技术领域
本发明涉及使用光声效应的成像设备以及光声成像方法。
背景技术
近年来，已经提出了用于通过使用与光相比在活体内散射更少的 超声波的特性来以高分辨率获得在活体内的光学特性值的分布的方 法。
根据PTL，用由光源产生的脉冲光照射活体，检测由生物组织 通过脉冲光的能量吸收而产生的声波，并且分析与所检测的声波对应 的信号，由此获得在活体内的光学特性值的分布。使用通过用光照射 活体而获得的声波的成像一般被称为光声成像。
关于光声成像方法，已知以下技术。即，在如图9A中所示出地 由声波检测器20检测通过用光照射球形光吸收体10而产生的光声波 时，如果光吸收体10的光吸收是均匀的，则获得图9B中示出的N形 (N-shape)的声压信息(参见NPL)。
通过将N形的波形的时间宽度乘以音速获得的值是反映了光吸 收体10的尺寸(这里为球的直径)的值。此外，检测到N形的波形 时的时间反映了光吸收体10的位置信息。此外，在到达光吸收体10 的光强度相等的情况下，具有N形波形的信号的幅值与光吸收体10 的吸收系数成比例。
如上所述，在光声成像中，通过使用从光声波获得的数据来重建 光吸收体10的图像。
在通过检测通过光学吸收产生的超声波而执行的上述光声成像 中，对具有比光吸收体周围的介质的光吸收系数高的光吸收系数的组 织成像。例如，活体中的血管具有比周围介质的光吸收系数高的光吸 收系数。已经研究了血管的成像。
作为用于处理从检测器获得的光声波信号的方法，可以使用诸如 包络检波之类的波形处理。通过在波形处理之后执行图像形成处理， 可以对活体内的光学特性分布成像。
在使用由设置在各个位置处的检测器测量的光声波信号时，可以 通过使用图像重建和诸如包络检波之类的波形处理来对活体内的光 学特性分布成像，所述图像重建使用包含诸如延迟求和(delay and sum)之类的孔径合成处理的方法。
在光声成像中使用的约700到1100nm的近红外区中，存在具 有比周围组织的光吸收系数高的光吸收系数的组织(诸如血管)，并 且还存在具有比周围组织的光吸收系数低的光吸收系数的组织(诸如 钙化的物质)。
为此，在上述的简单地使用包络检波的图像形成方法中，只可以 以绝对值的形式检测对象和周围介质之间的光吸收系数的差。因此， 难以确定对象的光吸收系数是比周围介质的光吸收系数高还是低。
引文列表
专利文献
PTL 1：美国专利No.5,713,356
非专利文献
NPL 1：L.V.Wang等人的“Biomedical Optics-Principles and Imaging”，Wiley，Ch.12，2007
发明内容
本发明提供了能够通过将具有比周围介质的光吸收系数低的光 吸收系数的组织和具有比周围介质的光吸收系数高的光吸收系数的 组织彼此区分来执行成像的光声成像设备和光声成像方法。
根据本发明的方面的光声成像设备包括：光源；检测器，所述检 测器被配置为检测从已经吸收从所述光源发射的光的能量的光吸收 体产生的声波；以及信号处理单元，所述信号处理单元被配置为通过 在对由检测器检测的声波执行波形处理之前存储指示所述声波的压 力的变化率是正还是负的信息来形成光吸收体的图像。
根据本发明的方面的光声成像方法包括：从光源发射光的步骤； 检测从已经吸收从所述光源发射的光的能量的光吸收体产生的声波 的步骤；以及在对所检测的声波执行波形处理之前存储指示所述声波 的压力的变化率是正还是负的信息的步骤。
根据本发明的方面，能够提供如下的光声成像设备和光声成像方 法，所述光声成像设备和光声成像方法能够通过将具有比周围介质的 光吸收系数低的光吸收系数的组织和具有比周围介质的光吸收系数 高的光吸收系数的组织彼此区分来执行成像。
从结合附图进行的以下描述中本发明的其它特征和优点将明显， 在附图中相似的附图标记指示在所有附图中相同或类似的部件。
附图说明
[图1]图1示出根据本发明实施例的光声成像设备的示例性配置。
[图2A]图2A是用于说明具有比背景的光吸收系数高的光吸收系 数的光吸收体的成像方法的图。
[图2B]图2B是用于说明具有比背景的光吸收系数高的光吸收系 数的光吸收体的成像方法的图。
