CN106037633B - 光声设备 - Google Patents

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Abstract

一种光声设备包括：光源；照射单元，用于向包含造影剂的被检体照射来自光源的光；接收单元，用于接收在造影剂吸收照射单元所照射的光的情况下所产生的声波，并且输出电气信号；校正处理单元，用于基于被检体所包含的造影剂的浓度的时间变化，来校正电气信号的信号强度；以及获取单元，用于基于校正处理单元校正后的电气信号，来获取与被检体有关的特性信息。

Description

光声设备
技术领域
本发明涉及光声设备。
背景技术
在医疗领域中，针对如下光学成像技术的研究取得了积极的进展，其中所述光学成像技术利用从诸如激光器等的光源发出的光来照射活体，并且将基于入射光所获得的与活体内部有关的信息重构为图像。光声断层成像(photoacoustic tomography，PAT)是光学成像技术其中之一。根据光声成像技术，利用从光源产生的脉冲光来照射被检体。在活体中传播并扩散的脉冲光的能量在活体的组织中被吸收并且产生声波(通常为超声波)。所产生的超声波通过活体传播、由探测器接收并且作为电信号被检测到。信息处理装置针对所获得的信号进行数学分析处理(图像重构处理)，以使得与被检体内部的光学特性值相关的信息可视化。这样，可以获得与被检体内部有关的信息(例如，初始声压、光学特性值(特别是光能量吸收密度和吸收系数)以及它们的分布)。所获得的信息可以用于指定活体中的吸收体的分布和恶性肿瘤的位置等。
在光声测量中，从被检体中的光吸收体产生的声波的初始声压P0可以通过以下等式来表示。
P0＝Γ·μa·Φ···(A)
这里，Γ是作为体积膨胀系数β与声速c的平方的乘积除以常压下的比热容CP的商的Gruneisen系数。已知Γ的值在确定了被检体的情况下几乎是恒定的。μa是光吸收体的吸收系数，并且Φ是光吸收体的位置处的光量(即，向光吸收体照射的光量；也被称为光通量(light fluence))。被检体内部的光吸收体所产生的初始声压P0传播通过被检体，作为由被检体的表面上所配置的探测器所检测到的声波。测量所检测到的声波的声压随时间的变化，并且可以使用诸如反投影法(back-projection method)等的图像重构方法来根据测量结果计算初始声压分布P0。在将所计算出的初始声压分布P0除以Gruneisen系数Γ的情况下，可以获得μa和Φ的乘积的分布(即，光能量密度分布)。此外，如果已知被检体内部的光量分布Φ，则可以通过将光能量密度分布除以光量分布Φ来获得吸收系数分布μa。也就是说，在将相对于照射至被检体内部的光具有已知光学特性的光吸收体作为造影剂注入的情况下，可以获取与造影剂的丰度(abundance)相对应的声波。
在光声测量中，向被检体照射从光源产生的脉冲光。从吸收了在被检体内部传播并扩散的光的能量的声源产生声波。利用被检体周围所配置的探测器来检测所产生的声波。通过重构所检测到的声波来获得声源的空间分布图像。在这种情况下，为了保证图像的精度，可以重复进行利用从光源产生的脉冲光照射被检体并且接收从被检体传播来的光声波的一系列操作。因而，在这种情况下，需要从开始进行光声测量所用的光照并接收到声波起直到接收到最后的声波为止的一定时间段。也就是说，在第一次光声测量(第一次光照和第一次声波接收)和最后一次光声测量之间发生时间延迟。
另一方面，在活体是被检体的情况下，血液(血红蛋白)是针对近红外光具有高吸收性的物质之一。也就是说，可以通过使用近红外光对活体进行光声测量来获得与血液的空间分布有关的信息。然而，仅凭血红蛋白的丰度无法保证足够高的信号S/N比，并且可能无法获得足够高的对比度。在这种情况下，在进一步将光吸收体作为造影剂注入到血管中的情况下，可以获得对比度根据血管部分中所存在的光吸收体的浓度而增强的PAT图像(也被称为光声图像)。作为可以用在活体中的造影剂的条件，造影剂需要具有如下光学特性：造影剂可以更好地吸收光在活体中具有高透过性的波长区域中的光。吲哚菁绿(以下有时简称为ICG)可以理想地用作满足这种条件的造影剂的示例。由于ICG是经批准的医疗用材料并且是可以更好地吸收在活体中具有高透过性的近红外波长区域中的光的光吸收体，因此ICG可以用作活体的光声测量所用的优选造影剂。在Optics Letters,Vol.29,Issue 7,pp.730-732(2004)中，将ICG注入到小鼠中来研究血液中的ICG的滞留性。
然而，已知ICG会从血液中迅速消失。具体地，有报告称血液中的ICG的半衰期大约是3分钟(J Clin Invest.,1960April；39(4):p.592-600)。这意味着在ICG用作血管造影剂的情况下，ICG可以在血管中工作发挥功效的时间段非常短。因而，发生的时间延迟意味着：即使在注入之后立即开始进行光声测量，ICG的血中浓度在第一次声波获取时刻和最后一次信号获取时刻之间的时间段内也会大幅下降。
另一方面，血管造影法中探测器所测量到的声波的强度如等式A那样依赖于血液ICG浓度。因而，在诸如ICG等的光吸收体的血中浓度在测量期间发生改变的情况下，基于从注入到血液中起经过的时间段所接收到的声波发生变动，并且光声图像的精度下降。
考虑到以上问题，本发明的目的是提供一种能够在使用造影剂的光声测量中降低基于测量时间段的声波的强度变动的影响的光声设备。
发明内容
本发明的一个方面提供一种光声设备，包括：光源；照射单元，用于向包含造影剂的被检体照射来自所述光源的光；接收单元，用于接收在所述造影剂吸收所述照射单元所照射的光的情况下所产生的声波，并且输出电气信号；校正处理单元，用于基于所述被检体中所包含的所述造影剂的浓度的时间变化，来校正所述电气信号的信号强度；以及获取单元，用于基于所述校正处理单元校正后的电气信号，来获取与所述被检体有关的特性信息。
本发明的另一方面提供一种光声设备，包括：光源，用于向包含造影剂的被检体进行光的照射；声波接收单元，用于接收在所述造影剂吸收所述光源所照射的光的情况下所产生的声波，并且输出电气信号；校正处理单元，用于基于与所述被检体中所包含的所述造影剂的浓度的时间变化有关的信息，来校正所述电气信号的信号强度；以及信息获取单元，用于基于所述校正处理单元校正后的电气信号，来获取与所述被检体有关的特性信息。
通过以下参考附图对典型实施例的说明，本发明的其它特征将变得明显。
附图说明
图1是例示本发明的光声设备的示例1的框图；
图2是例示在将造影剂注入到尾静脉时的造影剂浓度的时间变化的图；
图3是例示本发明的示例1的设备1000的功能的流程图；
图4是例示本发明的光声设备的示例2的框图；
图5是例示本发明的光声设备的示例4的流程图；
图6是例示本发明的光声设备的示例7的框图；以及
图7是本发明的示例7的探测器和照射单元的平面图。
附图标记说明
11 光源
17 探测器
19a 信号处理模块
19b 图像重构模块
30 照射单元
具体实施方式
以下，将参考附图来详细说明本发明的实施例。作为一般规则，将利用相同的附图标记来表示相同的构成要素，并且将省略说明。将根据本发明所适用的设备的结构和各种条件来适当地改变以下所述的详细的计算式和计算过程等，并且本发明的范围不限于以下所述的这些实施例。
本发明的被检体信息获取设备包括如下设备，其中该设备使用光声效应来接收通过以诸如近红外光等的光(电磁波)照射被检体而在被检体内部所产生的声波，从而获取被检体信息作为图像数据。
在使用光声效应的设备的情况下，所获取的被检体信息表示光照所产生的声波的产生源分布、被检体内部的初始声压分布、根据初始声压分布求出的光能量吸收密度分布和吸收系数分布、或者构成组织的物质的浓度分布。物质浓度分布的示例包括氧饱和度分布、总血红蛋白浓度分布以及氧合血红蛋白或还原血红蛋白的浓度分布。
