光声装置、信息处理方法和存储介质与流程

本发明涉及光声装置。

背景技术：

在医疗领域中，关于活体的功能信息或生理信息的成像近年来已被研究。存在作为功能信息的成像技术之一的光声成像(pai)。

在pai中，用光照射被检体。照射光在被检体中传播和扩散，并且其能量被吸收到被检体中。因此，通过光声效应生成声波(以下称为光声波)。光声波的接收信号被分析，以获得被检体内的光学特性值的空间分布作为图像数据。

假定被检体被光多次照射，并且基于由多次光照射生成的光声波来生成图像数据。在这种情况下，如果被检体与探头之间的相对位置在多次光照射期间变化，那么图像数据的分辨率恶化。

日本专利申请特开no.2014-140716讨论了一种技术，其中计算通过多次光照射获得的多个图像数据片段之间的位置移位(shift)量，以估计被检体与探头之间的相对位置的变化量。日本专利申请特开no.2014-140716还讨论了基于相对位置的估计的变化量来配准多个图像数据片段的技术。

在pai中，功能信息可以通过用具有多个相互不同的波长的光照射被检体来获得。

但是，如果多个图像数据片段是基于通过用具有相应多个波长的光照射而生成的光声波生成的，那么可能在多个图像数据片段之间发生位置移位。

技术实现要素：

本发明致力于能够在基于用具有多个波长的光照射而生成的光声波来生成图像数据组(多个图像数据片段)时高精度地估计多个图像数据片段之间的位置移位信息的装置。换句话说，本发明致力于即使在基于用具有多个波长的光照射而生成的光声波生成图像数据组时也能够估计被检体与探头之间的相对位置的变化量的装置。

根据本发明的一方面，光声装置包括处理单元，处理单元被配置成获得第一图像数据，该第一图像数据是基于通过用具有第一波长的光照射被检体而生成的声波生成的，获得第二图像数据，该第二图像数据是基于通过用具有不同于第一波长的第二波长的光照射被检体而生成的声波生成的，对第一图像数据和第二图像数据中的至少一个执行归一化处理以减小第一图像数据与第二图像数据之间的图像特性差异，以及基于第一图像数据和第二图像数据获得与具有第一波长和第二波长的光的照射定时关联的位置移位信息，第一图像数据和第二图像数据中的至少一个已经受归一化处理。

参照附图从以下对示例性实施例的描述，本发明的其它特征将变得清楚。

附图说明

图1是图示出根据第一示例性实施例的光声装置的配置的框图。

图2是图示出根据第一示例性实施例的探头的图。

图3是图示出根据第一示例性实施例的计算机及其外围设备的配置的框图。

图4是图示出根据第一示例性实施例的光声装置的操作的流程图。

图5是图示出根据第一示例性实施例的光声装置的测量位置的图。

图6是图示出根据第一示例性实施例的脉冲体数据的图。

图7是图示出根据第一示例性实施例的图像之间的位置移位量的图。

图8是图示出根据第一示例性实施例的位置移位量的时间插值的序列图。

图9是图示出根据第一示例性实施例的光声装置的测量点的另一个图。

图10是图示出根据第一示例性实施例的光声装置的测量点的另一个图。

图11a至图11e是图示出根据第一示例性实施例的位置移位校正的图。

图12是图示出根据第二示例性实施例的光声装置的操作的流程图。

图13是图示出根据第二示例性实施例的图形用户界面(gui)的图。

图14是图示出根据第三示例性实施例的光声装置的操作的流程图。

图15是图示出根据第四示例性实施例的gui的图。

具体实施方式

下面将参照附图描述本发明的示例性实施例。相似的部件原则上由相同的标号表示。其描述将被省略。

如本文所使用的，要被成像的被检体与探头之间的相对位置变化的现象将被称为“位置移位”。要被成像的被检体与探头之间的相对位置的变化量被称为“位置移位量”。由于位置移位而在图像数据组(多个图像数据片段)中发生的、要被成像的被检体的位置的变化量将被称为“多个图像数据片段之间的位置移位量”。表示位置移位的参数，诸如平移量、旋转量和变形量，将被称为“位置移位信息”。

如果在多次光照射期间被检体移动或探头移动，那么发生位置移位。例如，如果用户握住并扫描手持式探头或扫描单元机械地扫描探头，那么探头移动。当基于由多次光照射而生成的光声波生成图像数据时，这种位置移位会导致分辨率下降。

由光照射生成的光声波的强度与要被成像的被检体的吸收系数成比例地确定。由于吸收系数具有波长依赖性，因此，即使无论波长如何光声波都具有相同的光通量，发生的光声波的强度也随着波长而变化。

假定如日本专利申请特开no.2014-140716中所讨论的那样估计多个图像数据片段之间的位置移位。在这种情况下，如果多个图像数据片段对于要被成像的同一被检体具有不同的图像强度，那么位置移位的估计精度会下降。如果通过使用用具有多个相互不同的波长中的每一个波长的光照射所获得的图像数据组来估计位置移位量，那么，由于诸如波长之间的图像强度或分辨率的差异之类的原因，位置移位的估计精度会下降。

根据本发明的示例性实施例的光声装置获得与多个相互不同的波长的一部分对应的多个图像数据片段之间的位置移位信息，并且使用位置移位信息来获得与其它(一个或多个)波长对应的位置移位信息。由于与多个波长对应的位置移位信息是参照与特定波长对应的位置移位信息来估计的，因此可以抑制波长之间的图像强度的差异对于位置移位信息的获取精度的影响。由于获得与特定波长对应的位置移位信息以通过插值来获得与其它(一个或多个)波长对应的位置移位信息，因此可以减小获得与其它(一个或多个)波长对应的位置移位信息所需的处理量。

更具体而言，在根据本发明的示例性实施例的光声装置中，被检体分别用具有相互不同的第一和第二波长的光照射多次。然后生成与第一波长对应的第一图像数据组，并且获得第一图像数据组中的图像数据片段之间的位置移位信息。这里获得的位置移位信息(第一位置移位信息)等同于在具有第一波长的光的照射定时的在被检体与探头之间的相对位置的变化量(位置移位量)。基于第一位置移位信息，估计在对应于具有第二波长的光的照射定时的在被检体与探头之间的变化量(位置移位量)。

根据本发明的示例性实施例的光声装置基于如上所述估计的、与具有多个波长的光照射对应的位置移位信息以及由具有多个波长的光照射所生成的光声波产生的接收数据(信号组或图像数据)来获得功能信息。功能信息的示例包括指示出物质浓度的信息，诸如氧合血红蛋白浓度、脱氧血红蛋白浓度、血红蛋白的总量和氧饱和度。血红蛋白的总量是指氧合血红蛋白和脱氧血红蛋白的量的总和。氧饱和度是指氧合血红蛋白相对于总血红蛋白之比。

功能信息不限于表示空间分布的图像数据，并且可以是表示数值或文本的信息。例如，功能信息是包括诸如构成被检体的物质的平均浓度、特定位置处的物质浓度的空间分布的值以及在物质浓度的空间分布中的像素值的统计值(平均值和中值)之类的信息的概念。例如，构成被检体的物质的平均浓度的数值可以作为指示出功能信息的图像被显示在显示单元160上。

在本发明的示例性实施例中，可以基于通过使用具有如下波长的光获得的图像数据组来获得位置移位信息，在该波长处，氧合血红蛋白的分子吸收系数和脱氧血红蛋白的分子吸收系数相等。如果要被成像的被检体是血管，那么因为通过使用具有这种波长的光从血管产生的光声波的强度与氧饱和度无关，所以血管的图像强度的变化小。因此，使用具有这种波长的光趋于增大位置移位信息的估计精度。位置移位信息的估计精度趋于不仅在氧合血红蛋白的分子吸收系数和脱氧血红蛋白的分子吸收系数完全相等的波长处(等吸收点)，而且在分子吸收系数基本上相等的波长处都高。例如，等吸收点的波长的±10nm以内的波长可以被用作分子吸收系数基本上相等的波长。例如，氧合血红蛋白和脱氧血红蛋白的等吸收点等同于相等分子吸收系数的10％以内可以被用作分子吸收系数基本上相等的波长。换句话说，基于通过使用具有适于获取位置移位信息的波长的光获得的位置移位信息，可以期望地获得与其它(一个或多个)波长对应的位置移位信息。

下面将描述根据第一示例性实施例的光声装置的配置和处理。

本示例性实施例描述了其中使用光声装置的示例。将参照图1描述根据本示例性实施例的光声装置的配置。图1是图示出整个光声装置的示意性框图。根据本示例性实施例的光声装置包括驱动单元130、信号收集单元140、计算机150、显示单元160、输入单元170和探头180。

图2是图示出根据本示例性实施例的探头180的示意图。探头180包括光照射单元110和接收单元120。测量目标是被检体100。

驱动单元130驱动光照射单元110和接收单元120以执行机械扫描。光照射单元110用脉冲光照射被检体100，并且声波在被检体100内部发生。由由于光引起的光声效应生成的声波将被称为光声波。接收单元120接收光声波，以输出作为模拟信号的电信号(光声信号)。

信号收集单元140将从接收单元120输出的模拟信号转换成数字信号，并将数字信号输出到计算机150。计算机150将从信号收集单元140输出的数字信号存储为从超声波或光声波导出的信号数据。

计算机150对存储的数字信号执行信号处理，以生成表示光声图像的图像数据。计算机150对所获得的图像数据应用图像处理，并且然后将图像数据输出到显示单元160。显示单元160显示光声图像。作为操作者的医生或技师可以观察显示在显示单元160上的光声图像，以执行诊断。基于来自操作者或计算机150的存储指示，所显示的图像被存储在计算机150中的存储器中或者经由网络与模态(modality)连接的数据管理系统中。