[图2C]图2C是用于说明具有比背景的光吸收系数高的光吸收系 数的光吸收体的成像方法的图。
[图2D]图2D是用于说明具有比背景的光吸收系数高的光吸收系 数的光吸收体的成像方法的图。
[图3A]图3A是用于说明具有比背景的光吸收系数低的光吸收系 数的光吸收体的成像方法的图。
[图3B]图3B是用于说明具有比背景的光吸收系数低的光吸收系 数的光吸收体的成像方法的图。
[图3C]图3C是用于说明具有比背景的光吸收系数低的光吸收系 数的光吸收体的成像方法的图。
[图3D]图3D是用于说明具有比背景的光吸收系数低的光吸收系 数的光吸收体的成像方法的图。
[图3E]图3E是用于说明具有比背景的光吸收系数低的光吸收系 数的光吸收体的成像方法的图。
[图4]图4是根据第一实施例的流程图。
[图5]图5是根据第二实施例的流程图。
[图6]图6是根据第三实施例的流程图。
[图7A]图7A是用于说明根据本发明的示例的模拟模型的图。
[图7B]图7B是用于说明根据本发明的示例的模拟模型的图。
[图8A]图8A是用于说明根据本发明的示例的模拟结果的图。
[图8B]图8B是用于说明根据本发明的示例的模拟结果的图。
[图9A]图9A是用于说明具有N形波形的光声信号的图。
[图9B]图9B是用于说明具有N形波形的光声信号的图。
具体实施方式
现在将根据附图详细描述本发明的实施例。
图2A～2D是用于说明在球形组织210的光吸收系数比周围介质 220的光吸收系数高的情况下的图像处理方法的图。如图2A中所示 出的，在由检测器240检测通过用脉冲光230照射组织210而产生的 光声波时，获得图2B中示出的波形数据250。在光被吸收体均匀地 吸收时，波形数据是N形的。
其后执行的用于处理的方法具有两个可替代方案。
在它们中的一种方法中，如图2C中所示出的，对图2B中示出 的波形数据执行基于包络检波的处理。基于处理后的波形数据执行图 像形成处理，并且如图2D中所示出地在显示单元270上显示反映光 吸收系数的光吸收体的图像280。
在另一种方法中，在使用孔径合成处理等的算法的图像重建方法 中将在各个位置处检测的多段波形数据相加，然后执行包络检波，并 且在显示单元270上显示反映光吸收系数的光吸收体的图像280。
另一方面，图3A～3E是用于说明在球形组织310的光吸收系数 比周围介质220的光吸收系数低的情况下的图像处理方法的图。
本发明的发明人通过研究已经发现了，在组织310的光吸收系数 比周围介质220的光吸收系数低的这种情况下，如图3B中所示出的， 检测到具有相对于图2B中示出的波形正/负被颠倒的N形波形(颠倒 的N形波形)的数据350。
即，在目标部分的光吸收系数比周围组织的光吸收系数高的情况 下，光声波信号在信号开始点处上升(即，开始时压力的变化率是正 的)。另一方面，在目标部分的光吸收系数比周围组织的光吸收系数 低的情况下，光声波信号在信号开始点处下降(即，开始时压力的变 化率是负的)。
已经使用上述发现来进行了本发明，并且本发明的特征在于，在 将具有比周围介质的光吸收系数高的光吸收系数的组织与具有比周 围介质的光吸收系数低的光吸收系数的组织区分开的情况下执行成 像。
第一实施例
图1示出根据本发明第一实施例的光声成像设备100的示例性配 置。
根据本实施例的光声成像设备100出于诊断恶性肿瘤、血管疾病 等或者观察化学治疗的进展的目的而能够对活体内的光学特性值和 构成从关于那些值的信息获得的生物组织的物质的浓度分布成像。特 别地，光声成像设备100能够对具有比周围介质的光吸收系数低的光 吸收系数的光吸收体成像。
在根据本实施例的光声成像设备100中，从光源130发射的光通 过光纤140传播，使得用该光照射活体120。作为周围介质的活体120 具有光吸收体110。由光吸收体110吸收的光的能量被转换为声波 160。由检测器150检测声波160。即使在光吸收体110的光吸收系数 比构成对象的周围介质的光吸收系数低的情况下，光吸收体110也根 据光吸收体110与周围介质之间的光吸收系数的差而产生声波。
