CN102940480B - 光声测量装置 - Google Patents

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Abstract

一种能够以高精度测量吸收体的位置和尺寸的测量装置，该测量装置包括：用于发射脉冲光束的光源单元；用于将由光源单元发射的脉冲光束引导到检查对象的内部的照明光学单元；和用于检测由脉冲光束产生的光声信号的声学信号检测单元，其中，照明光学单元包含被相对地配置为使得检查对象被来自其两侧的脉冲光束照射的第一照明光学单元和第二照明光学单元，并且，声学信号检测单元被设置为使得声学信号检测单元的检测表面位于与第一照明光学单元和第二照明光学单元用脉冲光束照射的检查对象的照射表面中的一个表面那侧相同的侧。

Description

光声测量装置
本申请是申请日为2009年7月9日、申请号为200980126093.X、发明名称为“光声测量装置”的发明专利申请的分案申请。
技术领域
本发明涉及用于测量生物组织内的光谱特性（spectralcharacteristics）的测量装置。特别地，本发明适用于利用光声效应的测量装置。
背景技术
用于测量生物组织内部的光谱特性的测量装置被用于基于诸如包含于血液中的血红蛋白（hemoglobin）的特定物质的光吸收特性确定伴随肿瘤的生长的新的血管的形成或血红蛋白的氧代谢（metabolism），以由此对于诊断利用这些结果。
这种装置使用对于生物组织具有优异的透射性的具有约600nm～1500nm的波长的近红外光束。
作为测量生物组织内部的光谱特性的方法，利用光声效应的方法是已知的。使用该方法的装置用脉冲光束照射生物组织内部，使得可从基于光能产生的光声信号测量局部区域的光谱特性。
向生物组织内部施加的光的强度由于在生物组织中传播的过程中的吸收和分散（dispersion）而衰减（attenuate），因此，很少的光到达组织的深部。
常规上，为了解决这些问题，提出了一种装置，其中，两个照明光学系统被设置在关于检测对象彼此相对的位置处，并且，检测对象从其两侧被照射，使得更多的光可到达深部（参见美国专利申请No.2004/0127783）。
另外，提出了一种装置，其中，用于用光照射生物组织的光纤和用于检测光声信号的压电元件被交替地布置，或者，使用用于照射的光可通过的透明压电元件，由此，光声信号的检测器被设置在与照明光学系统侧相同的一侧（参见日本专利申请公开No.2005-021380）。
并且，提出了一种装置，其中，用于检测光声信号的变换器（transducer）被设置在与用于用光照射生物组织的光纤侧相同的一侧，并且它们沿检查对象的表面被扫描驱动（参见美国专利No.5840023）。
并且，提出了一种装置，其中，将诸如乳房的检查对象压平，并且切换（switch）用于用光照射平的检查对象的面（参见“The TwentePhotoacoustic Mammoscope:system overview and performance”Phys.Med.Biol.50（2005）,pp.2543-2557）。
但是，用于测量生物组织内部的光谱特性的常规测量装置具有以下的问题。在生物组织内传播的光受各向异性参数g影响。各向异性参数g在生物组织中具有约0.9的值，并主要导致向前的散射（forwardscattering）。
在这种情况下，由于向前的散射的影响，因此，在更接近光入射侧的位置中，被生物组织中的吸收体吸收的光的能量变得更大。
关于作为从具有上述的吸收光的能量的偏置分布的吸收体产生的光声信号的光声波，从吸收光的能量大的光入射方向的边界产生的信号具有最大的强度。
在美国专利申请No.2004-0127783中所描述的结构中，用于检测光声信号的变换器被设置在与两个照明光学系统不同的面上。换句话说，不沿光入射方向设置变换器。
在用上述的结构检测从球状的吸收体产生的光声信号的情况下，从最接近变换器的位置处的边界产生的信号首先被接收，并且，从最远离变换器的位置处的吸收体的边界产生的信号最后被接收。
从这种信号轮廓（profile），用于在球状吸收体中传播的时间和生物组织中的音速被读取，由此，可以计算吸收体的位置和尺寸。
但是，最接近变换器的位置和最远离变换器的位置处于与光入射方向不同的方向，由此，不能用上述的最大强度的信号检测传播时间。
另外，根据日本专利申请公开No.2005-021380和美国专利No.5840023，照明光学系统和用于检测光声信号的变换器被设置在同一面上，但是，照明光学系统仅被设置在一个面上。
通过该结构，通过吸收体吸收的光的能量在光入射侧变大，并在其相对侧变小。
因此，能够以最大的强度检测从最接近变换器的位置处的边界产生的信号，但是，不能以最大强度检测从最远离变换器的位置处的边界产生的信号。并且，根据“The Twente Photoacoustic Mammoscope:system overview and performance”Phys.Med.Biol.50（2005）,pp.2543-2557，被压迫的检查对象逐侧地（one side by one side）在其两侧被照射，但是，由于照明方向被切换，因此出现时间延迟。
通过该结构，从两侧进入的光的能量不相互叠加（superimpose），因此，到达组织的深部的光的量不能增加。
因此，从组织的深部中的吸收体产生的光声信号的强度变小。如上所述，即使使用作为常规的例子描述的技术中的任一个，也在用高的精度和高的对比度检测位于生物组织的深部中的吸收体的位置和尺寸时存在问题。
发明内容
鉴于上述的问题，提出了本发明，因此，本发明的目的是，提供能够通过用高对比度信号检测从位于生物组织的深部中的吸收体的边界产生的光声信号而精确地测量吸收体的位置和尺寸的测量装置。
本发明旨在提供具有以下的结构的测量装置。
本发明的测量装置包括：光源单元，所述光源单元用于发射脉冲光束；照明光学单元，所述照明光学单元用于将由所述光源单元发射的脉冲光束引导到检查对象的内部；以及，声学信号检测单元，所述声学信号检测单元用于检测由被引导到检查对象的内部的所述脉冲光束产生的光声信号，其中，所述照明光学单元包含第一照明光学单元和第二照明光学单元，所述第一照明光学单元和第二照明光学单元被配置为使得检查对象被来自其两侧的脉冲光束对向地照射，并且，所述声学信号检测单元被设置为使得所述声学信号检测单元的检测表面位于与第一照明光学单元和第二照明光学单元用脉冲光束照射的检查对象的照射表面中的一个表面那侧相同的侧。