此外，可以获取被检体在多个位置处的特性信息(例如，初始声压分布、光能量吸收密度分布和吸收系数分布等)作为二维或三维特性分布。特性分布可以被生成为表示被检体内部的特性信息的图像数据。被检体的特性信息也可以称为被检体信息。
本发明中所指的声波通常是超声波并且包括被称为声波和超声波的弹性波。将光声效应所产生的声波称为光声波或光致超声波。探测器接收被检体内部所产生的声波。
光声测量可能需要一定的测量时间段。例如，可以多次重复进行用以在将探测器固定于特定位置的状态下利用光来照射被检体并且接收声波的一系列操作。此外，最理想地，在被检体周围360度的所有方向上配置探测器，接收所产生的声波，并且将空间分布重构为图像。然而，被检体的形状和结构以及配置探测器的空间受限，难以在被检体周围的所有方向上配置探测器来进行光声测量。因而，实际上，将被检体周围所配置的多个探测器移动至多个声波接收位置，并且在各声波接收位置(或光照位置)处接收声波。根据该方法，可以通过相对于被检体从尽可能广的方向获取声波来获得图像重构所用的足够信息。以这种方式，在光声测量期间移动多个探测器以在多个声波接收位置处接收声波的情况下，发生测量时间延迟，直到完成从被检体接收声波的一系列操作为止。例如，在向被检体照射的脉冲光的振荡频率是20Hz、各声波接收位置处的积分次数是20次并且在120个声波接收位置处进行测量的情况下，发生以下问题。也就是说，一次光声测量花费约2分钟，并且被检体中所包含的造影剂的量在该时间段内大幅减少。因而，以下将说明本发明应用于这种状况的情况。
示例1
图1是例示根据本发明的实施例的光声设备的示例1的框图。示例1的光声设备1000(以下简称为“设备1000”)大致包括光源11、光学系统13、注入单元14、探测器(对应于接收单元)17、信号收集单元18、信号处理单元19和显示单元20。设备1000被配置为能够获取诸如被检体内部的光学特性值等的被检体信息作为可视化图像。在以下说明中，将定义三个光吸收体并且使用这三个光吸收体进行说明。也就是说，将这三个光吸收体定义为作为人工光吸收体的造影剂1012、作为除造影剂1012以外的光吸收体的非人工光吸收体1014以及作为这两个吸收体的组合的组合光吸收体101。
如下是设备1000的操作的整体流程。也就是说，在例如透镜、镜子、光纤或扩散器等的光学系统13将从光源11发出的脉冲光12处理成期望的光分布形状的情况下，将该脉冲光12引导至被检体15(癌、新生血管、面部、皮肤或活体等)并且向被检体15进行照射。向被检体15照射的光传播通过被检体15的内部。传播光的能量的一部分在非人工光吸收体(血管等)1014、造影剂1012或者包括吸收体和造影剂均存在的部位的组合光吸收体101中被吸收。非人工光吸收体1014、造影剂1012和组合光吸收体101中的哪一个最佳地吸收来自光源11的照射光，这依赖于光的波长。这些光吸收体1012、1014和101通过吸收光的能量发生热膨胀，从而产生声波。探测器17检测这些声波。探测器17移动至被检体15周围的任意接收位置。探测器17在接收位置处接收从脉冲光所照射的被检体15传播来的声波，以输出电信号作为接收结果。
注入单元14将造影剂1012注入到被检体15中。此后，探测器17在移动期间在多个接收位置处接收光声波。信号收集单元18接收从探测器17输出的电信号作为输入信号，在对该输入信号进行模拟/数字转换期间将该输入信号放大来形成数字信号，并且将该数字信号输出至信号处理单元19。信号处理单元19针对所输出的数字信号进行后面说明的预定处理，形成表示光学特性值的图像数据，并且将该图像数据输出至显示单元20。将显示单元20设置为用户界面并且基于所输出的图像数据来显示可视化图像。在以下说明中，“数字信号”表示信号收集单元18所生成的信号。
光源
在被检体15是活体的情况下，光源11照射由活体内的特定成分(例如，血液)吸收的特定波长的光。光源11优选是能够产生几纳秒～几百纳秒的脉冲光的脉冲光源。光源11优选是激光器，但代替激光器，可以被配置为发光二极管等。针对光源11，可以使用诸如固体激光器、气体激光器、染料激光器或半导体激光器等的各种激光器。在本示例中，使用单个光源作为光源11。然而，光源不限于此，而且还可以使用多个光源。在这种情况下，光源11包括使得相同波长的光振荡的多个光源。这样，向被检体15照射的光的照射强度增加。此外，在光源11包括振荡波长不同的多个光源的情况下，可以测量光学特性分布中的依赖于波长的差异。在光源11被配置为使用染料的激光器或能够可变地控制振荡频率的光学参数振荡器(OPO)的情况下，设备1000可以测量光学特性分布中的依赖于波长的差异。优选从光源11产生的光的波长处于700nm～1100nm的波长区域中，其中在该波长区域中，光在作为被检体15的活体中被吸收得较少。然而，在期望获得距离活体表面相对近的位置处的活体组织的光学特性分布的情况下，从光源11产生的光的波长可以处于例如与上述的波长区域相比更宽的400nm～1600nm的波长区域中。在被检体15是活体的情况下，特别地，光源11所产生的光的波长优选处于700nm～900nm的近红外波长范围内，其中在该近红外波长范围内，在向活体进行光的照射的情况下安全性得到确保并且光在活体中具有高透过性。从光源11发出的脉冲光12的脉冲宽度优选被设置为满足热和压力的限制条件，以高效地限制光吸收体中所吸收的能量。从光源11发出的脉冲光12的脉冲宽度例如大约处于1纳秒～200纳秒之间。
光学系统13
光学系统13在使用诸如透镜和镜子等的光学组件将从光源11发出的光12处理成期望的光分布形状的情况下，将该光12引导至被检体15。可选地，光学系统13可以被配置为允许光12利用诸如光纤等的光波导来进行传播以使得光12从光源11被引导至被检体15。光学系统13可以包括例如用于对光进行反射的镜子、用于对光进行聚光、扩大或者改变光的形状的透镜、或者使光扩散的扩散器等的光学组件。然而，光学组件不限于此，而且还可以使用将从光源11发出的光12以期望的形状向被检体15进行照射的各种组件作为光学组件。光12可以通过透镜进行聚光。然而，本发明不限于此，而且还可以使光12扩大成特定大小的面积以使得在保证活体的安全性的情况下扩大诊断区域。
被检体15
尽管被检体15不是设备1000的构成要素，但为了便利仍在本部分说明被检体15。例如，设备1000用于诊断人或动物的血液疾病或恶性肿瘤并且观察化学治疗的进展。因而，被检体15是活体并且是用作诸如人或动物的乳房、指部和肢体等的诊断对象的部位。在本示例中，被检体15可以包括能够存在于被检体15内部而无需从被检体15外部注入的光吸收体以及能够通过从被检体15外部注入而存在于被检体15内部的光吸收体。前一光吸收体的示例包括氧合血红蛋白、还原血红蛋白或包括这两种血红蛋白的血管，并且后一光吸收体的示例是造影剂1012等。在设备1000进行光声测量的情况下，可以按以下方式来处理注入了造影剂1012的被检体15。也就是说，可以分开提取基于源自作为非人工光吸收体1014的血管中的血红蛋白的声波的电气信号以及基于源自从外部注入的造影剂1012的声波的电气信号。这样，可以基于各电气信号分开地形成源自作为非人工光吸收体1014的血管中的血红蛋白的图像以及源自造影剂1012的图像。可选地，可以在光声测量期间按以下方式来处理注入了造影剂1012的被检体15。也就是说，基于源自作为非人工光吸收体1014的血管中的血红蛋白的声波的电气信号以及基于源自从外部注入的造影剂1012的声波的电气信号可以不分开，而获取混合了这两个电气信号的混合电气信号。此外，使用方法可以是基于混合电气信号来获取图像。这样，由于将源自造影剂1012的电气信号与源自作为非人工光吸收体1014的血管中的血红蛋白的电气信号进行了合成，因此可以与信号合成的程度成比例地获取被检体15中的血管部分的图像的亮度等进一步增强的显示图像。
