专利名称：生物光声信息处理设备和生物光声信息处理方法
技术领域：
本发明涉及生物信息处理设备和生物信息处理方法。
背景技术：
通常，在医疗领域中使用许多使用X射线、超声波和MRI (核磁共振成像)的成像 设备。另一方面，在医疗领域中，正在积极进行对如下光学成像设备的研究该光学成像设 备通过使从诸如激光器的光源照射的光束在诸如活体的测试对象中传播并且检测传播光 等来获得活体中的信息。作为这种光学成像技术之一，已经提出了光声层析成像(PAT)(非 专利文献1)。PAT是如下的技术，在其中用由光源产生的脉冲光照射测试对象，并且在多个位置 中检测由已经吸收了在测试对象的内部中传播和扩散的光的能量的活体组织产生的声波， 使得那些声波或信号经受分析处理以便可视化与测试对象内部中的光学特性值有关的信 息。据此，可以获得测试对象中的光学特性值分布、特别是光能吸收密度分布。根据非专利文献1，在光声层析成像中，由测试对象中的吸收体通过光吸收产生的 光声波的初始声压(Ptl)可以由以下公式表示。P0 = Γ . μ a . Φ 公式(1)这里，Γ是Grtoeisen系数，并且是热膨胀系数(β )与声速(c)的平方的乘积除 以定压比热(Cp)。这里，μ 3是吸收体的光吸收系数，并且Φ是局部区域中的光量(这是照 射在吸收体上的光量并且也被称为光注量(fluence))。由于已知的是如果组织被决定则 Γ将取几乎恒定的值，因此可以通过在多个位置中测量和分析作为声波的幅度的声压P的 改变而获得43和Φ的乘积，即，光能吸收密度分布。引文列表非专利文献非专禾丨J 文献 1 :M. Xu> L. V. Wang 的"Photoacoustic imaging inbiomedicine，，, Review of scientific instruments,77,041101(2006)
发明内容
技术问题在光声层析成像中，如从上述公式(1)可看出的，为了从声压(P)的测量结果中计 算出测试对象中的吸收系数(Pa)的分布，必须利用某种方法来计算照射在产生光声波的 吸收体上的光量的分布(Φ)。然而，由于被引入测试对象(特别是活体)中的光被强烈地 扩散，因此估计照射在吸收体上的光量是困难的。因此，在过去，基于声波的声压的测量结 果，仅可以对光能吸收密度(μ3ΧΦ)的分布或者通过将光能吸收密度乘以r而获得的初 始声压(Ptl)的分布进行成像。换句话说，已经存在如下的问题，即，由于活体中的注量分布 的影响(即，依赖于光吸收体存在于活体中的何处)，相同尺寸、形状和吸收系数的光吸收 体将用不同的对比度(contrast)来表示。
考虑到上述问题，本发明的目的在于提供用于在光声层析成像中获得测试对象中 的注量分布对其的影响减少的图像的技术。另外，本发明的又一目的在于，提供用于在光声 层析成像中用几乎相同的对比度对相同尺寸、形状和吸收系数的光吸收体成像而不依赖于 其存在位置的技术。问题的解决方案为了实现上述目的，本发明采用以下构造。根据本发明的生物信息处理设备包括光源，将光照射到测试对象上的光照射区 域；声波检测器，检测由测试对象中的光吸收体在它吸收光后产生的声波，并且输出检测信 号；放大器，放大从声波检测器输出的检测信号；控制部，控制放大器的增益；以及信号处 理部，基于由放大器放大的信号而获得关于测试对象的内部的信息，其中控制部控制放大 器的增益以使得与用于在存在得比测试对象中的第一位置更接近光照射区域的第二位置 处产生的声波的检测信号的增益相比，用于在第一位置处产生的声波的检测信号的增益变 得更大。根据本发明的生物信息处理方法包括检测由测试对象中的光吸收体在它吸收照 射到测试对象上的光照射区域的光后产生的声波、并且输出检测信号的步骤；利用放大器 放大输出的检测信号的步骤；以及基于由放大器放大的信号而获得关于测试对象的内部的 信息的步骤，其中在利用放大器放大检测信号的步骤中，控制放大器的增益以使得与用于 在存在得比测试对象中的第一位置更接近光照射区域的第二位置处产生的声波的检测信 号的增益相比，用于在第一位置处产生的声波的检测信号的增益变得更大。发明的有利效果根据本发明，在光声层析成像中，可以获得测试对象中的注量分布对其的影响减 少的图像。