可以实现能够通过用高对比度信号检测从位于生物组织的深部中的吸收体的边界产生的光声信号来以高精度测量吸收体的位置和尺寸的测量装置。
从参照附图对示例性实施例的以下描述，本发明的其它特征将变得清晰。
附图说明
图1是示出根据本发明的例子1的测量装置的示意性结构的示图。
图2是示出从根据本发明的例子1的检查对象E产生的光声信号S的轮廓的曲线图。
图3是示出根据本发明的例子1的600nm～1000nm的波长范围中的HbO2和Hb的吸收光谱的曲线图。
图4是示出由根据本发明的例子1的超声波检测器接收的球状吸收体中的光声信号S的示图。
图5是示出作为在与第一照明光学系统不同的表面上设置超声波检测器的例子的、在与第一照明光学系统垂直的表面上设置超声波检测器的常规的例子（与US 2004/0127783类似）的结构的示图。
图6是示出从图4的结构去除第二照明光学系统的常规的例子（与日本专利申请公开No.2005-021380的结构类似）的结构的示图。
图7是比较根据本发明的例子1的图4所示的超声波检测器的检测信号轮廓与根据常规的例子的图5和图6所示的超声波检测器的检测信号轮廓的曲线图。
图8是示出根据本发明的例子1的第一照明光学系统和超声波检测器的另一结构例子的示图。
图9是示出根据本发明的例子1的第一照明光学系统和超声波检测器的另一结构例子的示图。
图10是示出根据本发明的例子1的第一照明光学系统和超声波检测器的另一结构例子的示图。
图11是示出根据本发明的例子1的第一照明光学系统和超声波检测器的另一结构例子的示图。
图12是示出根据本发明的例子1的第一照明光学系统和超声波检测器的另一结构例子的示图。
图13是示出根据本发明的例子1的第一照明光学系统和超声波检测器的另一结构例子的示图。
图14是示出根据本发明的例子2的测量装置的示意性结构的示图。
图15是示出根据本发明的例子2的测量装置的另一结构例子的示图。
图16是示出根据本发明的例子2的测量装置的另一结构例子的示图。
图17是示出根据本发明的例子3的测量装置的示意性结构的示图。
具体实施方式
下面，描述本发明的实施例。
根据本发明的此实施例的测量装置包括：用于发射脉冲光束的光源单元；用于将由光源单元发射的脉冲光束引导到检查对象内部的照明光学单元；和用于检测由被引导到检查对象内部的脉冲光束产生的光声信号的声学信号检测单元。
照明光学单元包含第一照明光学单元和第二照明光学单元，所述第一照明光学单元和第二照明光学单元被对向配置为使得检查对象被来自其两侧的脉冲光束照射。
并且，声学信号检测单元被设置为使得声学信号检测单元的检测表面位于与第一照明光学单元和第二照明光学单元用脉冲光束照射的检查对象的照射表面中的一个表面那侧相同的侧。
并且，在根据本发明的实施例的测量装置中，第一照明光学单元和第二照明光学单元中的在设置声学信号检测单元的一侧的那个照明光学单元和所述声学信号检测单元被设置为使得第一照明光学单元照射检查对象的区域的轴对称的中心轴和声学信号检测单元检测声学信号的区域的轴对称的中心轴相互一致（coincide）。
并且，在根据本发明的实施例的测量装置中，第一照明光学单元和第二照明光学单元被设置为使得第一照明光学单元照射检查对象的区域的轴对称的中心轴和第二照明光学单元照射检查对象的区域的轴对称的中心轴相互一致。
并且，根据本发明的实施例的测量装置还可以包括扫描驱动单元，所述扫描驱动单元用于在保持第一照明光学单元、第二照明光学单元和声学信号检测单元之间的位置关系的同时相对于检查对象扫描驱动第一照明光学单元、第二照明光学单元和声学信号检测单元。
并且，根据本发明的实施例的测量装置还可以包括用于改变第一照明光学单元和第二照明光学单元之间的距离的距离变更单元。
并且，根据本发明的实施例的测量装置还可在检查对象和声学信号检测单元之间包含由对于来自光源单元的光和声波具有高的透射性和低的衰减性的部件形成的间隔件（spacer）。
并且，在根据本发明的实施例的测量装置中，照明光学单元可由光纤形成。
并且，在根据本发明的实施例的测量装置中，照明光学单元可由光纤和透镜形成。
并且，在根据本发明的实施例的测量装置中，照明光学单元可由光纤、透镜和声－光束分离器形成。
并且，在根据本发明的实施例的测量装置中，照明光学单元可由反射镜（mirror）、束分离器和透镜形成。
根据本发明的实施例的测量装置还可以包括：用于在其间保持检查对象的第一板和第二板；和用于控制通过第一板和第二板施加到检查对象上的压力的板驱动机构。
例子
现在，描述本发明的例子。
例子1
在例子1中，描述应用本发明的测量装置的结构例子。
图1是示出根据本例子的测量装置的示意性结构的示图。
本例子的测量装置包括脉冲光束产生器100（即，光源单元）、第一照明光学系统200（即，第一照明光学单元）和第二照明光学系统300（即，第二照明光学单元）。另外，测量装置包括超声波检测器400（即，声学信号检测单元）、信号分析器500、控制器600、存储器700和显示器800。
例如，检查对象E是诸如乳房的生物组织。例如，吸收体α具有比周边组织大的吸收（absorption）并具有球形形状。
描述用于通过具有上述的结构的测量装置来测量检查对象E的示意性处理。
脉冲光束产生器100发射纳秒量级的脉冲光束的光，并且，脉冲光束通过第一照明光学系统200和第二照明光学系统300被引导到检查对象E的表面。
从其表面进入检查对象E的脉冲光束在组织内传播并到达吸收体α。到达吸收体α的光的能量被吸收并被转换成热能。然后，在吸收体α中出现温度的瞬时上升，并且然后，上升的温度缓和。
在这种情况下，温度上升及其缓和导致包含吸收体α的组织的膨胀和收缩，这产生要作为光声信号S的弹性波。从吸收体α产生的光声信号S在检查对象E的组织内传播并被超声波检测器400检测。
在本发明中，光声信号指的是通过用光照射检查对象产生的弹性波（光声波）本身，并且，作为声学信号检测单元的超声波检测器检测作为光声波的光声信号。
图2示出从检查对象E产生的光声信号S的轮廓。
可根据从与超声波检测器400接触的检查对象E的表面以及从吸收体α的边界产生的波形的峰值间隔确定作为弹性波的光声信号S的传播时间tx。