造影剂1012
在本说明书中，造影剂1012主要表示以改善光声信号分布的对比度(S/N比)为目的而从被检体15外部注入到被检体15中的光吸收体。然而，除光吸收体本身以外，造影剂1012可以包括控制体内运动的材料。控制体内运动的该材料的示例包括诸如白蛋白或IgG等的血清衍生的蛋白以及诸如聚乙二醇等的水溶性合成聚合物。因而，在本说明书中，造影剂1012包括光吸收体本身、与光吸收体形成共价键的材料以及利用物理相互作用来保持光吸收体和其它材料的材料。
在被检体15是活体的情况下，从安全性和活体中的透过性的观点，优选使用近红外光(波长：600nm～900nm)作为照射光。因而，使用至少在近红外波长区域中具有光吸收性的材料作为造影剂1012。这种材料的示例包括以菁类化合物(又称为菁染料，以吲哚菁绿为代表)为代表的有机化合物以及以氧化金或铁氧化物为代表的无机化合物。
在本示例中，菁类化合物优选的吸收最大波长的摩尔吸光系数至少是106M-1cm-1。通过以下的一般式(1)～(4)来表示本示例中所使用的菁类化合物的结构的示例。
化学式(1)
Figure BDA0000956751350000101
在式(1)中，R201～R212各自独立地表示氢原子、卤素原子、SO3T201、PO3T201、苯环、噻吩环、吡啶环或具有1～18个碳原子的直链或支链烷基。T201表示氢原子、钠原子或钾原子。在式(1)中，R21～R24各自独立地表示氢原子或具有1～18个碳原子的直链或支链烷基。在式(1)中，A21和B21各自独立地表示具有1～18个碳原子的直链或支链亚烷基。在式(1)中，L21至L27各自独立地表示CH或CR25。R25表示具有1～18个碳原子的直链或支链烷基、卤素原子、苯环、吡啶环、苄基、ST202或具有1～18个碳原子的直链或支链亚烷基。T202表示具有1～18个碳原子的直链或支链烷基、苯环或具有1～18个碳原子的直链或支链亚烷基。在式(1)中，L21～L27可以形成4元环～6元环。在式(1)中，R28表示-H、-OCH3、-NH2、-OH、-CO2T28、-S(＝O)2OT28、-P(＝O)(OT28)2、-CONH-CH(CO2T28)-CH2(C＝O)OT28、-CONH-CH(CO2T28)-CH2CH2(C＝O)OT28或-OP(＝O)(OT28)2。T28表示氢原子、钠原子或钾原子。在式(1)中，R29表示-H、-OCH3、-NH2、-OH、-CO2T29、-S(＝O)2OT29、-P(＝O)(OT29)2、-CONH-CH(CO2T29)-CH2(C＝O)OT29、-CONH-CH(CO2T29)-CH2CH2(C＝O)OT29或-OP(＝O)(OT29)2。T29表示氢原子、钠原子或钾原子。
化学式2
Figure BDA0000956751350000111
在式(2)中，R401～R412各自独立地表示氢原子、卤素原子、SO3T401、PO3T401、苯环、噻吩环、吡啶环或具有1～18个碳原子的直链或支链烷基。T401表示氢原子、钠原子或钾原子。在式(2)中，R41～R44各自独立地表示氢原子或具有1～18个碳原子的直链或支链烷基。在式(2)中，A41和B41各自独立地表示具有1～18个碳原子的直链或支链亚烷基。在式(2)中，L41～L47各自独立地表示CH或CR45。R45表示具有1～18个碳原子的直链或支链烷基、卤素原子、苯环、吡啶环、苄基、ST402或具有1～18个碳原子的直链或支链亚烷基。T402表示具有1～18个碳原子的直链或支链烷基、苯环或具有1～18个碳原子的直链或支链亚烷基。在式(2)中，L41～L47可以形成4元环或6元环。在式(2)中，R48表示-H、-OCH3、-NH2、-OH、-CO2T48、-S(＝O)2OT48、-P(＝O)(OT48)2、-CONH-CH(CO2T48)-CH2(C＝O)OT48、-CONH-CH(CO2T48)-CH2CH2(C＝O)OT48或-OP(＝O)(OT48)2。T48表示氢原子、钠原子或钾原子。在式(2)中，R49表示-H、-OCH3、-NH2、-OH、-CO2T49、-S(＝O)2OT49、-P(＝O)(OT49)2、-CONH-CH(CO2T49)-CH2(C＝O)OT49、-CONH-CH(CO2T49)-CH2CH2(C＝O)OT49或-OP(＝O)(OT49)2。T49表示氢原子、钠原子或钾原子。
化学式3
Figure BDA0000956751350000121
在式(3)中，R601～R612各自独立地表示氢原子、卤素原子、SO3T601、PO3T601、苯环、噻吩环、吡啶环或具有1～18个碳原子的直链或支链烷基。T601表示氢原子、钠原子或钾原子。在式(3)中，R61～R64各自独立地表示氢原子或具有1～18个碳原子的直链或支链烷基。在式(3)中，A61和B61表示具有1～18个碳原子的直链或支链亚烷基。在式(3)中，L61～L67各自独立地表示CH或CR65。R65表示具有1～18个碳原子的直链或支链烷基、卤素原子、苯环、吡啶环、苄基、ST602或具有1～18个碳原子的直链或支链亚烷基。T602表示具有1～18个碳原子的直链或支链烷基、苯环或具有1～18个碳原子的直链或支链亚烷基。在式(3)中，L61～L67可以形成4元环或6元环。在式(3)中，R68表示-H、-OCH3、-NH2、-OH、-CO2T68、-S(＝O)2OT68、-P(＝O)(OT68)2、-CONH-CH(CO2T68)-CH2(C＝O)OT68、-CONH-CH(CO2T68)-CH2CH2(C＝O)OT68或-OP(＝O)(OT68)2。T68表示氢原子、钠原子或钾原子。在式(3)中，R69表示-H、-OCH3、-NH2、-OH、-CO2T69、-S(＝O)2OT69、-P(＝O)(OT69)2、-CONH-CH(CO2T69)-CH2(C＝O)OT69、-CONH-CH(CO2T69)-CH2CH2(C＝O)OT69或-OP(＝O)(OT69)2。T69表示氢原子、钠原子或钾原子。
化学式4
Figure BDA0000956751350000131
在式(4)中，R901～R908各自独立地表示氢原子、卤素原子、SO3T901、PO3T901、苯环、噻吩环、吡啶环或具有1～18个碳原子的直链或支链烷基。T901表示氢原子、钠原子或钾原子。在式(4)中，R91～R94各自独立地表示氢原子或具有1～18个碳原子的直链或支链烷基。在式(4)中，A91和B91各自独立地表示具有1～18个碳原子的直链或支链亚烷基。在式(4)中，L91～L97各自独立地表示CH或CR95。R95表示具有1～18个碳原子的直链或支链烷基、卤素原子、苯环、吡啶环、苄基、ST902或具有1～18个碳原子的直链或支链亚烷基。T902表示具有1～18个碳原子的直链或支链烷基、苯环或具有1～18个碳原子的直链或支链亚烷基。在式(4)中，L91～L97可以形成4元环或6元环。在式(4)中，R98表示-H、-OCH3、-NH2、-OH、-CO2T98、-S(＝O)2OT98、-P(＝O)(OT98)2、-CONH-CH(CO2T98)-CH2(C＝O)OT98、-CONH-CH(CO2T98)-CH2CH2(C＝O)OT98或-OP(＝O)(OT98)2。T98表示氢原子、钠原子或钾原子。在式(4)中，R99表示-H、-OCH3、-NH2、-OH、-CO2T99、-S(＝O)2OT99、-P(＝O)(OT99)2、-CONH-CH(CO2T99)-CH2(C＝O)OT99、-CONH-CH(CO2T99)-CH2CH2(C＝O)OT99或-OP(＝O)(OT99)2。T99表示氢原子、钠原子或钾原子。
