光聲裝置和信息獲取裝置的制作方法

本發明涉及光聲裝置，其接收通過用光照射被檢體生成的光聲波并獲取被檢體信息。本發明還涉及信息獲取裝置，其通過使用由用光照射被檢體生成的光聲波來獲取關于被檢體的信息。

背景技術：

光學成像裝置在醫學領域中被積極地研究。光學成像裝置用從諸如激光器之類的光源發射的光照射諸如活體之類的被檢體，并且形成關于被檢體內部的信息的圖像，該圖像是基于照射被檢體的光獲得的。這種光學成像技術的示例包括光聲成像(PAI)。利用光聲成像，被檢體用從光源發射的脈沖光照射；并且接收從已經吸收了在被檢體中傳播并分散的脈沖光的能量的被檢體組織(聲源)生成的聲波(通常，超聲波)。然后，利用光聲成像，基于接收到的信號執行關于被檢體內部的信息的成像(圖像的形成)。也就是說，通過使用諸如腫瘤之類的待觀察被檢體的一部分與其它組織之間的光能吸收率的差異，當被檢體的一部分通過吸收發射的光的能量而瞬時膨脹時生成的彈性波(光聲波)由聲波接收器接收。通過對接收到的信號進行數學處理，可以獲取關于被檢體內部的信息，諸如所生成的聲壓分布和吸收系數分布。近年來，通過使用光聲成像，已經積極地進行了小動物的血管的成像的臨床前研究和將該原理應用于乳腺癌的診斷的臨床研究等(參見NPL 1)。

引用列表

非專利文獻

NPL 1:“Photoacoustic imaging in biomedicine”,M.Xu,L.V.Wang,REVIEW OF SCIENTIFIC INSTUMENT,77,041101,2006

技術實現要素：

技術問題

在通過使用光聲裝置獲得的光聲圖像中，聲源的圖像可能被掩埋在圖像噪聲中。

問題的解決方案

本說明書中公開的光聲裝置包括用光照射被檢體的光照射單元，接收通過用從光照射單元發射的光照射被檢體生成的聲波并輸出電信號的聲波接收單元，控制光照射單元的控制單元，以及處理電信號的處理單元。控制單元控制光照射單元，使得光照射單元的多次光發射中的發射位置的分布的密度在發射位置的分布的內部比在分布的外部高。聲波接收單元通過接收由多次光發射生成的聲波來輸出與多次光發射對應的多個電信號。處理單元基于多個電信號獲取圖像數據。

從下面參照附圖對實施例的描述中，本發明的其它特征將變得清楚。

附圖說明

[圖1]圖1是示出根據本實施例的光聲裝置的結構的示例的示意圖。

[圖2A]圖2A示出了根據本實施例的在某個光發射定時處的測量位置和發射位置的示例。

[圖2B]圖2B示出了根據本實施例的在另一光發射定時處的測量位置和發射位置的示例。

[圖3A]圖3A示出了根據本實施例的在某個光發射定時處的被檢體中的光量分布的示例。

[圖3B]圖3B示出了根據本實施例的在另一光發射定時處的被檢體中的光量分布的示例。

[圖4A]圖4A是示出根據比較示例的測量位置或發射位置的分布的示例的示意圖。

[圖4B]圖4B示出了根據比較示例的總光量的示例。

[圖5A]圖5A是示出根據本實施例的測量位置或發射位置的分布的示例的示意圖。

[圖5B]圖5B示出了根據本實施例的總光量的示例。

[圖6]圖6是示出根據本實施例的測量位置或發射位置的另一分布的示例的示意圖。

[圖7]圖7是示出根據示例的光聲裝置的結構的一部分的示意圖。

[圖8]圖8是示出根據示例的光聲裝置的結構的示例的示意圖。

[圖9]圖9是示出根據示例的光聲裝置的結構的示例的示意圖。

[圖10A]圖10A示出了由根據示例1的光聲裝置獲取的光聲圖像。

[圖10B]圖10B示出了由根據比較示例的光聲裝置獲取的光聲圖像。

[圖11A]圖11A是用于描述根據本實施例的信息獲取裝置的視圖。

[圖11B]圖11B是用于描述根據本實施例的信息獲取裝置的視圖。

具體實施方式

根據本實施例的光聲裝置是根據接收到的通過光聲效應生成的光聲波的信號獲取被檢體信息的裝置。可以根據接收到的光聲波的信號獲取的被檢體信息(光聲圖像)的示例包括光聲波的初始聲壓分布、光能吸收密度分布、吸收系數分布和包含在被檢體中的物質的濃度分布。物質的濃度的示例包括氧飽和度、氧合血紅蛋白濃度、脫氧血紅蛋白濃度和總血紅蛋白濃度。總血紅蛋白濃度是氧合血紅蛋白濃度和脫氧血紅蛋白濃度的總和。

光聲裝置的結構

參考圖1，將描述根據本實施例的光聲裝置的結構。

根據本實施例的光聲裝置具有基本的硬件結構，包括光源11、光學系統13、聲波接收器60、掃描器21、輸入單元24、控制器19C、數據獲取系統26和計算機19。在圖1中，示出了支撐部22的截面。光學系統13包括發射光的光發射端(未示出)。

在下文中，將描述根據本實施例的光聲裝置的元件。

光源11

光源11向被檢體供給光能并使被檢體生成光聲波。在對象是被檢體的情況下，光源11發射具有由被檢體的特定一個組分吸收的特定波長的光。光源可以與根據本實施例的光聲成像裝置集成，或者可以是獨立的單元。光源可以是能夠生成從幾納米到幾百納米級的脈沖光作為照射光的脈沖光源。具體地，為了有效地生成光聲波，使用在10至100納秒范圍內的脈沖寬度。光源可以是激光器，利用該激光器可以獲得高功率。代替激光器，可以使用發光二極管等。激光器的示例包括固態激光器、氣體激光器、光纖激光器、染料激光器、半導體激光器和各種其它激光器。光發射的定時、光的波形和光的強度由光源控制器控制。在本發明中，所使用的光源的波長可以是在被檢體是活體的情況下光可以傳播到活體中的波長。具體而言，波長為大于或等于500nm且小于或等于1200nm。

光學系統13

從光源11發射的脈沖光12被朝向被檢體引導，同時通過通常為透鏡、反射鏡等的光學部件處理成具有期望的光分布形狀。替代地，也使光傳播通過：光纖；光纖束；或光波導，諸如包括透鏡筒、反射鏡等的關節臂(articulated arm)。這樣的設備也被認為是光學系統13。光學系統13的其它示例包括反射光的反射鏡、使光會聚或發散或者改變光的形狀的透鏡以及使光擴散的擴散器面板。可以使用任何這樣的光學部件，只要能夠用從光源發射的脈沖光12以期望的形狀照射被檢體15即可。就增加被檢體的診斷面積而言，光學系統13可以將光擴展到特定區域。通常，從光學系統13發射光的發射位置與光學系統13的光發射端的位置相同。

