CN102822661A - 光声成像装置和光声成像方法 - Google Patents

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Abstract

本发明提供一种光声成像装置，包括：光源（11）；多个检测元件（31），用于检测从（A）被检体（15）的表面（22）和被检体（15）内的光吸收体（14）产生的声波，并将声波转换成检测信号；以及信号处理器（20），用于基于检测的检测信号来产生图像数据，其中信号处理器（20）具有：傅立叶变换器，用于在空间方向上对在相同的接收时间检测的信号执行傅立叶变换以获得空间频率信号；以及逆傅立叶变换器，用于在从空间频率信号中减小表现出小于预定频率的分量之后执行逆傅立叶变换以获得第二信号，信号处理器（20）使用所述第二信号产生图像数据。

Description

光声成像装置和光声成像方法
技术领域
本发明涉及光声成像装置和光声成像方法。
背景技术
在医疗领域中关于光学成像装置的研究积极进展，所述光学成像装置用于从诸如激光的光源将光照射到生物组织上并且产生基于入射的光获得的关于生物组织的信息作为图像数据。包括光声断层扫描（PAT）的光声成像是一种光学成像技术。在光声成像的情况下，从光源产生的脉冲光被照射到生物组织上，并且从生物组织产生的声波（弹性波，一般为超声波）在多个位置处被检测，该声波吸收了在生物组织中传播并扩散的脉冲光的能量。换句话说，使用诸如肿瘤的被检体区域和组织的另一区域之间的光学能量的吸收率的差异，在被检体区域通过吸收照射的光学能量而瞬时膨胀时所产生的声波被探针接收。通过数学分析该检测信号，可以获得生物组织中的光学特征分布，特别是吸收系数分布。该信息可被用于定量地测量被检体中的诸如包含于血液中的葡萄糖和血红蛋白之类的特定物质。近年来，使用光声成像来将小动物的血管成像的临床前研究和将该理论应用来诊断乳腺癌等的临床研究正在迅速进展（非专利文献1）。
在光声成像中，在光被照射到其上的区域和用于检测声波的声波探针的检测表面处于被检体的同一表面上的状态下所执行的测量被称为反射测量（或反射模式）。在反射测量的情况下，如果光被照射到探针的正下方的区域上以将光学能量有效地传播到甚至是被检体的深区域，那么在来自探针的输出信号中观察到大的信号，该大的信号是由于通过探针的测量表面的正下方的被检体的表面上的光吸收而产生的光声波导致的。在这种情况下，观察到一信号，该信号和从被检体内的光吸收体产生的光声信号相叠加，并且作为结果，光吸收体的光学特征图像劣化，这是一个问题。
在非专利文献2中提出用于解决该问题的方法。在非专利文献2中，使用暗场照明方法，其中从探针的侧边照射光而不在探针的正下方照射光。根据该方法，由于不从探针的检测表面的正下方的被检体的表面产生大的光声波，因此可以精确地测量从被检体内的光吸收体产生的光声波，并且可以产生被检体内的光吸收体的图像数据而不是其光学特征劣化。
[引文列表]
[非专利文献]
NPL 1：“Photoacoustic imaging in biomedicine”M.Xu,L.V.Wang,REVIEW OF SCIENTIFIC INSTURUMENT,77,041104,2006
NPL 2：“In vivo dark-field reflection-mode photoacousticmicroscopy”K.Maslov,G.Stoica,L.V.Wang,Optics Letters,Vol.30,No.6,625,2005
发明内容
[技术问题]
但是，在光不被照射到探针的检测表面的正下方的区域上的非专利文献2的情况下，与将光照射到探针的检测表面的正下方的区域上的情况相比，难以有效地将光传播到生物组织中。因此，可被成像的区域（特别是深度方向上的区域）受到限制。
鉴于以上情况，本发明的目的是提供一种技术，用于在光声成像图装置中减小从被检体的表面产生的光声波的影响。