[图1]图1是示出根据本发明第一实施例的生物信息处理设备的图。[图2]图2A是示出传统的生物信息处理设备的图，图2B示出由传统的设备获得 的声波信号的示例，图2C示出在传统的设备中获得的光学特性值分布图像的示例，而且图 2D示出测试对象的吸收系数分布的示例。[图3]图3A是示出根据本发明第一实施例的生物信息处理设备的图，图:3B示出 第一实施例中的放大器的增益的示例，图3C示出放大之后的声波信号的示例，并且图3D示 出根据图3C的信号而重建的光学特性值分布图像的示例。[图4]图4是示出本发明的第一实施例中的电子控制系统的图。[图5]图5A是示出根据本发明第二实施例的生物信息处理设备的图，并且图5B 示出第二实施例中的放大器的增益的示例。[图6]图6是示出由根据本发明第二实施例的生物信息处理设备进行的信号处理 的流程图。[图7]图7是示出根据本发明第三实施例的生物信息处理设备的图。[图8]图8A是图7的轴a上的注量分布，图8B是图7的轴b上的注量分布，图 8C是向轴a上的检测元件提供的增益，并且图8D示出向轴b上的检测元件提供的增益。
[图9]图9是示出本发明的第三实施例中的电子控制系统的图。
具体实施例方式根据本实施例的生物信息处理设备是使用光声层析成像(PAT)的成像设备。该 生物信息处理设备被设置有光源以及声波检测器，该光源将光照射到测试对象上的光照射 区域上，该声波检测器检测在测试对象中的光吸收体吸收光的时候产生的声波(包括超声 波)并且输出检测信号。另外，生物信息处理设备被设置有放大器、控制部和信号处理装 置，该放大器放大从声波检测器输出的检测信号，该控制部控制该放大器的增益，该信号处 理装置基于由放大器放大的信号来对关于测试对象的内部的信息(光学特性值分布)进行 成像。由于已经从光照射区域进入测试对象内部的光在测试对象内扩散，因此随着与光照 射区域的距离增大，光量(光子的数量)显著地减少。即，当在测试对象中的第一位置与测 试对象中的比第一位置更接近光照射区域的第二位置之间进行比较时，到达第一位置的光 量变得比到达第二位置的光量小。即使在第一位置处与第二位置处分别存在相同尺寸、形 状和吸收系数的光吸收体，在这种测试对象中的注量分布(光量的差别)的影响下，在各个 位置处产生的声波的声压之间也出现差别。因此，在本实施例中，控制部控制放大器的增 益，以使得与用于第二位置处产生的声波的检测信号的增益相比，用于第一位置处产生的 声波的检测信号的增益变得更大。根据这种增益控制，变得可以减少测试对象中的注量分 布的影响。这里，期望的是控制部控制放大器的增益以便校正到达第一位置的光量与到达第 二位置的光量之间的差别。校正光量之间的差别意指在校正之后光量之间的差别变得比在 校正之前光量之间的差别小。期望的是光量之间的差别变得尽可能地小，并且最期望的是 光量之间的差别变为零。由于难以准确地测量和掌握测试对象中的实际的注量分布，因此 在现实中，控制部可以预先假设伪的(pseudo)注量分布，并且基于该伪的注量分布来确定 增益的值以使得在测试对象中的各个位置处的光量之间的差别将变得尽可能地小。根据这 种增益控制，可以尽可能地减少测试对象中的注量分布的影响，由此变得可以用几乎相同 的对比度对相同尺寸、形状和吸收系数的光吸收体成像，而不依赖于其存在位置。声波检测器期望地被布置为使得在声波检测器和第一位置之间的距离与在声波 检测器和第二位置之间的距离相互不同。在这种布置的情况下，在第一位置处产生的声波 的检测时间与第二位置处产生的声波的检测时间之间出现差别。换句话说，变得可以基于 利用声波检测器的声波的检测时间来估计在测试对象中的其处已经产生声波的位置。在该 情况下，控制部仅仅需要根据利用声波检测器的声波的检测时间来改变放大器的增益。例 如，在声波检测器被布置在光照射区域的相对侧的情况下，与第二位置处产生的声波相比， 第一位置处产生的声波被更早地检测到，因此检测时间越早，使增益越大。相反，在声波检 测器被布置在光照射区域的同一侧的情况下，与第一位置处产生的声波相比，第二位置处 产生的声波被更早地检测到，因此检测时间越迟，使增益越大。根据这种简单的增益控制， 可以以适当的方式减少测试对象中的注量分布的影响。至于测试对象中的伪的注量分布，例如，在相对于要被成像的测试对象的区域而 言光照射区域足够大的情况下，分布可以被假设为在其中光量根据与光照射区域的距离 (深度)以指数函数方式减少。在该情况下，控制部仅仅需要控制放大器的增益，以使得针对利用声波检测器的声波的检测时间以指数函数方式来改变增益。另外，在这种情况下，诸 如活体的测试对象中的注量分布可以用等效衰减系数来表征，因此期望的是上述指数函数 的指数包括测试对象的平均等效衰减系数。据此，可以以容易的方式对测试对象中的伪的 注量分布进行建模。这里，请注意，在存在多个光照射区域的情况下或者在测试对象的形状 复杂的情况下，通过稍后要描述的方法来估计测试对象中的伪的注量分布。期望的是要由信号处理装置成像的关于测试对象内部的信息是测试对象内部中 的吸收系数分布。