如果可以期望地從光源11發射脈沖光12，則光聲裝置不必包括光學系統13。

被檢體15

下面將描述不包括在根據本實施例的光聲裝置中的被檢體15。根據本實施例的光聲裝置主要用于診斷人或動物的惡性腫瘤和血管疾病以及跟蹤化療。因此，假定被檢體15是要被診斷的人或動物的乳房、手指、手或腳。被檢體內部的光吸收體可以被假定為在被檢體15中具有相對高的吸收系數的物質。例如，如果要測量人體，則光吸收體對應于氧合血紅蛋白、還原血紅蛋白或其中存在大量這種血紅蛋白的血管或新生血管。在被檢體15的表面處的光吸收體的示例包括黑色素。然而，通過適當地選擇光的波長，人體中的其它物質(諸如脂肪、水和膠原)可以用作光吸收體。

聲波接收元件17

作為聲波接收單元的聲波接收器60包括多個聲波接收元件17和支撐部22。每個聲波接收元件17接收聲波并將聲波轉換為模擬電信號。每個聲波接收元件17可以是能夠檢測聲波的任何設備，諸如壓電換能器、使用光學諧振的換能器或使用電容變化的換能器。在本實施例中，設置有多個聲波接收元件17。通過使用這種多維陣列元件，可以在多個位置處同時接收聲波。因此，可以減少接收時間，并且可以減小被檢體15的振動等的影響。

支撐部22

多個聲波接收元件17沿著支撐部22設置。支撐部22可以被配置成使得該多個聲波接收元件17設置在圍繞被檢體15的閉合曲面上。然而，如果被檢體是人體等，并且難以將多個聲波接收元件17設置在圍繞被檢體的任何封閉曲面上，則如圖1所示，多個聲波接收元件17可以設置在半球形支撐部22的表面上。如果難以將多個聲波接收元件17設置在半球形支撐部上，則多個聲波接收元件17可以設置在平面支撐部上。

通常，多個聲波接收元件17中的每一個在與其接收面(表面)垂直的方向上具有最高的接收靈敏度。通過使多個聲波接收元件17的方向軸朝向半球形形狀的曲率中心會聚，從而形成能夠高精度地可視化的高分辨率區域23。

例如，高分辨率區域23被認為是以用于獲得最高分辨率的曲率中心為中心并且具有由表達式(1)表示的半徑r的大致半球形區域。

[數學式1]

R是高分辨率區域23的下限分辨率，r₀是半球形支撐部22的半徑，Φ_d是聲波接收元件17的直徑。R可以是例如為在曲率中心處獲得的最高分辨率的一半的分辨率。

考慮高分辨率區域23具有以支撐部22的曲率中心為中心的大致半球形形狀的情況。在這種情況下，計算機19可以根據表達式(1)評估每個測量位置處的高分辨率區域23的范圍。

在本發明中，多個聲波接收元件17的設置不限于圖1所示的半球形形狀的示例。多個聲波接收元件17可以以任何方式設置，只要多個聲波接收元件17的方向軸會聚在預定區域中并且可以形成預定高分辨率區域23。也就是說，多個聲波接收元件17可以沿著曲面設置，以形成預定區域，從而可以形成預定高分辨率區域23。本說明書中的曲面的示例包括具有開口的完美球體或半球。曲面的示例還包括具有以下程度的突起和凹陷的表面，該表面能夠被視為球體和可以看作是球體的橢圓體的表面(作為橢圓的三維延伸的三維二次曲面)。

當沿著具有沿著任意截面切割的球體的形狀的支撐部設置多個聲波接收元件時，方向軸在支撐部的形狀的中心處最大地會聚。在本實施例中描述的半球形支撐部22也是具有沿著任意截面切割的球體的形狀的支撐部的示例。在本說明書中，沿著任意截面切割的球體的形狀將被稱為“基于球體的形狀”。設置在具有基于球體的形狀的支撐部上的多個聲波接收元件被認為設置在球體上。

支撐部22在其底表面中具有用于引導脈沖光12的照射孔。由光學系統13引導的光通過照射孔朝向被檢體15發射。光學系統13和照射開口可以被認為構成根據本發明的光學系統。

數據獲取系統26

根據本實施例的光聲裝置包括數據獲取系統26，其放大由聲波接收元件17獲得的電信號，并且將電信號從模擬信號轉換為數字信號。通常，數據獲取系統26包括放大器、A/D轉換器、FPGA(現場可編程門陣列)芯片等。在可以從探頭獲得多個接收信號的情況下，可以同時處理該多個信號。通過這樣做，可以減少形成圖像所需的時間。在本說明書中，術語“接收信號”不僅指從聲波接收元件17獲取的模擬信號，而且指隨后對模擬信號執行A/D轉換而生成的數字信號。接收信號可以被稱為“光聲信號”。

計算機19

對應于處理單元的計算機19包括操作單元19A、存儲單元19B和作為控制單元的控制器19C。計算機19可以對從多個聲波接收元件17輸出的電信號執行預定處理。計算機19可以控制光聲裝置的每個元件的操作。

通常，操作單元19A包括諸如CPU、GPU(圖形處理單元)和A/D轉換器之類的元件；以及諸如FPGA和ASIC之類的電路。操作單元19A不僅可以包括單個元件或單個電路，而且可以包括多個元件和多個電路。由計算機19執行的每個處理可以由任何元件或電路執行。

通常，存儲單元19B包括諸如ROM、RAM或硬盤之類的存儲介質。存儲單元19B不僅可以包括單個存儲介質，而且可以包括多個存儲介質。

通常，控制器19C包括CPU。

計算機19可以被配置成同時執行多個信號的流水線處理。通過這樣做，可以減少獲取被檢體信息所需的時間。

操作單元19A通過對存儲在存儲單元19B中的接收的信號數據執行圖像重建處理來獲取每個體素中的被檢體信息。圖像重建處理的示例包括通常在斷層攝影技術中使用的時域反投影和傅里葉域反投影以及相位添加處理。可以使用諸如使用迭代處理的逆問題分析的圖像重建方法。通過使用包括聲透鏡等并具有接收聚焦功能的探頭，可以在不執行圖像重建的情況下可視化被檢體信息。執行圖像重建處理的操作單元19A通常包括具有高性能計算功能和圖形顯示功能的GPU。因此，可以減少執行圖像重建處理或形成顯示圖像所需的時間。

控制器19C讀取存儲在存儲單元19B中的程序代碼，并控制光聲裝置的各個部分。例如，控制器19C控制掃描器21的驅動、光源11的光發射定時等。通過控制掃描器21，控制器19C可以控制與支撐部22的移動相關的參數，諸如支撐部22的移動速度、移動方向和移動范圍。移動范圍可以根據被檢體的尺寸而改變。例如，如果被檢體小，則通過控制支撐部22在小移動范圍內的移動，并且如果被檢體大，則通過控制在大移動范圍內的移動，可以減少額外的測量時間。注意，其中存儲了程序的存儲單元是非暫時性記錄介質。

計算機19的功能可以由不同的硬件設備執行。聲波接收器60、數據獲取系統26和計算機19可以集成在單個硬件設備中。這些元件中的一些可以集成在單個硬件設備中。例如，聲波接收器60和數據獲取系統26可以集成在單個硬件設備中。