在本示例中，菁类化合物的示例包括吲哚菁绿、具有化学式(1)所表示的苯并三碳菁(benzotricarbocyanine)结构的SF-64以及化学式(i)～(v)所表示的化合物。
化学式5
Figure BDA0000956751350000141
化学式6
Figure BDA0000956751350000142
化学式7
Figure BDA0000956751350000143
化学式8
Figure BDA0000956751350000144
化学式9
Figure BDA0000956751350000145
菁类化合物可以具有由磺酸基、羧基或磷酸基取代的芳香环。此外，可以将磺酸基、羧基或磷酸基引入除芳香环以外的部分。
注入单元14
注入单元14被配置为能够将造影剂1012从被检体15外部注入到被检体15中。注入单元14将造影剂1012注入到被检体15中并且在注入完成的情况下将注入完成信号输出至信号处理单元19。注入完成信号用于处理源自声波的电气信号。注入单元14从被检体15的静脉注入造影剂1012。然而，注入单元14不限于此，而且还可以使用能够注入造影剂1012并且将注入的完成时刻发送至信号处理单元19的各种单元。在这种情况下，注入单元14例如可以是现有的注入系统或注入器等。
探测器17
探测器17被配置为接收在向被检体15照射脉冲光的情况下所产生的声波，将这些声波转换为模拟电气信号，并且将该电气信号发送至信号收集单元18。可以通过配置能够接收声波的多个声波检测元件来构成探测器17。声波检测元件可以是诸如使用压电现象的元件(例如，压电元件)、使用光的共振的元件或使用电容变化的元件等的任意元件，只要可以检测声波即可。可以通过以一维或二维的方式配置多个声波检测元件来构成探测器17。在探测器17被配置成声波检测元件的多维阵列的情况下，在一个探测器17的声波接收位置处，探测器17可以检测存在声波检测元件的多个位置处的声波。因而，可以缩短探测器17的声波接收时间并且减少被检体15的振动对声波检测精度的影响。探测器17被配置为可以相对于被检体15移动。这样，探测器17可以确保获取足够量的可供图像重构使用的声波。在这种情况下，理想地，探测器17从针对被检体15的表面的尽可能多的方向接收声波。因而，探测器17优选被配置为可以利用位置控制器32进行移动并且可以沿被检体15的表面尽可能宽地移动。位置控制器32可以是能够将探测器17移动至任意位置的步进马达。位置控制器32可以使探测器17在被检体15周围移动。这样，可以获取用于获得被检体15中的声源(光吸收体)的空间配置(被检体信息其中一项)的足够信息。
例如，通过配置128个声波检测元件来构成探测器17，并且在被检体15周围的120个接收位置处接收声波的情况下，可以进行以下说明。也就是说，探测器17利用存在于共计15360个位置处的声波检测元件从被检体15接收声波。探测器17不限于此，而且还可以通过沿大致半球形在不同的位置处配置多个声波检测元件来构成探测器17。在这种情况下，声波检测元件的接收灵敏度最高的方向可能集中在位于大致半球形的曲率中心和该中心周围的特定区域。此外，探测器17可以被配置为与照射单元30一体化。也就是说，在图1的情况下，将照射单元30设置在被检体15的正面侧并且将探测器17设置在被检体15的背面侧。与此相对，在将示例7中说明的情况下，可以将探测器17和照射单元30设置在被检体15的背面侧。这样，由于可以在以螺旋形式移动探测器17的情况下进行光的照射并且接收声波，因此可以抑制所接收到的声波中的噪声。声波中的噪声是除源自被检体15中的光吸收体的声波以外的波成分。尽管在上述说明中探测器17发生移动，但探测器17不限于此，而且在改变被检体15和探测器17之间的位置关系的情况下进行光的照射和声波的接收就足够了。因而，可以在不移动探测器17的情况下仅移动被检体15，或者可以移动被检体15和探测器17两者。此外，照射单元30和被检体15之间的位置关系可以是变化的，也可以是固定的。照射单元30被配置为利用透镜等(未示出)适当地扩大来自光源11的光12以形成照射光34并且向被检体15进行照射光34的照射。
信号收集单元18
信号收集单元18接收从探测器17输出的电气信号作为输入信号，在放大该输入信号期间对该输入信号进行模拟/数字转换以生成数字信号，并且将该数字信号输出至信号处理单元19。信号收集单元18被配置为例如包括放大器(运算放大器等)、模拟/数字转换器和现场可编程门阵列(FPGA)芯片等。在针对各声波检测元件并行地输入从探测器17输出的电气信号的情况下，信号收集单元18优选被配置为能够并行地对各电气信号执行处理。这样，可以缩短图像重构的时间。
信号处理单元19
信号处理单元19被配置为包括信号处理模块快(对应于校正处理单元)19a和图像重构模块(对应于获取单元)19b。信号处理模块19a被配置为使用与造影剂1012的血中浓度有关的时间变化信息来校正数字信号。图像重构模块19b针对通过进行校正处理所构成的校正数字信号(对应于校正后的电气信号)进行图像重构处理。这样，形成作为与被检体15内部有关的特性信息其中一项的图像数据。信号处理单元19例如可以被配置为包括处理器和存储器的工作站等，并且该工作站可以具有信号处理模块19a和图像重构模块19b的功能。该工作站利用预先编程的软件针对从被检体15获取到的数字信号进行校正处理。
信号处理模块19a与注入单元14是连动的并且信号处理模块19a被配置为能够对造影剂1012的注入操作、声波的获取和造影剂1012的血中浓度的时间变化进行时间上的同步。信号处理模块19a可以针对从信号收集单元18接收到的数字信号进行降噪处理，然后将该数字信号输出至图像重构模块19b。这样，图像重构模块19b提高了所获取到的被检体信息的S/N比。
图像重构模块19b针对从信号处理模块19a输出的校正数字信号进行图像重构处理以形成图像数据，并且将该图像数据输出至显示单元20。图像重构模块19b例如使用断层成像技术中所使用的时域或傅立叶域中的反投影等进行图像重构。然而，图像重构模块19b不限于此，而且图像重构模块19b还可以在能够确保足够的图像重建时间的情况下使用基于重复处理的迭代反问题分析等来进行图像重构。图像重构模块19b所使用的图像重构方法的代表性示例包括傅立叶变换方法、通用反投影法和滤波反投影法。在探测器17被配置成聚焦型探测器的情况下，信号处理单元19可以在无需进行图像重构处理的情况下直接形成被检体15中的光学特性分布的图像数据。此外，信号处理单元19可以被配置为与信号收集单元18一体化。通过该一体化所构成的装置可以通过进行诸如由工作站所进行的软件处理来生成基于被检体15的图像数据，并且可以通过进行硬件处理来生成基于被检体15的图像数据。
显示单元20
显示单元20被配置为接收从信号处理单元19输出的图像数据并且基于所输入的数据来显示针对用户可视的图像。显示单元20例如被配置成液晶显示器等。显示单元20可以构成设备1000的一部分并且可以被配置为相对于设备1000作为单独的单元安装在外部。
与血液中的造影剂浓度有关的时间变化信息的获取
图2是例示在将作为造影剂1012的ICG(20纳摩尔)注入到裸小鼠的尾静脉中的情况下的血液中的造影剂1012的浓度的时间变化的图。图2的纵轴表示血液ICG浓度，并且横轴表示在将造影剂1012注入到裸小鼠中之后经过的时间。如从图2可以明显看出，血液中存在的ICG的浓度在注入后的10分钟内下降至一半或一半以下。在考虑到等式A中所定义的光声波的产生原理的情况下，从循环血液部分产生的源自造影剂1012的声波在注入后的10分钟内下降至一半或一半以下。