[问题的解决方案]
本发明提供了一种光声成像装置，包括：
光源；
多个检测元件，用于检测从被检体的表面和所述被检体内的光吸收体产生的声波，并将声波转换成检测信号，所述被检体的表面和所述被检体内的光吸收体吸收了从所述光源照射的光；以及
信号处理器，用于基于由所述多个检测元件检测的检测信号来产生图像数据，其中
所述信号处理器具有：
傅立叶变换器，用于在空间方向上对在相同的接收时间由所述多个检测元件检测的信号执行傅立叶变换以获得空间频率信号，以及
逆傅立叶变换器，用于在从所述空间频率信号中减小表现出小于预定频率的分量之后执行逆傅立叶变换以获得第二信号；以及
所述信号处理器使用所述第二信号产生图像数据。
本发明还提供了一种光声成像方法，包括：
信息处理器使多个检测元件检测从被检体的表面和所述被检体内的光吸收体产生的声波、并将声波转换成检测信号的步骤，所述被检体的表面和所述被检体内的光吸收体吸收了从光源照射的光；
所述信息处理器在空间方向上对在相同的接收时间由所述多个检测元件检测的检测信号执行傅立叶变换、并获得空间频率信号的步骤；
所述信息处理器在从所述空间频率信号中减小表现出小于预定频率的分量之后执行逆傅立叶变换、并获得第二信号的步骤；以及
所述信息处理器使用所述第二信号产生图像数据的步骤。
本发明还提供了一种用于使信息处理器执行以下步骤的光声成像程序：
使多个检测元件检测从被检体的表面和所述被检体内的光吸收体产生的声波、并将声波转换成检测信号的步骤，所述被检体的表面和所述被检体内的光吸收体吸收了从光源照射的光；
在空间方向上对在相同的接收时间由所述多个检测元件检测的检测信号执行傅立叶变换、并获得空间频率信号的步骤；
在从所述空间频率信号中减小表现出小于预定频率的分量之后执行逆傅立叶变换、并获得第二信号的步骤；以及
使用所述第二信号产生图像数据的步骤。
[本发明的有利效果]
根据本发明，可以在光声成像装置中减小从被检体的表面产生的光声波的影响。
参照附图根据以下示例性实施例的描述，本发明的其它特征将变得明显。
附图说明
图1是描绘光声成像装置的配置的示图；
图2是描绘检测信号的处理的流程图；
图3是描绘检测信号的处理的示图；
图4是描绘例子1的傅立叶变换的处理的示图；
图5示出例子1的光声成像装置的配置和获得的图像；以及
图6示出例子2的光声成像装置的配置和获得的图像。
具体实施方式
现在将参照附图详细描述本发明。作为规则，用相同的附图标记表示相同的构成元素，并且省略其重复描述。
（光声成像装置）
将参照图1描述本实施例的光声成像装置的配置。本实施例的光声成像装置是用于产生被检体内的光学特征值信息作为图像数据的装置。光学特征值信息通常指光吸收能量密度分布或吸收系数分布。
作为基本硬件配置，本实施例的光声成像装置具有光源11、作为声波检测器的声波探针17和信号处理器20。从光源11发射的脉冲光12被例如包含透镜、反射镜、光纤和扩散板的光学系统13引导，同时被处理为希望的光分布轮廓，并且被照射到诸如生物组织的被检体15上。如果在被检体15内传播的光的能量的一部分被诸如血管的光吸收体（最终变为声源）14吸收，那么通过光吸收体14的热膨胀产生声波（一般为超声波）16。它也被称为光声波。声波16被声波探针17检测，通过信号收集器19放大并转换为数字信号，然后通过信号处理器20转换为被检体的图像数据。
（光源11）
光源产生要被照射到被检体上的光。如果被检体是生物组织，那么从光源11照射具有被构成生物组织的部分中的特定部分吸收的特定波长的光。光源可与本实施例的光声成像装置集成，或者可被设置为单独的单元。对于光源，可产生几纳秒到几百纳秒量级的脉冲光作为照射光的脉冲光源是优选的。具体而言，为了有效地产生光声波，使用约10纳秒脉冲宽度。优选地将可实现大的输出的激光器作为光源，但是，可以使用发光二极管等来代替激光器。对于激光器，可以使用各种激光器，包括固态激光器、气体激光器、光纤激光器、染料激光器和半导体激光器。通过未示出的光源控制单元来控制照射定时、波形和强度等。