这里，请注意，如上所述地利用增益控制校正检测信号的强度相当于校正 由信号处理装置重建的图像(光学特性分布图像)的颜色和浓度。根据如此校正后的图像， 变得可以掌握测试对象中的吸收系数分布。期望的是构造声波检测器使得能够在多个位置处检测声波。另外，在测试对象是 活体的情况下，考虑到其透射率，期望的是使用在不小于400nm到不大于1600nm的范围内 的波长的光。光吸收体可以是活体组织(诸如血管、肿瘤等)，或者可以是被引入测试对象 中的造影剂。在下文中，将参考附图通过示例的方式详细描述本发明的优选实施例。[第一实施例]图1示出在本发明的第一实施例中的生物信息成像设备的构造。现在，将基于图 1描述本发明的第一实施例。这里要描述的生物信息处理设备是使得可以出于诊断恶性肿 瘤、血管病等以及跟踪化学治疗等的目的对活体中的光学特性分布和从这些信息中获得的 构成活体组织的物质的浓度分布进行成像的生物信息处理设备。生物信息处理设备包括光源11、光学装置14、声波检测器(也被称为探头)17、 电子控制系统18、信号处理装置19、和显示装置20。光源11是发射光12的装置。光学装 置14是包括例如透镜、反射镜、光纤等的光学系统。从光源11发射的光12由光学装置14 引导，使得它被照射在诸如活体的测试对象13上。当透射通过测试对象13的内部的光的 能量的一部分被诸如血管等的光吸收体15吸收时，从光吸收体15产生声波(超声波)16。 声波检测器17是检测从光吸收体15产生的声波16并且将其声波信号变成电信号的装置。 电子控制系统18是执行从声波检测器17输出的电信号的放大、数字转换等的控制部。用 作信号处理部的信号处理装置19是根据从电子控制系统18输出的数字信号重建图像(生 物信息图像)的装置，并且由例如个人计算机(PC)构成。显示装置20是显示重建的图像 的装置。如图1所示，在测试对象具有平板状的形状并且光照射区域13A相对于要被成像 的范围而言足够大的情况下，当从光源11照射光12时，由位于活体中的光吸收体15产生 的声波16的初始声压Ptl可以由以下公式大致表示。P0 = Γ · μ a · φ = Γ · μ a · Φ0 · exp (-μ eff ‘ r)公式 O)这里，Γ是光吸收体15的Grtoeisen系数；μ a是光吸收体15的吸收系数；Φ是 由光吸收体15吸收的局部的光量(光流速量)；μ rff是测试对象13的平均等效衰减系数； 并且Otl是已经进入测试对象13的光量。另外，r是从来自光源11的光已经照射的区域 (光照射区域13A)到光吸收体15的距离，即，光吸收体15的深度。如可以从该公式看出 的，通过光的照射产生的声波的初始声压&由作为固有特性值的吸收系数ydPGrtoeisen 系数Γ以及局部的光量Φ决定。此外，关于局部的光量Φ，应理解，来自光源的已经进入测试对象中的光量Otl以指数为等效衰减系数μ eff和距离r的乘积的指数函数方式变化。 这里，在上述的公式中，假设从光源向测试对象照射的整个光量Otl是恒定的，并且光被照 射到相对于测试对象的厚度而言足够大的区域，因此光像平面波一样透射通过测试对象的 内部。Grtoeisen系数(Γ)是已知值，因为如果组织是已知的，则它几乎是恒定的。因 此，可以通过执行由声波检测器17检测的声压(P)的时间变化的测量和分析来计算初始声 压产生分布或者吸收系数(Pa)和光量(Φ)的乘积(光能吸收密度分布)。此外，对于最 终获得的光能吸收密度分布(μ3· Φ)，如果可以估计测试对象中的注量分布，则还可以获 得测试对象的吸收系数分布。然而，很难计算准确的测试对象中的注量分布，因此在传统的 光声层析成像中，在很多情况下将光能吸收密度分布(ya· Φ)作为图像而显示。如上面说明的，在传统的光声层析成像中，通过将脉冲光照射到测试对象而产生 的初始声压Ptl的分布或者吸收系数(Pa)和光量(φ)的乘积(光能吸收密度分布)被成 像。然而，在这种显示或指示中，存在如下的问题，即在相同形状、尺寸和吸收系数的光吸收 体存在于测试对象中的不同位置的情况下，用相互不同的亮度级别或颜色来表示它们。这 是因为分别到达各个光吸收体的光子的数量(即局部的光量)彼此不同。这里，在传统的光声层析成像设备和本发明的光声层析成像设备之间进行比较。 图2A示出传统的光声层析成像设备的概略。这里，请注意，在图2A中，12表示光或脉冲光， 14表示诸如透镜的光学装置，13表示测试对象，15(15A、15B、15C)表示光吸收体，并且17表 示声波检测器。例如，假设在测试对象13的内部存在三个球形的光吸收体15A、15B、15C，如 图2A所示。