另外，可根据从吸收体α的边界产生的峰值间隔确定在吸收体α中传播的光声信号S的传播时间tα。当生物组织中的声速由vs表示时，可以计算检查对象E的表面和吸收体α之间的距离以及吸收体α的尺寸。换句话说，可以获得检查对象E中的吸收体α的空间位置信息。
另外，从吸收体α产生的尖峰（spike）波形的振幅ΔP表示在吸收体α中产生的弹性波的强度Pα。
当吸收体α的吸收系数由μa表示、进入吸收体α的光的能量流量（energy fluence）由Iα表示、并且根据生物组织确定的Gruneisen参数由Γ表示时，可由下式计算由于在吸收体α中产生的光声效应导致的弹性波的强度Pα。
Pα＝1/2μa·Γ·Iα
可通过使用光扩散方程和传输方程计算在诸如生物组织的吸收分散介质中传播的光的能量流量，并可由此计算Iα。
由超声波检测器400测量的振幅ΔP包含当弹性波在生物组织中传播时在吸收体α中产生的弹性波的衰减的影响。因此，可通过减去衰减的影响计算强度Pα。
如上所述，可以计算检查对象E中的吸收体α的吸收系数μa。
信号分析器500基于检测的光声信号的时间特性计算吸收体α的位置，并基于强度特性计算吸收系数μa。
并且，信号分析器500重构吸收体α及其周围的吸收系数μa的空间分布，由此，产生检查对象E中的吸收特性的图像。
控制器600在存储器700中存储吸收体α的计算的位置和计算的吸收系数μa，并且在显示器800上显示吸收系数μa的空间分布图像。
以下，描述各个部件的细节。
脉冲光束产生器100是发射用于照射检查对象E的特定波长的纳秒量级的脉冲光束的光源单元，并且，脉冲光束产生器100包含激光光源1和激光驱动器2。
从激光光源1发射的光的波长被选择为与构成生物组织的水、脂肪（fat）、蛋白质（protein）、氧合血红蛋白（oxyhemoglobin）、还原血红蛋白（reduced hemoglobin）等的吸收光谱对应的波长。
作为例子，600nm～1500nm的范围内的波长是合适的，由于该波长的光几乎不被作为生物组织内的组织的主要成分的水吸收而使得光可良好地透过，并且，它具有脂肪、氧合血红蛋白和还原血红蛋白的特性光谱。
另外，已知，当诸如恶性肿瘤的肿瘤在生物组织中生长时，形成新的血管并且氧的消耗增加。
作为用于评价新的血管的形成和氧消耗的增加的方法，能够利用氧合血红蛋白（HbO2）和还原血红蛋白（Hb）的吸收光谱的特性。图3示出600nm～1000nm的波长范围内的HbO2和Hb的吸收光谱。
测量装置基于关于多个波长的HbO2和Hb的吸收光谱测量包含于生物组织内的血液中的Hb和HbO2的浓度值。
然后，在多个位置处测量Hb和HbO2的浓度，并且，创建浓度分布的图像，使得可区分在生物组织中形成新的血管的区域。
另外，基于Hb和HbO2的浓度计算氧饱和度，使得可基于氧饱和度区分氧消耗增加的区域。
以此方式，可对于诊断利用由测量装置测量的Hb和HbO2的光谱信息。
在本例子中，作为Hb和HbO2的吸收特性如图3所示的那样彼此相交的800nm附近的波长，使用两个波长λ1＝700nm和λ2＝850nm。
作为具体光源的例子，它可由产生不同的波长的半导体激光器、可变波长激光器等形成。
第一照明光学系统200和第二照明光学系统300是用于将从脉冲光束产生器100发射的脉冲光束引导到检查对象E的照明光学单元。
从激光光源1发射的脉冲光束被光纤3引导到第一束分离器4。进入第一束分离器4的脉冲光束被分成两个光束，这两个光束分别被引导到第一照明光学系统200和第二照明光学系统300。
第一照明光学系统200包含光纤5、第二束分离器6、光纤7和8、以及透镜9和10。
进入光纤5的脉冲光束被第二束分离器6分成两个光束，并且，这些光束分别被引导到光纤7和8。
进入光纤7的脉冲光束被透镜9放大（透镜9关于超声波检测器400以角度θ倾斜设置），由此，从超声波检测器400的一侧照射检查对象E的表面。类似地，进入光纤8的脉冲光束被透镜10（透镜10沿与透镜9相反的方向关于超声波检测器400以角度θ倾斜设置）放大，由此从超声波检测器400的另一侧照射检查对象E的表面。
第二照明光学系统300被设置为与第一照明光学系统200通过设置在其间的检查对象相对，并且，被第一照明光学系统200和第二照明光学系统300照射的区域的轴对称的中心轴相互一致。换句话说，由于第一照明光学系统和第二照明光学系统通过设置在其间的检查对象彼此相对，因此检查对象在其两侧被脉冲光束照射。
根据该结构，同时从照明光学系统投射的光的能量在检查对象E中被组合，由此，到达检查对象的深部的光的能量流量可增加。
第二照明光学系统300包含光纤11和透镜12。进入光纤11的脉冲光束被透镜12放大并被引导到检查对象E的表面。
在本例子中，一个光源和束分离器被用于将脉冲光束引导到第一和第二照明光学系统。但是，能够分别对于各个照明光学系统设置光源。
在这种情况下，优选以同步的方式同时驱动这两个光源，使得光的能量流量可被组合。
在这种情况下，优选以完全同步的方式驱动两个光源，但是，如果在脉冲光束的脉冲宽度或检查对象E的热缓和时间内驱动两个光源，那么可获得组合光的能量流量的效果。
因此，本发明中的表述“同时驱动两个光源”用于表示“在检查对象E的热缓和时间内或在脉冲光束的脉冲宽度内驱动两个光源”。
另外，优选由各照明光学系统照射的区域的轴对称的中心轴相互一致，但是，如果各个照明光强度分布的半最大处的全宽度部分地相互重叠，那么可以获得组合光的能量流量的效果。
因此，本发明中的关于轴对称的中心轴的表述“相互一致”用于表示关于轴对称的两个照明区域的“各个照明光强度分布的半最大处的全宽度部分地相互重叠”。
超声波检测器400是用于检测在检查对象E中产生的光声信号S（光声波）的声学信号检测单元，并被设置在与第一照明光学系统200的照射表面那侧相同的侧。换句话说，超声波检测器被设置为使得超声波检测器400的检测表面关于检查对象位于与第一照明光学系统200用脉冲光束照射检查对象的照射表面的那侧相同的侧。
这里，超声波检测器的检测表面是用于用超声波检测器400的超声波振荡器13接收光声波的表面。另外，在本例子中，所述照射表面是用来自第一照明光学系统200的脉冲光束照射的检查对象的表面。设置第二照明光学系统300的一侧与设置超声波检测器和第一照明光学系统的一侧通过设置在其间的检查对象相对。