信号处理模块19a基于查找表和与探测器17从被检体15接收到声波的时刻有关的信息，来校正基于探测器17接收到的声波所形成的数字信号。这样，可以抑制由获取声波时发生的时间延迟所导致的声波的强度变动对图像数据的不利影响。在进行校正处理的情况下，信号处理模块19a在与血液中的造影剂1012的浓度有关的时间变化信息(查找表)和探测器17的声波获取时刻之间进行时间上的同步。后面将说明该同步处理。例如，可以利用将造影剂1012注入到被检体15中的完成时刻和探测器17接收到声波的接收时刻之间的时间段来定义获取声波时的时间延迟。信号处理模块19a被配置为通过参考接收时刻来从查找表中的数据读取估计造影剂浓度。查找表是与造影剂浓度的时间变化相关的数据。
由获取声波时发生的时间延迟所导致的造影剂1012的浓度变化使得探测器17所获取到的声波的强度下降。信号处理模块19a通过放大来自信号收集单元18的数字信号的强度来校正强度的下降量。在这种情况下，信号处理模块19a可以包括获取与循环血液中的造影剂1012的浓度有关的时间变化信息的装置或者预先存储与造影剂1012的浓度有关的时间变化信息的存储器等。在信号处理模块19a获取与血液中的造影剂1012的浓度的时间变化有关的信息的情况下，在先前阶段中测量血液中的造影剂1012的量。在这种情况下，信号处理模块19a可以利用诸如光声法、荧光法或吸收法等的光学方法来测量造影剂1012的量，并且可以使用利用放射性同位素等的现有方法。信号处理模块19a将以造影剂1012的注入完成时刻为基准的来自被检体15的声波的获取时刻以及造影剂1012在该获取时刻的浓度以相关的方式存储在存储器等(未示出)中。这样，信号处理模块19a可以使用造影剂1012在用作数字信号形成的源的声波的获取时刻的血液中的相对丰度(相对值)来校正从信号收集单元18所接收到的数字信号。这样，可以减少循环血液中的造影剂1012的浓度的时间变化所导致的声波的强度变动的影响，其中循环血液中的造影剂1012的浓度的时间变化是基于声波的获取期间发生的时间延迟。然而，本发明不限于此，并且基准时刻(来自被检体15的声波的获取时刻)还可以是第一次声波接收时刻。
在信号处理模块19a预先存储了与循环血液中的造影剂1012的浓度有关的时间变化信息的情况下，与循环血液中的造影剂1012的浓度有关的时间变化信息可以是如下的各种信息，其中根据这些信息可以得知获取声波的各时间点的血中浓度的差。以下信息可以用作预先存储的与循环血液中的造影剂1012的(与估计浓度相对应的)浓度有关的时间变化信息。也就是说，可以将时间变化信息保存在用于保存通过以下过程所获得的数据的查找表中，其中在这些过程中，随时间的经过将造影剂1012注入到被检体15中并且在各时间点收集血液，并且记录循环血液中所包含的造影剂1012在进行收集的各时间点的浓度的值。在以下说明中，为了便利，与血液中的造影剂1012的浓度有关的时间变化信息本身将被适当地称为查找表。
被检体信息获取方法
图3是例示根据本发明的示例1的设备1000的功能的流程图。该流程在被检体15受到设备1000中所包括的支持部等支持的情况下开始。在流程开始的情况下，在步骤S301中开始进行在被检体15受到支持的状态下向设备1000的供电并且启动设备1000，并且流程进入步骤S302。在步骤S302中，将造影剂1012从注入单元14注入到被检体15中并且流程进入步骤S303。在这种情况下，例如使用静脉推注(bolus infusion)等作为用于注入造影剂1012的方法。
在步骤S303中，开始进行从造影剂1012的注入时刻起所经过的时间的计时并且流程进入步骤S304。该计时可以由未示出的计数器电路或计时电路来进行。利用该计时，使查找表上的注入了造影剂1012之后所经过的时间段(可以被称为查找表上的各声波的获取时刻)与声波的实际获取时刻同步。在这些时间信息同步之后，可以利用与血液中的造影剂1012的浓度有关的时间变化信息来校正从被检体15接收到的声波。作为实现该同步的方法，例如可以使用通常在X射线血管造影系统等中使用的注入系统。在这种情况下，在注入系统完成了造影剂1012的注入时将注入完成信号输出至信号处理单元19。此外，在注入完成信号输入至信号处理单元19时，立即开始计时。这样，使得查找表上的注入了造影剂1012之后所经过的时间段与通过测量实际获取到声波的时刻相同步。
在步骤S304中，向被检体15进行光的照射并且在多个声波接收位置处接收基于该照射的声波，并且流程进入步骤S305。在这种情况下，在照射单元30顺次进行光的照射的同时探测器17在被检体15周围移动，由此顺次接收到声波。在这种情况下，使探测器17移动以通过预定接收位置，并且在各预定接收位置处接收声波。在这种情况下，在探测器17移动之前，用户可以将预定接收位置的设置值输入至显示单元20以预先设置预定接收位置。将各接收位置处的声波的接收时刻以及基于该时刻的声波的数字信号以一一对应的方式存储在信号处理单元19中。
在被检体15是活体的情况下，所接收到的声波包括源自诸如血红蛋白等的非人工光吸收体1014的声波。这里，可能会发生以下情况。也就是说，仅获取源自注入到被检体15中的造影剂1012的声波的电气信号。接着，仅获取源自非人工光吸收体1014的声波的电气信号。此外，对基于分别源自造影剂1012和非人工光吸收体1014的声波的信号进行分开校正。在这种情况下，可以按以下方式来处理这些信号。也就是说，在步骤S304中，向被检体15照射波长主要由非人工光吸收体1014吸收的光，并且接收基于该照射所产生的声波。在接收操作结束的情况下，接着向被检体15照射波长主要由造影剂1012吸收的光，并且接收基于该照射所产生的声波。在这种情况下，获得了除分开使用照射光的波长以外与进行具有单个波长的光的照射的情况相同的效果。
然而，本发明不限于此，而且例如还可以在步骤S302中注入造影剂1012之前的阶段中，向不包含造影剂1012的被检体15进行光的照射并且接收基于该照射的声波。此外，信号收集单元18可以基于声波产生数字信号。数字信号可以与用作数字信号的源的声波的接收时刻相关地存储在信号处理单元19中。在步骤S304中，向包含造影剂1012的被检体15进行单个波长的光的照射。接收基于该照射所产生的声波以形成数字信号，并且信号处理单元19获取所形成的数字信号和所存储的数字信号之间的差。这样，该差实质是源自造影剂1012的数字信号，并且分离并获取源自造影剂1012的该数字信号。
在步骤S305中，通过参考与血液中所存在的造影剂1012的浓度有关的时间变化信息(查找表)来计算血液中的造影剂1012在各接收时刻的丰度的相对值，并且流程进入步骤S306。在这种情况下，在步骤S305中，参考信号处理单元19中所存储的各接收位置处的声波接收时刻。在与造影剂1012的浓度有关的时间变化信息中，参考造影剂1012在所参考的声波接收时刻的浓度信息。这样，获得了被检体15的血液中所存在的造影剂1012在参考时刻的浓度。此外，将所获得的被检体15的血液中所存在的造影剂1012在参考时刻的浓度除以血液中的造影剂1012在第一次声波接收时刻的浓度。这样，计算出被检体15的血液中的造影剂1012在参考时刻的浓度的比(相对值)。在针对实际测量期间的所有接收时间点计算该相对值的情况下，针对造影剂1012在实际测量期间的所有接收时间点的各个浓度计算该相对值。在这种情况下，血液中的造影剂1012在第一次声波接收时刻的浓度是在进行该除法处理之前的阶段中获得的。在这种情况下，还可以通过参考与造影剂1012的浓度有关的时间变化信息来获得血液中的造影剂1012在第一次接收时刻的浓度。然而，本发明不限于此，而且还可以将所获得的被检体15的血液中所存在的造影剂1012在参考时刻的浓度除以血液中的造影剂1012在造影剂1012的注入完成时的浓度。
该相对值用作校正根据声波所形成的数字信号时的转换系数，这将在下面进行说明。此外，用户可以在计算相对值之前的阶段中经由显示单元20来输入要获取的相对值的数量，并且可以计算与所输入的数量相对应的数量的相对值。这样，仅计算代表性的接收位置处的相对值并且可以缩短计算时间。在这种情况下，用户可以经由显示单元20来设置与要获取的相对值相对应的接收位置或接收时刻。此外，可以基于该设置来自动确定要获取的相对值，并且可以自动计算所确定出的相对值。
