CN102256537B - 生物信息获取装置和生物信息获取方法 - Google Patents

Abstract

当通过板(1)按压被检体并且通过探头(5)经由板接收声波时，由于被检体中的声速和板中的声速之间的差值，因此声波被折射。当不考虑折射时，出现分辨率的降低。通过使用板的厚度、板中的声速、被检体中的声速、图像信息的图像元素(像素或体素)的位置、以及来自作为声源的对象的声波的到达时间，确定要被彼此相加的信号或与信号对应的虚拟波前的权重。信号或与信号对应的虚拟波前被彼此相加，由此获取所述图像信息。

Description

生物信息获取装置和生物信息获取方法

技术领域

本发明涉及用于通过使用从被检体内发射的声波执行图像重构的生物信息获取装置和生物信息获取方法。

背景技术

作为在非专利引用文献中描述的现有技术的生物信息获取装置，存在对于乳腺癌筛查开发的光声装置。在非专利引用文献中描述的生物信息获取装置用玻璃板和超声探头按压被检体(乳房)，并且用从作为Nd:YAG激光器的光源发射的照射光(近红外光)通过玻璃板照射被检体。然后，生物信息获取装置通过探头接收作为在被检体内产生的声波的光声波，并且生成和显示被检体内的组织的图像，特别是乳腺癌血管新生(breast cancer angiogenesis)的图像。这样方式的图像产生操作被称为图像重构。注意，在探头的表面上设置具有18.6mm的厚度的聚合物。由于通过聚合物传播的声音的声速与声音传播通过被检体的声速不同，因此，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用于解决上述的问题的方法。在专利引用文献中，描述了将X线乳房照相和超声装置组合在一起的多功能装置。X线乳房照相通过使用被用作被检体保持部件的压板按压被检体，通过使X射线穿过被检体获得关于X射线的信息，并且根据关于X射线的信息执行成像。当超声装置与X线乳房照相组合时，超声探头经由压板发送/接收超声波。因此，参照图11，计算与使用各个变换元件的超声波的接收相关的延迟时间(到达各个变换元件的超声波的到达时间之间的差值)，使得对于由于压板中的声速和被检体中的声速之间的差值出现的超声波的折射执行校正。通过各个变换元件获得的电信号被彼此相加。在图11中，c₁和c₂分别是传播通过压板的声音的声速和传播通过被检体的声音的声速。L₁、L₂、R₁、R₂和D表示各个距离，β₁和β₂是角度。

专利引用文献

美国专利No.6607489

非专利引用文献

Srirang Manohar，et al.，The Twente photoacoustic mammoscope：system overview and performance，Physics in Medicine and Biology 50(2005)2543-2557

发明内容

在非专利引用文献中没有描述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，并且，这导致分辨率的降低。专利引用文献针对解决上述的问题。但是，在专利引用文献中所描述的多功能装置中，没有在通过使用延迟与求和(delay-and-sum)对电信号进行处理的变迹(apodization)技术(加权)中考虑折射。因此，这导致分辨率的降低。

本发明旨在解决上述的现有技术的问题。本发明提供抑制与在被检体和被检体保持部件之间出现的声波的折射相关的分辨率的降低的生物信息获取装置和生物信息获取方法。

为了实现上述的目的，根据本发明的一个方面的生物信息获取装置包括：探头，所述探头具有接收从被检体发射的声波并将所述声波转换成电信号的多个变换元件；被检体保持部件，所述被检体保持部件设置在被检体和所述探头之间；以及，处理部，所述处理部被配置为通过使用所述电信号获取图像信息。所述处理部确定要被彼此相加的所述电信号或与所述电信号对应的虚拟波前的权重，所述权重是通过至少使用被检体保持部件的厚度、声音传播通过被检体的声速、声音传播通过被检体保持部件的声速、以及来自被检体中的声波产生源的声波的到达时间确定的，所述电信号中的每一个或所述虚拟波前中的每一个是通过所述多个变换元件中的相应的一个获得的。所述处理部将加权的电信号或加权的虚拟波前彼此相加，由此获取所述图像信息。

并且，根据本发明的另一方面的生物信息获取方法包括如下步骤：通过变换元件中的每一个经由被检体保持部件接收声波并且将所述声波转换成电信号中的相应的一个，所述声波是从被检体发射的；以及，从所述电信号获取图像信息。来自声波产生源的声波的到达时间是通过至少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、声音传播通过被检体的声速、以及图像信息的图像元素的位置根据斯涅尔定律计算的。所述声波的到达时间被校正，由此确定要被彼此相加的所述电信号的权重，所述电信号中的每一个是通过所述变换元件中的相应的一个获得的。加权的电信号被彼此相加，由此获取所述图像信息。

