＝z_B/(c_Bcosθ_B)表示。通过使用这些方程，可对角度θ将由折射引起的畸变量计算为通过将τ_m乘以声速(例如，被检体中的声速c_B)而获得的值与D_m(θ)之间的差。如上所述，即使当折射发生的界面的数量增加时，也可从几何上确定畸变量。然而，在以下描述中，对被检体与板1之间发生的折射进行描述。所述折射是导致分辨率降低的折射中的校正效果最大的折射。省略关于由设在板1与探头5之间或者板1与被检体之间的声匹配剂引起的折射的描述。

接着，将参照图6描述在图像重构中使用圆形反向投射来执行校正的情况下的校正方法。圆形反向投射是这样一种算法，在该算法中，使用探头5的变换元件接收到光声波的时间τ来绘制具有从所述变换元件到声源的距离的半径的圆弧(球面)，以相同方式对变换元件中的对应的一个变换元件绘制每个圆弧，并执行作为源(产生光声波的源)的圆弧的交叉(intersection)的成像。如果在被检体和板1中声速均不改变(这种情况下的声速用c表示)，则将虚线的交叉的点A确定为交叉，并使用点A作为声源来执行图像重构。然而，实际上，由于板1中的声速高于被检体中的声速，所以光声波在板与被检体之间的界面处被折射。因此，声源为点B(实线的交叉的点B应该被确定为交叉)。如参照图5A所述，可通过计算来确定点B的位置。由于点A为具有半径c·τ_i的圆弧彼此重叠的点，所以也可通过计算来确定点A。然而，实际上，由于被检体中的声速不同于板1中的声速，所以如图5A所示，虚线所指示的圆弧不完全彼此重叠。在图5A中，用点A示意性地指示交叉。

以这种方式，预先确定点A相对于点B的位置与区域之间的关系，并且假设声速不改变而确定的点A移到点B的位置，由此可获取图像信息，在该图像信息中，对由于被检体中的声速与板1中的声速之间的差值而发生的折射执行校正。换句话讲，在校正表格92中总结所有体素的位置的变换量，以使得点A可被移到点B的位置。因此，在假设声速不改变的情况下执行图像重构之后，可获取新的图像信息，即，在其中对由于被检体中的声速与板1中的声速之间的差值而发生的折射执行校正的图像信息。注意：虽然关于图像重构方法，描述了圆形反向投射，但是图像重构方法不限于此。相同的校正表格92还可应用于其它图像重构方法，包括使用时域算法的图像重构方法和使用傅立叶域算法的图像重构方法。

注意：虽然以上根据板1为平板的假设进行了描述，但是所述板不限于平板。关于板的平坦性，即使当板的表面具有弯曲时，板也是有效的。注意：当板1的表面具有弯曲时，优选地，与该弯曲对应的入射角反映在校正表格92或校正公式中。此外，在板1为两个平坦的平行板的假设下，参照图1进行了描述。然而，上述生物信息获取设备可应用于设置板1中的一个于被检体与探头5之间的情况。不限定使用板1来压紧被检体。

如上所述，预先提供校正表格92或校正公式，由此不仅与光声波的折射相关联的图像畸变可被校正，而且用于在图像重构的情况下对折射执行校正的复杂计算变得不必要，从而可缩短计算时间。

第二实施例

在第一实施例中描述了使用PAT作为原理操作的PAM设备。在第二实施例中，对PAT应用于超声设备的情况下的超声设备的配置和处理方法进行描述。即使在将超声波发送到被检体/接收来自被检体的超声波的超声设备的情况下，当将板设在超声探头与被检体之间时，发送的超声波也被折射。典型的超声设备不经由板将超声波发送到被检体/接收超声波。然而，当假定并列设置超声探头与图1中所示的PAM设备的探头5的情况、或者超声探头设在X线乳房照相设备的压板上的情况时，必须考虑由于被检体中的声速与板中的声速之间的差值而发生的折射。假设这样的情况，图7是示出从来自超声探头的超声波朝向被检体的发送到由被检体反射的超声波的接收以及成像的处理序列的信号流的示图。