此外，根据本实施例的光声成像设备100包括信号处理单元170， 该信号处理单元170通过使用从检测器150获得的电信号而获得关于 光学特性值的分布信息。
光源130产生脉冲光。脉冲光在几纳秒到数百纳秒的量级，并且 其波长应该为700nm以上并且1100nm以下。使用激光器作为光源 130，但是可以使用发光二极管等来代替激光器。在使用能够转换振 荡波长的OPO(光学参数振荡器)或者染料激光器时，能够测量由波 长引起的光学特性值的分布的差异。
每个检测器150吸收照射活体120的光的能量，根据光吸收系数 的差来检测从活体120中的光吸收体110产生的声波，并且将声波转 换成电信号。作为检测器150，可以使用能够只接收从特定区域产生 的声波的聚焦换能器(focus transducer)。在使用聚焦换能器时，可 以指定光吸收体的位置，使得不必执行诸如延迟求和之类的图像重建 的处理。此外，可以使用任何类型的声波检测器(例如，使用压电现 象的换能器、使用光谐振的换能器或者使用电容变化的换能器)作为 检测器150，只要该检测器能够检测声波信号即可。在本实施例中， 在活体120的表面上放置多个检测器150。可替代地，可以使用单个 检测器来扫描活体120的表面。
信号处理单元170分析电信号，由此获得关于活体120的光学特 性值的分布信息。可以使用任何装置作为信号处理单元170，只要声 波的时间变化和强度可以被存储并且通过使用计算单元被转换为光 学特性值的分布的数据即可。例如，可以使用示波器和能够分析存储 在示波器中的数据的计算机。
在图2A中示出的球形组织210的情况下，如图2B中所示出的， 从具有比周围介质220的光吸收系数高的光吸收系数的组织210产生 的光声信号在开始点处上升(N形的波形)。
另一方面，在图3A中示出的具有比周围介质220的光吸收系数 低的光吸收系数的球形组织310的情况下，如图3B中所示出的，信 号在开始点处下降(颠倒的N形的波形)。
将参考图4中的关于基于上述发现对具有比周围介质的光吸收 系数低的光吸收系数的组织成像的信号处理方法的流程图来进行描 述。
首先，用作检测器150的聚焦换能器检测光声信号(S410)。
随后，信号处理单元170存储指示光声信号的压力的变化率是具 有正值还是具有负值的信息(S420)。为了使光声信号的数据适合于 光吸收体的吸收特性，执行包络检波处理(例如，在希尔伯特(Hilbert) 变换之后获得绝对值)作为波形处理(S430)。在图2C和图3C中 示出了通过包络检波处理获得的声压信息的示例。
随后，确定在光声信号的压力变化中光声信号是否在信号开始点 处上升(S440)。应该依赖于使用的检测器的特性而在确定之前根据 检测器的频率响应特性来执行校正。即，应该根据使用的检测器的频 率响应特性来对接收的光声信号执行去卷积。
这里，如果在S440中确定光声信号上升，则以与传统光声成像 设备中相同的方式执行图像形成(S460)。另一方面，如果在步骤S440 中确定光声信号下降，则包络检波后的声压数据的正/负被颠倒 (S450)。利用S450中的该处理，可以获得图3D中示出的波形数据 360。随后，以与在信号上升的情况中相同的方式来执行图像形成 (S460)。为了执行图像形成，波形数据360的时间数据可以被转换 为位置数据，并且随后被绘制(plot)。
最后，从信号处理单元170输出在S460中获得的图像的信号， 由此在图像显示单元180和270上显示光吸收体的图像。在该情况下， 如图2D和图3E中所示出的，可以以不同的显示形式在图像显示单元 270上显示具有比周围组织的光吸收系数高的光吸收系数的组织的图 像280和具有比周围组织的光吸收系数低的光吸收系数的组织的图像 380。为了表示具有不同的光吸收系数的不同类型的组织，可以使用 不同的显示颜色或者不同的色调(例如，改变浓淡度)。可替代地， 可以把识别符号(例如，+或-)给予具有比周围组织的光吸收系数 高或低的光吸收系数的组织。
根据第一实施例的光声成像设备100的使用使得即使在使用包 络检波时也能够不仅对具有比活体内的周围介质的光吸收系数高的 光吸收系数的组织成像而且对具有比周围介质的光吸收系数低的光 吸收系数的组织成像。