在本发明中，如果被检体是生物组织，那么优选地使用光可传播到被检体内的区域的波长。具体而言，500nm或更大、1200nm或更小。
（光学系统13）
从光源11照射的光12一般通过诸如透镜和反射镜之类的光学部件在被处理为希望的光分布轮廓的同时被引导到被检体，但是还可通过使用诸如光纤的光学波导被传播。光学系统13例如是用于反射照射光的反射镜、用于收集、扩展或改变光的轮廓的透镜以及用于扩散光的扩散板。如果从光源发射的光12可以以希望的轮廓被照射到被检体15上的话，那么可以使用任何光学部件。根据生物组织的安全性和更宽的诊断区域，优选的是将光扩展到某一区域而不是通过透镜收集光。
为了有效地将光能量传播到被检体，优选的是使用将光照射到声波探针17的检测表面的正下方的被检体表面22上的光学系统13。为了将更多的光能量传播到被检体，优选的是使用在面向声波探针17的被检体表面的方向上将光照射到被检体上的光学系统13。还优选的是用于将光照射到被检体上的区域是可移动的。换句话说，优选的是将光声成像装置构建为使得从光源产生的光可在被检体上移动。如果可移动的话，那么光可以在更宽的范围中被照射。更优选的是光被照射到被检体上（光要被照射到被检体上）的区域与声波探针17同步地移动。用于移动光被照射到被检体上的区域的方法例如可以是用于使用可移动反射镜的方法或者用于机械移动光源自身的方法。
（被检体15和光吸收体14）
它们不是光声成像装置的一部分，但将在下面描述。光声成像装置的主要目的例如是诊断人和动物的恶性肿瘤和血管病症以及观察化学治疗的进展。因此，假定的被检体15是生物组织，具体而言，是诸如人和动物体的乳房、手指和四肢之类的诊断目标区域。被检体内的光吸收体14是在被检体中具有相对高的吸收系数的区域，并且，如果测量目标是人体，那么例子是氧化血红蛋白或还原血红蛋白、包含高水平的两者的血管或者包含许多新生血管的恶性肿瘤。另一例子是在被注入到身体中来显衬特定区域的造影剂，诸如靛青绿（ICG）和亚甲蓝（MB）。被检体表面22上的光吸收体的例子是存在于皮肤的表面周围的黑色素。在下文中，生物信息指通过光照射产生的声波产生源的分布。换句话说，生物信息是生物组织中的初始声压分布、从其导出的光学能量吸收密度分布、吸收系数分布以及从该信息获得的构成生物组织的物质（特别是氧化血红蛋白和还原血红蛋白）的密度分布。物质的密度分布的例子是氧饱和度。该生物信息被产生作为图像数据。
（声波探针17）
作为用于检测通过脉冲光在被检体的表面上以及被检体内产生的声波的检测器的声波探针17检测声波并将声波转换为作为模拟信号的电信号。在下文中，声波探针可被简称为探针。如果可检测声波信号，那么可以使用任何声波检测器，例如使用压电现象的检测器、使用光的共振的检测器以及使用电容的变化的检测器。本实施例的探针17典型的是一维或二维排列多个检测元件的探针。如果使用这种多维排列的元件，那么可以同时在多个位置检测声波，并且可以缩短检测时间，以及还可以减小被检体的振动的影响。
（被检体表面平坦化构件18）
根据本实施例，优选地通过设置被检体表面平坦化构件18来使光照射区域中的被检体15的表面轮廓平坦化。如果被检体的光照射区域已经是平坦的了，那么被检体表面平坦化构件18不是必需的。在不设置被检体表面平坦化构件18的情况下，优选地将声波探针17和被检体15经由诸如水或凝胶之类的液体接触，使得声波探针17和被检体15有效地接收声波。任何部件可用于被检体表面平坦化构件18，如果该部件具有使被检体的表面轮廓平坦化的功能的话。如果被检体表面平坦化构件18被设置在声波探针和被检体之间，那么探针和被检体被声学耦合。为了将光照射到声波探针的正下方的被检体的表面上，使用光学透明以透过光并且其声学阻抗接近被检体的材料。典型地，在被检体为生物组织的情况下，例如，使用透明并具有接近生物组织的声学阻抗的聚甲基戊烯。如果光被照射到面向探针的被检体的表面上，那么不需要考虑声学阻抗，因此可以使用任何透光的光学透明材料，并且典型地可以使用诸如丙烯酸的塑料板或玻璃板。