并且，换句话说，关于超声波检测器的位置，超声波检测器400被设置为与第一照明光学系统200中的面向检查对象的表面（该表面也可是与检查对象接触的表面）相对。这里，表述“相对”还包含最接近检查对象的超声波检测器400的表面（即，检测表面）与面向检查对象的第一照明光学系统200的表面相同的情况。
超声波检测器400具有圆形形状，并且，图1示出它的包含圆的中心轴的截面图。
具有凹形形状的超声波振荡器13被设置在背衬部件（backingmember）14上，并且，在接近检查对象E的一侧对于超声波振荡器13设置声学匹配层15。
导线16与超声波振荡器13连接。
超声波振荡器13包含具有用于将由接收的光声信号S导致的压力的变化转换成电压（电信号）的压电效应的压电元件。
作为压电元件，可以使用诸如锆酸钛酸铅（PZT）的压电陶瓷材料或诸如聚偏二氟乙烯（polyvinylidene difluoride）（PVDF）的聚合物压电膜材料。
另外，超声波振荡器13的凹面的中心被设于吸收体α的位置，由此，可选择性地接收从吸收体α的附近产生的光声信号S。
背衬部件14用于抑制超声波振荡器13的不必要的振荡。构成背衬部件14的材料的例子包含聚氨基甲酸乙酯（polyurethane）树脂或硅酮橡胶（silicone rubber）。为了有效地传送光声信号S，设置声学匹配层15。
一般地，压电元件材料和生物组织具有相互大大不同的声学阻抗值。因此，如果压电元件材料直接与生物组织接触，那么，由于其间的界面上的大的反射，因此不能有效地传送光声信号。
因此，由具有中间（intermediate）声学阻抗的材料制成的声学匹配层15被设置在压电元件材料和生物组织之间，由此，界面上的反射减少以有效地传送光声信号S。
作为构成声学匹配层15的材料的例子，存在环氧树脂、石英玻璃（silica glass）等。
导线16将由超声波振荡器13中的光声信号S的转换产生的电信号传送到信号分析器500。
并且，超声波振荡器13不仅可由压电元件形成，而且可由用于检测电容的变化的元件形成。
在本例子中使用凹形超声波振荡器，但是，能够使用平坦的超声波振荡器和声学透镜。另外，能够使用用于超声波回声装置或用于非破坏性检查中的、具有按阵列配置的多个超声波振荡器的超声波探针。
如上所述，第一照明光学系统200和第二照明光学系统300被设置为彼此相对，由这些照明光学系统照射的区域的轴对称的中心轴相互一致，并且，超声波检测器400被设置在与第一照明光学系统200那侧相同的侧。
根据本结构，与上述的常规的例子相比，能够以更高的对比度检测光声信号S。
另外，在图1的结构中，使得第一照明光学系统200的轴对称的中心轴与超声波检测器400的中心轴一致。
图4是示出由超声波检测器400接收的球状吸收体α中的光声信号S的示图。
照射检查对象E的脉冲光束传播到其深部中，同时受生物组织中的吸收和分散的影响衰减。
在图4中，L1表示从第一照明光学系统200投射并在检查对象E中传播的光的能量流量，以及L2表示从第二照明光学系统300投射的光的能量流量。
在生物组织中的分散之中，向前的分散一般是强的，由此，投射的光的能量分散，并主要沿光入射轴方向传播。
因此，关于检查对象E中的吸收体α中的光能的吸收，吸收在光入射侧增加。光能的吸收在示出的吸收体α中的位置‘a’和‘e’处变为最大，而在位置‘c’和‘g’处变得较小。
另外，光能的吸收在吸收体α的表面附近变大，由此，到达吸收体的深部以被吸收的光的能量变小。
从具有这种光能吸收分布的吸收体α产生的光声信号的压力强度在光能的吸收大时变高，并且在光能的吸收小时变低。
当从吸收体α产生的光声信号S被超声波检测器400接收时，首先检测从接近超声波检测器400的位置‘a’、‘b’和‘h’的附近产生的高压力的信号。
然后，检测从离超声波检测器400具有相同的距离的位置‘c’和‘g’的附近产生的低压力的信号。最后，检测从位置‘d’、‘e’和‘f’的附近产生的高压力的信号。这里，400S表示由超声波检测器400接收的从吸收体α产生的光声信号S的轮廓。
在光声压缩相位（compression phase）中产生光声信号S的第一峰值。相反，在与反射波对应的膨胀相位（expansion phase）中产生第二峰值，在所述反射波中，在压缩相位中产生的波的相位通过吸收体α及其附近的组织之间的声学阻抗的差异被反转（invert）。
图5作为在与第一照明光学系统200不同的表面上设置超声波检测器401的例子示出在与第一照明光学系统200垂直的表面上设置超声波检测器401的常规的例子（与US 2004/0127783类似）的结构。
在吸收体α中产生与以上参照图4描述的光能吸收分布类似的光能吸收分布。
当通过超声波检测器401接收从吸收体α产生的光声信号S时，首先检测从接近超声波检测器401的位置‘b’、‘c’和‘d’的附近产生的低压力的信号。
然后，检测从到超声波检测器401具有相同的距离的位置‘a’和‘e’的附近产生的高压力的信号。最后，检测从位置‘f’、‘g’和‘h’的附近产生的低压力的信号。
这里，401S表示由超声波检测器401接收的从吸收体α产生的光声信号S的轮廓。
图6示出从图4的结构去除第二照明光学系统300的常规的例子（与日本专利申请公开No.2005-021380类似）的结构。
光能的吸收在被照射的吸收体α中的光入射侧的位置‘a’处最大，并且在位置‘b’和‘h’处第二大。并且，随着到达吸收体的更深的部分，光的吸收能量以位置‘c’和‘g’、位置‘d’和‘f’、以及位置‘e’的次序变小。
当通过超声波检测器402接收从吸收体α产生的光声信号S时，首先检测从接近超声波检测器402的位置‘a’、‘b’和‘h’的附近产生的高压力的信号。
然后，检测从到超声波检测器402具有相同的距离的位置‘c’和‘g’的附近产生的低压力的信号。最后，检测从位置‘d’、‘e’和‘f’的附近产生的低压力的信号。
这里，402S表示由超声波检测器402接收的从吸收体α产生的光声信号S的轮廓。
图7示出比较图4所示的本例子的超声波检测器400的检测信号轮廓400S与图5所示的常规的例子的超声波检测器401的检测信号轮廓401S以及图6所示的常规的例子的超声波检测器402的检测信号轮廓402S的曲线图。
如图7所示，从吸收体α的边界的附近产生的光声信号S的压力在检测信号轮廓400S中最大。