顯示單元20

顯示單元20是用于顯示從計算機19輸出的圖像數據的設備。通常，液晶顯示器被用作顯示單元20。顯示單元20可以獨立于光聲裝置。

掃描器21

對應于移動單元的掃描器21包括諸如馬達之類的驅動單元和用于傳遞馬達的驅動力的機械部件。

根據來自控制器19C的位置控制信息，掃描器21相對于被檢體15移動支撐部22的測量位置或來自光學系統13的光的發射位置。通過在相對于被檢體15移動發射位置和測量位置的同時重復對接收信號數據的獲取，可以獲取用于獲得針對目標寬的區域的被檢體信息的接收的信號數據。

與控制器19C對脈沖光12的照射控制同步，掃描器21在光照射期間(即，在接收光聲波期間)將關于支撐部22或光學系統13的位置信息輸出到計算機19。

掃描器21可以能夠移動光學系統13、聲波接收元件17和被檢體15中的至少一個。

掃描器21可以是重復移動和停止的步進和重復掃描器，或者是連續移動的連續移動掃描器。然而，利用連續移動的連續移動掃描器，可以減少總移動時間，并且可以減小被檢體的負擔。此外，通過以小的移動加速度變化執行連續移動，可以減小裝置的振動的影響。

掃描器21可以一起移動光學系統13與支撐部22，以移動從光源11發射的脈沖光12的照射位置。也就是說，支撐部22和光學系統13可以彼此同步地移動。通過這樣做，聲波接收位置和光照射位置之間的關系保持恒定，從而可以獲取更均勻的被檢體信息。在本實施例中，移動光學系統13和被檢體15的相對位置的單元將被稱為發射位置移動單元，并且移動聲波接收器60和被檢體15的相對位置的單元將被稱為測量位置移動單元。

在被檢體是人體的情況下，其上可以執行照射的被檢體的照射區域受到美國國家標準學會(ANSI)的標準的限制。因此，為了增加傳播到被檢體15中的光量，可以增加照射強度和照射區域，但是考慮到光源的成本，限制照射區域。此外，由于接收元件的方向性，如果對具有低接收靈敏度的區域用光照射，則光量的利用效率低。因此，用光照射整個大被檢體是沒有效率的。也就是說，光可以與聲波接收器一起移動，因為用光僅照射其中聲波接收器的靈敏度高的區域是有效率的。

輸入單元24

輸入單元24可以包括可以由用戶操作的鼠標、鍵盤等。顯示單元20可以包括觸摸面板，并且顯示單元20可以用作輸入單元24。用戶可以通過使用輸入單元24執行的操作的示例包括：與成像相關的參數的設置；開始成像的指令；觀察參數的設置，諸如感興趣區域的范圍和形狀；以及與圖像相關的其它圖像處理操作。

光聲裝置的元件可以被配置為獨立的設備或單個集成設備。替代地，光聲裝置的至少一些元件可以被配置為單個集成設備。

聲匹配構件27

作為光聲波的傳播路徑的在被檢體15和支撐部22之間的空間可以填充聲匹配構件27(諸如用于超聲波測量的水或凝膠)，使得在空間中可以不形成氣隙。還用作脈沖光12的傳播路徑的聲匹配構件27可以是相對于脈沖光12透明的介質。例如，使用水作為聲匹配構件27。

保持單元40

保持單元40用于在測量期間保持被檢體15的形狀。通過使用保持單元40保持被檢體15，能夠抑制被檢體的移動，并且能夠將被檢體15的位置保持在保持單元40中。可以將PET-G等用作保持單元40的材料。

保持單元40可以由具有如下硬度的材料制成：利用該硬度，保持單元40可以保持被檢體15。保持單元40可以由透射用于測量的光的材料制成。保持單元40可以由具有與被檢體15基本上相同的阻抗的材料制成。當被檢體15是具有曲面的被檢體時(諸如乳房)，保持單元40可以具有凹形。在這種情況下，被檢體15可以插入保持單元40的凹部中。

圖像捕獲設備50

圖像捕獲設備50生成被檢體的圖像數據，并將生成的圖像數據輸出到計算機19。圖像捕獲設備50包括圖像捕獲元件51和圖像生成器52。圖像生成器52通過分析從圖像捕獲元件51輸出的信號來生成被檢體的圖像數據，并且所生成的圖像數據被存儲在存儲單元19B中。

例如，諸如CCD傳感器或CMOS傳感器之類的光學圖像捕獲元件可以用作圖像捕獲元件51。可以發送和接收聲波的換能器(諸如壓電元件或CMUT)可以用作圖像捕獲元件51。多個聲波接收元件17中的一些可以用作圖像捕獲元件51。任何元件可以用作圖像捕獲元件，只要圖像生成器52可以基于從圖像捕獲元件51輸出的信號生成被檢體的圖像即可。

圖像生成器52包括諸如CPU、GPU和A/D轉換器之類的元件；以及諸如FPGA和ASIC之類的電路。計算機19也可以用作圖像生成器52。也就是說，計算機19中的操作單元19A可以用作圖像生成器52。

光聲裝置的操作

接下來，將描述根據本實施例的光聲裝置的操作。控制器19C根據來自計算機19的指令驅動掃描器21，并且沿著期望的移動路徑移動聲波接收器60(支撐部22)。此時，在某個定時，從光源11發射的脈沖光12被光學系統13引導；并且用脈沖光12照射諸如活體之類的被檢體15。在用脈沖光12照射被檢體15的定時處，脈沖光12基本上同時到達被檢體15的整個內部。當已經傳播通過被檢體15的內部的脈沖光12的能量的一部分被諸如其中包括大量的血紅蛋白的血管之類的光吸收體(其用作聲源)吸收時，由于光吸收體的熱膨脹而生成光聲波(通常，超聲波)。多個聲波接收元件17接收光聲波并將光聲波轉換為電信號。

通常，光聲波的傳播速度高于掃描器21移動聲波接收器60的速度。因此，在脈沖光12的發射定時處的多個聲波接收元件17位于位置處接收光聲波。因此，在從脈沖光12朝向被檢體15發射的時刻到多個聲波接收元件17接收光聲波的時刻期間，聲波接收器60的移動可以忽略。因此，在本實施例中，脈沖光12的光發射定時被視為接收光聲波的定時。在脈沖光12的光發射定時處的支撐部22相對于被檢體15的位置將被稱為“支撐部22的測量位置(聲波接收器60的測量位置)”。

在本實施例中，支撐部22的中心的位置被視為支撐部22的位置。在脈沖光12的光發射定時處的光學系統13相對于被檢體15的位置將被稱為“來自光學系統13的光的發射位置”。

在本實施例中，支撐部22包括多個聲波接收元件17。因此，可以在每個光發射定時處根據支撐部22的測量位置識別多個聲波接收元件17在每個光發射定時處的位置。在本實施例中，掃描器21在保持支撐部22和光學系統13之間的位置關系的同時移動支撐部22和光學系統13。因此，在每個光發射定時處，從光學系統發射光的發射位置和支撐部22的測量位置之間的位置關系恒定。在下文中，可以將“支撐部22的測量位置”簡稱為“測量位置”。可以將“來自光學系統13的光的發射位置”簡稱為“發射位置”。