计算机150还对包括在光声装置中的部件执行驱动控制。除了由计算机150生成的图像之外，显示单元160还可以显示图形用户界面(gui)。输入单元170被配置成允许操作者输入信息。通过使用输入单元170，操作者可以进行操作以便开始和结束测量以及给出存储生成的图像的指示。

通过根据本示例性实施例的光声装置获得的光声图像是包括从由光照射生成的光声波导出的所有图像的概念。光声图像是表示所生成的光声波的声压(初始声压)、光吸收能量密度和光吸收系数中的至少一个的空间分布的图像数据。

下面将详细描述根据本示例性实施例的光声装置的部件。

<光照射单元110>

光照射单元110包括发射脉冲光的光源和将从光源发射的脉冲光引导到被检体100的光学系统。脉冲光可以包括矩形波和三角波的光。

从光源发射的光可以具有大于或等于1ns且小于或等于100ns的脉冲宽度。光可以具有在大约400nm至1600nm范围内的波长。在以高分辨率对血管进行成像的情况下，可以使用被血管吸收高的波长(大于或等于400nm且小于或等于700nm)。在对活体的深部进行成像时，可以使用具有被活体的背景组织(诸如水和脂肪)吸收通常低的波长(大于或等于700nm且小于或等于1100nm)的光。

可以使用激光器或发光二极管作为光源。如果具有多个波长的光被用于测量，那么可以使用能够进行波长转换的光源。如果被检体100用具有多个波长的光照射，那么生成相应不同波长的光的多个光源可被提供并交替地用于照射。如果使用多个光源，那么这些光源将被统称为光源。可以使用各种激光器，包括固态激光器、气体激光器、染料激光器和半导体激光器。例如，可以使用诸如nd:yag激光器和紫翠玉(alexandrite)激光器之类的脉冲激光器作为光源。使用nd:yag激光作为激发光的ti:sa激光器以及光参量振荡器(opo)激光器可以被用作光源。微波源可以被用作光源。

光学系统可以包括光学元件，诸如透镜、反射镜和光纤。如果被检体100是乳房，那么光学系统的光发射部分可以包括用于扩散光的扩散板，使得脉冲光的射束直径扩大，以用于照射。在光声显微镜的情况下，光学系统的光发射部分可以包括发射聚焦射束以用于更高分辨率的透镜。

光照射单元110可以用来自光源的脉冲光直接照射被检体100，而不用光学系统。

<接收单元120>

接收单元120包括接收声波以输出电信号的换能器121，以及支撑换能器121的支撑构件122。换能器121还可以发送声波。虽然为了方便起见，图2仅图示出一个换能器121，但是接收单元120可以包括多个换能器。

构成换能器121的构件可以由以锆钛酸铅(pzt)为代表的压电陶瓷材料和以聚偏二氟乙烯(pvdf)为代表的聚合物压电薄膜材料制成。可以使用不同于压电元件的其它元件。例如，可以使用电容式换能器(电容式微加工超声换能器(cmut))和使用法布里-珀罗(fabry-perot)干涉仪的换能器。只要可以接收声波以输出电信号，任何换能器都可以被使用。由换能器获得的信号是时间分辨信号。即，由换能器获得的信号的振幅指示基于每次由换能器接收的声压的值(例如，与声压成比例的值)。

光声波通常包括100khz至100mhz的频率分量。可以使用能够检测这种频率的换能器作为换能器121。

支撑构件122可以由具有高机械强度的金属材料制成。支撑构件122的在被检体100侧的表面可以被镜面抛光或加工以散射光，以便增大入射在被检体100上的照射光。在本示例性实施例中，支撑构件122具有半球形外壳的形状，并且被配置成能够在半球形外壳上支撑多个换能器121。在这种情况下，布置在支撑构件122上的换能器121的指向轴会聚到半球的曲率中心附近。如果从多个换能器121输出的信号被用于成像，那么在曲率中心附近的图像质量提高。支撑构件122可以具有任何配置，只要可以支撑(一个或多个)换能器121即可。支撑构件122可以支撑多个换能器121，使得换能器121被布置在称为一维(1d)阵列、1.5维(1.5d)阵列、1.75维(1.75d)阵列或二维(2d)阵列的平坦表面或弯曲表面上。

支撑构件122可以用作用于保持声匹配材料的容器。换句话说，支撑构件122可以被配置成用于使声匹配材料处于(一个或多个)换能器121与被检体100之间的容器。

接收单元120可以包括用于放大从(一个或多个)换能器121输出的时间序列的模拟信号的放大器。接收单元120可以包括用于将从(一个或多个)换能器121输出的时间序列的模拟信号转换成时间序列的数字信号的模数(a/d)转换器。换句话说，接收单元120可以包括下面要描述的信号收集单元140。

为了在各种角度检测声信号，换能器121可以理想地被布置成在所有方向上围绕被检体100。如果换能器121不能被定位成在所有方向上大致围绕被检体100定位，那么如图2所示，换能器121可以被布置在半球形支撑构件122上，以近似在所有方向上围绕被检体100的状态。虽然图2仅示出了一个换能器121，但是多个换能器可以布置在半球形支撑构件122上。

换能器121的布局和数量以及支撑构件122的形状可以根据被检体100进行优化。在本示例性实施例中，可以采用任何类型的接收单元120。

接收单元120与被检体100之间的空间填充有媒介，光声波可以传播通过该媒介。可以透射光声波、在与被检体100和换能器121的界面处具有匹配的声学特性并且对于光声波具有尽可能高的透射率的材料被用作媒介。这种媒介的示例包括水和超声凝胶。

<驱动单元130>

驱动单元130是改变被检体100与接收单元120之间的相对位置的部分。在本示例性实施例中，驱动单元130是用于在x和y方向上移动支撑构件122的设备。驱动单元130是包括步进马达的马达驱动的xy平台。驱动单元130包括马达(诸如用于生成驱动力的步进马达)、用于传送驱动力的驱动机构以及用于检测关于接收单元120的位置信息的位置传感器。驱动机构的示例包括导螺杆机构、连杆机构、齿轮机构和液压机构。位置传感器的示例包括编码器，以及使用可变电阻器的电位器。

驱动单元130不限于在x和y方向(二维地)改变被检体100与接收单元120之间的相对位置的驱动单元。驱动单元130可以一维或三维地改变相对位置。

驱动单元130可以固定接收单元120并移动被检体100，只要可以改变被检体100与接收单元120之间的相对位置即可。如果被检体100被移动，那么驱动单元130可以被配置成通过移动支持被检体100的被检体支持单元(未示出)来移动被检体100。驱动单元130可以既移动被检体100又移动接收单元120。

驱动单元130可以持续地移动相对位置。驱动单元130可以以步进重复(step-and-repeat)的方式移动相对位置。驱动单元130可以是马达驱动的平台或手动平台。

在本示例性实施例中，驱动单元130同时驱动光照射单元110和接收单元120以用于扫描。但是，驱动单元130可以仅驱动光照射单元110或仅驱动接收单元120。

<信号收集单元140>

信号收集单元140包括放大电信号(该电信号是从换能器121输出的模拟信号)的放大器，以及将从放大器输出的模拟信号转换成数字信号的a/d转换器。信号收集单元140可以由现场可编程门阵列(fpga)芯片来配置。从信号收集单元140输出的数字信号被存储在计算机150中的存储单元152中。信号收集单元140也被称为数据获取系统(das)。如本文所使用的，电信号是既包括模拟信号又包括数字信号的概念。信号收集单元140可以连接到被附连到光照射单元110的光发射部分的光检测传感器，并且可以在被脉冲光从光照射单元110的发射触发时并且与其同步地开始处理。信号收集单元140可以在被通过使用超声造影装置的冻结(freeze)按钮给出的指示触发时并与其同步地开始处理。

<计算机150>

计算机150包括算术单元151、存储单元152和控制单元153。将与对处理流程的描述一起来描述每个部件的功能。

作为算术单元151的、负责算术功能的单元可以包括处理器(诸如中央处理单元(cpu)和图形处理单元(gpu))，或者算术电路(诸如fpga芯片)。这种单元不仅可以包括单个处理器或算术电路，而且也可以包括多个处理器和算术电路。算术单元151可以从输入单元170接收各种参数(包括被检体声速和支撑杯的配置)，并处理接收到的信号。

存储单元152可以由非暂态存储介质(诸如只读存储器(rom)、磁盘和闪存存储器)来配置。存储单元152可以是易失性存储器，诸如随机存取存储器(ram)。存储程序的存储介质是非暂态存储介质。存储单元152不仅可以由单个存储介质来配置，而且可以由多个存储介质来配置。

存储单元152可以存储表示由算术单元151利用下面要描述的方法生成的光声图像的图像数据。

控制单元153由诸如cpu之类的算术元件来配置。控制单元153控制光声装置的部件的操作。控制单元153可以从输入单元170接收得自于各种操作(诸如开始测量)的指示信号并控制光声装置的部件。控制单元153读取存储在存储单元512中的程序代码，并控制光声装置的部件的操作。

计算机150可以是被设计为专用的工作站。计算机150的部件可以被配置成不同的硬件块。计算机150的部件中的至少一些可以被配置成单个硬件块。

图3图示出根据本示例性实施例的计算机150的具体配置示例。根据本示例性实施例的计算机150包括cpu154、gpu155、ram156、rom157和外部存储设备158。计算机150与用作显示单元160的液晶显示器161以及用作输入单元170的鼠标171和键盘172连接。