通过使用根据从吸收体α的边界产生的光声信号中的峰值读取的时间，计算吸收体α的位置和尺寸。
在本发明中，可通过使用更高对比度的信号读取时间，由此，可比常规的例子更精确地计算吸收体α的位置和尺寸。
信号分析器500包含计算处理部分17和图像产生部分18。
计算处理部分17基于检测的光声信号S的时间特性计算吸收体α的位置，并且基于强度特性计算吸收系数μa。
图像产生部分18基于计算的检查对象E中的吸收体α的空间位置和吸收系数μa产生检查对象E中的吸收系数μa的分布图像。
控制器600与脉冲光束产生器100的激光驱动器2连接，并且控制脉冲光束的发射的定时、光强度等。
另外，控制器600还与信号分析器500、存储器700和显示器800连接。
控制器600在存储器700中存储由信号分析器500计算的检查对象E中的吸收体α的空间位置和吸收系数μa以及吸收系数μa的分布图像，并且，控制显示器800以显示检查对象E中的吸收系数μa的分布图像。
作为存储器700，能够使用诸如光盘、磁盘、半导体存储器或硬盘的数据记录装置。
作为显示器800，能够使用诸如液晶显示器、CRT或有机EL显示器的显示装置。
下面，描述用根据本例子的测量装置获得检查对象E的组织内部的光谱特性图像的步骤。
在第一步骤中，使得第一照明光学系统200、第二照明光学系统300和超声波检测器400与检查对象E的表面接触。当激活测量开始开关（未示出）时，脉冲光束产生器100被驱动以发射具有波长λ1＝700nm的纳米量级的脉冲光束的光。
然后，在第二步骤中，第一照明光学系统200和第二照明光学系统300用脉冲光束照射检查对象E。
然后，在第三步骤中，通过超声波检测器400检测在检查对象E中产生的光声信号S。
然后，在第四步骤中，信号分析器500基于检测的光声信号S的时间特性计算吸收体α的位置和尺寸，基于强度特性计算吸收系数μa，并且产生重构吸收体α及其周边的吸收系数μa的空间分布的图像。
然后，在第五步骤中，控制器600在存储器700中存储计算的波长λ1的吸收系数μa的位置信息和图像。
然后，在第六步骤中，控制器600将脉冲光束产生器100的发射光的波长λ2设为850nm。脉冲光束产生器100被驱动，使得发射具有波长λ2＝850nm的纳秒量级的光的脉冲光束。
在进行与第二步骤、第三步骤和第四步骤类似的步骤之后的第七步骤中，控制器600在存储器700中存储计算的波长λ2处的吸收系数μa的位置信息和图像。
然后，在第八步骤中，控制器600将在显示器800上显示的波长λ1和λ2处的吸收系数μa的分布图像叠加。
最后，在第九步骤中，完成测量。
图8～13是示出关于第一照明光学系统和超声波检测器的其它结构例子的示图。
由与图1相同的标号表示的部件具有与以上参照图1描述的功能相同的功能。
除了角度θ被替代并且间隔件19被设置在检查对象和超声波检测器（声学信号检测单元）之间以外，图8所示的第一照明光学系统201与图1所示的第一照明光学系统200对应。
间隔件19由对于从脉冲光束产生器100发射的光和声波具有高的透射性和低的衰减性的部件形成。
构成间隔件19的材料的例子包含聚甲基戊烯聚合物（polymethylpentene polymer）、聚碳酸酯（polycarbonate）、丙烯酸树脂（acrylicresin）等。可通过间隔件19在检查对象E的表面上叠加以角度从透镜9和10出来的光束。
另外，根据图8所示的结构，与图1所示的情况类似，可使得第一照明光学系统201的轴对称的中心轴与超声波检测器400的中心轴一致。
图9所示的第一照明光学系统202包含光纤5、透镜20和声－光束分离器21。
声－光束分离器21反射从脉冲光束产生器100发射的光，并且，允许诸如光声信号S的声波穿过其中。
声－光束分离器21包含上述的对于用于照射的光和声波具有高的透射性和低的衰减性的材料、以及在该材料上形成的对于用于照射的光具有高的反射特性的诸如铝或银的薄膜层22。
在上述的树脂材料和用于所述薄膜层的金属材料之间存在大的声阻抗的差异，但是，由金属材料制成的薄膜层具有小的影响，因为，与声波的波长相比，其约几微米的厚度足够地小。
超声波检测器403为具有圆形形状的2D阵列探针，并且被设置为使得其检测表面与声－光束分离器21接触。
图9是由包含圆的中心轴的面切割的截面图。在背衬部件14上配置具有小的棱柱（prism）形状的多个超声波振荡器13。
声学匹配层15被设置在超声波振荡器13的更接近检查对象E的一侧。
图1所示的超声波检测器400使用圆形凹形超声波振荡器，但是，超声波检测器403通过基于由多个超声波振荡器13接收的光声信号使用求和及延迟光束（Sum And Delay Beam）形成方法，获得希望的位置信号。
从脉冲光束产生器100发射的脉冲光束穿过光纤5，并被透镜20放大，然后，脉冲光束被引导到声－光束分离器21并被薄膜层22反射以被引导到检查对象E的表面。
由检查对象E的吸收体α产生的光声信号S在检查对象E和声－光束分离器21内传播，并被超声波检测器403检测。
以此方式，根据图9所示的结构，可通过使用声－光束分离器21使得第一照明光学系统202的中心轴和超声波检测器403的中心轴相互一致。
图10所示的第一照明光学系统203包含光纤23。
在光纤23的更接近检查对象E的一端上，光纤被分割成多个纤维。
超声波检测器404是与以上参照图9描述的2D阵列探针类似的2D阵列探针。在多个配置的超声波振荡器13之间存在间隙，并且，在所述间隙中设置光纤23的分割部分。
从脉冲光束产生器100发射的脉冲光束穿过光纤23并被引导到检查对象E的表面。由检查对象E的吸收体α产生的光声信号S在检查对象E内传播并被超声波检测器404检测。
以此方式，根据图10所示的结构，可通过将来自阵列探针之间的间隙的光引导到检查对象E，使得第一照明光学系统203的中心轴和超声波检测器404的中心轴相互一致。
图11所示的第一照明光学系统204包含光纤5和透镜24。超声波检测器405具有在其中心部分处具有圆形开口部分的环形形状，并且图11是由包含圆的中心轴的面切割的截面图。超声波振荡器13具有凹形表面，并且，凹形表面的中心被设到吸收体α的位置。
因此，可选择性地接收从吸收体α的附近产生的光声信号S。
从脉冲光束产生器100发射的脉冲光束穿过光纤5并被透镜24放大，然后，脉冲光束通过超声波检测器405的圆形开口部分被引导到检查对象E的表面。