根据本发明的另一方面的生物信息获取方法包括如下步骤：通过变换元件中的每一个经由被检体保持部件接收声波并且将所述声波转换成电信号中的相应的一个，所述声波是从被检体发射的；以及，从所述电信号获取图像信息。所述声波的虚拟波前是通过至少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、声音传播通过被检体的声速、以及来自声波产生源的声波的到达时间根据斯涅尔定律计算的，所述虚拟波前中的每一个是对于所述变换元件中的相应的一个计算的。通过使用关于所述变换元件中的相应的一个的角度作为变量向构成所述虚拟波前中的每一个的点分配不同的水平，由此确定要被彼此相加的虚拟波前的权重，所述不同的水平与浓淡的程度对应。加权的虚拟波前被彼此相加，由此获取所述图像信息。

根据本发明的另一方面的生物信息获取方法包括：通过变换元件中的每一个经由被检体保持部件接收声波并且将所述声波转换成电信号中的相应的一个，所述声波是从被检体发射的；以及，从所述电信号获取图像信息。用于使用延迟与求和的处理的延迟时间是通过至少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、声音传播通过被检体的声速、以及图像信息的图像元素的位置根据斯涅尔定律计算的。窗口函数被校正，由此确定要受到使用延迟与求和的处理的所述电信号的权重，所述电信号中的每一个是通过所述变换元件中的相应的一个获得的。加权的电信号受到使用延迟与求和的处理，由此获取所述图像信息。

根据本发明的各方面，不仅在考虑在被检体和被检体保持部件之间出现的声波的折射的情况下将电信号或与电信号对应的虚拟波前彼此相加，而且可在要彼此相加的电信号或虚拟波前的加权中考虑折射。因此，可以提高分辨率。

附图说明

图1是用于解释根据本发明的第一实施例的光声乳房照相装置的系统配置的示图。

图2A是用于解释本发明的第一实施例中的信号处理部的示图。

图2B是用于解释本发明的第一实施例中的信号处理部的示图。

图3A是用于解释本发明的第一实施例中的折射校正的示图。

图3B是用于解释本发明的第一实施例中的折射校正的示图。

图4是用于解释本发明的第一实施例中的立体角(solid-angle)校正的示图。

图5是用于解释本发明的第一实施例中的变迹技术的示图。

图6A是用于解释用于通过使用本发明的第二实施例中的圆形反向投射(circular-back-projection)计算波前的位置的方法的示图。

图6B是用于解释用于通过使用本发明的第二实施例中的圆形反向投射计算波前的位置的方法的示图。

图7是用于解释本发明的第二实施例中的圆形反向投射的示图。

图8是用于解释本发明的第三实施例中的信号处理部的示图。

图9是用于解释本发明的第三实施例中的波束形成处理的示图。

图10是用于解释本发明的第三实施例中的变迹函数的示图。

图11是用于解释背景技术的示图。

具体实施方式

在被检体和探头之间设置被检体保持部件。探头具有接收声波并且将声波转换成信号(电信号)的多个变换元件。在这种情况下，可通过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根据斯涅尔(Snell)定律在几何上确定声波的折射。然后，对于要被彼此相加的信号或与该信号对应的虚拟波前确定权重。通过使用图像信息的图像元素(像素或体素(voxel))的位置或者通过使用来自作为被检体中的声波产生源的对象的声波的到达时间，确定权重。加权的电信号或者加权的与电信号对应的虚拟波前被彼此相加，由此获取图像信息。

注意，本发明的实施例中的声波的例子包含称为声波的波、称为超声波的波和称为光声波的波。例如，声波的例子包含通过用诸如近红外光的光照射被检体内部在被检体内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。并且，从被检体发射的声波的例子包含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。换句话说，根据本发明的实施例的生物信息获取装置的例子包括以下的装置：用光照射被检体的内部、通过使用探头接收在被检体内产生的光声波、并且显示被检体的内部的组织的图像的光声装置；以及，向被检体内部发送超声波/从被检体内部接收超声波、并且显示被检体的内部的组织的图像的超声装置。被检体保持部件被设置在被检体和探头之间并且保持被检体的至少一个部分的形状。被检体保持部件的例子包含称为压板的部件、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，将描述本发明的实施例。注意，在第一实施例和第二实施例中，将描述考虑光声波的折射的生物信息获取方法和光声乳房照相(以下，称为“PAM”)装置。生物信息获取方法和PAM装置是使用光声断层照相(以下，称为“PAT”)作为原理的PAM。更具体而言，第一实施例中，将描述通过利用延迟与求和考虑光声波的折射的图像重构方法和PAM装置。在第二实施例中，将描述通过使用圆形反向投射考虑光声波的折射的图像重构方法。在第三实施例中，将描述考虑超声装置中的超声波的折射的生物信息获取方法。

实施例

第一实施例

图1是PAM装置的配置的示意图。通过使用光声波，由于能够区别地获取血液或血管的图像，因此能够拾取肿瘤血管新生的图像。图1表示对于乳腺癌筛查应用该原理的配置。

参照图1，在本发明的第一实施例中，板1是被用作被检体保持部件的平行的平板。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。使用板1和压紧机构2以将被检体(乳房)插入板1之间，并且按压被检体。注意，虽然执行自动按压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 cylinder mechanism)、夹钳机构(visemechanism)，或者可使用齿条和齿轮、蜗轮等手动地执行压紧。