（信号收集器19）
优选地，本实施例的成像装置具有信号收集器19，该信号收集器19放大由探针17获得的电信号并将电信号从模拟信号转换为数字信号。典型地，信号收集器19由放大器、A/D转换器和FPGA（现场可编程门阵列）芯片等构成。如果从探针获得多个检测信号，那么优选地可同时处理多个信号。由此，可以减小产生图像的时间。在本说明书中，检测信号是包括从探针17获得的模拟信号和该模拟信号被A/D转换之后的数字信号的概念。检测信号也被称为光声信号。
（信号处理器20）
信号处理器20执行减小在被检体的表面上产生的光声波信号的处理，该处理是本发明的特征处理。然后，信号处理器20使用在减小处理之后获得的检测信号来产生并获得被检体内的图像数据。虽然在后面描述细节，但是本发明的特征在于，通过使用在被检体的表面上产生的光声波信号和从被检体内的光吸收体产生的光声波之间的特性的差异，执行减小在被检体的表面上产生的光声波信号的处理。
对于信号处理器20，一般使用工作站等，以通过预编程软件来执行减小在被检体的表面上产生的光声波信号的处理和图像重构处理等。例如，在工作站上运行的软件具有两个模块：信号处理模块，用于执行减小在被检体的表面上产生的光声波信号的处理和噪声减小处理；以及，图像重构模块，用于重构图像以产生图像数据。在光声成像中，作为重构图像之前的预处理，一般对在各位置接收的信号执行噪声减小处理等，并且优选地在信号处理模块中执行这些处理。在图像重构模块中，通过图像重构产生图像数据，并且，作为图像重构算法，执行例如一般在断层扫描技术中使用的时域或傅立叶域中的逆投影。如果对于图像重构可以花费时间，那么也可使用诸如使用重复处理的逆问题分析方法之类的图像重构方法。如非专利文献2所示，PAT的图像重构方法的典型例子是：傅立叶变换方法、通用背投影方法和过滤背投影方法。为了减小图像重构时间，优选的是使用安装于作为信号处理器20的工作站中的GPU（图形处理单元）。如果接收信号已经与深度方向上的图像成比例（例如使用其观察点受限的焦点型（focus type）声波探针），那么图像重构不是必需的，并且，接收信号可被直接转换为图像数据。这种处理也在图像重构模块中执行。
信号收集器19和信号处理器20可被集成。在这种情况下，可通过硬件处理来代替在工作站上执行的软件处理而产生被检体的图像数据。
可以说，信号处理器20是傅立叶变换器和逆傅立叶变换器的组合，该傅立叶变换器执行傅立叶变换，该逆傅立叶变换器减小或去除小于等于预定频率的分量，并执行逆傅立叶变换以将信号返回到时间信号（对应于本发明的第二信号）。如果信号处理器20被实现为软件，那么可以认为傅立叶变换器和逆傅立叶变换器对应于模块的每个功能。
（显示器21）
显示器21是用于基于由信号处理器20输出的图像数据显示图像的装置，并且典型地，使用液晶显示器。可以与光声图像诊断装置分开地设置显示器。
（检测信号处理）
现在将参照图2、图3和图4描述信号处理器20减小在被检体的表面上产生的光声波信号的处理，该处理是本发明的特征。以下描述中的步骤号与图2中的流程图中的步骤号对应。
处理[1]（步骤S201）：在空间方向（检测元件的阵列方向）上对检测信号数据执行傅立叶变换的步骤。
在作为声波检测元件的阵列方向的空间方向上，在相同的检测时间对从图1所示的信号收集器19获得的数字信号执行傅立叶变换。这里，作为例子，将描述如图3A所示的一维阵列探针的情况。首先，通过横轴上的检测元件号（例如，1至N）和纵轴上的接收时间（例如，0秒至t秒）映射由各检测（接收）元件31获得的各检测信号数据，以产生其等级是接收声压值的二维阵列数据。图3B是二维阵列数据的图像，亮度表示接收声压值的等级（黑色表示接收声压较高的区域）。这里的接收时间意味着从作为光照射的接收开始时间到通过检测元件接收从被检体内的区域产生的光声波的结束的时间。