由检查对象E的吸收体α产生的光声信号S在检查对象E内传播并被超声波检测器405检测。
以此方式，根据图11所示的结构，可通过将光通过超声波检测器405的圆形开口部分引导到检查对象E，使得第一照明光学系统204的中心轴和超声波检测器405的中心轴相互一致。
图12所示的第一照明光学系统204与以上参照图11描述的第一照明光学系统相同。
超声波检测器406包含超声波振荡器25、背衬部件26和声学匹配层27。
这些结构部件对于从脉冲光束产生器100发射的光具有高的透射性和低的衰减性。
作为构成超声波振荡器25的材料的例子，可以使用铌酸钛酸铅锌（lead zinc niobate titanate，PZNT）等。
作为构成背衬部件26和声学匹配层27的材料的例子，可以使用与以上参照图1描述的材料类似的材料。
另外，超声波振荡器25具有凹形表面，并且，凹形表面的中心被设到吸收体α的位置。因此，可选择性地接收从吸收体α的附近产生的光声信号S。
从脉冲光束产生器100发射的脉冲光束穿过光纤5并被透镜24放大，然后，脉冲光束穿过超声波检测器406并被引导到检查对象E的表面。
由检查对象E的吸收体α产生的光声信号S在检查对象E内传播并被超声波检测器406检测。
以此方式，根据图12所示的结构，可通过将穿过超声波检测器406之后的光引导到检查对象E，使得第一照明光学系统204的中心轴与超声波检测器406的中心轴相互一致。
以此方式，根据图1和图8～12所示的结构，超声波检测器400被设置在更接近第一照明光学系统200的一侧。以此方式，检查对象在其两侧被来自多个照明光学系统的光照射，并且超声波检测器被设置为使得照明光学系统中的一个的照射表面和超声波检测器的检测表面关于检查对象位于同一侧。并且，被设置在检查对象的两侧以彼此相对的第一照明光学系统和第二照明光学系统照射的区域的轴对称的中心轴相互一致，并且，使得被设置在与第一照明光学系统的表面相同的表面上的超声波检测器的中心轴与这些中心轴相互一致。因此，可以以高对比度检测信号。
另外，优选照射区域的轴对称的中心轴和超声波检测器的中心轴相互一致，但是，如果照明光强度分布的半最大处的全宽度与超声波检测区域的半最大处的全宽度部分重叠，那么可获得检测高对比度信号的效果。
因此，本发明中的关于中心轴的表述“相互一致”用于表示“照明区域的轴对称的照明光强度分布的半最大处的全宽度与超声波检测区域的半最大处的全宽度部分重叠”。
如图13所示，超声波检测器407可被设置在不干涉与第一照明光学系统204的那侧相同的侧的光路的位置处，并且处于所述光路的附近，使得可以以比常规的例子高的对比度检测信号。在这种情况下，也可以说，超声波检测器的检测表面位于与第一照明光学系统200的照射表面那侧相同的侧。
并且，作为使用600nm～1500nm的范围中的波长的例子，本例子例示利用氧合血红蛋白和还原血红蛋白的吸收光谱的特性的光谱分析方法，但是，本例子不应被解释为限制。
例如，也能够对于作为生物组织的主要结构材料的水、脂肪、蛋白质（胶原质）等执行光谱分析。
如上所述，根据例子1的测量装置，第一照明光学系统200和第二照明光学系统300被设置为通过设置在其间的检查对象彼此相对。并且，被照明光学系统照射的各区域的轴对称的中心轴相互一致，并且，超声波检测器400被设置在与第一照明光学系统200的照射表面相同的表面上。换句话说，超声波检测器400的检测表面关于检查对象位于与第一照明光学系统200用脉冲光束照射检查对象的照射表面的那侧相同的侧。
根据该结构，从存在于生物组织的深部中的吸收体α的边界产生的光声信号可被检测为高对比度信号。
因此，能够提供能够以高精度测量吸收体α的位置和尺寸的测量装置。当然，在上述的例子中，超声波检测器400可以不被设置在第一照明光学系统200侧，而是被设置在第二照明光学系统300侧。
例子2
在例子2中，描述具有与例子1的形式不同的形式的测量装置的结构例子。图14是示出根据本例子的测量装置的示意性结构的示图。
本例子的测量装置的基本结构与以上在例子1中描述的结构类似，并且，由相同的标号表示的结构部件具有与以上在例子1中描述的功能相同的功能。
在本例子中，新设置第一驱动机构901和第二驱动机构902。第一驱动机构901改变第一照明光学系统205和超声波检测器403关于检查对象E的位置。第二驱动机构902改变第二照明光学系统301关于检查对象E的位置。
这些驱动机构被控制，使得各结构部件关于检查对象E被扫描驱动。因此，可以测量整个检查对象E。
检查对象E被保持在第一板25和第二板26之间。第一板25是对于由脉冲光束产生器101产生的光和声波具有高的透射性和低的衰减性的平板。
构成第一板25的材料可与例子1中的间隔件19的材料类似。
第二板26是对于从脉冲光束产生器102发射的光具有高的透射性和低的衰减性的平板。构成第二板26的材料可与间隔件19的材料类似，或者，可以使用玻璃等。
第一照明光学系统205包含反射镜27、29、31和32、束分离器28、以及透镜30和33。
从脉冲光束产生器101发射的脉冲光束由反射镜27反射并然后被束分离器28分成两个光束。
分割光束中的一个被反射镜29反射并然后被关于超声波检测器403以角度倾斜设置的透镜30放大，以从超声波检测器403那一侧照射检查对象E的表面。
另一分割光束被反射镜31和32反射，并然后被关于超声波检测器403沿与透镜30相反的方向以角度倾斜设置的透镜33放大，以从超声波检测器403的另一侧照射检查对象E的表面。
第一驱动机构901包含第一滑动件34、第一滑动导引件35和第一马达36。
作为构成第一滑动件34和第一滑动导引件35的部件的例子，可以使用滚珠丝杆（ball screw）、线性导引件（linear guide）等。
第一滑动件34容纳第一照明光学系统205的反射镜29、31和32，束分离器28，透镜30和33，以及超声波检测器403的组。
容纳于第一滑动件34内的该组部件和第一滑动件34可沿由图14中的箭头表示的方向通过第一滑动导引件35和第一马达36移动。
与例子1类似，第二照明光学系统301被设置为与第一照明光学系统205通过设置在其间的检查对象相对。
第二照明光学系统301包含反射镜37和38、以及透镜39。从脉冲光束产生器102发射的脉冲光束被反射镜37和38反射。然后，脉冲光束被透镜39放大，并被引导到检查对象E的表面。