计算机150和多个换能器121可以被配置并提供为容纳在共同壳体中。容纳在壳体中的计算机可以执行信号处理的一部分，而布置在壳体外部的计算机执行信号处理的其余部分。在这种情况下，布置在壳体内部和外部的计算机可以被统称为根据本示例性实施例的计算机。换句话说，构成计算机150的硬件块不需要容纳在一个壳体中。

<显示单元160>

显示单元160是诸如液晶显示器和有机电致发光(el)显示器之类的显示器。显示单元160是用于显示基于从计算机150获得的被检体信息的图像以及诸如特定位置之类的数值的设备。显示单元160可以显示用于操作图像和光声装置的gui。显示单元160或计算机150可以在显示被检体信息之前执行图像处理(亮度值的调整)。

<输入单元170>

可以使用包括用户可操作的鼠标和键盘的操作控制台作为输入单元170。可以从输入单元170输入的内容可以包括图像重构条件的选择、用于位置移位校正的方法的选择以及插值方法的选择。输入单元170可以被配置成允许在观察组合的图像的同时通过使用滑动条来改变位置移位量的相加的权重。显示单元160可以包括触摸面板，在这种情况下，显示单元160可以用作输入单元170。

光声装置的部件可以被配置成各自分离的设备。可替代地，部件可以被配置成一个一体化单元。光声装置的部件中的至少一些可以被配置成一个一体化单元。

<被检体100>

虽然不是光声装置的组成部分，但是下面将描述被检体100。根据本示例性实施例的光声装置可以用于诸如诊断人或动物的恶性肿瘤或血管疾病以及化疗的随访之类的目的。因此，被检体100可以是活体，或者更具体而言，是诸如人体或动物的乳房、各种器官、血管网络、头部、颈部、腹部和四肢(包括手指和脚趾)之类的要诊断的部位。例如，如果测量目标是人体，那么可以将氧合血红蛋白、脱氧血红蛋白、含有高比例的氧合血红蛋白和脱氧血红蛋白的血管或者在肿瘤附近形成的新生血管假设为目标光吸收体。颈动脉壁上的斑块可以被假设是目标光吸收体。作为目标光吸收体，可以使用诸如亚甲基蓝(mb)和靛青绿(icg)之类的染料、金微粒子以及通过聚集或化学改性这些物质而获得的外部引入物质。

下面将参照图4所示的流程图描述包括根据本示例性实施例的信息处理的光声装置的操作。

<步骤s100：用具有波长λ1的光和具有波长λ2的光各照射被检体多次

并接收光声波的步骤>

在步骤s100中，光照射单元110用具有相互不同的波长λ1和λ2的光各照射被检体100多次。接收单元120接收由光照射生成的光声波。

控制单元153将扫描信息和指示出光照射的信息(控制信号)发送到探头180。在驱动单元130移动接收单元120时，光照射单元110用具有多个波长的脉冲光照射被检体100多次。换句话说，驱动单元130在光照射被多次执行的时段期间移动接收单元120。结果，驱动单元130可以移动接收单元120，以便在各次光照射时将接收单元120定位在不同的位置处。换能器121接收通过由光照射单元110用脉冲光进行的多次光照射生成的光声波，并且输出与光照射次数一样多的信号。与具有多个波长的光照射次数一样多的信号输出将被统称为与这多个波长对应的信号组。

下面将描述执行n次光照射的情况。用波长λ1进行的第i次光照射获得的信号将被表示为：

sλ1,i(1≤i≤n)。

具有下标i的项表示与第i次光照射对应的项。i是正整数并且可以被称

为脉冲索引。

例如，光照射和光声波的接收可以在如图5所示的那样移动探头180的同时执行。圆圈501表示当被检体100用具有波长λ1的光被照射时探头180的位置(测量位置)。三角形502表示当被检体100用具有波长λ2的光被照射时探头180的位置(测量位置)。实线503表示探头180的轨迹。如图5所示，在本示例性实施例中，驱动单元130可以在光照射单元110用多个波长的光交替照射被检体100的同时移动探头180。在图5所示的示例中，探头180以螺旋图案被从轨迹的最外周向内扫描。为了方便起见，图5图示出xy平面上的轨迹。但是，探头180可以被三维地扫描，而不一定在平面上。

信号收集单元140对与多个波长对应的信号组(从换能器121输出的模拟信号组)执行a/d转换处理，并将经处理的光声信号发送到计算机150。光声信号作为数字信号组被存储在存储单元152中。

<步骤s200：获得与波长λ1对应的图像数据组的步骤>

在步骤s200中，算术单元151基于在步骤s100中获得的信号组获得与在第一波长(波长λ1)处的光照射对应的图像数据组。算术单元151可以根据光照射的相应信号生成图像数据片段，并从图像数据片段中获得由具有波长λ1的光照射所产生的图像数据。算术单元151可以通过选择性地使用信号组中的与在波长λ1处的光照射对应的信号来获得由具有波长λ1的光照射所产生的图像数据。

算术单元151通过对光声信号执行重构处理(诸如通用反投影(ubp))来生成光声图像。在生成光声图像之后，可以删除存储在存储单元152中的光声信号。通过用脉冲光照射一次所获得的图像数据可以被称为脉冲体数据。脉冲体数据以体数据的形式被获得，其中二维或三维地布置的体素(在2d布置的情况下，可以被称为像素)存储在相应位置中的值。体数据可以被称为二维或三维体、二维或三维图像、二维或三维断层图像。

可以采用常规的重构技术，诸如时域重构技术、傅立叶域重构技术和模型基础重构技术(重复重构技术)。例如，可以采用在physicalreviewe71,016706(2005)中讨论的被称为ubp的时域重构技术。

对于图像数据，算术单元151可以获得初始声压分布数据：

pλa,i(1≤a≤l，1≤i≤n)。

在这里，a是指示出该项与具有波长λa的光照射对应的波长索引。除了信号组之外，算术单元151还可以在光照射期间基于关于换能器121的位置信息获得初始声压分布数据。算术单元151可以通过在每次光照射时读取预先存储在存储单元152中的关于换能器121的位置信息来获得位置信息。算术单元151可以通过从包括在驱动单元130中的位置传感器接收关于接收单元121的位置信息来获得关于换能器121的位置信息，其中以光照射作为触发。

图6图示出根据本示例性实施例的具有波长λ1的脉冲体数据的一部分(pλ1,1至pλ1,10)。根据本示例性实施例的脉冲体数据是三维空间中的体数据，而为了说明方便，脉冲体数据被表示在xy平面上。在本示例性实施例中，重构区域被设置为使得初始声压分布数据的时间上相邻片段的区域中的至少一些区域重叠。在本示例性实施例中，围绕半球形支撑构件122的曲率中心的60mm见方的立方体区域被设置为基于一轮光照射(即，一个电信号组)来重构的重构区域。用于一轮光照射的重构区域的尺寸(60mm)大于光照射期间接收单元120的移动量。因此，如图6所示，与光照射的时间序列对应的两个或更多个脉冲体数据片段重叠。重构区域的尺寸和形状可以预先设置。用户可以通过使用输入单元170来指定重构区域的尺寸和形状。每个脉冲体数据片段相对于参照位置的中心位置将被称为该脉冲体数据片段的位置。例如，图6图示出脉冲体数据pλ1,10的位置pospλ1,10。在这个示例中，接收单元120的位置在每一轮光照射下变化。因此，在图6所示的、在本示例性实施例中获得的脉冲体数据片段相对于参照位置位于相应的不同位置。

在本步骤中，算术单元151可以获得被检体100内部的光通量分布数据φ[pa·m³/j]。算术单元151可以通过用初始声压数据除以光通量分布数据φ和grüneisen参数分布数据来获得被检体100内部的光吸收系数分布数据μa[1/m]。在这种情况下，光吸收系数分布数据μa可以用作脉冲体数据。

例如，如在proc.ofspie，第7561卷，756117-1中所讨论的，算术单元151可以求解光扩散方程来获得光通量分布数据φ。

例如，已知grüneisen参数的值是这样的值：一旦确定了被检体100的类型，该值就几乎被唯一地确定。因此，可以预先将与被检体100对应的grüneisen参数分布数据γ存储在存储单元152中。算术单元151可以预先读取并获得存储在存储单元152中的grüneisen参数分布数据γ。

用户可以握持具有抓握部分的探头180并且移动探头180。探头180可以在多次执行光照射的时段期间保持静止。算术单元151可以基于通过一轮光照射获得的电信号组获得整个成像区域的图像数据，并对于多轮光照射重复该处理。

<步骤s300：获得对应于具有波长λ1的光的照射定时的位置移位信息的步骤>

在步骤s300中，算术单元151基于在步骤s200中获得的、与波长λ1对应的图像数据组来获得对应于具有波长λ1的光的照射定时的位置移位信息。例如，如下所述，算术单元151可以通过计算脉冲体数据片段之间的位置移位量或通过计算经由组合脉冲体数据片段而获得的体数据的位置移位量来获得位置移位信息。

首先，算术单元151估计在用波长λ1进行的各轮光照射之间由于被检体与接收单元120之间的相对位置关系的变化而引起的相应脉冲体数据片段的位置移位量。在此时，算术单元151从获得的脉冲体数据中选择任意一对脉冲体数据片段。第k对将被表示为r_k。构成对r_k的、波长λ1的脉冲体数据片段中的任一个将被表示为pλ1,k1。另一个将被表示为pλ1,k2。在本示例性实施例中，下面将描述选择k个对的情况。可以期望地选择具有重叠区域的两个脉冲体数据片段作为一对。这可以避免比较没有共同特征的脉冲体数据片段，从而可以减小冗余计算。另外，可以期望地选择具有大重叠区域的脉冲体数据片段作为对。因此，例如，算术单元151可以选择之间重叠区域的体积比大于或等于预定值的一对脉冲体数据片段。如下所述，如果将组合的体数据用于位置移位校正，那么可以选择各自与大量脉冲体数据片段重叠的脉冲体数据片段作为一对。