照明光学系统3是为了使被检体产生光声波而用具有大致处于700nm到1100nm的范围中的波长的激光照射被检体的光学系统。注意，从激光源到照明光学系统3的照明光的传播路径没有被示出。照明光扫描部4使照明光学系统3执行扫描。探头5是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。

诸如丙烯酸(acrylic)树脂或聚碳酸酯(polycarbonate)树脂的半透明树脂、或者诸如石英玻璃的无机材料适于用作作为所述板1中的一个的照明光学系统3侧的板1的材料。为了在从被检体到探头5的路径中执行声阻抗匹配，树脂适于作为被用作探头5侧的被检体保持部件的另一个板1的材料。更具体而言，聚甲基戊烯(polymethylpentene)是合适的。

下面将描述实现从通过探头5接收光声波到执行图像重构的处理序列的配置。图2A是示出从通过探头5检测光声波到通过使用光声波将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，由此获得数字信号。注意，优选地，在探头5和ADC 7之间设置用于放大信号的放大器。例如，放大器可被嵌入探头5中。存储器8是暂时存储数字信号的部分。处理部9执行用于减少噪声的滤波处理，并且根据从探头扫描部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装置中，声音传播通过被检体的声速与声音传播通过板的声速不同。因此，光声波在被检体和板之间的界面处折射。例如，被检体中的声速为约1540m/s(在乳房中，为约1510m/s)。当板1的材料为聚甲基戊烯时，板1中的声速为约2200m/s。以上给出的数值可被用作被检体中的声速。但是，优选地，事先通过声速测量部12测量声速，并且，当确定后面描述的校正表或校正式时，使用测量的声速。如图2B所示，声速测量部12可通过利用用于例如通过使用时间t_us并且通过使用两个板1之间的距离L_B计算声速的方法测量被检体中的声速，时间t_us是超声波从探头5被发送到夹在板1之间的被检体时到反射的超声波被接收时的时间。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，因此可使用c_B＝L_B/(t_us/2-z_p/c_p)来计算被检体中的声速c_B。

图3A和图3B示出作为声波的光声波被折射的状态。在本发明中，图像元素是像素或体素。注意，为了描述简单，参照图3A和图3B以及以下的图描述两个维度中的状态。但是，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”由“体素”表示。

在现有技术的使用延迟与求和的图像重构中，为了执行图像重构，定义体素，并且对于体素中的每一个执行计算。对于图像重构，根据式(1)计算光声波从体素A传播到变换元件E所花费的待计算的到达时间τ、体素A和变换元件E之间的线性距离R、以及声速c之间的关系，并且执行成像。但是，声音传播通过被检体的声速与声音传播通过板的声速不同。因此，光声波在被检体和板之间的界面处折射，并且，平均声速根据θ和R改变。因此，声速c由使用θ和R的函数表达，并且，到达时间τ可由式(2)表达。

$\mathrm{\τ}=\frac{R}{c}---\left(1\right)$

$\mathrm{\τ}=\frac{R}{c(\mathrm{\θ},R)}---\left(2\right)$

并且，参照图3A所示的光声波的路径，可通过使用式(3)导出到达时间τ的式(2)。

$\mathrm{\τ}=\frac{z_B}{c_B}\frac{1}{\cos {\mathrm{\θ}}_B}+\frac{z_P}{c_P}\frac{1}{\cos {\mathrm{\θ}}_P}---\left(3\right)$

并且，参照图3A，作为几何学等式提供式子(4)～(7)。

$\frac{c_B}{c_P}=\frac{\sin {\mathrm{\θ}}_B}{\sin {\mathrm{\θ}}_P}---\left(4\right)$

${\mathrm{\θ}}_P={\tan }^{-1}\frac{x_P}{z_P}---\left(5\right)$

${\mathrm{\θ}}_B={\tan }^{-1}\frac{x_B}{z_B}---\left(6\right)$

x_P+x_B＝Rcosθ    (7)

这里，被检体中的声速c_B、板中的声速c_p和板的厚度z_p是已知的。并且，由于要计算的体素A的位置是已知的，因此，到被检体中的体素A的深度z_B、从体素A到变换元件E的距离R、以及角度θ也是已知的。相应地，x_p与x_B的比是未知的。换句话说，x_p和x_B的值的每一个是未知的。即，可通过将式(5)和(6)代入式(4)中并且通过作为连立方程式求解式(4)和(7)来计算x_p和x_B。并且，当通过计算确定x_p和x_B时，也可确定θ_p和θ_B。通过使用上述的已知值和通过计算确定的值，可根据式(3)确定到达时间τ。然后，参照存储器8中的信号，调查是否存在由被检体产生并且在到达时间τ到达变换元件E的光声波。例如，在变换元件E和体素A之间的关系中，当存在由被检体产生并且在到达时间τ到达变换元件E的光声波时，可以确定在体素A中存在声波产生源即照射光吸收体(例如，新血管)。因此，通过对于体素中的每一个在由各个变换元件获取的信号上执行使用延迟与求和的处理，执行图像重构，由此可以获取照明光吸收体的高对比度图像。由于各变换元件接收相同光声波的时间根据变换元件的位置而相互不同，因此，使用延迟与求和的处理是在将信号仅校正该不同的时间(延迟时间)之后将信号彼此相加。