在步骤S304中，作为示例，在一次光声测量中将探测器17移动至120个预定接收位置，并且在各接收位置处接收声波。在后面说明的步骤S306中，在各接收位置处进行了血液中的造影剂1012的浓度下降的一次校正的情况下进行以下处理。也就是说，在步骤S305中，基于预先获取并存储的与血液中的造影剂1012的浓度有关的时间变化信息来计算120个相对值。可选地，在步骤S304中，作为另一示例，可以在同一接收位置处多次进行脉冲激光12的照射，可以接收基于该照射所产生的声波，并且可以使基于这些声波的电气信号平均化。在这种情况下，可以在脉冲激光12的各次照射中进行针对后续阶段的校正处理。此外，在步骤S305中，作为又一示例，设置如下阈值，其中可以以该阈值来判断在两个以上的不同接收位置之间血液中的造影剂1012的浓度的时间变化是否实质上是可忽略的。可以向基于发生了阈值或阈值以下的浓度变化的两个以上接收位置处所接收到的声波的数字信号分配同一相对值。在后面说明的步骤S306中，可以使用相同的相对值来校正发生了阈值或阈值以下的浓度变化的接收位置处的数字信号。这样，所计算的相对值的数量减少并且可以缩短设备1000的计算时间。各步骤中所使用的光12可以是具有单个波长的脉冲激光。光源11可以是能够以切换的方式发出多个波长的光的波长可变激光器，并且各步骤中的光12可以是具有多个波长的脉冲激光。
在步骤S306中，对来自信号收集单元18的数字信号进行校正以形成校正数字信号，针对该校正数字信号进行图像重构处理以形成图像数据，并且流程结束。在这种情况下，在步骤S306中，基于接收位置(或接收时刻)以及与该接收位置相关的相对值来校正基于该接收位置(或接收时刻)处所获取到的声波的数字信号。将作为校正处理的结果而获得的校正数字信号存储在信号处理单元19的存储器等(未示出)中。在存储了所有接收位置处的校正数字信号之后，针对所存储的校正数字信号进行图像重构处理以形成图像数据。图像数据是三维体元数据。然而，图像数据不限于此，而且图像数据还可以是二维数据或一维数据。此外，用户可以经由显示单元20适当地选择这些一维、二维或三维数据，并且可以形成具有所选择的维度的图像数据。
在以这种方式形成的图像数据中，抑制了由于光声测量期间所发生的时间延迟所引起的血液中所存在的造影剂1012的浓度下降所导致的图像数据的亮度值等的精度的下降。在步骤S306中，在各接收位置处计算步骤S305的处理中所计算出的相对值的倒数，并且将倒数与接收位置或接收时刻相关地存储在信号处理单元19的存储器等(未示出)中。所存储的各倒数是后续的校正处理中所使用的转换系数。将特定接收位置处所接收到的根据源自造影剂1012的声波所形成的数字信号乘以与该接收位置相对应的转换系数，由此校正基于该接收位置处所接收到的声波的数字信号并且生成校正数字信号。在这种情况下，针对所有接收时间点的数字信号执行校正处理，由此针对所有数字信号生成校正数字信号。将各接收位置处所生成的校正数字信号存储在信号处理单元19中的存储器等(未示出)中。在本示例中，假定各接收位置与各声波接收时刻一一对应。
作为校正方法的另一示例，在步骤S305中，计算接收位置处的血液中的造影剂1012的浓度相对于最后的接收位置处的血液中的造影剂1012的浓度的比。将计算结果存储作为相对值，并且在步骤S306中，同样通过将该相对值乘以基于相应的接收位置的数字信号来校正该数字信号。然而，本发明不限于此，而且还可以将转换系数设置为使得基于根据光声测量期间血液中的造影剂1012的平均浓度所获得的声波的数字信号平均化。
在步骤S306中，读取所存储的校正数字信号，并且针对该校正数字信号进行图像重构处理以生成图像数据。在这种情况下，可以针对与各接收位置相对应的各校正数字信号进行图像重构处理，从而生成作为三维体元数据的图像数据。可选地，可以将所有校正数字信号划分为多个组，并且可以针对各组进行图像重构以生成作为各组的三维体元数据的图像数据。在这种情况下，在步骤S306中，根据傅立叶变换方法、通用反投影法、滤波反投影法或顺次重构法来进行图像重构处理。然而，本发明不限于此，而且还可以使用各种图像重构方法。
因此，在使得由于注入到被检体15(特别是活体)中的造影剂1012在血液中具有短的半衰期、因此难以稳定地获得从造影剂1012产生的没有变动的声波的这种光声测量条件下，获得以下效果。也就是说，利用上述的处理，可以形成显示图像和作为由于测量时间段所导致的声波的强度变动的影响得到抑制的被检体信息的图像数据。
根据本发明的实施例的光声设备可以是如下的光声设备，其包括：光源，用于向包含造影剂的被检体进行光的照射；声波接收单元，用于接收在所述造影剂吸收所述光源所照射的光的情况下所产生的声波，以输出电气信号；校正处理单元，用于基于与所述被检体中所包含的所述造影剂的浓度的时间变化有关的信息，来校正所述电气信号的信号强度；以及信息获取单元，用于基于所述校正处理单元校正后的电气信号，来获取所述被检体的特性信息。
示例2
图4是例示根据本发明的实施例的光声设备的示例2的框图，其中在示例2中，利用相同的附图标记来表示与示例1相同的构成要素并且将不再提供说明。此外，将利用附图标记2xy来表示与示例1类似的构成要素，其中，将共通的附图标记分配给十位数x和个位数y，并且除必要的情况以外将不再提供说明。为了参考查找表，本示例的光声设备2000(以下简称为“设备2000”)被配置为能够基于检测信号(其中该检测信号是基于造影剂1012的注入完成时刻)开始对接收时刻进行计时。这样，设备2000可以通过使查找表与实际声波接收时刻同步来参考查找表并校正数字信号。在本示例中，代替示例1中的注入单元14所输出的注入完成信号，基于检测信号开始进行接收时刻的计时。
造影剂检测单元202被配置为能够针对信号处理模块219a进行信号的发送和接收以及从造影剂1012接收能够指定造影剂1012的有无的信号。这样，检测到造影剂1012可靠地注入到血液中，并且将作为该检测的检测结果的检测信号输出至信号处理模块219a。信号处理模块219a接收所输出的检测信号并且使用接收时刻作为查找表的参考时刻来执行校正处理。造影剂检测单元202检测造影剂1012的方法不限于诸如光声法、荧光法或吸收法等的光学方法，而且还可以使用诸如用以检测放射性同位素的方法等的现有方法来检测造影剂1012的有无。此外，尽管造影剂检测单元202通过接收源自造影剂1012的声波来检测造影剂1012的有无，但本发明不限于此，而且还可以使用能够指定造影剂1012的有无的各种信号。造影剂检测单元202可以设置在注入单元14的前端附近。这是由于：造影剂1012是从注入单元14注入的并且可以容易地接收源自造影剂1012的信号。可选地，造影剂检测单元202可以设置在除注入单元14的前端附近的位置以外的位置。例如，在从静脉注入造影剂1012的情况下，将造影剂检测单元202设置在颈动脉部并且在造影剂1012注入到颈动脉部之后立即获取能够指定造影剂1012的有无的信号(光声波等)。造影剂检测单元202将检测信号作为获取结果输出至信号处理单元219。信号处理模块219a基于检测信号的输入立即开始计时。这样，信号处理模块219a使查找表上的注入造影剂1012之后所经过的时间段(查找表上的各声波的接收时刻)与实际声波接收时刻同步。这样，信号处理模块219a在校正数字信号的情况下可以参考查找表。