可以选择一个脉冲体数据片段和相对于该脉冲体数据片段的索引具有落在预定范围内的索引的另一个体数据片段成为一对。可以选择具有连续索引的脉冲体数据片段(即，时间上连续的脉冲体数据片段)成为一对。例如，在本示例性实施例中，算术单元151选择具有大于或等于50％的重叠区域的脉冲体数据片段作为一对。

下面将描述用于估计每个脉冲体数据片段的位置移位量的方法的示例。

算术单元151计算由式1表示的pλ1,k1和pλ1,k2之间的相似度函数f_k：

f_k(x,y,z)＝fsimil(p_k,x,y,z)。...式1

相似度函数f_k是用于计算当相对于构成对r_k的脉冲体数据片段中的一个(或pλ1,k1)而言另一个脉冲体数据片段pλ1,k2的相对位置被平移(x,y,z)时的相似度的函数。如果图像之间的相似度高，那么函数fsimil返回一个高值作为函数值。获得相似度函数f是指当函数的自变量或平移量(x，y，z)或者等效地图像数据片段之间的相对位置在预定范围内离散地改变时获得其函数值。例如，假定x、y和z的值各自作为-l到+l的范围内的整数值改变。在这种情况下，获得相似度函数f是指获得相似度函数f在相应情况下返回的(2l+1)×(2l+1)×(2l+1)个值的集合。作为高级方法，可以通过对(2l+1)×(2l+1)×(2l+1)个值的集合应用双线性方法或双三次方法来以更接近连续函数的信息的形式导出并获得相似度函数f。

当pλ1,k2的位置参照如下的位置在预定范围内离散地改变时，算术单元151可以获得函数值，其中pλ1,k2到所述位置被平移pλ1,k2相对于pλ1,k1的相对位置(接收单元120在两轮光照射之间的移动量)。

例如，可以应用任意相似度标度(诸如平方差之和(ssd)、绝对差之和(sad)、互信息量以及互相关)作为计算相似度的函数。例如，可以从脉冲体数据中提取特征形状，并且可以测量与这些形状的位置一致的程度，以获得相似度函数。要提取的特征可以包括血管的解剖特征和通过图像处理领域中常用的常规方法(诸如边缘检测和角点检测)提取的特征。要提取的特征可以包括计算机视觉技术领域中通常使用的较高阶的局部图像特征，诸如尺度不变特征变换(sift)特征和加速健壮特征(surf)。根据此类方法，可以依赖于脉冲体数据片段之间的亮度分布的差异以及噪声的包括来获得更健壮的相似度函数。

算术单元151可以通过应用用于将相似度的计算结果乘以权重的处理来获得相似度函数。

如果在作为相似度计算的目标的脉冲体数据片段之间不能正确地计算相似度，那么该结果不需要被用于后续处理。相似度无法被正确地计算的情况包括即使脉冲体数据片段在任何方向上被平移相似度也保持足够小或不变时。根据这种处理，可以选择性地使用其中相同特征充分显现的脉冲体数据片段之间的比较结果(相似度函数)用于后续处理。

然后，算术单元151获得如由式2表示的最大化相似度函数f_k的函数值的平移量m_k：

m_k＝argmax(f_k(x,y,z))...式2

算术单元151为每一对获得最大化相似度函数f_k的函数值的平移量m_k。

评估函数将被定义为在估计脉冲体数据片段的位置时尽可能多地维持作为一对r_k的个体最佳值的平移量m_k。更具体而言，评估函数被定义为使得其值随着pλ1,k2相对于pλ1,k1的位置偏离平移量m_k而减小。这种评估函数e_k的示例由式3表示：

e_k＝(m_k-(pospλ1,k1-pospλ1,k2)²)

＝(m_k(x)-(pospλ1,k1(x)-pospλ1,k2(x))²)

+(m_k(y)-(pospλ1,k1(y)-pospλ1,k2(y))²)

+(m_k(z)-(pospλ1,k1(z)-pospλ1,k2(z))²)...式3

pospλ1,k1表示pλ1,k1相对于参照位置的位置。pospλ1,k2表示pλ1,k2相对于参照位置的位置。在定义评估函数时，相似度函数f_k可以通过拟合到相似度函数f_k的二次函数来近似。如果相似度函数f_k可以被近似成在平移量m_k附近根据二次函数减小，那么式3用作用于基于pλ1,k1和pλ1,k2的位置关系在平移量m_k附近近似相似度函数f_k的值的函数。

然后，当由式4定义的成本函数e被最小化时，算术单元151获得所有的脉冲体数据片段相对于参照位置的位置posp'λ1,j。在这里，j是用于特定脉冲的脉冲索引。

当成本函数e被最小化时的脉冲体数据片段相对于参照位置的位置指示在由于被检体100和接收单元120之间的相对位置关系的变化而引起的位置移位之后关于该脉冲体数据片段的位置信息。

例如，算术单元151通过使用线性最小二乘法获得最小化在式4中表示的成本函数e(使其最接近0)的解。以这种方式，可以以低计算成本唯一地获得每个脉冲体数据片段的位置posp'λ1,j。

可以通过使用任何常规方法来优化成本函数e，而不一定是通过上述的线性优化。例如，可以通过使用重复计算的非线性优化方法来优化成本函数e，诸如最速下降法和牛顿法。更具体而言，算术单元151搜索最小化成本函数e的脉冲体数据片段的位置，从而获得在位置移位之后关于脉冲体数据相对于参照位置的位置信息。

成本函数e可以被定义为在各轮光照射之间使脉冲体数据片段的位置的可能变化(运动)正则化。如果被检体100是乳房，那么呼吸运动被认为是主导的。在这种情况下，被检体100的运动最大大约为几毫米，并且预期该运动在时间上是连续的和平滑的。预期该运动也是周期性的。因此可以执行正则化，以便抑制对于偏离被检体100的这种预期运动的运动的计算。

正则化可以通过任何方法来执行。例如，可以将预定的加权因子应用于在推导过程中被检体100的变化量(移动距离)的总和，并且可以将结果加到成本函数e以进行正则化。基于被检体100的变化的频率分量值计算的值可以被加到成本函数e。可以准备被检体100的典型变化行为的模型，并且可以将与模型的变化的差异作为成本加到成本函数e。

“成本函数e被最小化”不仅包括严格意义上成本函数e被最小化的情况，而且还包括成本函数e的值落在或低于预定值的情况以及当候选解改变时成本函数e的变化量落在或低于预定值的情况。换句话说，如果成本函数e满足预定条件，那么算术单元151可以确定成本函数e被最小化。用户可以通过使用输入单元170给出成本函数e被最小化的指示。在这种情况下，算术单元151从输入单元170接收指示并确定成本函数e被最小化。

然后，当成本函数e被最小化时，算术单元151获得每个脉冲体数据片段的位置移位量moptλ1,j。位置移位量moptλ1,j指示由于被检体100和接收单元120之间的相对位置关系的变化而引起的每个脉冲体数据片段的位置移位量。

图7图示出当通过上述方法使成本函数e最小化时脉冲体数据pλ1,2的位置pospλ1,2和脉冲体数据p'λ1,2的位置posp'λ1,2。在图7中，脉冲体数据pλ1,2以实线示出，并且当成本函数e最小化时的脉冲体数据p'λ1,2以虚线示出。

在本步骤中，可以使用任何方法，只要可以获得由于被检体100和接收单元120之间的相对位置的变化而引起的关于脉冲体数据的位置移位信息即可。

算术单元151可以通过使用经由组合两个或更多个脉冲体数据片段而获得的波长λ1的第k个组合的体数据片段gλ1,k来获得位置移位信息。在这种情况下，可以使用包括所有的组合脉冲体数据片段的最小矩形区域作为组合的体数据。可以使用包括其中至少两个脉冲体数据片段重叠的区域的任意区域作为组合的体数据。换句话说，组合的体数据的区域不需要包括要组合的所有脉冲体数据。

组合的体数据是通过根据其相应位置将所选择的脉冲体数据片段相加而获得的。可替代地，所选择的脉冲体数据片段可以相加并除以重叠的脉冲体数据片段的数量，以确定平均体数据。可以使用任何技术，只要可以获得更准确地再现被检体100的特征的体数据即可。如本文所采用的，“组合”不包括用于校正各轮光照射之间被检体100和接收单元120的相对位置变化的处理(例如，用于改变脉冲体数据的位置的处理)。

例如，算术单元151可以为要组合的相应脉冲体数据片段指派权重，然后将结果相加以用于组合。算术单元151可以计算通过异常值去除方法从中排除包括大量噪声的值的脉冲体数据的相加值或平均值。

通过这种组合处理，可以获得其中包括在每个脉冲体数据片段中的噪声被减小并且更准确地再现被检体100的特征的组合的体数据。如果组合的体数据片段的数量小于脉冲体数据片段的数量，那么与将脉冲体数据片段进行比较以估计整个脉冲体数据的位置移位的技术相比，可以减小计算量和计算成本。

要注意的是，通过这种组合获得的组合的体数据受到多次光照射之间被检体100和光声波的接收单元120的相对位置关系的变化的影响。因此，组合的体数据可以包括由于这种变化引起的质量下降。下面将描述用于根据组合的体数据的估计位置来估计脉冲体数据的位置以抑制这样的质量下降的处理。