图3C示出了在图3B中的虚线的位置上的检测元件（第i个）的检测信号的例子。在图3C中，横轴是接收时间，纵轴是接收声压。通常，如果脉冲光被照射到被检体15上，那么，作为检测信号，观察到多个N形声压信号，如图3C所示。接收时间为零时的点是照射脉冲光的时间。这些N型信号主要是光声波的检测信号，所述光声波从被检体内的光吸收体14（例如，生物组织的情况下的血液）和被检体的表面（例如，生物组织的情况下的皮肤表面上的色素）产生。在被检体的表面上产生的光声波的声压通常比从被检体内的光吸收体产生的光声波的声压高（大）。在光被照射到其上的被检体的表面上产生相对高（大）的光声波的原因在于，即使被检体表面自身的光吸收系数比被检体内的光吸收体的光吸收系数小，照射到表面上的光的强度也比被检体内的区域高。
在图3C中的例子中，A表示由于在探针的检测表面的正下方的被检体的表面22上产生的光声波而导致的检测信号区域，B表示由于从被检体内的光吸收体14产生的光声波而导致的检测信号区域。同样在图1中，A表示从被检体的表面产生的光声波，B表示从被检体内的光吸收体产生的光声波。如图3C所示，如果在接收光声波A的同时接收来自被检体内的光吸收体的光声波B，那么变得难以相互区分光声波A和光声波B。作为结果，变得难以获得希望的图像。这将使用例子1和例子2中的图像进行描述。
同样在上述图3B中，时域A表示接收由于在被检体的表面上产生的光声波而导致的检测信号的时间，时域B表示接收由于从被检体内的光吸收体14产生的光声波而导致的检测信号的时间。然而，图3B中的光声波A的检测信号几乎同时被各检测元件检测，光声波B的检测信号的检测时间依赖于检测元件而不同。现在将描述其原因。如图1所示，如果通过例如布置被检体表面平坦化构件18来将被检体的表面与探针的接收表面平行设置而使光均匀照射，那么从被检体的表面产生的光声波如平面波那样传播（如图1中的A所示），并且被探针17接收。另一方面，由于被检体内的光吸收体充分地小于光照射区域，因此光声波16在许多情况下如球面波那样传播（如图1中的B所示），并且被探针17接收。由于传播特性的这种差异，因此获得具有图3B所示的特性的光声信号。
在通常的光声成像中，图3B中的光声波A的强度（亮度）依赖于照射到被检体的表面上的光的分布。换句话说，虽然A中的检测信号的幅度在相同的接收时间中不是恒定的，但是其等级与光照射分布强度成比例的声压被检测。因此，为了统一在图3B中的A中的同一接收时间上的接收强度，优选地通过照射到被检体上的光的强度分布将各检测元件的检测信号归一化。换句话说，优选地执行诸如将各检测信号乘以光强度分布的倒数之类的处理。
在本发明中，在检测元件的阵列方向上对相同的接收时间上的各接收数据执行傅立叶变换，以产生二维空间频率数据。图3D示出了通过在横轴上绘制空间频率并在纵轴上绘制接收时间而产生的二维空间频率数据的图像，其中将亮度视为频率分量的强度。如果探针的检测元件是二维排列的，那么可在各方向上对阵列执行傅立叶变换（二维傅立叶变换），或者可一维地排列二维阵列以使得在该阵列方向上执行傅立叶变换。在图3D中，A′是从被检体的表面产生的光声波的特征频率分量，B′是从被检体内的光吸收体产生的特征频率分量。
图3E是描绘同一接收时间上的图3D中的虚线的区域的数据的图形。在图3E中，纵轴是各频率分量的强度，横轴是空间频率。同样在图3E中，A′表示从被检体的表面产生的光声波的特征频率分量，B′表示从被检体内的光吸收体产生的光声波的特征频率分量。如图3D和图3E中的例子所示，从被检体的表面产生的光声波的检测信号同时被各检测器检测。换句话说，在相同的接收时间接收具有相同幅度的信号，因此，在检测元件的阵列方向上的空间频率信号包含许多低频分量信号，低频分量信号的主要分量是DC分量。另一方面，从被检体内的光吸收体产生的光声波的检测信号与上述情况相比包含许多高频分量，这是因为接收时间根据元件而不同。换句话说，如果在空间方向上对检测信号执行傅立叶变换，那么可清楚地区分从被检体的表面产生的光声波的接收时域A和在被检体内产生的光声波的接收时域B。