接下來，控制器19C根據來自計算機19的指令驅動掃描器21，以移動光學系統13和支撐部22。此時，脈沖光12在另一定時處發射，并且多個聲波接收元件17接收新生成的光聲波。以這種方式，可以在與先前定時處的發射位置和測量位置不同的發射位置和測量位置處接收光聲波。在本實施例中，由于光源11以預定的循環頻率生成脈沖光12，所以可以通過控制掃描器21來控制發射位置和測量位置。在這種情況下，光源11、光學系統13和掃描器21構成光照射單元；并且控制器19C可以通過控制作為光照射單元的掃描器21來控制發射位置。

控制器19C可以改變光源11的發射定時。在這種情況下，控制器19C通過控制光源11的光發射定時和掃描器21的驅動來控制發射位置和測量位置。在這種情況下，光源11、光學系統13和掃描器21構成光照射單元；并且控制器19C可以通過控制作為光照射單元的光源11和掃描器21來控制發射位置。

光學系統13可以包括多個光發射端，并且控制器19C可以通過控制光從哪個光發射端發射來控制發射位置。在這種情況下，光源11和光學系統13構成光照射單元，并且控制器19C通過控制作為光照射單元的光學系統13來控制發射位置。例如，通過包括減少光的光學濾波器和/或分割光的分束器，光學系統13可以改變發射光的光發射端。因為光源11的功率有限，所以如果在一次光發射時從大量光發射端發射光，則從每個發射端發射的光的強度變低。在這種情況下，在任何光發射定時處，在被檢體中存在僅有少量光到達的一些位置。可能難以以高精度形成這種位置的圖像。因此，在從光源11的一次光發射中，光可以被分割到多個發射端中的一些，并且被檢體可以用從發射端中的一些發射的光照射。在第一光發射定時(第一光發射)和第二光發射定時(第二光發射)之間，分割有光的發射端可以不同，使得光可以通過多次光發射從所有設置的發射位置發射。

接下來，數據獲取系統(DAS)26對從多個聲波接收元件17輸出的電信號執行放大和數字轉換。

接下來，計算機19設置其基于被檢體信息的圖像要被顯示的感興趣區域。計算機19可以將用戶通過使用輸入單元24指定的區域設置為感興趣區域。替代地，計算機19可以將由另一圖像形成裝置(例如，圖像捕獲設備50)獲得的圖像中由用戶指定的區域設置為感興趣區域。另外，替代地，計算機19可以通過分析由另一圖像形成裝置(例如，圖像捕獲設備50)獲得的圖像來設置感興趣區域。另外，替代地，計算機19可以通過讀取預先存儲在存儲單元19B中的信息來設置感興趣區域。例如，當將被檢體的整個區域設置為感興趣區域時，可以將包括保持單元40中的整個區域的區域預先設置為感興趣區域。

接下來，計算機19通過對從數據獲取系統26輸出的數字信號執行諸如圖像重建之類的預定處理，來獲取感興趣區域中的被檢體信息，諸如初始聲壓分布和吸收系數分布。例如，通過執行美國專利No.5713356中描述的圖像重建處理，可以根據在多個光發射定時處獲得的電信號來獲取每個體素的被檢體信息。通常，計算機19通過疊加多個電信號來獲取每個體素的被檢體信息。如果用于計算的電信號的數量在體素之間不同，則疊加值可以除以用于計算的信號的數量。通過這樣做，可以減少由于信號數量的變化引起的被檢體信息的變化。注意，如果用于計算的電信號的數量在體素之間沒有不同，則可以照原樣使用疊加值。

接下來，計算機19基于所獲取的被檢體信息生成要在顯示單元20上顯示的圖像數據。然后，計算機19使顯示單元20顯示基于所生成的圖像數據的光聲圖像。

諸如醫生之類的用戶可以使用如上所述的被顯示在顯示單元20上的被檢體信息的光聲圖像用于診斷等。

例如，圖2A和圖2B示出了在某些光發射定時A和B處的光學系統13和支撐部22的位置的示例。也就是說，圖2A和圖2B示出了在光發射定時A和B處的發射位置和測量位置。在圖2A和圖2B中的每個中，由箭頭指示的方向(發射脈沖光12的方向)是被檢體15的深度方向。包括感興趣區域32在內的區域的光聲圖像將最終顯示在顯示器單元20上。

如圖2A和圖2B所示，設置在半球形支撐部22上的聲波接收元件17在半球的曲率中心附近形成球形高分辨率區域23。這里，高分辨率區域23是其中可以獲得具有高達最大分辨率的一半的分辨率的圖像的區域。

在本實施例中，計算機19將高分辨率區域23或包括高分辨率區域23在內的區域設置為要成像的圖像重建區域33。計算機19設置對應于每個光發射定時的圖像重建區域33，使得利用與每個光發射定時對應的圖像重建區域33填充感興趣區域32。在本實施例中，將描述計算機19在每個光發射定時處執行圖像重建處理的示例。然而，計算機19可以對在多個光發射定時處獲得的電信號執行圖像重建處理。

在本實施例中，計算機19對于每個光發射定時設置感興趣區域32和圖像重建區域33，并將其內部分割為體素35。在圖2A中，為了方便，僅示出一些體素35。

在本實施例中，因為要獲取三維空間區域中的被檢體信息，所以要重建的最小區域被稱為“體素”。然而，可以獲取二維空間區域中的被檢體信息。在這種情況下，要重建的最小區域被稱為“像素”。

替代地，用戶可以通過使用輸入單元24指定任何適當的區域，并且計算機19可以將用戶指定的區域設置為感興趣區域32或圖像重建區域33。另外，替代地，可以預先設置感興趣區域32或圖像重建區域33。

在下文中，將描述根據本實施例的發射位置或測量位置的分布。在本實施例中，由于如上所述的發射位置和測量位置之間的位置關系恒定，因此發射位置和測量位置的分布彼此相似。

發射位置的分布

在光聲裝置中，所生成的光聲波的聲壓根據被檢體中的光量分布而改變。通常，所生成的光聲波的聲壓與光量成比例。也就是說，即使當被檢體是具有相同吸收系數的血管(血液)時，依賴于光發射方法和被檢體的形狀，被檢體中的光量分布也不均勻，并因此在被檢體中生成的聲壓變化相當大。如果所生成的光聲波的聲壓低，則所接收的光聲波的信號的強度也低。因此，在通過對接收信號執行圖像重建處理而獲得的光聲圖像中，可能存在其中所生成的聲壓由于被掩埋在圖像噪聲中而未表現的區域。也就是說，對于其中所生成的聲壓低的區域，可能存在圖像噪聲水平不處于可以表現所生成的聲壓的水平的區域。

因此，在本實施例中，發射位置被設置為使得在與感興趣區域32中的每個體素對應的多個光發射定時處的光發射引起的總光量大于或等于閾值。也就是說，控制器19C控制掃描器21，使得當感興趣區域32被劃分成體素時，發射位置的分布使得通過多次光發射的每個體素中的總光量大于或等于閾值。