算术单元151基于在波长λ1处的每个组合的体数据片段的位置移位量mgoptλ1,j来估计每个脉冲体数据片段的位置移位量moptλ1,i。

算术单元151可以将组合的体数据的估计的位置移位量指派给与该组合的体数据相关联的那些脉冲体数据片段。算术单元151可以通过对脉冲体数据的指派的位置移位量执行插值处理来估计其它脉冲体数据片段的位置移位量。可以使用常规技术(诸如线性插值和样条插值)进行插值处理。插值处理可以在约束下执行，以便不计算偏离被检体100的预期运动的位置。

要被组合的脉冲体数据片段中的任意脉冲体数据片段可以被用作与该组合的体数据相关联的脉冲体数据。例如，如果存在奇数个要被组合的脉冲体数据片段，那么在时间上位于中心的脉冲体数据片段可以与该组合的体数据相关联。

例如，如在本示例性实施例中那样存在偶数个要被组合的脉冲体数据片段，那么在时间上位于中心附近的脉冲体数据片段中的任一个可以与该组合的体数据相关联。例如，如果如本示例性实施例中那样存在10个要被组合的脉冲体数据片段，那么可以将在波长λ1的组合的体数据gλ1,j的位置移位量mgoptλ1,j指派给脉冲体数据pλ1,5的位置移位量moptλ1,5。

如果存在偶数个要被组合的脉冲体数据片段，那么在时间上位于中心的虚拟脉冲体数据片段可以与该组合的体数据相关联。例如，如果如本示例性实施例中那样存在10个要被组合的脉冲体数据片段，那么可以将在波长λ1的组合的体数据gλ1,j的位置移位量mgoptλ1,j指派给具有5.5j的脉冲索引的虚拟脉冲体数据的位置移位量。

在加权组合的情况下，在要被组合的脉冲体数据片段当中被指派最高加权因子的脉冲体数据片段可以与组合的体数据相关联。要被组合的脉冲体数据片段当中具有中值加权因子的脉冲体数据片段可以与组合的体数据相关联。

通过上述处理，可以基于关于与波长λ1对应的组合的体数据的位置移位信息来获得关于与波长λ1对应的脉冲体数据的位置移位信息。以这种方式，可以获得对应于具有波长λ1的光的照射定时的位置移位信息。

可以通过使用2d投影数据(诸如脉冲体数据或组合的体数据的最大强度投影(mip))以与上述方式类似的方式来获得位置移位信息。下面将描述这种处理的示例。

算术单元151获得在波长λ1处的组合初始声压分布数据gλ1,j的mip数据，作为在x、y和z方向中的每一个中投影的投影数据。在x方向投影的mip数据是由y轴和z轴指示的2d空间分布信息，并被表示为igλ1,j(y,z)。在y方向投影的mip数据是由z轴和x轴指示的2d空间分布信息，并被表示为igλ1,j(z,x)。在z方向投影的mip数据是由x轴和y轴指示的2d空间分布信息，并被表示为igλ1,j(x,y)。

可以采用除mip图像之外的投影技术，只要可以将三维图像数据转换成2d图像数据即可。例如，可以生成并使用最小强度投影(minp)图像来替代mip图像。在投影方向上的多个片(slide)可以相加以获得投影数据。

在xy、yz和zx平面中的每一个上，算术单元151平移要与一个mip数据片段成对的另一个mip数据片段的相对位置，并计算相似度。相似度可以通过使用上述技术来计算。然后，算术单元151计算在xy、yz和zx平面上最大化pλ1,k2相对于pλ1,k1的相似度的平移量mx_k、my_k和mz_k，并计算平移量的相应坐标轴分量的平均值，作为使相似度最大化的三维平移量m的分量值。

接下来，通过使用由式5表示的平移量m_k，当由式4表示的成本函数e被最小化时，算术单元151可以估计每个组合的体数据片段的位置。

通过上述处理，可以基于从三维图像数据转换的2d图像数据来获得组合的体数据相对于参照位置的位置。与简单处理三维图像数据时相比，从三维图像数据到2d图像数据的转换允许以较少的计算成本获取位置移位的体数据的位置。

通过将三维图像数据(脉冲体数据)转换成2d图像数据的上述方法可以获得关于与波长λ1对应的脉冲体数据的位置移位信息。可以以这种方式获得对应于具有波长λ1的光的照射定时的位置移位信息。

到目前为止已经描述了作为被检体100和接收单元120之间的相对位置关系的变化而发生平移的情况的示例。如果作为变化而发生旋转或变形，那么也可以以类似的方式估计结果所得的位置移位量。

例如，如果考虑旋转，那么算术单元151可以通过除了平移量还使用旋转量作为自变量来估计每个脉冲体数据片段的位置和旋转量(位置移位量)。然后，算术单元151可以基于所估计的位置和旋转量对脉冲体数据片段执行刚性体转换处理(位置移位校正处理)，并将结果组合以获得组合的体数据。只有旋转量可以被用作位置移位量。可替代地，可以使用计算出的转换矩阵(诸如二维或三维平移和旋转矩阵)以及用于转换的各种参数作为位置移位量。

例如，如果考虑变形，那么算术单元151可以通过使用在脉冲体数据上设置的每个点处的位移量(平移和旋转量中的至少一个)作为自变量来估计位移量。然后，算术单元151可以基于估计的位移量对脉冲体数据片段执行变形处理(位置移位校正处理)，并将结果组合以获得组合的体数据。例如，脉冲体数据片段之间的位移量可以通过使用变形-表示技术(诸如自由形变(ffd)和薄板样条)来计算。通过这种处理，可以考虑包括变形在内的高阶变化来获得高质量的组合的体数据。

在本示例性实施例中，脉冲体数据的获取被描述为在完成从整个光照射产生的光声波的测量之后开始。但是，可以在每次执行光照射时获得脉冲体数据片段。在后一种情况下，所获得的脉冲体数据片段可以连续地显示在显示单元160上。这允许用户在完成整个测量之前检查所获得的脉冲体数据。在这种情况下，可以通过上述方法组合其中脉冲体数据片段重叠的区域。

在本示例性实施例中，在获取整个脉冲体数据之后计算位置移位量。但是，可以在每次执行光照射时通过使用所获得的脉冲体数据来连续计算位置移位量。连续获得的脉冲体数据片段当中的特定数量的脉冲体数据片段可以被组合，以生成组合的体数据，并且可以连续地计算位置移位量。

用于计算位置移位量的体数据可以经受预处理，诸如在使用之前去除负值以及图像强度的归一化。

<步骤s400：基于对应于具有波长λ1的光的照射定时的位置移位信息获

得对应于具有波长λ2的光的照射定时的位置移位信息的步骤>

在步骤s400中，算术单元151基于在步骤s300中获得的对应于具有波长λ1的光的照射定时的位置移位信息，获得对应于具有波长λ2的光的照射定时的位置移位信息。换句话说，算术单元151根据由步骤s300中描述的方法计算的、与特定波长对应的位置移位信息来计算与另一个波长对应的位置移位信息。例如，如果光的照射定时是已知的，那么算术单元151可以在时间上对对应于具有波长λ1的光的照射定时的位置移位信息进行插值。如果探头180的位置(即，对应于光的照射定时的接收单元120的位置)是已知的，那么算术单元151可以在空间上对对应于具有波长λ1的光的照射定时的位置移位信息进行插值。算术单元151可以通过这种插值获得对应于具有波长λ2的光的照射定时的位置移位信息。

将参照图8来描述其中位置移位信息通过时间插值来计算的情况。图8包括图示出随时间t具有多个波长的脉冲光的照射定时的序列图。图8包括图示出与具有波长λ1的相应脉冲对应的位置移位量(平移量)的曲线图。反三角形801示意性地表示脉冲光的照射定时。可以看出，在时间t11、t21、t31、t41和t51处发射具有波长λ1的脉冲光。还可以看出，在时间t12、t22、t32、t42和t52处发射具有波长λ2的脉冲光。在步骤s300中计算对应于具有波长λ1的脉冲光的照射定时的位置移位量。在图8中，位置移位量用圆圈标记802绘制。然后，算术单元151通过在时间上对波长λ1的位置移位量进行插值来计算与波长λ2对应的位置移位量。在图8中，x标记803表示通过时间插值计算的、对应于具有波长λ2的脉冲光的照射定时的位置移位量。lanczos插值被理想地用作插值方法，但可以使用任何其它插值方法，包括线性插值、三次插值和样条插值。在这里，将描述使用线性插值和lanczos插值的示例。例如，如果被观察的被检体100的运动比波长λ1的脉冲照射时间(采样时间)慢，那么可以根据在与波长λ1对应的时间t11和时间t21处的位置移位量来计算对应于波长λ2的定时t12的位置移位量。在时间t12的位置移位量m12可以通过下面的式6来计算：

其中m11和m21分别是在时间t11和t21处的位置移位量。

在这里，通过使用位置移位量m11和m21来计算在时间t12处的波长λ2的脉冲的位置移位量m12。依赖于插值方法，可以使用在时间上更分离的脉冲的位置移位量。例如，lanczos插值是一种多变量插值。lanczos插值被用来提高数字信号的采样率，并且被已知为最佳插值。使用式7的lanczos内核l(t)，用于1d信号的lanczos插值由式8执行：

在这里，t是时间，a是用于确定内核尺寸的正整数，si是用于正整数i的1d信号的样本，s(t)是插值的值，并且[]是地板函数。可以看出的是，与线性插值不同，不仅最接近的两个脉冲的位置移位量，而且还有多个附近脉冲的位置移位量被用于插值。