已知的是，物质的光吸收系数根据光的波长而变化。在使用多个 波长的光的情况下，计算对于各个波长的活体内的光吸收系数。然后， 将那些系数与构成生物组织的物质(葡萄糖、胶原蛋白、氧化-还原血 红蛋白等)特有的波长相关性进行比较，使得可以对构成活体的物质 的浓度分布成像。
此外，在通过使用根据本实施例的光声成像设备100利用多个波 长执行测量的情况下，可以确定在物质的光吸收系数与周围介质的光 吸收系数之间的高/低关系，使得可以指定作为测量目标的物质。
现在，将对于确定其光吸收系数与周围介质的光吸收系数不同的 物质A、B和C的存在的示例来进行描述。假设在某两个波长lambda-1 和lambda-2两者中物质A的光吸收系数比周围介质的光吸收系数高。 此外，假设物质B的光吸收系数在波长lambda-1中较高而在波长 lambda-2中较低。此外，假设物质C的光吸收系数在波长lambda-1 和lambda-2两者中较低。
在该情况下，在通过使用两个波长lambda-1和lambda-2来执行 测量时，在两个波长中从物质A输出正信号(在信号开始点处上升的 信号)。至于物质B，在使用波长lambda-1时获得正信号，而在使 用波长lambda-2时输出负信号(在信号开始点处下降的信号)。至 于物质C，在两个波长中输出负信号。通过比较这些结果，可以相互 区分物质A、B和C。
如上所述，通过使用包括能够发射多个波长的光的光源和信号处 理单元的光声成像设备，可以基于图像重建结果的正/负值来识别物质 A、B和C或者可以容易地确定物质A、B和C的分布。
即，在通过用波长lambda-1的光的照射获得的第一声波的形状 与通过用波长lambda-2的光的照射获得的第二声波的形状之间的比 较使得能够分析物质。可以由上述信号处理单元170或另一单元执行 这种处理。
第二实施例
根据第二实施例的光声成像设备与根据第一实施例的光声成像 设备100的不同之处在于，在已经执行了通常的包络检波处理之后执 行图像形成处理。即，在第一实施例中，在已经使包络检波后的声压 数据的正/负颠倒之后执行图像形成。另一方面，在第二实施例中，在 不执行这种处理的情况下执行图像形成。根据第二实施例的设备的配 置除了信号处理和图像重建之外都与第一实施例的配置相同，并且因 此省略了其描述。
图5是根据第二实施例的图像重建和信号处理的流程图。
首先，用作检测器150的聚焦换能器检测光声信号(S510)。
随后，信号处理单元170存储光声信号的压力变化信息(S520)。 在已经执行了包络检波处理以便使光声信号的数据适合于光吸收体 的吸收特性(S530)之后，执行图像形成处理(S540)。在图像形成 处理中，波形数据360的时间数据被转换为位置数据，并且被绘制。
在根据第一实施例的图像形成处理中，在通过包络检波获得的数 据的正/负已经在检测到在信号开始点处的下降时被颠倒之后，执行图 像重建。然而，根据第二实施例，在没有使通过包络检波获得的数据 的正/负颠倒的情况下执行图像形成处理。
随后，基于在S520中存储的光声信号的压力变化信息来确定光 声信号是否下降(S550)。应该依赖于使用的检测器的特性在确定之 前根据检测器的频率响应特性来执行校正。
如果在S550中确定光声信号上升，则在图像显示单元180和270 上显示在S540中获得的图像(S570)。
另一方面，如果在S550中确定光声信号下降，则添加指示组织 的光吸收系数比背景的光吸收系数低的信息(S560)。其后，从信号 处理单元170输出添加有该信息的图像的信号，并且在图像显示单元 180和270上显示该图像(S570)。
因此，可以以不同的显示形式显示具有比周围组织的光吸收系数 高的光吸收系数的组织的图像和具有比周围组织的光吸收系数低的 光吸收系数的组织的图像。为了表示具有不同的光吸收系数的不同类 型的组织，可以使用不同的显示颜色或者不同的色调。可替代地，可 以把识别符号给予具有比周围组织的光吸收系数低的光吸收系数的 组织。