第二驱动机构902包含第二滑动件40、第二滑动导引件41和第二马达42，对于它们，可以使用与第一驱动机构901类似的部件。
第二滑动件40容纳第二照明光学系统301的反射镜38和透镜39的组。第二滑动件40和容纳于第二滑动件40内的该组部件可沿由图14中的箭头表示的方向被第二滑动导引件41和第二马达42驱动。
控制器601与脉冲光束产生器101和102、第一驱动机构901和第二驱动机构902连接。
除了以上在例子1中描述的控制器600的功能，控制器601控制用于驱动第一驱动机构901和第二驱动机构902的位置、定时等。
控制器601驱动和控制位置，使得被第一照明光学系统205和第二照明光学系统301照射的各区域的轴对称的中心轴相互一致，并且进一步控制，使得从脉冲光束产生器101和102同时发射脉冲光束。
在该结构中投射的光的能量在检查对象E中被组合，由此，可以增加到达检查对象E的深部的光的能量流量。
下面，描述通过根据本例子的测量装置获得检查对象E的组织内部的光谱特性图像的步骤。
在第一步骤中，检查对象E保持在第一板25和第二板26之间。然后，测量开始开关（未示出）被激活。
然后，第二步骤中，脉冲光束产生器101和102被驱动，以发射具有波长λ1＝700nm的纳秒量级的脉冲光束。
然后，第三步骤中，通过第一照明光学系统205和第二照明光学系统301用脉冲光束照射检查对象E。
然后，第四步骤中，通过超声波检测器403检测在检查对象E中产生的光声信号S。
然后，第五步骤中，信号分析器500基于检测的光声信号S的时间特性计算吸收体α的位置和尺寸以及吸收系数μa。产生重构吸收体α及其周围的吸收系数μa的空间分布的图像。
然后，第六步骤中，控制器601在存储器700中存储计算的波长λ1的吸收系数μa的位置信息和图像。
然后，第七步骤中，控制器601将由脉冲光束产生器101和102发射的光的波长设为λ2＝850nm，并且，发射具有波长λ2＝850nm的纳秒量级的脉冲光束。
然后，第八步骤中，执行与上述的第三步骤、第四步骤和第五步骤类似的步骤。
控制器601在存储器700中存储计算的波长λ2的吸收系数μa的位置信息和图像。
然后，在第九步骤中，控制器601驱动第一驱动机构901和第二驱动机构902，使得第一滑动件34和第二滑动件40关于检查对象E的位置变为下一测量位置。
然后，在第十步骤中，执行与上述的第一步骤、第二步骤、第三步骤、第四步骤、第五步骤、第六步骤、第七步骤、第八步骤和第九步骤类似的步骤，直到完成每个测量位置的测量。
然后，在测量了所有的测量位置之后的第十一步骤中，控制器601将具有波长λ1和λ2的吸收系数μa的分布图像叠加，并且在显示器800上显示结果。
最后，在第十二步骤中，完成测量。
图15和图16是根据例子2的另一例子的测量装置的示意性框图。图15是侧视图，并且，图16是上视图。
由与图1～14中所示的参考标记相同的参考标记表示的部件是具有与上述的功能相同的功能的部件。
在本例子中，对于圆筒状的检查对象E设置旋转驱动机构903。旋转驱动机构903改变第一照明光学系统206、超声波检测器405和第二照明光学系统302相对于检查对象E的位置。
旋转驱动机构903被控制为进行各结构部件相对于检查对象E的旋转扫描驱动，由此，可以测量圆筒状的检查对象E。
检查对象E被保持在圆筒状的外壳43中。在检查对象E和外壳43之间的间隙中填充匹配剂44。
外壳43和匹配剂44对于由脉冲光束产生器100发射的光和声波具有高的透射性和低的衰减性。
作为构成外壳43的材料，可以使用与例子1的间隔件19类似的材料。作为构成匹配剂44的材料，能够使用水、蓖麻油或超声波检查凝胶等。
第一照明光学系统206包含反射镜46和47以及透镜48。从脉冲光束产生器100发射的脉冲光束被束分离器45分成两个光束。所述光束中的一个被引导到第一照明光学系统206，并且该光束被反射镜46和47反射并然后被透镜48放大。
然后，光束穿过超声波检测器405的圆形开口部分，以通过外壳43和匹配剂44照射检查对象E的表面。超声波检测器405与以上参照图11描述的超声波检测器类似。
与例子1类似，第二照明光学系统302被设置为与第一照明光学系统206通过设置在其间的检查对象相对，并且，被照明光学系统照射的各区域的轴对称的中心轴相互一致。在本例子中，超声波检测器405的检测表面被设置在与外壳43的第一照明光学系统206的照射表面相同的表面上。
第二照明光学系统302包含反射镜49和50以及透镜51。被束分离器45分割的两个脉冲光束中的另一个被引导到第二照明光学系统302。光束被反射镜49和50反射并然后被透镜51放大，以通过外壳43和匹配剂44照射检查对象E的表面。
旋转驱动机构903包含旋转台架52和用于驱动旋转台架52的马达53。旋转台架52容纳束分离器45、第一照明光学系统206、超声波检测器405和第二照明光学系统302的组。
旋转台架52和容纳于旋转台架52中的该组部件可被马达53驱动以沿图15或图16中所示的箭头的方向旋转。
除了上述的控制器601的功能以外，控制器602控制用于驱动旋转驱动机构903的位置、定时等，并与旋转驱动机构903连接。
如上所述，根据例子2的测量装置，第一照明光学系统和第二照明光学系统被设置为通过设置在其间的检查对象彼此相对。另外，被照明光学系统照射的各区域的轴对称的中心轴相互一致，并且，超声波检测器的检测表面被设置在与通过第一照明光学系统的外壳上的照射表面相同的表面上。换句话说，超声波检测器的检测表面关于检查对象位于与第一照明光学系统的用脉冲光束照射检查对象的照射表面那侧相同的侧。
在保持上述的位置关系的同时，关于检查对象E执行各结构部件的扫描驱动，由此，在整个检查对象E中，从存在于检查对象E的深部中的吸收体α的边界产生的光声信号可被检测为高对比度信号。
因此，能够提供能够以高精度测量吸收体α的位置和尺寸的测量装置。
例子3
图17是可应用本发明的根据例子3的测量装置的示意性框图。
测量装置的基本结构与图14所示的例子2的结构类似，并且，由参考标记表示的结构部件具有与以上在例子2中描述的功能相同的功能。
在本例子中，另外设置板驱动机构904。
板驱动机构904包含滑动导引件54和马达55。