注意，如上所述，通过至少对于在被检体和板1之间的界面处出现的折射执行校正来提高分辨率。但是，如图3B所示，存在在板1和探头5之间设置诸如水或油的声匹配剂的情况。并且，还存在在板1和被检体之间设置诸如声纳凝胶的声匹配剂的情况。虽然这些声匹配剂中的声速接近被检体中的声速，但是，也优选对于在与声匹配剂关联的界面处出现的折射执行校正。更具体而言，优选对于由设置在板1和探头5之间的声匹配剂导致的折射执行校正。即使在这种情况下，也可如下在几何上确定由折射导致的影响。参照图3B，式(3)与τ＝τ_L+τ_P+τ_B对应。τ_L是光声波传播通过声匹配剂所花费的传播时间，并且由τ_L＝z_L/(c_Lcosθ_L)表达。类似地，τ_P是光声波传播通过板1所花费的传播时间，并且由τ_P＝z_P/(c_Pcosθ_P)表达。τ_B是光声波传播通过被检体所花费的传播时间，并且由τ_B＝z_B/(c_Bcosθ_B)表达。并且，式(4)与sinθ_B/sinθ_P＝c_B/c_P和sinθ_P/sinθ_L＝c_P/c_L对应。并且，式(5)和(6)与θ_B＝tan^-1(x_B/z_B)、θ_P＝tan^-1(x_P/z_P)和θ_L＝tan^-1(x_L/z_L)对应。式(7)与x_L+x_P+x_B＝Rcosθ对应。

这里，被检体中的声速c_B、板1中的声速c_p、以及声匹配剂中的声速c_L是已知的。板的厚度z_P和声匹配剂的厚度z_L也是已知的。并且，由于要计算的体素的位置是已知的，因此到被检体中的体素A的深度z_B、从体素A到变换元件E的距离R、以及角度θ也是已知的。因此，可通过使用作为联立方程式的上述的方程式确定作为未知量的x_L、x_P和x_B。如上所述，即使当出现折射的界面的数量增加时，也可在几何上确定校正量。但是，在以下的描述中，描述在被检体和板1之间出现的折射。该折射是导致分辨率降低的折射之中校正效果最大的折射。关于由设置在板1和探头5之间或板1和被检体之间的声匹配剂导致的折射的描述被省略。

接着，将描述使用延迟与求和的处理的情况下的变迹技术(加权)。

对于在PAT中使用延迟与求和的处理的情况，如图4所示，可以执行使用变迹技术的校正，使得考虑立体角校正(立体角加权因子)。当变换元件中的每一个通过接收光声波获取信号时，获取的信号的强度依赖于变换元件相对于产生光声波的位置的位置而不同。因此，这种情况下的立体角校正是获取的信号的强度之间的差值的校正。通过使用式(8)和(9)导出执行使用变迹技术的校正的情况下的延迟与求和的式子。

$S\left(r\right){\∫}_{{\mathrm{\Ω}}_0}{b}_i(t-{\mathrm{\τ}}_i)\frac{d{\mathrm{\Ω}}_0}{{\mathrm{\Ω}}_0}---\left(8\right)$

$b\left(r\right)={2P}_i\left(t\right)-2\·t\·\frac{{\∂P}_i\left(t\right)}{\∂t}---\left(9\right)$

这里，t是时间，τ是通过使用上述的式(3)～(7)确定的到达时间。P_i是在存储器8中存储的获取的信号，以及Ω₀表示通过使用检测器(探头5)包围的区域(检测的区域)。如图1所示，由于探头5扫描平板1，因此可通过使用式(10)导出延迟与求和的式子。注意，A₀表示变换元件面积。

$S\left(r\right)\≅\frac{\underset{i=1}{\overset{N}{\mathrm{\Σ}}}{b}_i(t-{\mathrm{\τ}}_i)\frac{A_0}{R_i^2}\cos {\mathrm{\α}}_i}{\underset{i=1}{\overset{N}{\mathrm{\Σ}}}\frac{A_0}{R_i^2}\cos {\mathrm{\α}}_i}---\left(10\right)$

在图1所示的PAM装置中，光声波被板1折射。因此，如图5所示，由体素A产生的光声波到达变换元件E_i，虽然该光声波应该到达变换元件E_i+1。换句话说，假定由变换元件E_i获取的信号是应该由变换元件E_i+1获取的信号，可执行使用延迟与求和的处理。即，在式(10)中，可通过变换元件E_i和变换元件E_i+1之间的距离x_di校正光声波到达的位置。参照图5，当假定由变换元件E_i获取的信号是应由变换元件E_i+1获取的信号时，直线距离Ri和角度α_i可由式(11)表达。然后，通过将式(11)代入式(10)中，在使用延迟与求和的处理的情况下，可以执行使用考虑光声波的折射的变迹技术的校正。