通過使發射位置具有這樣的分布，可以使在存在聲源的體素中生成的光聲波的生成的聲壓高于或等于預定水平。因此，可以抑制聲源的圖像被掩埋在圖像噪聲中。在下文中，將描述根據本實施例的發射位置的分布。在本實施例的描述中，假設光源11在每個光發射定時處生成具有恒定強度的脈沖光12。

圖3A和圖3B示出了在某些光發射定時A和B處的被檢體15中的脈沖光12的量的分布的示例。在每個圖中，黑色區域是光量高的區域，并且白色區域是光量低的區域。在每個圖中，由箭頭指示的方向(發射脈沖光12的方向)是被檢體15的深度方向。

通過在多個定時之間改變發射位置，用光照射被檢體15的光照射位置被改變。結果，如圖3A和圖3B所示，在光發射定時處的被檢體體素中的光量(即被檢體15中的光量分布)不同。特別地，當被檢體15是半球形時，因為由于擴散衰減而使得光量減少，所以在被檢體15的深部中的光量相對低。也就是說，如從圖3A和圖3B可以理解的那樣，在脈沖光12的照射位置處的光量高，并且隨著位置變得更遠離照射位置，光量逐漸減小。在每個光發射定時處的被檢體15中的光量分布可以由計算機19基于例如每個光發射定時處的光發射圖案、被檢體15的光學常數、關于被檢體15的表面的坐標的信息等來獲取。

通過計算在光發射定時處的被檢體體素中的光量的總和，可以獲得每個體素中的總光量。每個體素中的總光量依賴于發射位置的分布而不同。

例如，圖4A示出了根據比較示例的發射位置的分布，其被描述在NPL2中：“Dedicated 3D Photoacoustic Breast imaging”，Robert A.Kruger，Cherie M.Kuzmiak，Richard B.Lam，Daniel R.Reinecke，Stephen P.Del Rio和Doreen Steed，Medical Physics 40,113301(2013)。在圖4A中，用點來描繪每個光發射定時處的發射位置。NPL2提出了用于通過以相等的距離移動其上有多個聲波接收元件被設置在半球形表面上的聲波接收器來均勻地減少由于通過圖像重建而生成的重建偽像所引起的圖像噪聲的方法。在NPL 2中，如圖4A所示，由于在保持光學系統和聲波接收器之間的位置關系的同時掃描光學系統，所以發射位置的分布的密度是均勻的。圖4B示出了在發射位置的分布的密度如圖4A所示的是均勻的情況下的體素中的總光量。從圖4B可以理解，在被檢體15中的相同深度處，被檢體15的中心部分中的體素中的總光量小于被檢體15的周邊部分中的體素中的總光量。

如上所述，在光量低的區域中，聲源的圖像可能被掩埋在圖像噪聲中。為了通過使用NPL 2中描述的方法增加被檢體15的中心部分中的體素中的總光量，以使發射位置的分布的密度均勻，需要對被檢體15的周邊部分中的體素(其中總光量足夠高)執行附加測量(光照射)。因此，為了通過使用NPL 2中描述的方法使每個體素中包括的圖像噪聲達到期望的噪聲水平，需要長的測量時間。

相反，在本實施例中，為了增加被檢體15的中心部分中的體素中的總光量，設置如圖5A中所示的發射位置的分布。也就是說，改變發射位置的分布的密度，并且發射位置的分布被設置成使得由對應于感興趣區域32中的每個體素的多個光發射定時處的光發射引起的總光量大于或等于閾值。

在本實施例中，發射位置的分布的密度不均勻，并且在發射位置的分布的內部中的密度高于在分布的外部中的密度。在本實施例中，掃描器21移動光學系統13，使得每個發射位置和相鄰發射位置之間的距離改變。在圖5A中，掃描器21移動光學系統13，使得相鄰發射位置之間的距離從螺旋移動路徑的外部朝向內部減小。

通過使用圖5A所示的發射位置的分布，可以獲得圖5B所示的體素中的總光量。在圖5B中，在被檢體15的相同深度處的總光量基本上是均勻的。通過使用發射位置的不均勻分布，可以向總光量小于預定閾值的體素選擇性地發射光。因此，可以減少為了使每個體素中的總光量大于或等于預定閾值而執行的測量所需的時間。

在本發明中，只要每個體素中的總光量大于或等于預定閾值，則在被檢體15的相同深度處，總光量可以是不均勻的。

如上所述，根據本實施例，在減小測量時間的同時可以使照射每個體素的總光量大于或等于預定的閾值。因此，可以使在每個體素中生成的光聲波的生成的聲壓高于或等于預定水平，從而可以抑制聲源的圖像被掩埋在圖像噪聲中。

可以通過在圖6中星號所示的位置處比其它位置發射更多次數的光而使每個體素中的總光量大于或等于預定閾值。即，可以使得在光可以朝向被檢體15的中心部分發射的發射位置處發射光的次數比在其它發射位置處發射光的次數大。具體而言，當控制器19C將光學系統13移動到某個發射位置時，控制器19C在發射位置處使光學系統13的移動停止，并且使光源11在相同的發射位置發光多次。替代地，控制器19C可以連續地移動光學系統13以將光學系統13移動到以前的發射位置，并且使光源11在該發射位置處發射光。通過這樣做，可以在相同的發射位置處用光多次照射被檢體15。

還在這種情況下，如圖5B所示，可以使得在被檢體15的相同深度處的總光量基本均勻。使光發射次數在發射位置之間不同包括在使得發射位置的分布的密度不同中。也就是說，在圖5A和圖6所示的兩種情況下，每單位面積或每單位體積的發射位置的數量(分布密度)不均勻，但是不同。

這里，光量的閾值是裝置特有值，并且在體素之間不同。具體地，如果要被成像的被檢體是血管，則假設在被檢體中存在具有與血液相同的吸收系數的物質，執行光發射和各種測量位置的模擬，并且閾值被確定為可以視覺地識別被檢體的總光量。也就是說，閾值是在考慮裝置特性和被檢體特性的情況下確定的值。然而，如果難以執行模擬，則可以使用經驗值。當確定了總光量的閾值時，計算機19可以確定發射位置的分布，使得感興趣區域32中的每個體素中的總光量大于或等于閾值。

如果由于光學系統13和支撐部22的移動而發生聲匹配構件27的抖動，則可能發生被檢體15和聲波接收元件17之間的空間可能沒有被聲匹配構件27填充。在這種情況下，在被檢體15中生成的光聲波可能不能以足夠的強度到達聲波接收元件17。因此，掃描器21在多個光發射定時期間沿著螺旋移動路徑移動光學系統13和支撐部22。通過以這種方式以小的加速度變化移動光學系統13和支撐部22，可以抑制聲匹配構件27的抖動。移動路徑不必是螺旋形的，只要光學系統13和支撐部22能夠以小的加速度變化移動，使得可以抑制聲匹配構件27的抖動即可。