滑动导引件54的一端与接触检查对象E的第二板26耦合，并且，第二板26的位置可沿图17所示的箭头移动。作为形成滑动导引件55的部件的例子，能够使用滚珠丝杆、线性导引件等。
向检查对象E施加的光的能量强度大大地受生物组织中的吸收和分散的影响而衰减，由此，深部中的测量是困难的。
因此，关于诸如乳房的检查对象，考虑压迫检查对象以增加到达检查对象的内部的光的能量。
在本例子中，提供控制板驱动机构904以压迫被保持在第一板25和第二板26之间的检查对象E的功能。
第二照明光学系统301被设置为使得第二照明光学系统301与第一照明光学系统205相对，并且，被第二照明光学系统301和第一照明光学系统205照射的各区域的轴对称的中心轴相互一致。
超声波检测器403的检测表面被设置在第一板25上的第一照明光学系统205的照射表面的相同表面上。
除了上述的例子2的控制器601的功能以外，控制器603控制例如用于驱动板驱动机构904的位置。
当该器件压迫检查对象E时，位于检查对象E中的球状吸收体α沿压迫方向变平。
从以此方式变形的吸收体α产生的光声信号S的强度具有各向异性，由此从平坦的区域产生较强的信号。
因此，超声波检测器403被设置在与压迫检查对象E的第一板25的第一照明光学系统205的表面相同的表面上，使得检测到更强的光声信号S。
如上所述，在根据例子3的测量装置中，压迫和照射检查对象的第一照明光学系统和第二照明光学系统被设置为使得第一照明光学系统和第二照明光学系统通过设置在其间的检查对象彼此相对，并且被第一照明光学系统和第二照明光学系统照射的各区域的轴对称的中心轴相互一致。
另外，超声波检测器的检测表面被设置在第一照明光学系统的照射表面的相同表面上（板上）。换句话说，超声波检测器的检测表面关于检查对象位于与第一照明光学系统用脉冲光束照射检查对象的照射表面那侧相同的侧。通过上述的结构，可用高对比度信号检测从位于生物组织的深部中的吸收体α的边界产生的光声信号。
因此，可以提供能够以高的精度测量吸收体α的位置和尺寸的测量装置。
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。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与等同的结构和功能。
本申请要求在2008年7月11日提交的日本专利申请No.2008-182060的权益，在此通过引入将其全部内容并入。

Claims (15)

1.一种测量装置，包括：
照明光学单元，所述照明光学单元用于将由光源单元发射的脉冲光引导到检查对象；
检测单元，所述检测单元用于检测在检查对象的内部由所述脉冲光产生的弹性波并且将所述弹性波转换成电信号，
其中，所述照明光学单元包含第一照明光学单元和第二照明光学单元，所述第一照明光学单元和第二照明光学单元被配置为经由被置于它们之间的检查对象彼此相对，用于利用来自其两侧的脉冲光照射检查对象，以及
其中，所述检测单元被设置于与配置第一照明光学单元的侧和配置第二照明光学单元的侧中的一个相同的侧。
2.根据权利要求1的测量装置，其中，所述检测单元被配置于与第一照明光学单元相同的侧，并且其中第一照明光学单元与所述检测单元被设置为使得第一照明光学单元照射检查对象的区域的轴对称的中心轴和所述检测单元检测弹性波的区域的轴对称的中心轴相互一致。
3.根据权利要求1的测量装置，其中，第一照明光学单元和第二照明光学单元被设置为使得第一照明光学单元照射检查对象的区域的轴对称的中心轴和第二照明光学单元照射检查对象的区域的轴对称的中心轴相互一致。
4.根据权利要求1的测量装置，还包括扫描驱动单元，所述扫描驱动单元用于在保持第一照明光学单元、第二照明光学单元和所述检测单元之间的位置关系的同时相对于检查对象扫描第一照明光学单元、第二照明光学单元和所述检测单元。
5.根据权利要求1的测量装置，还包括第一板和第二板，所述第一板和第二板用于将检查对象保持在它们之间，其中，所述检测单元和与所述检测单元被配置在相同侧的第一照明光学单元被配置在第一板的与检查对象侧相反的侧，并且其中第二照明光学单元被配置在第二板的与检查对象侧相反的侧。
6.根据权利要求1的测量装置，其中，第一照明光学单元和第二照明光学单元同时用脉冲光照射检查对象。
7.根据权利要求1的测量装置，其中，所述照明光学单元至少包括光纤。
8.一种测量装置，包括：
第一板和第二板，所述第一板和第二板用于将检查对象保持在它们之间；
第一照明光学单元，所述第一照明光学单元被配置在第一板的与检查对象侧相反的侧，用于将由光源发射的脉冲光引导到检查对象；
第二照明光学单元，所述第二照明光学单元被配置在第二板的与检查对象侧相反的侧，用于从与第一照明光学单元相对的位置将由光源发射的脉冲光引导到检查对象；
检测单元，所述检测单元被配置在第一板的与检查对象侧相反的侧，用于检测由被施加于检查对象的脉冲光生成的弹性波并且将所述弹性波转换成电信号；以及
信号分析器，所述信号分析器用于通过使用所述电信号来生成图像数据。
9.根据权利要求8的测量装置，其中，第一照明光学单元用脉冲光从检测单元的两侧照射检查对象，使得光的能量在检查对象内部被组合。
10.根据权利要求8的测量装置，其中，第一照明光学单元与所述检测单元被设置为使得第一照明光学单元照射检查对象的区域的轴对称的中心轴和所述检测单元检测弹性波的区域的轴对称的中心轴相互一致。
11.根据权利要求8的测量装置，其中，第一照明光学单元和第二照明光学单元被设置为使得第一照明光学单元照射检查对象的区域的轴对称的中心轴和第二照明光学单元照射检查对象的区域的轴对称的中心轴相互一致。
12.根据权利要求8的测量装置，还包括扫描驱动单元，所述扫描驱动单元用于在保持第一照明光学单元、第二照明光学单元和所述检测单元之间的位置关系的同时相对于检查对象扫描第一照明光学单元、第二照明光学单元和所述检测单元。
13.根据权利要求8的测量装置，还包括驱动机构，所述驱动机构用于朝第一板驱动第二板，其中通过第一板和第二板对检查对象施加压力。
14.根据权利要求8的测量装置，其中，第一照明光学单元和第二照明光学单元同时用脉冲光照射检查对象。
15.根据权利要求8的测量装置，其中，所述照明光学单元至少包括光纤。
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