处理[2]（步骤S202）：在空间频率信号中减小由于从被检体的表面产生的光声波的检测信号而导致的频率分量（预定频率分量）的步骤。
在该处理中，在通过上述处理获得的空间频率信号中消除图3D中的A′，以产生图4A所示的信号。这里的A′的信号区域的值充分地小于B′的信号区域的值，因此它可以为零或者只是减小到小的值。由于从被检体的表面产生的光声波的检测信号而导致的频率分量的主要分量是DC分量。因此，要在本发明中减小的预定频率分量是DC分量。但是，在实际的检测信号中，由于光照射分布等的影响，不仅包含DC分量，还包含低频分量，如图3E所示。因此，要在本发明中减小的预定频率是直到由图3E中的箭头标记表示的点的频率的频率分量。这意味着，直到由箭头标记表示的点的频率代表根据本发明的预定频率。例如，如果d是在检测元件的阵列方向上的检测器的长度（探针宽度）、基波的空间频率f是f＝1/d并且nf是第n个谐波的频率（n是整数），那么小于根据本发明的预定频率的频率指DC分量和第n个谐波的频率分量。值n依赖于诸如光照射分布的装置配置，因此它不能被定义。这意味着值n是装置特有的参数。因此，优选地通过分析从装置获得的信号来基于实验确定值n。
处理[3]（步骤S203）：在空间频率方向上对处理[2]中获得的信号执行逆傅立叶变换并将其转换为时间信号的步骤。
在频率方向上对处理[2]中获得的相同接收时间上的空间频率信号执行逆傅立叶变换。例如，在频率方向上在图4A中执行逆傅立叶变换，然后，[图4A]被转换成第二检测信号，如图4B所示。如作为本发明的处理之前和之后的状态的图3B和图4B的比较所示，从被检体的表面产生的光声波的检测信号已减小。如果在处理[1]中通过光照射强度将检测信号归一化，那么优选地将获得的第二检测信号乘以光强度来将它们转换为原始的检测信号值区域。
处理[4]（步骤S204）：使用处理后的检测信号产生被检体内的图像数据的步骤。
使用处理[3]中获得的数字检测信号数据来执行图像构建处理，以产生与被检体的光学特征值分布有关的图像数据。在这种情况下，如果使用其中在被检体的表面上产生的光声波的检测信号被减小的信号（如图4B所示），那么仅仅与被检体内的光吸收体有关的图像数据可以被产生，并且诊断图像可以被创建而没有图像劣化。虽然可以使用任何图像重构方法，但是通常使用例如在产生光声成像中使用的时域或傅立叶域中的逆投影（参见非专利文献2）。如上所述，如果图像重构处理不是必需的，那么处理[3]中获得的数字检测信号数据被直接转换为图像。
通过执行以上步骤，仅仅从被检体的表面产生的光声波的检测信号可以被减小，并且，通过使用在该减小处理之后产生的检测信号来进行图像重构，可以产生图像数据而不劣化被检体内的光吸收体的光学特征值分布。
<例子1>
将描述应用本实施例的光声成像装置的例子。图1和图5A中的示意图用于描述。在本例子中，以波长1064nm产生约10纳秒脉冲光的Q开关YAG激光器用于光源11。从脉冲激光束12发射的光学脉冲的能量是0.6J。光学系统13被设置为使得在使用发射镜、光束扩展器等的光学系统13将脉冲光扩展到约1cm半径之后，脉冲光通过光束分离器被分成两个，并且光被照射到探针的正下方的被检体上。