在根据第二实施例的光声成像设备中，与在根据第一实施例的设 备中一样，可以通过使用多个波长的光来指定作为测量目标的物质。
第三实施例
根据第三实施例的光声成像设备与根据第一实施例和第二实施 例的光声成像设备的不同之处在于，通过使用基于延迟求和的算法或 者基于傅里叶变换的算法来执行图像重建。作为根据本实施例的检测 器，应该使用能够检测来自各个区域的信号的检测器。除了上述点之 外，根据第三实施例的设备的配置与根据第一实施例的设备的配置相 同，并且因此省略了其描述。
图6是根据第三实施例的图像重建和信号处理的流程图。
首先，检测器150检测光声信号(S610)。
随后，信号处理单元170存储光声信号的压力变化信息(S620)， 对光声信号的数据执行希尔伯特变换(S630)，并且执行图像重建 (S640)。作为用于图像重建的方法，使用基于延迟求和的算法或者 基于傅里叶变换的算法。其后，获得所获得的图像数据的绝对值 (S650)。
随后，基于在S620中存储的光声信号的压力变化信息来确定光 声信号是否下降(S660)。应该依赖于使用的检测器的特性在确定之 前根据检测器的频率响应特性来执行校正。
如果在S660中确定光声信号上升，则从信号处理单元170输出 所获得的图像的信号，并且在图像显示单元180和270上显示该图像 (S680)。
另一方面，如果在S660中确定光声信号下降，则添加指示组织 的光吸收系数比背景的光吸收系数低的信息(S670)。其后，从信号 处理单元170输出添加有该信息的图像的信号，并且在图像显示单元 180和270上显示该图像(S680)。
因此，可以以不同的显示形式显示具有比周围组织的光吸收系数 高的光吸收系数的组织的图像和具有比周围组织的光吸收系数低的 光吸收系数的组织的图像。为了表示具有不同的光吸收系数的不同类 型的组织，可以使用不同的显示颜色或者不同的色调。可替代地，可 以给予识别符号(例如，+或-)。
可替代地，可以通过使光吸收体的光吸收系数的正/负颠倒来在 图像显示单元180和270上显示通过包络检波后的图像重建获得的数 据。
在根据第三实施例的光声成像设备中，与在根据第一实施例的设 备中一样，可以通过使用多个波长的光来指定作为测量目标的物质。
示例1
对于在下面的情况下获得的光声信号执行模拟：其中测量目标的 光吸收系数比构成对象的周围组织的光吸收系数高的情况；以及其中 测量目标的光吸收系数比构成对象的周围组织的光吸收系数低的情 况。
在图7A和图7B中示出了模拟模型。具体来说，设定二维空间， 并且对于在执行用来自图的底部的光630的照射时的点640处获得的 光声信号执行模拟。作为具有1cm的直径的圆形的作为测量目标的 光吸收体610被放置在距离光照射点1cm处。音速是1500m/s。
背景区域620的光吸收系数是0.1cm-1，并且其等效的散射系数 是10cm-1。光吸收体610的光吸收系数是1.0cm-1，并且其等效的散 射系数是10cm-1。光吸收体710的光吸收系数是0cm-1，并且其等效 的散射系数是10cm-1。
在图8A和图8B中示出了关于在点640处的声压的时移 (time-lapse)变化的模拟结果。在具有比区域620的光吸收系数高的 光吸收系数的光吸收体610的情况下，获得其中来自测量目标的信号 在开始点处上升的正的光声信号(图8A)。另一方面，在具有比区 域620的光吸收系数低的光吸收系数的光吸收体710的情况下，获得 其中来自测量目标的信号在开始点处下降的负的光声信号(图8B)。
因此，应理解，在光吸收系数比周围区域的光吸收系数高时产生 在开始点处上升的正的光声信号，而在光吸收系数比周围区域的光吸 收系数低时产生在开始点处下降的负的光声信号。
虽然已经参考示例性实施例描述了本发明，但是应当理解，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将被给予最宽 的解释从而包括所有这样的修改、等同的结构与功能。
本申请要求2008年12月11日提交的日本专利申请No. 2008-316042的权益，该日本专利申请其整体通过参考被并入于此。