本发明不限于此，而且造影剂检测单元202还可以检测造影剂1012的有无并且将作为该检测的检测结果的检测信号输出至信号处理模块219a。信号处理模块219a可以基于所输出的检测信号使注入单元14注入造影剂1012。此后，与示例1相同，在作为注入系统的注入单元14完成了造影剂1012的注入时将检测信号输出至信号处理单元219。此外，在检测信号输入至信号处理单元219时，立即开始计时。这样，查找表上的注入造影剂1012之后所经过的时间段(查找表上的声波接收时刻)可以与实际声波获取时刻同步。
设备2000的变形例
将说明设备2000的变形例。在根据本变形例的光声设备中，造影剂检测单元202具有设置在该造影剂检测单元202中的阈值并且被配置为仅在从造影剂1012产生的表示造影剂1012的有无的信号超出该阈值的情况下才将检测信号输出至信号处理模块219a。这里，示例2的造影剂检测单元202被设置为确认造影剂1012的注入的完成。这里，在由于注入单元14所进行的造影剂1012的注入操作有误而没有获得循环血液中的造影剂1012的足够的初始浓度的情况下，声波接收结果可能无法充分反映查找表。在这种情况下，信号处理模块219a可能无法适当地执行校正。因而，通过设置阈值，信号处理模块219a可以判断是否可以使用查找表来进行校正。可选地，作为另一方法，可以预测与注入到被检体15的血液中的造影剂1012的各种初始浓度相对应的造影剂1012的血中浓度的时间变化的各种模式。在这种情况下，可以预先设置各种初始浓度的查找表及相对应的阈值。此外，可以根据造影剂检测单元202所接收到的信号的信号强度来选择适当的相对应的查找表，并且可以使用所选择的查找表来校正数字信号。
示例3
除示例1或2的光声设备的基本功能以外，根据本示例的光声设备还被配置为能够设置用于针对数字信号进行校正处理的关注区域。示例1的设备被配置为获取所接收到的源自造影剂1012的声波并且针对基于所获取的声波的数字信号进行校正处理。这里，在造影剂1012的一部分进入除被检体15的循环血液以外的部分的情况下，可能无法使用基于循环血液中的浓度的测量结果所形成的查找表来进行校正。因而，本示例的光声设备针对各示例的光声设备进一步设置关注区域设置单元。关注区域设置单元被配置为从所获取的源自造影剂1012的数字信号中提取与循环血液部位相对应的部分。在这种情况下，关注区域设置单元被配置为使得用户能够经由显示单元20在被检体15的循环血液部位中指定关注区域。关注区域设置单元被配置为从整个数字信号中提取所指定的关注区域部分。这样，本示例的光声设备可以仅针对源自从循环血液部位所产生的声波的数字信号进行校正处理。这样，可以仅针对源自从循环血液中与浓度变化相对应的部位所产生的声波的数字信号进行校正处理。因而，可以获取更加高度精确的图像数据和光声图像。然而，关注区域设置单元不限于此，而且关注区域设置单元还可以自动预测被检体15的循环血液部位并且针对所预测的部位自动设置关注区域。
关注区域设置单元使用诸如多普勒方法等的现有的血流测量方法来自动预测循环血液部位，并且将根据与所预测的循环血液部位相对应的坐标所形成的区域设置为关注区域。关注区域设置单元提取与以这种方式所设置的关注区域相对应的数字信号的一部分。在这种情况下，信号处理模块19a使用查找表对所提取的数字信号的该部分进行校正处理以生成校正数字信号。在这种情况下，图像重构模块19b针对所生成的校正数字信号进行图像重构以生成图像数据。此外，显示单元20选择性地显示关注区域中的被检体15的图像以使得图像数据可视化。另一方面，显示单元20可以不在显示单元20上显示基于未提取的数字信号的图像数据，其中该未提取的数字信号是基于源自进入除循环血液部位以外的部位的造影剂1012的声波。可选地，显示单元20可以按照与基于除关注区域以外的部分的图像数据的显示图像区分开的方式来显示基于关注区域部分中进行了校正处理的图像数据的显示图像。然而，本发明不限于此，而且关注区域设置单元还可以从整个图像数据中提取与关注区域相对应的坐标的数据成分，并且显示单元20可以根据所提取的数据成分来形成显示图像。
示例4
图5是例示根据本发明的实施例的光声设备(以下简称为“设备”)的示例4的流程图。在本示例中，将具有不同的光吸收系数的第一造影剂和第二造影剂注入到被检体15中。在本示例的设备中，示例1的光源11被配置为能够输出具有由第一造影剂1012选择性吸收的波长的第一光以及具有由第二造影剂选择性吸收的波长的第二光。本流程的步骤S501～S503的处理与示例1的步骤S301～S303的处理相同，并且将不再提供说明。在步骤S503中开始进行经过时间的计时的情况下，流程进入步骤S504。在步骤S504中，根据与步骤S304相同的过程来进行第一光的照射并且接收源自第一造影剂1012的声波。在最后的接收位置处的声波的接收结束的情况下，基于这些接收来产生各接收位置处的源自第一造影剂1012的数字信号，并且与用作这些数字信号的源的声波的接收时刻相关地存储这些数字信号。探测器17移动至预定的原始位置并且流程进入步骤S505。在探测器17相对于被检体15以螺旋形式移动的状态下接收到声波的情况下，例如，预定的原始位置可以是螺旋轨迹的中心位置。
在步骤S505中，探测器17从预定的原始位置向步骤S504中的第一次声波接收位置移动，在该状态下进行第二光的照射，并且接收源自第二造影剂的声波。在这种情况下，照射和接收的过程与示例1的步骤S304相同。基于这些接收来生成各接收位置处的源自第二造影剂的数字信号，并且与用作这些数字信号的源的声波的接收时刻相关地存储这些数字信号，并且流程进入步骤S506。在这种情况下，在将第一造影剂和第二造影剂同时注入到被检体15中的情况下，源自第一造影剂和第二造影剂的声波的接收时刻的基准时刻是将第一造影剂1012注入到被检体15中的完成时刻。另一方面，在完成了源自第一造影剂1012的数字信号的存储之后将第二造影剂注入到被检体15中的情况下，第二造影剂的注入的完成时刻是源自第二造影剂的声波的接收时刻的基准时刻。在任何情况下，源自第一造影剂1012的声波的接收时刻的基准时刻是第一造影剂1012的注入的完成时刻。相同的基准时刻的定义同样适用于后面说明的第一查找表和第二查找表的基准时刻。
步骤S506的过程与示例1的步骤S305基本相同。然而，在信号处理单元19中预先存储包括第一造影剂1012的接收时间点以及与这些接收时间点相对应的血液中的第一造影剂1012的浓度的第一查找表。此外，在信号处理单元19中预先存储包括第二造影剂的接收时间点以及与这些接收时间点相对应的血液中的第二造影剂的浓度的第二查找表。通过参考第一查找表来计算第一造影剂1012的相对值。此外，通过参考第二查找表来计算第二造影剂的相对值。此后，流程进入步骤S507。在这种情况下，第一造影剂1012的血中浓度的最大值用作第一造影剂1012的相对值的计算中的除数，并且第二造影剂的血中浓度的最大值用作第二造影剂的相对值的计算中的除数。在步骤S507中，基本上，根据与示例1的步骤S306相同的方法来进行校正处理和图像重构处理。也就是说，校对源自第一造影剂和第二造影剂的数字信号以形成第一校正数字信号和第二校正数字信号，针对该第一校正数字信号和第二校正数字信号进行图像重构处理以形成第一图像数据和第二图像数据，并且流程结束。
这样，可以以高精度形成基于源自两种造影剂1012的声波的两种图像数据。然而，本发明不限于此，而且除第一造影剂以外的光吸收体可以不是第二人工造影剂1012而例如可以是血中浓度的时间变化为已知的非人工光吸收体。
示例5
本示例的光声设备将用于获取与血液中的造影剂1012的浓度有关的时间变化信息的装置(称为变化获取装置)添加至各示例的光声设备。在本示例中，变化获取装置由示例1的步骤S305的处理所驱动。变化获取装置在与各接收位置处的声波的接收时刻相同的时刻，获取血液中的造影剂1012的浓度。在这种情况下，变化获取装置生成信息项针对所有接收时间点均相关的数据项，生成包括这些数据项的与造影剂1012的浓度有关的变化信息(查找表)，并且将该变化信息存储在信号处理单元19的存储器中。后续的处理与各示例相同。这样，可以容易地生成校正所使用的查找表。