$\left\{\begin{array}{c}{\mathrm{\α}}_i={\mathrm{\θ}}_{\mathrm{Bi}}\\ R_i=\sqrt{{(x_i-x_{\mathrm{di}})}^2+z_i^2}\\ =\sqrt{{(x_{\mathrm{Pi}}+x_{\mathrm{Bi}})}^2+{(z_{\mathrm{Pi}}+z_{\mathrm{Bi}})}^2}\\ =\sqrt{{\left[(z_{\mathrm{Pi}}+z_{\mathrm{Bi}})\tan {\mathrm{\θ}}_{\mathrm{Bi}}\right]}^2+{(z_{\mathrm{Pi}}+z_{\mathrm{Bi}})}^2}\\ \begin{array}{ccc}=\frac{z_P+z_{\mathrm{Bi}}}{\cos {\mathrm{\θ}}_{\mathrm{Bi}}}& \mathrm{where}& z_{\mathrm{Pi}}=z_P\end{array}\end{array}\right.---\left(11\right)$

注意，虽然在假定板1是平板的情况下进行以上的描述，但是，用作被检体保持部件的板不限于平板。关于板的平整性，即使当板的表面具有弯曲时，板也是有效的。当板1的表面具有弯曲时，优选地，与弯曲对应的入射角反映在θ_B和θ_P中。对于使平坦的探头5在平板1中执行扫描的情况，建立通过使用式(10)和(11)导出的延迟与求和的式子，即，在执行使用变迹技术的校正的情况下的延迟与求和的式子。当板1不是平板时，根据测量的表面的区域展开式(8)，并且，导出与式(10)和(11)对应的式子，由此，可对于光声波的折射执行校正。

并且，在假定板1是两个平行的平板的情况下进行参照图1的描述。但是，上述的用于获取图像信息的方法可被应用于设置板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，可考虑由于声音传播通过被检体的声速和声音传播通过板1的声速之间的差值出现的折射执行图像重构。在图像重构的情况下，不仅在将信号彼此相加时考虑折射，而且可在用于信号彼此相加中的变迹技术中考虑折射。因此，可以抑制由光声波的折射导致的分辨率的降低。

第二实施例

在第一实施例中，描述了用于在使用延迟与求和的图像重构的情况下执行光声波的折射的校正的方法。但是，本发明不限于该方法，并且，通过使用圆形反向投射执行校正的方法也是有效的。

图6A是用于解释用于通过使用圆形反向投射计算曲线(点B)的方法的示图。参照图6A，确定从β₀＝sin^-1(z_P/c_Pτ_m)到β_end＝π-β₀的曲线。例如，当执行点B的确定时，由于作为板1的厚度的z_P和作为板1中的声速的c_P是已知的，因此，可以确定从变换元件E_m到板1和被检体之间的界面的距离。因此，可以计算光声波传播通过该距离所花费的传播时间t_P。可根据由式(4)表达的斯涅尔定律计算折射的角度。由于通过使用获取的信号确定的光声波的到达时间为τ_m，因此可通过使用t_B＝τ_m-t_P计算光声波传播通过被检体所花费的传播时间t_B。通过沿折射角度的方向从板1和被检体之间的界面将线延伸c_B·t_B所确定的点可被确定为点B。并且，当点B被确定时，可以计算由从点B到变换元件Em的直线限定的角度θ以及作为从变换元件Em到点B的距离的Dm。以这种方式，可通过使用θ(D_m(θ))的函数表达D_m，并且，可以画出圆形反向投射的曲线，即，变换元件中的每一个的虚拟波前。

然后，通过使用通过接收光声波所获取的并且存储于存储器8中的信号，对于变换元件中的每一个，确定到达时间τ，并且，对于上述的变换元件的每一个画出曲线，由此可以执行图像重构。

注意，如第一实施例中参照图3B所描述的那样，存在在板1和探头5之间存在诸如水和油的声匹配剂的情况。即使当出现折射的界面的数量增加时，也可在几何上确定校正量。例如，参照图6B，可通过使用D_m(θ)＝((z_Ltanθ_L+z_Ptanθ_P+z_Btanθ_B)²+(z_L+z_P+z_B)²)^1/2和使用tanθ＝(z_L+z_P+z_B)/(z_Ltanθ_L+z_Ptanθ_P+z_Btanθ_B)计算以上给出的D_m。换句话说，D_m由使用θ的函数表达，并且，θ由使用作为各个界面处的折射角度的θ_L、θ_P和θ_B的函数表达。关于θ_L、θ_P和θ_B，可根据斯涅尔定律通过使用sinθ_B/sinθ_P＝c_B/c_P和sinθ_P/sinθ_L＝c_P/c_L导出其式子。z_L是声匹配剂的厚度，以及c_L是声匹配剂中的声速。