这里，球形的光吸收体15A、15B、15C被假设具有2mm的直径以及相同的吸收系 数。另外，光吸收体15A、15B、15C存在于与声波检测器17距离分别为3cm、2cm和Icm处， 并且脉冲光12被照射到与声波检测器17距离为km的位置。即，从光照射区域13A到光 吸收体15A、15B、15C的距离(深度)分别为lcm、2cm和3cm。在图2A中，测试对象13和光 吸收体15的对比度指出其吸收系数的差别。当在图2A的设备中用脉冲光12照射测试对象13并且由声波检测器17检测光声 信号时，观察到N型形状的配置的三个信号，如图2B中的示例所示。从图2B发现，光吸收 体与光照射区域的距离越大，与光吸收体对应的声波的声压变得越小。另外，还发现，声波 的检测时间根据与声波检测器17的距离而不同。这里，存在于声波检测器17中的换能器 元件的元件数量被设定为400，并且其元件间距被设定为2mm。当由图1的18表示的电子控制系统进行普通的处理并且由图1的信号处理装置 19根据考虑了换能器的方向性和响应的滤波的反投影(backprojection)算法来形成图像 时，初始声压分布被成像。这里，请注意，普通的处理是用固定增益放大每个信号、以及利用 AD转换器将其转换成数字信号。在信号处理装置19中，上述图像处理基于该数字信号而执 行。图2C是在其中表示在那时光吸收体被布置成行的轴上的信号强度的曲线图。这里，为 了进行比较，在图2D中示出了相同轴上的测试对象13的实际吸收系数的实际分布。如可 以从图2C和图2D之间的比较看出的，以不同的强度表示了相互具有相同形状、尺寸和吸收 系数的光吸收体15A到15C。另一方面，在图3A中示出了本实施例的生物信息处理设备的示例。在该示例中与 传统设备(图2A)极大地不同之处在于，在声波检测器17的较后阶段或下游侧的电子控制系统中布置其增益根据测试对象中的注量分布(局部光量的差别)而改变的放大器31。这 里，请注意，由于光源和声波检测器具有与传统的生物信息处理设备中的相同的构造，因此 由声波检测器17检测的信号与图2B所示出的信号相同。然而，在本实施例中，通过根据声 波的检测时间来改变放大器31的增益，电子控制系统(控制部)校正由于测试对象的注量 分布而导致的影响。在图3A的示例中，声波检测器17被布置在光照射区域13A的相对侧。因此，电子 控制系统根据上述公式( 来估计测试对象中的注量分布，并且控制放大器31的增益，以 使得检测时间越迟，增益以指数函数方式变得越小，如图3B所示。这是因为信号的检测时 间越迟，即，信号来自的光吸收体距离声波检测器17越远，要被照射的光量变得越大，并且 因此，由信号产生的声波的声压变得越高。这里，测试对象的平均等效衰减系数被用作指数函数中的指数。通过这样做，如图 3C所示，由放大器31放大之后的信号变成图2B所示出的值与图:3B所示出的对应值的乘 积，并且因此与图2B所示出的值大大地不同。这里，请注意，在图3C中，接近声波检测器侧 的声波(即，较早时间到达检测器的声波)的幅度较大的理由是，由光吸收体产生的光声波 由于其衍射效应而以球面波状的方式展开(spread)，并且其每单位面积的能量根据其传播 的距离而减少。另外，已知的是，声波的这种衰减与其传播的距离成比例，因此它通常在图 像重建时被校正。最后，通过与传统的光声层析成像设备中相同的图像重建处理将以这种 方式获得的信号转换为图像。图3D是在那时光吸收体被放置成行的轴上的光的强度的曲 线图。应当理解，与作为传统的光声层析成像图像的图2C相比，可以获得接近作为实际的 光吸收系数分布的图2D的图像。这里，应当注意，重组的图像受声波检测器的特性(方向 性、带宽等)的影响以及可以检测声波的范围的影响，因此它不完全匹配图2D。以这样的方式，变得可以通过基于测试对象的伪的注量分布对声波检测器获得的 声波的时变信号执行信号放大来获得接近吸收系数分布而不是初始声压分布的图像。这里，请注意，在传统的超声诊断设备中，用于由声波检测器获得的超声回声的信 号的放大因子被控制为根据其检测时间而改变。然而，它的目的是校正超声波的由于其根 据频率和其传播距离的吸收而引起的衰减，但没有如本实施例中的那样校正测试对象中的 注量分布(局部光量的差别)。在光声波中，产生依赖于光吸收体的大小的频率。例如，在 假设约1到2mm的光吸收体的情况下，要被产生的频率是约IMHz的低频，因此由于其吸收 而衰减的量有限。然而，依赖于要被测量的对象，可能存在从其发射的不能忽略其本身的衰 减的这种高频的声波。