示例6
本示例的光声设备是将探测器17固定于与关注区域相对应的声波接收位置从而接收声波以确认所设置的关注区域中的造影剂1012的浓度的时间变化的示例3的光声设备。将利用相同的附图标记来表示与示例1相同的构成要素，并且将不再提供说明。示例3的光声设备开始对声波接收时刻进行计时并且在第一次声波接收时刻、最后的声波接收时刻以及这两个时间点之间的声波接收时刻进行以下处理。也就是说，根据与造影剂1012的浓度有关的变化信息(查找表)，来参考血液中所存在的造影剂1012在这些时间点中的各时间点的浓度。根据与造影剂1012的浓度有关的变化信息来计算造影剂1012在各接收时间点的血中浓度的相对值。本示例中所进行的用于计算相对值的方法可以与各示例的方法相同。与各示例相同，本示例的光声设备所计算出的相对值用作校正各声波接收时间点的数字数据时的转换系数。本示例的光声设备使用该转换系数来校正数字数据以生成校正数字信号，并且诸如图像重构处理等的后续处理与各示例相同。
这样，减少了由于注入到作为被检体15的活体中的造影剂1012的浓度的时间变化而引起的对关注区域中的图像数据的影响。此外，通过针对关注区域以集中的方式获取图像数据，可以在关注区域中获取更为精确的图像数据。
示例7
图6是例示根据本发明的实施例的光声设备的示例7的框图，其中在示例7中，利用相同的附图标记来表示与图1相同的构成要素并且除必要的情况以外将不再提供说明，此外，将利用附图标记7xy来表示与示例1类似的构成要素，其中，将共通的附图标记分配给十位数x和个位数y，并且除必要的情况以外将不再提供说明。图6中由717表示的探测器示出沿图7中的线A-A’截取的截面。本示例的光声设备7000(以下简称为“设备7000”)的特征在于探测器717的结构。探测器717具有多个声波检测元件718和保持体734。保持体734形成为大致半球形并且沿大致半球形保持这多个声波检测元件718。以使得接收灵敏度最高的方向集中的方式来保持声波检测元件718。在本示例中，多个声波检测元件718中的接收灵敏度最高的方向指向包括保持体734的大致半球形的曲率中心的区域。声波检测元件718的电气信号输出端连接至信号配线(signal wire)。声波检测元件718所输出的电气信号通过信号配线共通连接至的信号线(signal line)736来进行合成并且经由信号线736输出至信号收集单元18。然后，按照与各示例相同的方式来处理这些信号。
照射单元730保持在保持体734的中心处并且与探测器717一体化。照射单元730沿与示例1相反的方向向被检体15进行光735的照射。也就是说，示例1的照射单元30沿朝向探测器17的方向(图1中的Z方向)进行光的照射，而本示例的照射单元730从探测器717(沿图6中的负Z方向)进行光的照射。位置控制器732被配置为使探测器717移动。位置控制器732例如可以使探测器717以螺旋形式移动。在这种情况下，与探测器717一体化的照射单元730利用位置控制器732所进行的螺旋移动在各声波接收位置处进行光735的照射，并且声波检测元件718接收基于该照射的声波。这样，在探测器717和被检体15之间设置声学匹配溶液(acoustic matching solution)的情况下，可以降低基于由探测器717的移动所引起的声学匹配溶液的振动的声波中的噪声。
图7是从被检体15的角度观看的情况下的本发明的示例7的探测器717和照射单元730的平面图。在图7的探测器717中，声波检测元件718被配置成同心圆的形式。然而，探测器717不限于此，而且在探测器717中声波检测元件718还可以被配置成螺旋形式。照射单元730可以设置在声波检测元件718的同心圆的中心处。尽管照射单元730的发光端也是圆形，但照射单元730的发光端的形状不限于此，而且还可以使用各种其它形状。这样，可以从被检体15高效地接收声波。
其它实施例
本发明的实施例还可以通过如下的方法来实现，即，通过网络或者各种存储介质将执行上述实施例的功能的软件(程序)提供给系统或装置，该系统或装置的计算机或是中央处理单元(CPU)、微处理单元(MPU)读出并执行程序的方法。
尽管已经参考典型实施例说明了本发明，但是应该理解，本发明不限于所公开的典型实施例。所附权利要求书的范围符合最宽的解释，以包含所有这类修改、等同结构和功能。
如上所述，根据本发明，提供了一种能够在使用造影剂的光声测量中降低基于测量时间段的声波的强度变动的影响的光声设备。

Claims (12)

1.一种光声设备，包括：
光源，用于向包含造影剂的被检体进行光的照射；
声波接收单元，用于接收在所述造影剂吸收所述光源所照射的光的情况下所产生的声波，并且输出电气信号；
校正处理单元，用于基于与所述被检体中所包含的所述造影剂的浓度的时间变化有关的信息，来校正所述电气信号的信号强度；以及
获取单元，用于基于所述校正处理单元校正后的电气信号，来获取与所述被检体有关的特性信息，
其中，所述校正处理单元通过参考基于所述造影剂的浓度的时间变化所计算出的相对值，来校正所述电气信号的信号强度。
2.根据权利要求1所述的光声设备，其中，还包括：
照射单元，用于向包含造影剂的被检体照射来自所述光源的光。
3.根据权利要求2所述的光声设备，其中，
所述照射单元在多个预定时间点进行光的照射，
所述声波接收单元在所述多个预定时间点接收所述声波并且在所述多个预定时间点输出所述电气信号，以及
所述校正处理单元校正所述多个预定时间点中的各预定时间点的所述电气信号的信号强度。
4.根据权利要求3所述的光声设备，其中，在校正所述电气信号的信号强度时，所述校正处理单元根据与所述造影剂的浓度的时间变化相关的所述相对值，使用以时间顺序的方式所获取到的多个信号强度来进行校正处理。
5.根据权利要求4所述的光声设备，其中，与所述造影剂的浓度的时间变化相关的所述相对值是通过使所述预定时间点和所述被检体中的所述造影剂在该时间点的估计浓度相关联所形成的。
6.根据权利要求5所述的光声设备，其中，还包括：
注入单元，用于将所述造影剂注入到所述被检体中。
7.根据权利要求6所述的光声设备，其中，所述校正处理单元基于所述造影剂的注入的完成时刻，通过使所述声波接收单元接收到所述声波的时刻和与所述造影剂的浓度的时间变化相关的所述相对值中的所述预定时间点同步，来参考与所述造影剂的浓度的时间变化相关的所述相对值。
8.根据权利要求7所述的光声设备，其中，所述校正处理单元通过参考与所述造影剂的浓度的时间变化相关的所述相对值来获取所述被检体中的所述造影剂在所述声波接收单元接收到所述声波的时刻的估计浓度，并且基于所获取到的估计浓度相对于在所述造影剂被注入到所述被检体时所述造影剂的浓度的比来校正所述电气信号。
9.根据权利要求8所述的光声设备，其中，在所述造影剂被注入到所述被检体时所述造影剂的浓度是同与所述造影剂的浓度的时间变化相关的所述相对值中的所述预定时间点中的最早时间点相关联的估计浓度。
10.根据权利要求3至9中任一项所述的光声设备，其中，
与所述造影剂的浓度的时间变化相关的所述相对值是从作为与所述造影剂的浓度的时间变化相关的信息的查找表中获得的。
11.根据权利要求3所述的光声设备，其中，还包括位置控制器，所述位置控制器用于改变所述被检体和所述声波接收单元之间的位置关系，
其中，所述校正处理单元基于与所述被检体中所包含的所述造影剂的浓度的时间变化有关的信息，来校正所述位置控制器改变所述位置关系时在多个接收位置处接收到所述声波的所述声波接收单元所输出的所述电气信号中的各电气信号的信号强度。
12.根据权利要求11所述的光声设备，其中，所述多个接收位置与所述多个预定时间点一一对应。
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