此外，光声波τ_m的到达时间由τ_m＝τ_L+τ_P+τ_B表达。τ_L是光声波传播通过声匹配剂所花费的传播时间，并且由τ_L＝z_L/(c_Lcosθ_L)表达。类似地，τ_P是光声波传播通过板所花费的传播时间，并且由τ_P＝z_P/(c_Pcosθ_P)表达。τ_B是光声波传播通过被检体所花费的传播时间，并且由τ_B＝z_B/(c_Bcosθ_B)表达。可通过使用这些式子计算D_m(θ)。

图7是作为例子示出的用于分别通过使用变换元件E_m和E_n并且使用光声波到达变换元件E_m和E_n的到达时间τ_m和τ_n执行图像重构的示意图。如图7所示，用于圆形反向投射的虚拟波前中的每一个对于变换元件中的相应的一个被画出。虚拟波前彼此重叠的点(体素A)被认为是光声波的声源即照明光吸收体，可以执行图像重构。

通过根据点的位置向构成圆形反向投射的虚拟波前中的每一个的点分配不同的水平，执行与变迹技术对应的加权。该不同的水平与浓淡的程度对应。参照图6A，向由位于相应的变换元件正上方的点限定的角度(即，90°的β)分配最高的水平。随着由点限定的β减小，使分配给该点的水平更小。例如，通过将最高水平乘以对于各个点确定的cosβ的值执行加权，由此可向构成虚拟波前的点分配不同的水平。以这种方式，通过使用关于变换元件由点限定的角度作为变量向构成虚拟波前的点分配与浓淡的程度对应的不同的水平，由此，可以确定权重。

如上所述，也可通过使用在第一实施例中描述的延迟与求和以外的算法(圆形反向投射)执行考虑折射的图像重构。在这种情况下，不仅对于与信号对应的虚拟波前考虑折射，而且可在向构成虚拟波前的点分配与浓淡的程度对应的不同的水平时考虑折射。因此，可以抑制由光声波的折射导致的分辨率的降低。

第三实施例

在第一实施例和第二实施例中描述了通过使用PAT作为原理动作的PAM装置。在第三实施例中，描述向超声装置应用PAT的情况下的超声装置的配置和处理方法。即使在向被检体发送超声波/从被检体接收超声波的超声装置的情况下，当在超声探头和被检体之间设置板时，发送的超声波也被折射。典型的超声装置不经由板向被检体发送/接收超声波。但是，当与图1所示的PAM装置的探头5平行地设置超声探头时，或者，当在乳房X射线照相装置的压板上设置超声探头时，必须考虑由于被检体中的声速和板中的声速之间的差值而出现的折射。假定这种情况，图8是示出从从超声探头向被检体发送超声波、到接收被被检体反射的超声波、以及成像的处理序列的信号流的示图。

参照图8，发送部11执行诸如用于发送超声波的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91执行滤波处理和放大处理。ADC 7将通过模拟信号处理部91进行了信号处理的模拟信号数字化，由此获得数字信号。存储器8存储数字信号(接收信号)作为时间序列。数字信号处理部92通过使用存储于存储器8中的接收信号获取图像信息，并且使显示部10显示图像信息。在超声装置中，数字信号处理部92在存储于存储器8中的接收信号上执行接收波束形成处理，并且，接收波束形成处理包含超声回声的检测、使用延迟与求和的处理等等。数字信号处理部92执行诸如使用对数的压缩的信号处理并且执行图像处理。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(到达各个变换元件的超声波的到达时间之间的差值)，数字信号处理部92考虑被检体中的声速和板1中的声速。类似地，对于发送波束形成处理，发送部11考虑被检体中的声速和板1中的声速确定延迟时间，并且使超声探头51振荡。

在由数字信号处理部92执行的接收波束形成处理和由发送部11执行的发送波束形成处理中的每一个中，如图9所示，出现在考虑被检体中的声速和板中的声速之间的差值的情况下获得的结果与在不考虑被检体中的声速和板中的声速之间的差值的情况下获得的结果之间的差异。在图9中，实线表示在考虑被检体中的声速和板中的声速之间的差值的情况下获得的结果。虚线表示在不考虑被检体中的声速和板中的声速之间的差值的情况下获得的结果。参照图9，为了确定希望的焦点位置，必须考虑被检体中的声速和板1中的声速之间的差值。因此，可以使用与参照图3A描述的方法类似的方法，作为用于确定接收波束形成处理和发送波束形成处理中的每一个中的延迟时间的方法。