以这种方式，可以根据一个波长的时间上相邻的脉冲的位置移位量来计算另一个波长的脉冲的位置移位量。在这个过程中，不需要执行多个波长上的位置移位校正，由此可以减小计算时间。

作为用于时间插值的方法的示例，将描述用于插值两个2d仿射变换矩阵以计算2d仿射变换矩阵的方法。

假定获得了从具有多个波长的脉冲光产生的信号组。根据用信号组中具有波长λ1的脉冲光照射所获得的信号，获得对应的脉冲体数据。执行基于仿射变换的位置移位校正，以根据所获得的波长λ1的脉冲体数据来计算在波长λ2处的位置移位量。在波长λ2处的位置移位量被计算为相对于脉冲体数据的仿射变换矩阵。

假定有两个2d仿射变换矩阵a1和a2。a1是通过在时间t1处用具有波长λ1的脉冲光照射所获得的脉冲体数据pλ1,0与通过在时间t1+δ处用具有波长λ1的脉冲光照射所获得的脉冲体数据pλ1,1之间的位置移位量(仿射变换矩阵)。a2是通过在时间t1+δ处用具有波长λ1的脉冲光照射所获得的脉冲体数据pλ1,1与通过在时间t1+2δ处用具有波长λ1的脉冲光照射所获得的脉冲体数据pλ1,2之间的位置移位量。

假定要确定的仿射变换矩阵b是通过在时间t1+δ/2处用具有波长λ2的脉冲光照射所获得的脉冲体数据pλ2,1/2与通过在时间t1+3δ/2处用具有波长λ2的脉冲光照射所获得脉冲体数据pλ2,3/2之间的位置移位量。

a1可以被分解成旋转分量a1r和缩放分量a1s。类似地，a2可以被分解成旋转分量a2r和缩放分量a2s。可以通过在时间上对矩阵a1r和a2r的元素进行插值来获得b的旋转分量br。可以通过在时间上对矩阵a1s和a2s的元素进行插值来获得b的缩放分量bs。结果所得的br和bs可以被整合以计算位置移位量b。

可以执行空间插值以计算空间相邻的脉冲的位置移位量。图9是图示出在如图5那样在空间扫描的同时用具有多个波长的脉冲照射被检体100时探头180的位置(测量位置)的示意图。将描述其中与波长λ1对应的位置移位信息被空间插值以获得与用对应于波长λ2的光照射的定时的测量位置502a对应的位置移位信息的情况。算术单元151确定与测量位置502a附近的位置对应的波长λ1处的测量位置。例如，算术单元151确定距离波长λ2的测量位置502a在预定距离内的波长λ1处的测量位置。点划线指示距离测量位置502a预定距离的范围901。在波长λ1处的测量位置501a、501b、501c、501d和501e表示距离波长λ2的测量位置502a在预定距离内的波长λ1处的测量位置。然后，算术单元151对于与在波长λ1处的测量位置501a、501b、501c、501d和501e对应的位置移位信息在空间上进行插值，以获得与在波长λ2处的测量位置502a对应的位置移位信息。作为用于空间插值的方法，可以将函数拟合到已经计算出的位置移位信息，并且可以根据该函数确定预期位置中的位置移位信息。作为用于空间插值的另一个方法，可以通过根据距离指派权重来计算预期位置中的位置移位信息。在下面的描述中，将描述如下方法：其用于计算关于脉冲体数据的位置移位信息，这种计算将通过根据距离向关于距离测量位置在预定距离内的脉冲体数据片段的位置移位信息指派权重来实现，从而获得位置移位信息。

假定用脉冲照射的位置在相应脉冲体数据片段的中心坐标处。为计算位置移位信息而在波长λ2处的脉冲体数据presult的中心坐标将被表示为posresult。在距离中心坐标posresult半径为rmm的范围内关于在波长λ1处脉冲体数据的位置移位信息的脉冲数为n。用作位置移位信息的位置移位量(平移量)将被表示为

mi(1≤i≤n)。

中心坐标将被表示为

posi(1≤i≤n)。

脉冲体数据presult的位置移位量mresult可以通过以下式9来计算：

例如，在图9中，测量点502a与计算位置移位信息的在波长λ2处的脉冲体数据presult的中心坐标posresult对应。范围901距离测量位置502a具有半径rmm。测量位置501a至501e与范围901中包括的脉冲体数据片段的中心坐标对应。

ωi是根据距离计算的权重。posi和posresult之间的空间距离

可以被用来通过下面的式10计算ωi：

其中

空间插值不限于上述方法，并且任何脉冲体数据片段都可以用于空间插值。例如，可以使用最近的脉冲体数据片段。如果以多圈螺旋模式执行扫描，那么可以使用每一圈上的两个相邻的脉冲体数据片段。可以使用整个脉冲体数据。

以这种方式，根据与特定波长处的测量位置在空间上相邻的测量位置对应的位置移位信息，可以计算关于在另一个波长处的脉冲体数据片段的位置移位信息。

当具有三个或更多个波长的光被用于照射时，可以应用根据本示例性实施例的用于获得位置移位信息的方法。在这种情况下，可以使用在特定波长处获得的位置移位信息来获得在其它多个波长处的位置移位信息。可以使用在多个波长(包括适于获取位置移位信息的波长)处获得的位置移位信息来获得在其它(一个或多个)波长处的位置移位信息。换句话说，可以使用在一个或多个波长处获得的位置移位信息来确定在其它(一个或多个)波长处的位置移位信息。

如果通过使用可变形配准技术(诸如ffd)来获得考虑变形的位置移位信息，那么位置移位信息可以是变形场。变形场是指从可变形的图像到参照图像的变形场。

将参照图10来描述其中位置移位信息是变形场的情况的示例。为了简单起见，将在xy2d平面上描述三维图像数据区域。脉冲照射位置1011和1031是在波长λ1处的脉冲照射位置。图像数据区域(图像)1012和1032是相应脉冲的图像。虚线区域1050表示图像1012和1032的重叠区域。脉冲照射位置1021是在波长λ2处的位置。图像数据区域1022是与脉冲照射位置1021的脉冲对应的图像数据区域。脉冲照射位置1011、1031和1021分别在时间t1、t2和(t1+t2)/2处被照射。

假定图像1012关于图像1032的可变形配准在图像1012和1032的重叠区域1050中执行。在这种情况下，可以计算具有重叠区域1050的尺寸的三维变形场。

图像数据区域1022中的重叠区域1050的变形场可以根据图像1012关于图像1032的变形场来计算。假设图像1012关于图像1032的变形在时间t2-t1上随时间的推移线性地发生，那么重叠区域1050的变形场可以通过在时间上插值图像1012的变形场来计算。更具体而言，重叠区域1050的变形场可以通过对(t2-(t1+t2)/2)/(t2-t1)的变形进行积分来计算。

在这个示例中，两个图像之间的变形场被用来根据处于中间时间的两个图像中的任一个计算变形场。以这种方式，可以对于以多个波长交替发射的脉冲的图像数据片段中的每个计算在其间具有重叠区域的一个波长处的两个图像的成像时间之间捕获的、在另一个波长处的图像的变形场。如果将这种计算应用于多个波长的所有成像脉冲，那么可以参照在所有波长处的任何脉冲的图像数据来计算用于每个脉冲的变形场。

在另一个示例中，如果在多个脉冲的图像数据片段之间已经获得多个变形场，那么可以在时间上对这多个变形场进行插值，以计算在相邻时间处发射的脉冲的变形场。为了计算变形场，跟踪在离散时间捕获的图像数据片段之间的多个变形场中的每个体素如何位移，从而把注意力集中到变形场中的图像数据中的特定体素的位移量。可以根据关于时间的位移量来计算在某个时间处的变形场。

可以选择位置移位信息的获取精度高的波长作为用于获得位置移位信息的参照波长λ1。例如，算术单元151计算用于指示图像质量的评估指标，诸如脉冲体数据、组合的体数据以及通过使用多个波长中的每一个生成的mip图像的分辨率和信噪比(sn)。算术单元151可以利用计算出的评估指标指示出图像质量优良的波长作为波长λ1来获得位置移位信息。

如果通过时间插值获得位置移位信息，那么算术单元151可以确定在预定时段内发射很多次的光的波长，并将该波长设置为波长λ1。例如，算术单元151可以将在预定时段内发射最大次数的光的波长设置为该预定时段内的波长λ1。算术单元151可以将在预定时段内发射超过预定次数的光的波长设置为该预定时段内的波长λ1。可以将多个波长设置为波长λ1。

如果波长的照射定时可以被认为基本上相同，那么可以获得对应于具有波长λ1的光的照射定时的位置移位信息，作为对应于具有波长λ2的光的照射定时的位置移位信息。例如，在步骤s300中获得的位置移位量可以被简单地用作另一个波长的脉冲的位置移位量。

例如，如果多个波长之间的脉冲光的照射间隔相对于被检体100的运动短到可以忽略不计，那么波长的照射定时可以被认为基本上相同。例如，将描述波长的照射定时相对于活体的呼吸体运动可以被认为基本上相同的照射间隔。假定活体通过呼吸进行线性位移，其中周期为3秒并且最大位移量为3mm。如果光声图像的分辨率的允许误差为0.25mm，那么，当照射间隔在125ms内时，波长之间的照射定时可以被认为基本上相同。在这里，假设活体的位移量被直接反映在光声图像的分辨率的误差上。如果光声图像的分辨率的允许误差为0.1mm，那么，当照射间隔在50ms内时，波长之间的照射定时可以被认为基本上相同。