对于被检体15，使用模拟生物组织的矩形模型（phantom），如图5A所示。这里使用的模型是通过琼脂-琼脂固化的1%Intralipid。模型的尺寸是6cm宽、6cm高和5cm深。在该模型中，如图5A所示，固化为2mm直径圆柱并通过墨着色的三个被检体被嵌入中心周围作为光吸收体14。在通过由聚乙烯戊烯构成的1cm厚板型构件18使模型的光照射表面22平坦化之后，经由板18接触探针。为了声学耦合，在板18和探针之间并在模型和板之间应用凝胶。在这样设置的模型中，脉冲光12被照射到探针17的正下方的模型的表面上。对于声波探针17，使用由PZT（锆钛酸铅）制成的探针。该探针是元件的数量为324（18*18）并且在各方向上元件间距为2mm的二维阵列类型。元件的尺寸约为2*2mm2。
如图1和图5A所示，如果脉冲光12被照射到探针17的正下方的模型的表面上，那么产生由于光照射侧的模型的表面的光吸收而导致的光声波和由于吸收在模型中扩散的光的圆柱光吸收体14而导致的光声波。这些光声波经由324个通道同时被探针17接收，并且使用由放大器、A/D转换器和FPGA构成的信号收集器19来获得检测信号，以获得所有通道中的光声信号的数字数据。为了提高信号的S/N比，将激光照射30次，并且将所有获得的检测信号的时间值进行平均。然后，获得的数字数据被传送到作为信号处理器20的工作站（WS）中，并被存储于WS中。
接着，基于存储的接收数据，通过在X轴和Y轴上绘制在探针阵列方向上的元件号并在Z轴上绘制接收时间，产生三维阵列信号。在元件阵列方向上对各接收时间在三维阵列数据上执行二维傅立叶变换，以产生三维空间频率数据。
在各接收时间上的空间频率信号的低频侧的前三个点的值被设置为零之后，执行二维逆傅立叶变换，并通过在X轴和Y轴上绘制在阵列方向上的元件号并在Z轴上绘制接收时间，将结果重新转换为三维排列的检测信号数据。然后，使用该数据来重构图像。这里，使用作为时域方法的通用背投影方法来产生三维体积数据。这里使用的三维像素间隔是0.05cm。成像范围是3.6cm*3.6cm*4.0cm。图5B表示在这种情况下获得的图像（断层扫描图像）的例子。
另一方面，使用存储于WS中的检测信号数据来直接重构图像，而不减小从被检体的表面产生的光声波的检测信号。图5C示出了在这种情况下获得的图像（断层扫描图像）的例子。图5B和图5C均示出了模型中心附近的二维断面。
比较图5B和图5C。在图5C中，在接收时间的多个点处检测由于在模型的表面上产生的光声波因为多重反射和其他原因而导致的信号，并且作为结果，在深度方向（Z方向）上线性图像出现在各种位置处。另一方面，在图5B中，接收的由于在模型的表面上产生的声波而导致的信号被减小，因此由于光声信号而导致的图像被减小，并且，模型内的光吸收体的图像比图5C更清楚地显示。以这种方式，通过减小由于从被检体的表面产生的光声信号而导致的接收数据，可以在不使图像劣化的情况下产生被检体内的光吸收体的图像。
<例子2>
参照图6A，作为例子2将描述不需要被检体平坦化构件18的光声成像装置的情况。本例子的基本配置与例子1相同，但是，在探针17和被检体15之间不存在被检体平坦化构件18。
对于被检体15，使用模拟生物组织的模型。这里使用的模型通常与例子1相同。为了与声波探针17声学匹配，模型被设置在填充有水的罐槽61中，以经由水接触探针17。在这样设置的模型中，脉冲光12被照射到探针17的检测表面的正下方的模型的表面上。对于声波探针17，使用与例子1相同的探针。然后，照射到模型上的光的强度分布被测量并存储于作为信号处理器的WS中。与例子1同样，通过光照射产生的光声波被探针接收，并且，获得的数字数据被存储于WS中。存储的接收数据通过照射到模型上的光的照射分布被归一化。
接着，对归一化后的数据执行与例子1相同的处理，并产生信号数据，在该信号数据中由于从被检体的表面产生的光声波而导致的检测信号被减小。在将该信号数据乘以光照射分布之后，如例子1那样重构图像，并产生体积数据。图6B示出了在这种情况下获得的断层扫描图像的例子。另一方面，直接使用存储于WS中的检测信号数据来重新重构图像，而在不减小从被检体的表面产生的光声波的检测信号。图6C示出了在这种情况下获得的断层扫描图像的例子。