被检体中的声速c_B、板中的声速c_p和板的厚度z_p是已知的。并且，从希望的焦点位置到板1的距离z_B、从希望的焦点位置到变换元件E的距离R、以及角度θ也是已知的。相应地，x_p与x_B的比是未知的。换句话说，x_p和x_B的值的每一个是未知的。即，可通过将式(5)和(6)代入式(4)中并且通过求解作为连立方程式的式(4)和(7)来计算x_p和x_B。并且，当通过计算确定x_p和x_B时，也可确定θ_p和θ_B。通过使用上述的已知值和通过计算确定的值，根据式(3)对于变换元件中的每一个计算延迟时间。然后，当对于各个变换元件计算了延迟时间时，通过使用所述延迟时间执行波束形成处理。注意，在接收波束形成处理中，通过在变换元件中的每一个的接收信号上执行使用变迹技术的校正，执行使用延迟与求和的处理。在使用变迹技术的校正中，应用一般称为窗口函数的函数。

注意，如第一实施例的情况那样，即使对在板1和探头5之间存在诸如水或油的声匹配剂的情况，也可在几何上确定校正量。

描述在作为窗口函数的一个例子应用汉明(hamming)窗口函数的情况下使用变迹技术的校正方法。汉明窗口函数由w(x)＝0.54-0.46cos(πx)表达。但是，x是无量纲的(non-dimensional)开口宽度，并且，为了将定位开口宽度的中心定位在零处，上式变为w(x)＝0.54-0.46cos[2π(x-0.5)]。并且，在使用变迹技术的校正中，参照图5，变迹函数被确定为w(x)＝0.54-0.46cos[2π(x_di-0.5)]。可通过使用当已确定延迟时间时已经计算出的θ_B在几何上确定x_di。以这种方式，可以确定变迹函数。为了比较执行使用变迹技术的校正之前的信号强度(点线)和执行使用变迹技术的校正之后的信号强度(实线)，图10示出当作为窗口函数应用汉明窗口函数时的变迹函数。

在上述的变迹函数的情况下，使用汉明窗口函数作为窗口函数。但是，窗口函数不限于汉明窗口函数。并且，当使用汉明窗口函数以外的窗口函数时，可通过使用与上述的方法相同的方法确定变迹函数。

如上所述，不仅可通过在第一和第二实施例中描述的PAT(PAT装置)，而且可通过超声装置，执行考虑折射的图像获取。在使用超声装置的情况下，不仅可在执行使用延迟与求和的处理中考虑折射，而且可在变迹技术中考虑折射。因此，可以抑制由超声波的折射导致的分辨率的降低。

虽然已参照示例性实施例说明了本发明，但应理解，本发明不限于公开的示例性实施例。以下的权利要求的范围应被赋予最宽的解释以包含所有的修改以及等同的结构和功能。

本申请要求在2008年12月25日提交的日本专利申请No.2008-330365和在2009年10月16日提交的日本专利申请No.2009-239400的优先权，在此通过引用将它们的全部内容并入。

Claims (15)

1.一种生物信息获取装置，包括：

探头，所述探头具有经由被检体保持部件接收从被检体发射的声波并将所述声波转换成电信号的多个变换元件；

被检体保持部件，所述被检体保持部件在它保持被检体时位于被检体和所述探头之间；

处理部，所述处理部被配置为通过使用所述电信号获取图像信息，

其中，所述处理部确定要被彼此相加的所述电信号或与所述电信号对应的虚拟波前的权重，所述权重是通过至少使用被检体保持部件的厚度、声音传播通过被检体的声速、声音传播通过被检体保持部件的声速、以及来自被检体中的声波产生源的声波的到达时间确定的，所述电信号中的每一个或所述虚拟波前中的每一个是通过所述多个变换元件中的相应的一个获得的，并且，

其中，所述处理部将加权的电信号或加权的虚拟波前彼此相加，由此获取所述图像信息。

2.根据权利要求1的生物信息获取装置，

其中，所述声波是通过用光照射被检体而由被检体中的声波产生源产生的光声波，

其中，所述处理部确定要被彼此相加的所述电信号或与所述电信号对应的虚拟波前的权重，所述权重是通过至少使用被检体保持部件的厚度、声音传播通过被检体的声速、声音传播通过被检体保持部件的声速、以及来自被检体中的声波产生源的光声波的到达时间确定的，所述电信号中的每一个或所述虚拟波前中的每一个是通过所述多个变换元件中的相应的一个获得的，并且，

其中，所述处理部将加权的电信号或加权的虚拟波前彼此相加，由此获取所述图像信息。

3.根据权利要求1的生物信息获取装置，其中，

所述声波是被发送到被检体、被所述声波产生源反射并且返回的超声波，其中，所述处理部确定对于要受到使用延迟与求和的处理的所述电信号的延迟时间，所述延迟时间是通过至少使用被检体保持部件的厚度、声音传播通过被检体的声速、声音传播通过被检体保持部件的声速、以及图像信息的图像元素的位置确定的，所述电信号中的每一个是通过所述多个变换元件中的相应的一个获得的，并且，

其中，所述处理部在加权的电信号上执行使用延迟与求和的处理，并且将电信号彼此相加，由此获取所述图像信息。

4.根据权利要求1或2的生物信息获取装置，其中，所述处理部通过至少使用被检体保持部件的厚度、声音传播通过被检体的声速、声音传播通过被检体保持部件的声速、以及图像信息的图像元素的位置根据斯涅尔定律计算来自所述声波产生源的声波的到达时间。