算术单元151可以在时间上或空间上对于在步骤s300或s400中获得的位置移位信息进行插值，并将结果用作关于通过不同模态获得的图像的位置移位信息。

<步骤s500：基于对应于波长λ1和波长λ2的照射定时的位置移位信息执

行位置移位校正的步骤>

在步骤s500中，算术单元151基于在步骤s300中获得的与波长λ1对应的位置移位信息和在步骤s400中获得的与波长λ2对应的位置移位信息执行位置移位校正。

例如，算术单元151可以基于在步骤s300中获得的与波长λ1对应的位置移位信息来执行对在步骤s200中获得的关于在波长λ1处的脉冲体数据的位置信息进行位置移位校正的处理。算术单元151可以基于在步骤s100中获得的信号组来生成与波长λ2对应的脉冲体数据。算术单元151可以执行基于在步骤s400中获得的与波长λ2对应的位置移位信息将在波长λ2处的脉冲体数据的位置校正位置移位量的处理。算术单元151还可以通过组合波长λ1的脉冲体数据和波长λ2的脉冲体数据(这些体数据的位置移位被校正)来执行配准，从而生成组合的体数据。

下面将描述校正在波长λ1处的脉冲体数据的位置移位的示例。图11a、图11b、图11c、图11d和图11e图示出本步骤中的位置移位校正处理(并行处理)的示例。

图11a图示出在根据本示例性实施例的并行处理之前脉冲体数据的部分(pλ1,23至pλ1,25)。虚线指示pλ1,25的外围和pλ1,25中的特征601。实线指示pλ1,24的外围和其中的特征602。点线指示pλ1,23的外围和其中的特征603。特征601、602和603都表示相同的特征。在图11a的状态下，相应脉冲体数据片段中的特征601、602和603位于不同的位置。

图11b图示出通过将未平移的脉冲体数据pλ1,25平移由前述方法估计的位置移位量moptλ1,25而获得的脉冲体数据p'λ1,25。图11c图示出通过将未平移的脉冲体数据pλ1,24平移由上述方法估计的位置移位量moptλ1,24而获得的脉冲体数据p'λ1,24。

图11d图示出通过将未平移的脉冲体数据pλ1,23平移由前述方法估计的位置移位量moptλ1,23而获得的脉冲体数据p'λ1,23。

图11e图示出其中平移后的脉冲体数据片段p'λ1,23、p'λ1,24和p'λ1,25重叠的状态。在图11e中，相应脉冲体数据片段中的特征601、602和603在几乎相同的位置重叠。算术单元151可以组合如图11e中所示的平移后的脉冲体数据片段，以获得配准的体数据。配准的体数据等同于组合的体数据。“配准”是指既执行位置移位校正处理又执行组合处理。

例如，在重构处理中，算术单元151可以执行基于在步骤s300中获得的与波长λ1对应的位置移位信息将对应于波长λ1处的照射定时的关于接收单元120的位置信息校正位置移位量的处理。在重构处理中，算术单元151可以执行基于在步骤s400中获得的与波长λ2对应的位置移位信息将对应于波长λ2处的照射定时的关于接收单元120的位置信息校正位置移位量的处理。然后，算术单元151可以基于在步骤s100中获得的信号组以及关于接收单元120的位置信息来执行重构处理，以生成组合的体数据，其中接收单元120的对应于波长λ1和λ2处的照射定时的位置移位被校正。

现在，将描述用于对关于接收单元120的位置信息执行位置移位校正的方法的示例。首先，算术单元151获得在不考虑位置移位的情况下的关于接收单元120的位置信息。例如，算术单元151可以通过在光照射期间读取预先存储在存储单元152中的关于接收单元120的位置信息而获得在不考虑位置移位的情况下的位置信息。算术单元151可以通过从包括在驱动单元130中的位置传感器接收关于接收单元120的位置信息而获得在不考虑位置移位的情况下的关于接收单元120的位置信息，其中以光照射作为触发。

然后，算术单元151将在不考虑位置移位的情况下在光照射期间的关于接收单元120的位置信息校正(例如，对其执行平移处理)由在步骤s300或s400中获得的位置移位信息指示的位置移位量。由此，算术单元151可以获得其在光照射期间的位置移位被校正的关于接收单元120的位置信息。换句话说，算术单元151可以基于在步骤s300或s400中获得的位置移位信息来获得关于接收单元120的校正了位置移位的位置信息。

算术单元151基于在步骤s100中获得的信号组和关于接收单元120的校正了位置移位的位置信息来获得组合的图像数据。在本步骤中，算术单元151可以根据与一轮光照射对应的信号重构小于整个成像区域的区域。算术单元151可以对多次光照射重复这种重构，以生成体数据片段。在这种情况下，在本步骤中，算术单元151获得与多次光照射对应的多个脉冲体数据片段，并组合图像数据组。算术单元151可以通过根据与多次光照射对应的信号组重构整个成像区域来生成体数据片段。

当执行与多个波长对应的数据的组合处理时，算术单元151可以执行与前述处理类似的处理。与多个波长对应的数据的组合处理包括与多个波长对应的数据的相加处理和平均处理，以及用于对与多个波长对应的数据执行比较计算以获得功能信息(诸如氧饱和度)的处理。下面将描述通过使用与多个波长对应的数据来获得用作功能信息的氧饱和度的方法。

假定在波长λ1和λ2处，除血红蛋白的光吸收之外的光吸收低至可忽略。使用氧合血红蛋白的分子吸收系数和脱氧血红蛋白的分子吸收系数，在波长λ1和λ2处的吸收系数由式11和12表示：

μa(λ1)＝εox(λ1)cox+εde(λ1)cde，以及...式11

μa(λ2)＝εox(λ2)cox+εde(λ2)cde...式12

在这里，μa(λ1)是在位置(i,j,k)处具有波长λ1的光的吸收系数，并且μa(λ2)是在位置(i,j,k)处具有波长λ2的光的吸收系数。吸收系数μa(λ1)和μa(λ2)都可以以[mm^-1]为单位来表示。cox是氧合血红蛋白的量[mol]。cde是脱氧血红蛋白的量[mol]。cox和cde都表示在位置(i,j,k)的值。

εox(λ1)和εde(λ1)分别是在波长λ1处氧合血红蛋白和脱氧血红蛋白的分子吸收系数[mm^-1·mol^-1]。εox(λ2)和εde(λ2)分别是在波长λ2处氧合血红蛋白和脱氧血红蛋白的分子吸收系数[mm^-1·mol^-1]。可以通过测量或从文献数据预先获得εox(λ1)、εde(λ1)、εox(λ2)和εde(λ2)。

使用分子吸收系数εox(λ1)、εde(λ1)、εox(λ2)和εde(λ2)以及吸收系数μa(λ1)和μa(λ2)，cox和cde都可以通过求解式11和12的联立式来确定。如果使用的波长数量大，那么可以使用最小二乘法。氧饱和度so2被定义为如式13所表示的总血红蛋白中氧合血红蛋白的比率。因此，基于式11、12和13，氧饱和度so2可以表示为式14。

根据式14，算术单元151可以基于分子吸收系数εox(λ1)、εde(λ1)、εox(λ2)和εde(λ2)以及吸收系数μa(λ1)和μa(λ2)来获得在位置(i,j,k)处的氧饱和度so2。

这种处理可以对多个位置执行，以确定在多个位置处的氧饱和度并获得氧饱和度分布。通过吸收系数分布的比较计算(例如，用于计算比率的处理)来获得氧饱和度分布。如果多个波长的吸收系数具有相对正确的值，那么可以获得适当的氧饱和度分布。因此，吸收系数分布不需要依据绝对值而被准确地确定。

在上述描述中，计算出具有位置移位的影响减小的初始声压图像，并且根据初始声压图像计算吸收系数图像和氧饱和度图像。但是，该方法不限于此。多个波长的脉冲体数据可以被确定为吸收系数分布图像，并且可以根据波长中的一个的吸收系数分布图像来计算位置移位量。以这种方式计算的位置移位量可以应用于另一个波长的情况，以计算具有位置移位的影响减小的吸收系数图像，并且根据吸收系数图像计算氧饱和度图像。

以这种方式，可以从多个波长的图像之间获得具有位置移位的影响减小的吸收系数图像。然后可以组合具有位置移位的影响减小的吸收系数图像，以计算氧饱和度图像。

在本步骤中，可以获得其中在各轮光照射之间被检体100和光声波的接收单元120的相对位置关系的变化的影响被抑制的图像数据(配准的体数据)。

即使接收单元120在两轮光照射之间不移动，上述处理也是适用的。换句话说，即使光声装置不包括驱动单元130，上述处理也是适用的。即使在这种情况下，也可以获得其中在多次光照射之间被检体100和光声波的接收单元120之间的相对位置关系的变化的影响被抑制的图像数据。

如果使用与光声装置不同的模态(例如，超声造影装置)被用于与使用光声装置的成像一起进行成像，那么可以使用由光声装置获得的位置移位信息来获得关于另一个模态的位置移位信息。例如，算术单元151可以在时间上或空间上对于在步骤s300、s400或s500中获得的位置移位信息进行插值，以获得关于通过其它模态获得的图像数据的位置移位信息。如果光声装置和其它模态在基本相同的时间、基本相同的位置生成图像数据，那么可以使用由光声装置获得的位置移位信息作为另一个模态的位置移位信息。

例如，如果造影装置被假设为另一种模态，那么包括光声装置的检查系统包括超声波的发送和接收单元。发送和接收单元向被检体100发送超声波，并且接收所发送的超声波的回波，以输出超声波信号。发送和接收单元包括接收声波以输出电信号的换能器。发送和接收单元可以包括多个换能器。发送和接收单元可以提供与用于接收声波的换能器分开的用于发送超声波的换能器。用于发送超声波的换能器和用于接收声波的换能器可以由相同的换能器构成。用于发送和接收超声波的换能器可以与用于接收光声波的换能器分开提供。用于发送和接收超声波的换能器和用于接收光声波的换能器可以由相同的换能器构成。