測量位置的分布

在本實施例中，可以將測量位置的分布設置成使得可以抑制聲源的圖像被掩埋在圖像噪聲中。以下，將描述根據本實施例的測量位置的分布。

如上所述，如果總光量如圖4B所示，因為如上所述的在被檢體15的中心部分生成的光聲波的聲壓低，所以聲源的圖像可能會由于系統噪聲而被掩埋在圖像噪聲中。此外，關于光聲裝置，除了每個體素中的總光量之外，還存在影響重建圖像的圖像噪聲的因素。例如，由于聲源不能被聲波接收元件17從所有方向包圍而生成的圖像重建偽像可能引起圖像噪聲。也就是說，由于圖像重建偽像引起的圖像噪聲可能發生在除了高分辨率區域23之外的區域中。此外，因為光聲波隨著其傳播而衰減并且光聲波的接收信號減小，聲源的圖像可能由于系統噪聲而被掩埋在圖像噪聲中。

在本實施例中，如圖2A和圖2B所示，高分辨率區域23的位置根據支撐部22的測量位置被唯一地確定。設置在支撐部22上的多個聲波接收元件17可以分別以高靈敏度接收在高分辨率區域23中生成的光聲波。

因此，在本實施例中，測量位置的分布被設置成使得重建圖像中包含的圖像噪聲低于或者等于預定的閾值。具體來說，如圖5A所示，測量位置的分布的密度被設置成使得測量位置的分布的內部的密度高于分布的外部的密度。在本實施例中，掃描器21移動支撐部22，使得每個測量位置和相鄰測量位置之間的距離改變。在螺旋移動路徑的情況下，掃描器21移動支撐部22，使得相鄰測量位置之間的距離從螺旋路徑的外部朝向內部減小。

通過以這種方式接收在各個位置處的聲波，可以減少在圖像重建之后的光聲圖像中由于重建偽影引起的圖像噪聲。此外，通過在高分辨率區域23位于被檢體15的中心部分時增加測量次數，可以減少由于包括在被檢體15的中心附近的體素中的系統噪聲引起的圖像噪聲。

這里，圖像噪聲的閾值是裝置特定值，并且在體素之間不同。具體地，如果要被成像的被檢體是血管，則假定在被檢體中存在具有與血液相同的吸收系數的物質，執行光發射和各種測量位置的模擬，并且閾值是可以視覺地識別被檢體的噪聲水平。也就是說，閾值是考慮了裝置特性和被檢體特性而確定的值。然而，如果難以執行模擬，則可以使用經驗值。當確定圖像噪聲的值時，計算機19可以確定測量位置的分布，使得感興趣區域32中的每個體素中的圖像噪聲低于或等于閾值。

通過使測量次數在圖6中的星號所示的位置處比其它位置大，可以使包括在每個體素中的圖像噪聲小于或等于預定閾值。也就是說，可以使高分辨率區域23位于被檢體15的中心部分的測量位置處的測量次數大于其它測量位置處的測量次數。具體地，當控制器19C將支撐部22移動到特定測量位置時，控制器19C在測量位置處使支撐部22的移動停止，并使支撐部22在測量位置處多次發光。替代地，控制器19C將可以將支撐部22連續地移動到先前的測量位置處，并且使光源11在測量位置處發射光。通過這樣做，可以在相同的測量位置處接收光聲波。

使得測量次數根據測量位置而不同被包括在使得測量位置的分布的密度不同中。也就是說，在圖5A和圖6的兩種情況下，每單位面積或每單位體積的測量位置的數量(分布密度)不均勻，但是不同。

不必使發射位置的分布密度和測量位置的分布的密度均勻，以使包括在感興趣區域32中的每個體素中的圖像噪聲低于或等于閾值。在這種情況下，掃描器21可以在保持發射位置和測量位置之間的位置關系的同時移動光學系統13和支撐部22，使得脈沖光12朝向高分辨率區域23發射。通過這樣做，其中可以以高靈敏度接收光聲波的區域與光量大的區域重疊，因此接收信號的信號強度高，并且在感興趣區域中的圖像噪聲可以在單次測量被大大減小。

當用光照射被檢體時，感興趣區域中的每個體素中的光量和圖像噪聲水平根據被檢體的形狀、被檢體的光學系數(諸如吸收系數、散射系數、衰減系數等)、聲匹配構件的光學系數等而變化。因此，控制器19C可以通過使用基于被檢體的形狀的信息來確定發射位置或測量位置。也就是說，控制器19C可以基于關于被檢體的形狀的信息來確定發射位置，使得由與在感興趣區域32中的每個體素對應的多個光發射定時處的光發射引起的總光量大于或等于閾值。基于關于被檢體的形狀的信息，控制器19C可以確定測量位置，使得重建圖像中包括的圖像噪聲的水平低于或等于預定閾值。

控制器19C可以獲取關于被檢體的形狀、被檢體的光學系數(諸如吸收系數、散射系數、衰減系數等)、聲匹配構件的光學系數等的信息，并且可以讀取與所獲取的信息相對應的照射位置圖案或測量位置圖案。控制器19C控制掃描器21和光源11，使得發射位置和測量位置形成以這種方式獲得的發射位置圖案或測量位置圖案。例如，控制器19C基于被檢體的形狀獲取信息。然后，控制器19C從存儲單元19B讀取與基于被檢體的形狀的信息相對應的發射位置圖案或測量位置圖案，在存儲單元19B中，已存儲與被檢體的形狀相關聯的多個發射位置圖案或測量位置圖案。

當假定暫定發射位置圖案或暫定測量位置圖案時，操作單元19A基于諸如被檢體的形狀、被檢體的光學系數等以及聲匹配構件的光學系數之類的參數來評估每個體素中的光量或圖像噪聲水平。接下來，操作單元19A確定每個體素中的光量是否大于或等于預定閾值或每個體素中的圖像噪聲是否低于或等于預定閾值。如果每個體素中的光量大于或等于預定閾值，則操作單元19A發送關于由控制器19C假設的發射位置圖案的信息。然后，控制器19C基于從操作單元19A接收的關于發射位置圖案的信息，通過控制光照射單元來控制發射位置。如果每個體素中的圖像噪聲水平低于或等于預定閾值，則操作單元19A發送關于由控制器19C假設的測量位置圖案的信息。然后，控制器19C基于從操作單元19A接收的關于測量位置圖案的信息，通過控制掃描器來控制測量位置。另一方面，如果每個體素中的光量小于預定閾值，則操作單元19A假設新的發射位置圖案，評估每個體素中的光量，并將光量與閾值進行比較。如果每個體素中的圖像噪聲水平高于預定閾值，則操作單元19A假設新的測量位置圖案，評估每個體素中的噪聲水平，并且將圖像噪聲水平與閾值進行比較。

在本發明中，術語“基于被檢體的形狀的信息”是指關于被檢體的表面的位置坐標的信息或關于保持單元的類型的信息。短語“獲取基于被檢體的形狀的信息”意味著控制器19C接收基于被檢體的形狀的信息。