在这种情况下，还期望的是，本实施例的电子控制系统考虑注量分布 的校正和由于声波的吸收而引起的衰减的校正两者来执行增益控制。这里，请注意，在这时候示出的测试对象中的深度方向上的注量分布仅仅是示例。 在声波的检测时间(测量时间)和注量分布之间的关系可以考虑到测试对象、光照射区域 和声波检测器等之间的位置关系来决定，并且可以根据如此决定的关系来进行增益控制。接下来，将更具体地谈到本实施例的生物信息处理设备的构造。在图1中，光源11是用于照射要被构成活体的那些组分当中的特定组分吸收的特 定波长的光的装置或单元。作为光源，设置了可以产生从几纳秒到几百纳秒量级的脉冲光 的至少一个脉冲光源。期望激光器作为光源，但是也可以使用发光二极管等而不是激光器。 作为激光器，可以使用各种类型的激光器，诸如固态激光器、气体激光器、染料激光器、半导体激光器等。这里，请注意，虽然在本实施例中示出了单个光源的示例，但是可以使用多个 光源。在多个光源的情况下，为了提高要被照射在活体上的光的照射强度，可以使用以相同 的波长振荡的两个或更多个光源，或者为了测量光学特性分布的根据波长的差别，可以使 用具有不同的振荡波长的两个或更多个光源。这里，请注意，如果可以使用其振荡波长可转 换的染料和OPO(光学参量振荡器)作为光源(多个光源)，则也将变得可以测量光学特性 分布的依赖于波长的差别。优选的是要使用的波长处于在活体中存在有限吸收的从700nm 到IlOOnm的范围内。然而，在获得比较接近活体的表面的活体组织的光学特性分布的情况 下，也可以使用比上述波长范围宽的波长范围，例如从400nm到1600nm的范围。还可以通过使用光波导等来使从光源照射的光12传播。虽然在图1中未示出，但 是优选的是使用光纤作为光波导。在使用光纤的情况下，还可以通过针对各个光源分别使 用多个光纤来将光引导到活体的表面，或者来自多个光源的光束可以被引到单个光纤，并 且可以仅仅通过使用单个光纤而将所有光束引导到活体。光学装置14主要包括光学组件， 例如，反射光的反射镜、会聚和扩大光或者改变光的形状的透镜、等等。作为这种光学组件， 可以使用能够将从光源(多个光源)发射的光12以期望的形状照射到测试对象的表面上 的光照射区域13A的任何事物。本实施例的生物信息处理设备意图进行人和/或动物的恶性肿瘤、血管疾病的诊 断、化学治疗的进展观察等等。因此，设想人体或动物等的诸如乳房、手指、肢(手、脚)等 的要被诊断的对象作为测试对象13。此外，可以应用或使用在测试对象内表现出高吸收系 数的那些光吸收体作为光吸收体，并且例如，如果人体是要被测量的对象，则这种光吸收体 与血红蛋白、包含许多血红蛋白的血管或恶性肿瘤对应。声波检测器(探头)17检测由已经吸收在活体中传播的光的能量的一部分的物体 产生的声波(超声波)，并且将其转换成电信号(检测信号)。作为声波检测器，可以使用 任何类型的声波检测器，诸如使用压电现象的换能器、使用光的谐振的换能器、使用电容变 化的换能器等等，只要可以检测声波信号即可。在本实施例中，示出了在活体的表面上布置多个声波检测器的探头的示例，但是 如果可以在多个位置检测声波则将获得相同的效果，因此可以使用单个声波检测器来在活 体表面上以二维的方式扫描。此外，期望的是使用用于抑制声波的反射的声阻抗匹配剂，诸 如凝胶或水等，其被布置在每个声波检测器17和测试对象之间。电子控制系统18放大从每个声波检测器17获得的电信号，并且将其从模拟信号 转换成数字信号。图4示出电子控制系统18被配备有的电路系统47的构造示例。首先，利用低噪声放大器41 (LNA)以一致的方式放大由声波检测器检测的所有光 声信号。其后，利用与本发明的放大器对应的可变增益放大器42(VGA)用与其检测时间对 应的增益放大每个光声信号。这里，个人计算机(PC)46表示可以以任意方式改变VGA 42的 增益的电路系统的示例。PC 46存储定义针对每个声波的检测时间的增益的幅度的数据文 件。例如，期望的是已经根据在测试对象、光照射区域和每个声波检测器之间的位置关系、 测试对象的种类等而准备了多种数据文件。然后，将与测量条件对应的适当的数据文件从 PC46发送到现场可编程门阵列45 (FPGA)。数据被从FPGA 45发送到数模转换器43 (DAC)，在 其中它由数字数据被转换成模拟数据。进一步，将模拟数据发送给VGA 42。VGA 42用与其 模拟数据对应的增益放大每个光声信号。即，在本实施例中，在PC 46中的数据文件、FPGA45和DAC 43—起构成本发明的控制部。由VGA 42放大的模拟信号由模数转换器44 (ADC) 转换为数字数据，并且随后发送给FPGA 45，在其中它经受期望的处理，其后它被发送给作 为信号处理装置的PC 46。