5.根据权利要求1或2的生物信息获取装置，其中，所述处理部通过至少使用被检体保持部件的厚度、声音传播通过被检体的声速、声音传播通过被检体保持部件的声速、以及图像信息的图像元素的位置根据斯涅尔定律校正声波到达的位置，由此确定要被彼此相加的所述电信号的权重，所述电信号中的每一个是通过所述多个变换元件中的相应的一个获得的。

6.根据权利要求4的生物信息获取装置，其中，所述处理部通过至少使用被检体保持部件的厚度、声音传播通过被检体的声速、声音传播通过被检体保持部件的声速、以及图像信息的图像元素的位置根据斯涅尔定律校正声波到达的位置，由此确定要被彼此相加的所述电信号的权重，所述电信号中的每一个是通过所述多个变换元件中的相应的一个获得的。

7.根据权利要求1或2的生物信息获取装置，其中，所述处理部通过至少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、声音传播通过被检体的声速、以及来自所述声波产生源的声波的到达时间根据斯涅尔定律计算所述虚拟波前，所述虚拟波前中的每一个是通过所述多个变换元件中的相应的一个获得的。

8.根据权利要求1或2的生物信息获取装置，其中，所述处理部通过至少使用关于所述多个变换元件中的相应的一个的角度作为变量向构成所述虚拟波前中的每一个的点分配不同的水平，所述不同的水平与浓淡的程度对应，由此确定要被彼此相加的所述虚拟波前的权重。

9.根据权利要求7的生物信息获取装置，其中，所述处理部通过至少使用关于所述多个变换元件中的相应的一个的角度作为变量向构成所述虚拟波前中的每一个的点分配不同的水平，所述不同的水平与浓淡的程度对应，由此确定要被彼此相加的所述虚拟波前的权重。

10.根据权利要求1或3的生物信息获取装置，其中，所述处理部通过至少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、声音传播通过被检体的声速、以及图像信息的图像元素的位置根据斯涅尔定律计算用于使用延迟与求和的处理的延迟时间。

11.根据权利要求1或3的生物信息获取装置，其中，所述处理部通过至少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、声音传播通过被检体的声速、以及图像信息的图像元素的位置根据斯涅尔定律校正窗口函数，由此确定要受到使用延迟与求和的处理的所述电信号的权重，所述电信号中的每一个是通过所述多个变换元件中的相应的一个获得的。

12.根据权利要求10的生物信息获取装置，其中，所述处理部通过至少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、声音传播通过被检体的声速、以及图像信息的图像元素的位置根据斯涅尔定律校正窗口函数，由此确定要受到使用延迟与求和的处理的所述电信号的权重，所述电信号中的每一个是通过所述多个变换元件中的相应的一个获得的。

13.一种生物信息获取方法，包括：

通过变换元件中的每一个经由被检体保持部件接收声波并且将所述声波转换成电信号中的相应的一个，所述声波是从被检体发射的；和

从所述电信号获取图像信息，

其中，来自声波产生源的声波的到达时间是通过至少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、声音传播通过被检体的声速、以及图像信息的图像元素的位置根据斯涅尔定律计算的，

其中，所述声波的到达时间被校正，由此确定要被彼此相加的所述电信号的权重，所述电信号中的每一个是通过所述变换元件中的相应的一个获得的，并且，

其中，加权的电信号被彼此相加，由此获取所述图像信息。

14.一种生物信息获取方法，包括：

通过变换元件中的每一个经由被检体保持部件接收声波并且将所述声波转换成电信号中的相应的一个，所述声波是从被检体发射的；和

从所述电信号获取图像信息，

其中，所述声波的虚拟波前是通过至少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、声音传播通过被检体的声速、以及来自声波产生源的声波的到达时间根据斯涅尔定律计算的，所述虚拟波前中的每一个是对于所述变换元件中的相应的一个计算的，

其中，通过使用关于所述变换元件中的相应的一个的角度作为变量向构成所述虚拟波前中的每一个的点分配不同的水平，由此确定要被彼此相加的虚拟波前的权重，所述不同的水平与浓淡的程度对应，并且，

其中，加权的虚拟波前被彼此相加，由此获取所述图像信息。

15.一种生物信息获取方法，包括：

通过变换元件中的每一个经由被检体保持部件接收声波并且将所述声波转换成电信号中的相应的一个，所述声波是从被检体发射的；和

从所述电信号获取图像信息，

其中，用于使用延迟与求和的处理的延迟时间是通过至少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、声音传播通过被检体的声速、以及图像信息的图像元素的位置根据斯涅尔定律计算的，

其中，窗口函数被校正，由此确定要受到使用延迟与求和的处理的所述电信号的权重，所述电信号中的每一个是通过所述变换元件中的相应的一个获得的，并且，

其中，加权的电信号受到使用延迟与求和的处理，由此获取所述图像信息。

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