在下文中，將描述控制器19C獲取基于被檢體的形狀的信息的方法的示例。

控制器19C可以基于由圖像捕獲設備50獲取的被檢體的圖像數據來獲取基于被檢體的形狀的信息。首先，操作單元19A讀取由圖像捕獲設備50從存儲單元19B獲取的被檢體的圖像數據。接下來，操作單元19A基于被檢體的圖像數據計算關于被檢體的表面的坐標信息，并將該坐標信息輸出到控制器19C。例如，操作單元19A可以通過使用諸如立體方法之類的三維測量技術基于多個圖像數據項來計算關于被檢體的表面的坐標信息。然后，控制器19C接收從操作單元19A輸出的關于被檢體的表面的位置坐標的信息，并且可以獲取作為關于被檢體的形狀的信息的信息。

預先知道的關于保持單元40的位置坐標的信息可以存儲在存儲單元19B中。然后，控制器19C可以從存儲單元19B讀取關于保持單元40的位置坐標的信息，并且可以獲取作為關于被檢體的表面的位置坐標的信息的信息。

可以設置檢測器42，其檢測附接到附接部41的保持單元40的類型，并且將關于保持單元40的類型的信息輸出到計算機19。然后，控制器19C可以接收從檢測器42輸出的關于保持單元40的類型的信息，并且可以獲取作為基于被檢體的形狀的信息的信息。例如，可以使用讀取安裝在保持單元40上并且表示保持單元40的類型的ID芯片的讀取器作為檢測器42。通過這樣做，可以在不執行計算的情況下獲取基于被檢體的形狀的信息。

用戶可以通過使用輸入單元24輸入要使用的保持單元40的類型，并且輸入單元24可以將輸入信息輸出到計算機19。然后，控制器19C可以接收已經從輸入單元24輸出的關于保持單元40的類型的信息，并且可以獲取作為基于被檢體的形狀的信息的信息。通過這樣做，可以在不執行計算的情況下獲取基于被檢體的形狀的信息。

如果保持單元40的類型不改變并且不認為保持單元40的尺寸由于設備規格而改變，則由控制器19C使用的基于被檢體的形狀的信息可以是恒定的。

控制器19C可以獲取已經通過使用諸如時間分辨光譜之類的已知方法計算出的被檢體的光學系數或聲匹配構件的光學系數。用戶可以通過使用輸入單元24輸入基于被檢體的形狀的信息、被檢體的光學系數或聲匹配構件的光學系數；并且控制器19C可以接收這樣的信息項。

信息獲取裝置

接下來，參考圖11A和圖11B，將描述通過使用通過用光照射被檢體生成的光聲波來獲取關于被檢體的信息的信息獲取裝置。

信息獲取裝置包括上述光照射單元、掃描單元、保持單元、接收單元和處理單元。

用于用光照射被檢體的光照射單元(由圖11B中的151表示)具有例如用于發射光的光發射端，該光被從上述光源引導通過光波導。

例如，光照射單元被構造成使得光照射單元可以周期性地發射脈沖光。

掃描單元在面內方向(例如，與圖11B所示的X-Y平面平行的方向)上相對于被檢體移動光的發射位置150，光從光照射單元151從該發射位置150發射。不用說，掃描單元可以移動被檢體、光照射單元151或這兩者。在被檢體是乳房等的情況下，考慮到被檢體的負荷，光照射單元151可以被移動。

保持單元保持被檢體。具體地說，保持單元保持被檢體，使得被檢體具有其中從光照射單元的發射位置150到被檢體表面上的光照射位置152的距離L根據發射位置150而不同的部分。這里，距離L是在垂直于面內方向的方向上的長度。

保持單元具有用于保持作為被檢體的示例的乳房的凹形，例如半球形形狀。只要保持單元具有用于插入乳房等的開口，則保持單元不必具有在與重力方向相反的方向(-Z方向)上支撐乳房等的結構。

光的發射位置150是光從光照射單元發射的位置。光照射位置152是被光照射的被檢體表面上的位置。

圖11A中的點示出光的發射位置150的移動路徑的示例。從發射位置發射的光的強度可以被控制為在點之間恒定。當發射具有兩個波長(λ1，λ2)的光束時，光束可以被交替地省略，即，按照λ1，λ2，λ1，λ2，λ1...的順序。具有兩個波長λ1和λ2的脈沖光束可以從一個發射位置發射。

作為用于接收光聲波的單元的接收單元包括例如電容微加工超聲換能器(CMUT)。

如上所述，處理單元通過使用從接收單元輸出的信號來獲取關于被檢體的信息。

接收單元可以被構造成使得接收單元可以與光照射單元同步地由掃描單元移動。例如，準備設置有光照射單元和接收單元的支撐構件，并且支撐構件相對于被檢體移動。

由掃描單元形成的多個發射位置至少包括第一發射位置組(例如，圖11A的區域100中的發射位置)和第二發射位置組(例如，圖11A的區域200中的發射位置)。

第一發射位置組包括多個發射位置，對于每個發射位置，從發射位置150到光照射位置152的距離在第一范圍內。

同樣，第二發射位置組包括多個發射位置，對于每個發射位置，從發射位置150到光照射位置152的距離處于由大于第一范圍中的任何值的值構成的第二范圍中。

在圖11A中，在一個區域100(或200)中繪制大量發射位置。然而，可以考慮包括至少幾個發射位置的區域。

一個組中的發射位置之間的距離可以逐漸改變。

控制掃描單元，使得包括在第一發射位置組中的發射位置的密度比包括在第二發射位置組中的發射位置的密度高。

這里，發射位置的密度是預定區域中的發射位置的數量的密度，并且也可以稱為表面密度。注意，在脈沖光在一個發射位置發射兩次的情況下，發射位置的數量被計數為兩個。

在本裝置中，預定區域中的多個發射位置的分布可以根據光照射單元移動的面內方向而不同。

可以通過將脈沖光的循環頻率保持為恒定并且通過調制掃描單元的掃描速度來控制發射位置的分布的密度。替代地，可以通過將掃描單元的掃描速度保持為恒定的同時調制發射的脈沖光的循環頻率來控制發射位置的分布的密度。另外，替代地，可以使用掃描速度的調制和脈沖光的循環頻率的調制二者。

掃描單元可以執行掃描，使得多個發射位置形成螺旋移動路徑。信息獲取裝置可以被構造成使得在多個發射位置處，具有彼此不同的波長的脈沖光束從光照射單元交替地發射。

可以控制掃描單元，使得形成螺旋移動路徑的多個發射位置之間的距離從螺旋移動路徑的外部朝向內部減小。

光照射單元可以具有多個發射端，并且控制器可以通過切換發射光的發射端來移動發射位置。

其它實施例

本發明可以通過執行下述方法來執行。也就是說，實現上述實施例的功能的軟件(程序)通過網絡或各種存儲介質提供給系統或裝置，并且系統或設備的計算機(或CPU、MPU等)讀取程序并執行處理。