如果针对检测时间的增益的幅度被设定为使得校正测试对象中 的伪的注量分布，则可以在最终获得的生物信息图像中用几乎相同的对比度来表示相同形 状、尺寸和吸收系数的光吸收体。这里，请注意，图4所示出的电路布置是一个示例。作为电子控制系统18，可以使 用可以用与测试对象中的注量分布对应的增益来放大由每个声波检测器17检测的信号并 且可以将其转换成数字数据的任何电路。作为图1的信号处理装置19，可以使用任何事物，只要它可以存储从电子控制系 统18获得的数字数据并且将其转换成光学特性分布的图像数据即可。此外，优选的是使用 可以根据测试对象的形状和光照射分布以及测试对象的平均光学常数来估计测试对象中 的考量(deliberation)分布的一个信号处理装置。例如，可以使用可以分析各种数据的计 算机等。可以使用任何事物作为显示装置20，只要它可以显示由信号处理装置19创建的图 像数据。例如，可以使用液晶显示器等。这里，请注意，在使用多个波长的光的情况下，还可以通过针对各个波长分别计算 测试对象中的吸收系数分布以及将如此获得的值与构成活体组织的那些物质固有的波长 依赖性进行比较来对构成活体的物质的浓度分布成像。作为构成活体组织的物质，假设为 葡萄糖、胶原蛋白、氧化和还原的血红蛋白等。根据如上所述的本发明的构造，在光声层析成像中，可以获得测试对象中的注量 分布对其的影响减少的图像。另外，可以用几乎相同的对比度来对相同尺寸、形状和吸收系 数的光吸收体成像，而不依赖于其存在位置。结果，变得可以以精确的方式对活体中的光学 特性分布(特别是吸收系数分布)成像。[第二实施例]在第二实施例中，将谈到如下的构造示例，在其中根据在与声波检测器的位置相 同的方向上进行光照射的情况下获得的声压的时间变化信息来计算以光学特性分布的形 式的吸收系数分布。图5A示出说明在本实施例中的生物信息处理设备的构造示例的图。出于诊断各 种疾病(诸如恶性肿瘤、阿尔茨海默氏病、颈动脉斑块等)的目的，通过使用造影剂，本实施 例的生物信息处理设备用来使得可以对被引入活体中的造影剂的积聚地方或位置以及其 中的浓度分布成像。生物信息处理设备被设置有光源51、诸如反射镜的光学装置54、声波检测器57、 电子控制系统58、信号处理装置59以及显示装置60。作为这些组件，可以使用与第一实施 例(图1)中所用的组件相同的组件。在图5A中，52表示从光源51照射的光，53表示测试 对象，55表示测试对象中的造影剂(光吸收体)，并且56表示通过光照射产生的声波。这 里，请注意，作为造影剂55，典型地使用吲哚青绿(ICG)、金纳微粒等，但是可以使用任何物 质，只要它通过用脉冲光照射而发射声波即可。图6示出用于由声波检测器57检测的声波信号的信号处理的流程。利用声波检测器57基于声压的时间变化来将由造影剂55产生的声波56转换为 电信号(步骤61)。利用电子控制系统58中的可变增益放大器根据测试对象的伪的注量分布来放大信号，如第一实施例中的那样(步骤62)。其后，利用ADC使如此放大的信号经 受模数转换处理(步骤6 ，并且然后发送给FPGA (步骤64)。如此发送给FPGA的信号经 受期望的处理，其后它被发送给信号处理装置(PC) 59，在其中它通过用于降噪的滤波处理 (步骤65)和/或通过诸如定相(phasing)相加的图像重建处理(步骤66)而被转换为表 示测试对象的吸收系数分布的图像。然后，如此处理的信号被最终显示作为显示装置60上 的图像(步骤67)。在像本实施例中一样地将声波检测器57布置在与光照射区域相同一侧的情况 下，要求与第一实施例中不同的增益控制。测试对象中的注量分布变成随着它远离光照射 区域而几乎指数衰减的分布。因此，在本实施例中，必须为由声波检测器57检测的声波信 号提供针对检测时间指数地增大的增益，如图5B所示。通过利用以这样的方式放大的声波 信号来执行图像重建，变得可以获得不基于初始声压分布而是基于如图3D所示的吸收系 数值分布的图像。这里，请注意，通过利用信号处理装置进一步校正测试对象的注量分布， 还可以更大程度地提高吸收系数分布的精确度。[第三实施例]在第一实施例中，光被照射到与成像区域相比足够大的区域，因此假设光像平面 波一样传播通过测试对象的内部。然而，在本实施例中，提出了即使在这种假设不成立的情 况下，也基于活体中的注量分布来控制放大器的增益。在本实施例中，进行计算或确定测试对象中的注量分布的步骤、以及基于注量分 布来确定针对超声检测器的每个元件中的声波的检测时间的上述放大器的增益的改变的步骤。