参照图7，为了发送超声波，发送部11执行诸如发送波束形成处理的处理。超声探头51根据来自发送部11的发送信号发送/接收超声波。模拟信号处理部94执行滤波处理和放大处理。ADC 7将已由模拟信号处理部94进行了信号处理的模拟信号数字化，从而获得数字信号。存储器8将数字信号(接收信号)存储为时间系列。数字信号处理部95使用存储在存储器8中的接收信号来获取图像信息，并使显示部10显示图像信息。

在超声设备的情况下，数字信号处理部95具有图8所示的配置。在图8中，图像形成单元96对存储在存储器8中的接收信号执行接收波束形成处理。接收波束形成处理包括超声回波的检测、使用延迟与求和的处理等。图像形成单元96执行信号处理，例如使用对数的压缩，并执行图像处理。在这种情况下，对于使用延迟与求和的处理的情况下的延迟时间，不必然必须考虑被检体中的声速与板1中的声速之间的差值。此外，当超声探头51被配置为两维阵列时，由图像形成单元96获得的图像信息是三维图像信息。当超声探头51被配置为一维阵列时，由图像形成单元96获得的图像信息为两维图像信息。而且，根据从探头扫描部6供给的信号获取位置信息将两维信息项连接在一起，由此可获取三维图像信息项。另外，校正表格92被设为在其中总结各体素(或各图像元素)的畸变量(各体素的位置的变换量)的表格。图像呈现单元93校正由图像形成单元96供给的图像信息。注意：在第一实施例中参照图5A描述的方法可被用作用于确定将被总结在校正表格92中的校正量的方法，并且可根据斯涅尔定律从几何上确定校正量。此外，如在第一实施例的情况下那样，校正不限于使用校正表格92的校正，并且可使用校正公式。

如上所述，根据第二实施例，即使在超声设备的情况下，也在不考虑由于被检体中的声速与板1中的声速之间的差值而发生的超声波的折射的情况下获取图像信息，然后，根据校正表格92或校正公式，逐一图像元素地校正图像信息，由此可减小图像畸变。

尽管已参照示例性实施例描述了本发明，但是应该理解，本发明不限于所公开的示例性实施例。以下权利要求的范围应被赋予最宽泛的解释，以涵盖所有这样的修改以及等同的结构和功能。

本申请要求于2008年12月25日提交的日本专利申请No.2008-330364和于2009年10月16日提交的日本专利申请No.2009-239399的优先权，在此通过引用并入它们的全文。

Claims (5)

1.一种生物信息获取设备，包括：

探头，所述探头被配置为接收从所述被检体发射的声波并将所述声波转换为电信号；

被检体保持部件，所述被检体保持部件设置在所述被检体和所述探头之间；和

处理部，所述处理部被配置为通过使用所述电信号来获取图像信息，

其中，所述处理部至少具有校正表格或校正公式，用于对由于所述被检体中的声速与所述被检体保持部件中的声速之间的差值而发生的声波的折射执行校正，并且

其中，所述处理部根据所述校正表格或校正公式，逐一图像元素地校正通过使用所述电信号所获取的、没有考虑折射的图像信息，从而获取新的图像信息。

2.根据权利要求1所述的生物信息获取设备，其中，所述声波是通过用光照射所述被检体而发射的光声波，并且所述探头接收所述光声波。

3.根据权利要求1所述的生物信息获取设备，其中，所述声波是被发送到所述被检体、在所述被检体内部反射并且返回的超声波，且所述探头接收反射并且返回的超声波。

4.根据权利要求1所述的生物信息获取设备，其中，各图像元素的位置的变换量在所述处理部中被存储为所述校正表格或校正公式，各图像元素的位置的变换量是通过使用所述被检体保持部件的厚度、所述被检体保持部件中的声速、所述被检体中的声速、以及图像信息的图像元素的位置根据斯涅尔定律计算的。

5.根据权利要求1-4中的任一项所述的生物信息获取设备，还包括声速测量部，所述声速测量部被配置为测量所述被检体中的声速，

其中，所述处理部具有校正表格或校正公式，用于对由于通过所述声速测量部测量的所述被检体中的声速与所述被检体保持部件中的声速之间的差值而发生的声波的折射执行校正。

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