示例1

將描述實現光聲成像的光聲裝置的示例。這里，將示出被檢體是人乳房的情況的示例。

圖7示出了用于測量乳房的光聲裝置。該裝置包括其上放置被檢體的平臺(T)和厚度為0.02英寸的半球形塑料杯(C)。對應于被檢體保持單元的半球形塑料杯(C)是用于保持乳房的乳房杯。作為被檢體保持單元的乳房杯(C)具有彎曲的保持表面，并且將乳房保持為沿著彎曲保持表面的形狀。為了保持乳房和乳房杯(C)之間的聲學匹配，將少量的水倒入乳房杯中。

圖8示出設置在乳房杯下方的半球形陣列接收器(A)和移動陣列接收器(A)的兩軸臺(XY)。兩軸臺由計算機19控制。陣列接收器(A)包括由ABS塑料制成的半球形支撐部(半徑為127mm)和512ch的聲波接收元件。每個聲波接收元件具有3mm寬度的直徑，并且由具有2MHz的中心頻率的壓電材料制成。

陣列接收器(A)和用于保持陣列接收器(A)的塑料池(E)內的空間填充有水，用于保持512ch的聲波接收元件和乳房杯的聲匹配。水已經通過反滲透膜過濾。從綠寶石激光器發射的脈沖激光束(75ns，300mJ/脈沖)具有7mm的寬度，并且通過可移動臂用激光束照射被檢體。可移動臂與陣列接收器(A)一起移動，并且激光束(L)從探頭的底表面垂直地發射。通過使用設置在陣列接收器(A)的底表面處的具有12mm直徑的凸透鏡來增加激光束的直徑，并且最后用60mm的直徑照射乳房杯(C)的底表面。中心處的光量的峰值強度為約10mJ/cm²，這低于ANSI推薦的MPE。

圖9是表示陣列接收器(A)、池(E)、平臺(T)和乳房杯(C)之間的關系的光聲裝置的示意性截面圖。池(E)保持陣列接收器(A)，使得陣列接收器(A)可以沿著乳房表面平行地移動。池(E)被配置成充滿水，以便保持陣列接收器和乳房的聲匹配。最大成像體積(1335mL)根據乳房杯(C)的曲率半徑、要放置乳房的開口的寬度(184mm)和杯的深度來確定。最大成像體積示于圖9中。

關于該系統，通過考慮裝置特性來執行模擬，針對每個體素計算可以用對比度5識別對比模型中的紅點圖案的圖像噪聲。在本示例中，圖5A中所示的分布被用作滿足圖像噪聲的發射位置和測量位置的分布。螺旋移動路徑被用作移動路徑。作為比較示例，如圖1所示，以基本相等的距離對測量位置和發射位置進行采樣。在本示例和比較示例中，測量位置和發射位置的數量為2048，并且掃描器21的最大移動半徑為100mm。來自每個光發射的512ch的聲波接收元件的數據以20MHzd、2048采樣和12比特進行數字轉換。隨后，基于接收的信號數據，通過使用反投影算法重建三維光聲圖像。

接下來，將描述通過使用對比模型檢查本示例的效果的結果。對比模型是其中分散有紅點的20cm的區域，并且對比模型被成像。紅點陣列以30mm的深度埋入聚氨酯樹脂中，并位于乳房杯(C)的中心。圖10A和圖10B示出了在根據本示例的發射位置和測量位置處(其被示于圖5A中)以及在根據比較示例的發射位置和測量位置處(其被示于圖4A中)獲取的在約30mm的厚度處的對比模型的光聲圖像。也就是說，圖10A示出通過使用其中測量位置和發射位置的分布的密度朝向分布的中心增加的螺旋掃描圖案捕獲的光聲圖像。另一方面，圖10B示出通過使用其中測量位置和發射位置的分布的密度基本上均勻的螺旋掃描圖案捕獲的光聲圖像。

通過比較圖10A和圖10B，圖10A中所有點圖案可以以相同的亮度識別。另一方面，難以識別圖10B的圖像的中心部分中的點圖案。其原因如下。在根據本示例的光聲裝置中，乳房杯具有如圖9所示的半球形。因此，設置在乳房杯中的模型在中心部分具有大的厚度，以及在周邊部分處減小的小的厚度。當如圖1所示的從下方用激光束照射這種模型時，當比較相同厚度處的平面時，因為模型的中心部分厚，所以中心部分的光量低。結果，從作為對比模型的紅點生成的聲壓在中心部分低，并且在周邊部分高。也就是說，由于模型中的光量分布，所生成的聲壓在具有相同吸收系數的點之間不同。因此，當形成具有均勻圖像噪聲的圖像時，如圖10B所示，形成其中中心部分處的點的亮度低的圖像(如圖10B所示)。另一方面，考慮測量位置和發射位置的分布的密度朝向中心增加以便進一步減少其中所生成的聲壓低的中心部分中的圖像噪聲的情況。在這種情況下，在測量位置和發射位置的分布的密度高的區域中，由于圖像重建偽像引起的圖像噪聲和由于系統噪聲引起的圖像噪聲減小。因此，當通過圖像重建形成圖像時，形成如圖10A中所示的其中紅點均勻地顯示的圖像。也就是說，當紅色點的亮度由S表示并且圍繞紅點的區域的亮度由N表示時，圖10A中所示的圖像在相同深度處可以維持基本均勻的S/N(圖像對比度)。

如上所述，利用根據本示例的光聲裝置，可以將感興趣區域的每個體素中包括的圖像噪聲的水平降低到低于或等于閾值的水平。

到目前為止，已經參照具體實施例詳細描述了本發明。然而，本發明不限于特定實施例，并且可以在本發明的精神和范圍內修改實施例。

其它實施例

本發明的一個或多個實施例也可以由讀出并執行在存儲介質(其也可被更完整地稱作‘非瞬時計算機可讀存儲介質’)上記錄的計算機可執行指令(例如，一個或多個程序)以執行上述實施例中的一個或多個實施例的功能和/或包括用于執行上述實施例中的一個或多個實施例的功能的一個或多個電路(例如，專用集成電路(ASIC))的系統或裝置的計算機來實現，以及通過由系統或裝置的計算機例如通過讀出并執行來自存儲介質的計算機可執行指令以執行上述實施例中的一個或多個實施例的功能并且/或者控制一個或多個電路以執行上述實施例中的一個或多個實施例的功能來執行的方法來實現。計算機可以包括一個或多個處理器(例如，中央處理單元(CPU)、微處理單元(MPU))并且可以包括用來讀出并執行計算機可執行指令的單獨計算機或單獨處理器的網絡。計算機可執行指令可以例如從網絡或者存儲介質被提供給計算機。存儲介質可以包括例如硬盤、隨機存取存儲器(RAM)、只讀存儲器(ROM)、分布式計算系統的存儲裝置、光盤(諸如緊湊盤(CD)、數字多用途盤(DVD)或者藍光盤(BD)^TM)、閃存裝置、存儲卡等中的一個或多個。

雖然已經參考實施例描述了本發明，但是應當理解，本發明不限于所公開的實施例。所附權利要求的范圍應被賦予最寬泛的解釋，以便包括所有這樣的修改以及等同結構和功能。

本申請要求于2014年9月5日提交的美國專利申請No.62/046364的權益，其全部內容通過引用并入本文。