将通过使用图7、图8A-8D以及图9来描述具体的实施例。图7是示出本发明第三 实施例的示例的生物信息处理设备。光源和光学系统与第一和第二实施例中的相同，并且 因此被省略。在图7中，光70从声波检测器73的一侧及其相对侧照射到测试对象71。73 表示声波检测器，74表示电子控制系统，75是信号处理装置，并且76是显示装置。当像本实施例中一样地从多个方向进行光照射时，变得不可能通过使用在深度方 向上以简单的方式指数减小的模型来表示测试对象内的注量分布71。例如，图7中的轴a 上的注量分布变得如图8A所示。即，光的强度在测试对象的声波检测器73侧附近和其相对 侧附近变得最高。另一方面，图7中的轴b上的注量分布变得如图8B所示。S卩，光的强度 在测试对象的声波检测器73侧变大，并且根据与那里的距离增大而减小。以这样的方式， 注量分布依赖于其轴的位置而极大地改变。利用信号处理装置75估计测试对象的这种复 杂的注量分布。通过光照射由光吸收体产生的声波77由声波检测器73检测。电子控制系统74 对检测信号执行适应于基于由信号处理装置75估计的注量分布而计算的增益数据的放大 处理。如此放大的检测信号利用电子控制系统74被从模拟数据转换成数字数据，其后它被 发送到信号处理装置75，并且在那里被转换成表示测试对象的吸收系数分布的图像。该图 像被发送到显示装置76，并且被显示于其上。接下来，将谈到注量分布的估计方法。作为用于注量分布的计算技术，可以使用蒙 特卡罗法、有限元法、等等。除这种数值计算方法之外，在活体被固定为某种特定形状的情 况下，以及在特定的光照射条件(例如，点照射)的情况下或者在均勻的宽的光被照射到宽的范围中等等的情况下，还可以根据解析解来计算注量分布。在计算注量分布时，需要针对 测试对象的光照射区域的布置、在光照射区域中照射光量、以及活体中的诸如光吸收或光 散射的光学系数(光学特性值)。例如，在测试对象是人类的情况下，根据测试对象的年龄、 照射的光的波长等预先决定的活体中的平均光学系数被用于计算注量分布。这里，请注意， 在本说明书中的“平均”光学特性值意指“假定活体中的光学特性均勻时的”光学特性值， 即，背景光学特性值。另外，作为本发明的注量分布确定部的信号处理装置75可以被设置有存储预先 计算的多个伪的注量分布的表(存储器)。伪的注量分布是表示活体中的注量分布的数据， 并且关于各种可能的活体形状和各种可能的光学系数而被预先计算。作为用于注量分布的 计算技术，可以使用蒙特卡罗法、有限元法等。除这种数值计算方法之外，还可以根据解析 解计算注量分布。此外，当输入了针对测试对象的光照射区域的布置、在光照射区域中的照 射光量等时，可以从上述表中的多个伪的注量分布中选择与这种条件对应的注量分布。现在，将谈到如何根据估计的注量分布来决定增益。估计图7中的轴a上的光量， 如图8A所示。图8A中的X轴表示距离，并且其中的Y轴表示光量的强度。在这种情况下， 位于轴a上的声波检测器的检测元件的增益变为其注量分布的倒数。即，它变得如图8C所 示。在图8C中，X轴表示时间，并且Y轴表示增益。可以通过用距离除以测试对象中的平 均音速来进行从图8A的X轴上的距离到图8C的X轴上的时间的转换。类似地，如图8B所 示地估计图7的轴b上的光量，因此位于轴b上的声波检测器的检测元件的增益变得如图 8D所示。即，在测试对象的注量分布具有测试对象的平面的方向(与声波检测器的检测平 面平行的方向)上的分布的情况下，给予声波检测器的各个检测元件的增益对于每个检测 元件而不同。至于给予每个检测元件的增益，期望的是给予与在垂直于检测元件的检测平 面的方向上的注量分布的倒数成比例的增益值。这里，请注意，可以通过图9所示出的电路来实现声波检测信号的这种放大处理。 在图9中，81表示与图7的信号处理装置75对应的信号处理装置。虽然图9的基本电路布 置与图4的几乎相同，但是期望的是准备与声波检测器中存在的检测元件的数量相同的数 量的低噪声放大器(LNA)、可变增益放大器(VGA)和数模转换器(DAC)。这里，请注意，这种 电路被布置在图7中的电子控制系统74中。在图9中，信号处理装置81利用如上所示的方法估计测试对象中的注量分布，如 图8A和图8B所示。随后，信号处理装置81从根据如上所示的方法估计的注量分布来确定 每个检测元件的时间依赖的增益数据，如图8C和图8D所示，并且创建定义针对声波的检测 时间的增益的幅度的数据文件。数据文件被发送到FPGA。然后数据文件的数据被从FPGA发 送到每个DAC，在其中它由数字数据转换成模拟数据。此外，模拟数据被发送给每个VGA。每 个VGA用与其模拟数据对应的增益放大由每个检测元件接收的光声信号。以这样的方式， 通过与测试对象的光分布对应的增益来放大由每个检测元件接收的模拟声波检测信号。此 外，如此放大的声波检测信号利用每个ADC而被转换为数字数据，其后它被发送给FPGA，在 其中它经受期望的处理，并且然后被发送给信号处理装置。即，在本实施例中，信号处理装 置81构成本发明的增益确定部和注量分布确定部，并且每个VGA构成本发明的控制部。通过以这样的方式基于注量分布而向每个检测元件提供不同的增益，变得可以获 得不是基于初始声压分布而是基于吸收系数值分布的重建的图像。