比较图6B和图6C。在图6C中，清楚地显示了基于由于在模型的表面上产生的光声波导致的检测信号而产生的线性图像。另一方面，在图6B中，由于在模型的表面上产生的光声波而接收的信号被减小，因此，由于该信号而导致的图像被减小，并且模型内的光吸收体的图像相比于上述图5B被更清楚地显示。以这种方式，通过从用光强度分布归一化的检测信号减小由于从被检体的表面产生的光声信号而导致的接收数据，可以在不使图像劣化的情况下产生被检体内的光吸收体的图像。
可以以各种模式来体现本发明而不限于上述例子。例如，本发明可以被视为一种光声成像方法，用于装置的各构成元件来照射光并检测信号，并且用于信息处理器（信号处理器）来产生图像数据。本发明也可被视为一种光声成像程序，用于控制装置的各构成元件并使信息处理器产生图像数据。
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泛的解释以包含所有的修改方式以及等同的结构和功能。
本申请要求于2010年4月2日提交的日本专利申请No.2010-086360的权益，从而通过引用将其全部内容合并于此。

Claims (9)

1.一种光声成像装置，包括：
光源；
多个检测元件，用于检测从被检体的表面和所述被检体内的光吸收体产生的声波，并将声波转换成检测信号，所述被检体的表面和所述被检体内的光吸收体吸收了从所述光源照射的光；以及
信号处理器，用于基于由所述多个检测元件检测的检测信号来产生图像数据，其中
所述信号处理器具有：
傅立叶变换器，用于在空间方向上对在相同的接收时间由所述多个检测元件检测的信号执行傅立叶变换以获得空间频率信号，以及
逆傅立叶变换器，用于在从所述空间频率信号中减小表现出小于预定频率的分量之后执行逆傅立叶变换以获得第二信号；以及
所述信号处理器使用所述第二信号产生图像数据。
2.根据权利要求1所述的光声成像装置，其中
所述信号处理器在根据照射在所述被检体的表面上的光的强度分布将检测信号归一化之后执行傅立叶变换。
3.根据权利要求1或2所述的光声成像装置，其中
所述多个检测元件是二维排列的。
4.根据权利要求1至3中任一项所述的光声成像装置，其中
所述空间方向是排列所述多个检测元件的方向。
5.根据权利要求1至4中任一项所述的光声成像装置，还包括被设置在所述多个检测元件和所述被检体之间并且使所述被检体的表面轮廓平坦化的构件。
6.一种光声成像方法，包括：
信息处理器使多个检测元件检测从被检体的表面和所述被检体内的光吸收体产生的声波、并将声波转换成检测信号的步骤，所述被检体的表面和所述被检体内的光吸收体吸收了从光源照射的光；
所述信息处理器在空间方向上对在相同的接收时间由所述多个检测元件检测的检测信号执行傅立叶变换、并获得空间频率信号的步骤；
所述信息处理器在从所述空间频率信号中减小表现出小于预定频率的分量之后执行逆傅立叶变换、并获得第二信号的步骤；以及
所述信息处理器使用所述第二信号产生图像数据的步骤。
7.根据权利要求6所述的光声成像方法，还包括：所述信息处理器在执行傅立叶变换之前根据照射在所述被检体的表面上的光的强度分布将检测信号归一化的步骤。
8.一种用于使信息处理器执行以下步骤的光声成像程序：
使多个检测元件检测从被检体的表面和所述被检体内的光吸收体产生的声波、并将声波转换成检测信号的步骤，所述被检体的表面和所述被检体内的光吸收体吸收了从光源照射的光；
在空间方向上对在相同的接收时间由所述多个检测元件检测的检测信号执行傅立叶变换、并获得空间频率信号的步骤；
在从所述空间频率信号中减小表现出小于预定频率的分量之后执行逆傅立叶变换、并获得第二信号的步骤；以及
使用所述第二信号产生图像数据的步骤。
9.根据权利要求8所述的光声成像程序，还用于使信息处理在执行傅立叶变换之前执行根据照射在所述被检体的表面上的光的强度分布将检测信号归一化的步骤。
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