权利要求
1.一种生物信息处理设备，包括光源，将光照射到测试对象上的光照射区域；声波检测器，检测由所述测试对象中的光吸收体在它吸收光后产生的声波，并且输出 检测信号；放大器，放大从所述声波检测器输出的检测信号；控制部，控制所述放大器的增益；以及信号处理部，基于由所述放大器放大的信号而获得关于所述测试对象的内部的信息；其中所述控制部控制所述放大器的增益以使得与用于在存在得比所述测试对象中的 第一位置更接近所述光照射区域的第二位置处产生的声波的检测信号的增益相比，用于在 所述第一位置处产生的声波的检测信号的增益变得更大。
2.根据权利要求1所述的生物信息处理设备，其中所述控制部控制所述放大器的增益，以便校正到达所述第一位置的光量与到达所 述第二位置的光量之间的差别。
3.根据权利要求1或2所述的生物信息处理设备，其中所述控制部基于所述测试对象内的注量分布来控制针对所述检测信号的所述放 大器的增益，以便校正在所述测试对象中的各个位置处的光量之间的差别。
4.根据权利要求1-3中的任一权利要求所述的生物信息处理设备，其中所述声波检测器被布置为使得在所述声波检测器和所述第一位置之间的距离与 在所述声波检测器和所述第二位置之间的距离彼此相互不同；并且所述控制部根据利用所述声波检测器的声波的检测时间来改变所述放大器的增益。
5.根据权利要求4所述的生物信息处理设备，还包括增益确定部，基于所述测试对象内的注量分布来确定针对所述声波检测器的每个元件 中的声波的检测时间的所述放大器的增益的改变；其中所述控制部利用所述增益确定部的输出来控制所述放大器的增益。
6.根据权利要求5所述的生物信息处理设备，还包括注量分布确定部，基于针对所述测试对象的光照射区域的布置、所述光照射区域中的 照射光量和所述测试对象中的平均光学系数来确定所述测试对象内的注量分布。
7.根据权利要求1-4中的任一权利要求所述的生物信息处理设备，其中所述控制部控制所述放大器的增益，以使得针对利用所述声波检测器的声波的检 测时间以指数函数方式来改变所述增益。
8.根据权利要求7所述的生物信息处理设备，其中所述指数函数中的指数包括所述测试对象的平均等效衰减系数。
9.根据权利要求1-8中的任一权利要求所述的生物信息处理设备，其中由所述信号处理部获得的关于所述测试对象的内部的信息是所述测试对象的内 部中的吸收系数分布。
10.根据权利要求1-9中的任一权利要求所述的生物信息处理设备，还包括A/D转换器，将以模拟信号形式放大的所述信号转换为数字信号。
11.一种生物信息处理方法，包括检测由测试对象中的光吸收体在它吸收照射到所述测试对象上的光照射区域的光后产生的声波、并且输出检测信号的步骤；利用放大器放大所述输出的检测信号的步骤；以及基于由所述放大器放大的信号而获得关于所述测试对象的内部的信息的步骤； 其中在利用所述放大器放大所述检测信号的步骤中，控制所述放大器的增益以使得与 用于在存在得比所述测试对象中的第一位置更接近所述光照射区域的第二位置处产生的 声波的检测信号的增益相比，用于在所述第一位置处产生的声波的检测信号的增益变得更
全文摘要
生物信息处理设备包括光源11，将光12照射到测试对象13上的光照射区域13A；声波检测器17，检测由测试对象13中的光吸收体15在它吸收光后产生的声波16，并且输出检测信号；电子控制系统18，具有放大从声波检测器17输出的检测信号的放大器；以及信号处理装置19，基于由放大器放大的信号而获得关于测试对象的内部的信息。电子控制系统18控制放大器的增益以使得与用于在比测试对象中的第一位置更接近光照射区域的第二位置处产生的声波的检测信号的增益相比，用于在第一位置处产生的声波的检测信号的增益变得更大。
文档编号A61B8/00GK102131463SQ20098013302
公开日2011年7月20日 申请日期2009年8月26日 优先权日2008年8月27日
发明者中嶌隆夫, 福谷和彦, 马场庆贵 申请人:佳能株式会社