下面将描述根据第二示例性实施例的光声装置的配置和处理。第二示例性实施例使用类似于第一示例性实施例的光声装置的光声装置。在第二示例性实施例中，与根据第一示例性实施例的光声装置类似的部件将用相同的标号表示。因此，将省略其详细描述。

如上所述，如果使用具有多个波长的光，那么这多个波长可以包括图像数据片段之间的位置移位的估计精度低的波长。在这种情况下，仅通过使用在该波长处获得的图像数据组，不能准确地获得对应于这个波长的光的照射定时的位置移位信息。换句话说，如果使用具有多个波长的光，那么位置移位的估计精度可以从一个波长到另一个波长有所变化。

于是，根据本发明的示例性实施例的光声装置在多个相互不同的波长中的每一个处获得图像数据片段之间的位置移位信息。然后在相应多个波长处获得的位置移位信息被组合，以更新之前获得的位置移位信息。因此，即使包括估计精度低的波长，也通过使用在位置移位的估计精度相对高的波长处获得的位置移位信息来更新所获得的位置移位信息。因此，可以高精度地获得位置移位信息。

更具体而言，根据本示例性实施例的光声装置用具有相互不同的第一和第二波长的光各照射被检体100多次。然后生成与第一波长对应的第一图像数据组，并且获得第一图像数据组中的图像数据片段之间的位置移位信息(第一位置移位信息)。在这时获得的位置移位信息对应于与具有第一波长的光的照射定时对应的、被检体100和探头180之间的相对位置的变化量(位置移位量)。还生成与第二波长对应的第二图像数据组，并且获得第二图像数据组中的图像数据片段之间的位置移位信息(第二位置移位信息)。基于第一位置移位信息和第二位置移位信息，更新对应于第一和第二波长的光照射定时的位置移位信息。由于在位置移位的估计精度高的波长处获得的位置移位信息也用于获得在位置移位的估计精度低的波长处的位置移位信息，因此波长之间的位置移位的估计精度的变化减小。

此外，当组合在相应波长处的位置移位信息片段时，可以改变关于位置移位信息片段的权重，以便对于在估计精度高的波长处的估计结果给予优先级。

作为用于获得信号组和获取对应于每个波长的光照射定时的位置移位信息的方法，可以应用第一示例性实施例中描述的方法。

下面将参照图12中所示的流程图来描述包括根据本示例性实施例的信息处理的光声装置的操作。与图4中所示的步骤相似的步骤由相同的标号指示。因此，将省略其详细描述。

<步骤s210：获得与波长λ2对应的图像数据组的步骤>

在步骤s210中，与步骤s200一样，算术单元151基于在步骤s100中获得的信号组来获得与波长λ2的光照射对应的图像数据组。

<步骤s310：获得在具有波长λ2的光的照射定时的位置移位信息的步骤>

在步骤s310中，与步骤s300一样，算术单元151基于在步骤s210中获得的与波长λ2对应的图像数据组来获得对应于具有波长λ2的光的照射定时的位置移位信息。

<步骤s600：基于对应于具有波长λ1和波长λ2的光的照射定时的位置移位信息来更新位置移位信息的步骤>

在步骤s600中，算术单元151基于在步骤s300中获得的对应于具有波长λ1的光的照射定时的位置移位信息和在步骤s310中获得的对应于具有波长λ2的光的照射定时的位置移位信息来更新位置移位信息片段。

例如，假定算术单元151计算平移量mopt_stλ1作为步骤s300中的对应于具有波长λ1的光的照射定时的位置移位信息，并且计算平移量mopt_stλ2作为步骤s310中的对应于具有波长λ2的光的照射定时的位置移位信息。在这种情况下，在本步骤中，算术单元151可以如式15表示的那样通过平均位置移位信息片段来更新相应波长的位置移位信息mopt_stλ1和mopt_stλ2：

mopt_stλ1＝(moptλ1+moptλ2)/2，以及

mopt_stλ2＝(moptλ1+moptλ2)/2...式15

使用相应波长的位置移位信息，算术单元151可以如第一示例性实施例中所描述的那样通过时间或空间插值来更新用于相应波长的位置移位信息。

算术单元151可以通过向相应波长的位置移位信息片段指派权重来更新相应波长的位置移位信息。算术单元151可以通过用预定权重对相应波长的位置移位信息片段进行加权来更新用于相应波长的位置移位信息。算术单元151可以使用根据由用户使用输入单元170给出的指示确定的权重对相应波长的位置移位信息片段进行加权。

<步骤s700：基于更新的位置移位信息执行位置移位校正的步骤>

在步骤s700中，算术单元151基于在步骤s600中更新的对应于具有波长λ1和波长λ2的光的照射定时的位置移位信息来通过与步骤s500中所述的方法类似的方法执行位置移位校正。

本示例性实施例使用如下的位置移位信息：该位置移位信息是通过使用不仅在位置移位的估计精度低的波长处获得的位置移位信息而且在位置移位的估计精度高的波长处获得的位置移位信息组合得出的。这减小了波长之间位置移位的估计精度的变化。

图13是图示出gui的示意图，该gui包括用于确定用于相应波长的位置移位信息片段的权重的滑块。例如，显示在显示单元160上的图13中所示的gui可以被用来确定权重。

gui1001显示光声图像的显示区域1002、在波长λ1处的位置移位量的曲线图1003以及在波长λ2处的位置移位量的曲线图1004。曲线图1003和1004的垂直轴指示位置移位量。水平轴指示脉冲索引。换句话说，曲线图1003和1004是关于波长λ1和λ2的脉冲体数据的位置移位量的曲线图。滑动条1007是用于确定多个波长的位置移位量的权重的项。如果滑动条1007向左移动，那么波长λ1处的位置移位量被更加主导地增大。如果滑动条1007向右移动，那么波长λ2的位置移位量被更加主导地增大。换句话说，向左移动滑动条1007增大波长λ1的权重，而向右移动滑动条1007增大波长λ2的权重，由此确定加权的最终位置移位量。显示区域1002显示通过使用加权的最终位置移位量获得的光声图像。如果用户操作滑动条1007，那么最终位置移位量被重新计算并更新。然后再次通过使用更新后的位置移位量获得光声图像，并且更新显示在显示区域1002中的光声图像。在图13中，脚的光声图像1008被显示在显示区域1002中。光声图像1008包括血管图像1009。

使用这种gui来通过滑动条1007改变和确定用于多个波长的位置移位量的权重，用户可以在观察显示在显示区域1002中的光声图像的图像质量(例如，分辨率)的变化的同时确定最终位置移位量。

下面将描述根据第三示例性实施例的光声装置的配置和处理。第三示例性实施例使用类似于第一或第二示例性实施例的光声装置的光声装置。在第三示例性实施例中，与根据第一或第二示例性实施例的光声装置的部件类似的部件将用相同的标号表示。因此，将省略其详细描述。

如上所述，如果使用具有多个相互不同的波长的光，那么图像特性(诸如图像强度)可以从一个波长到另一个波长有所变化。在这种情况下，由于波长之间的图像强度的差异引起的位置移位的估计精度会下降。

于是，根据本示例性实施例的光声装置基于由用相应波长的光照射生成的光声波来生成由相应多个相互不同的波长的光产生的图像数据。在执行用于减小波长之间图像特性的差异的处理之后，通过使用在这多个波长处的图像数据组来获得位置移位信息。这可以抑制由于波长之间图像特性的差异引起的位置移位的估计精度的下降。

更具体而言，根据本示例性实施例的光声装置用具有相互不同的第一和第二波长的光各照射被检体100多次。然后生成与第一波长对应的第一图像数据组。还生成与第二波长对应的第二图像数据组。对第一和第二图像数据组中的至少一个执行图像处理，以减小第一与第二图像数据组之间的图像特性的差异。然后，通过使用在用于减小图像特性的差异的处理之后的第一和第二图像数据组来获得对应于第一和第二波长的光照射定时的位置移位信息。

在前面的描述中，波长之间图像特性的差异被描述为通过对图像数据的图像处理来减小。但是，在形成图像数据之前对信号执行的信号处理可能会导致波长之间图像特性的差异的减小。

下面将参照图14中所示的流程图描述光声装置的操作，包括根据本示例性实施例的信息处理，与图4中所示的步骤相似的步骤由相同的标号指示。因此，将省略其详细描述。

<步骤s800：执行用于在与波长λ1对应的图像数据组和与波长λ2对应的图像数据组之间减小图像特性的差异的处理的步骤>

在步骤s800中，算术单元151对于在步骤s200中获得的波长λ1处的图像数据组和在步骤s210中获得的波长λ2处的图像数据组执行图像处理，以减小波长λ1的图像数据组与波长λ2的图像数据组之间的图像特性的差异。用于减小波长之间的图像特性的差异的处理的示例包括用于均衡图像强度的最大值或最小值的处理以及用于使多个波长的图像强度就图像平均值或方差而言几乎相等的处理。如本文所采用的，用于减小图像数据片段之间的图像特性的差异的处理将被称为归一化处理。

将描述归一化图像数据的图像强度的示例。首先，算术单元151确定在步骤s200和s300中获得的所有脉冲体数据的图像强度的最大值valmax(对于所有脉冲是一个值)。算术单元151将小于0的脉冲体数据的图像强度的值舍入到0。然后，算术单元151对脉冲体数据的体素的图像强度px,y,z进行归一化，使得所确定的图像强度的最大值valmax成为预定值val。换句话说，算术单元151如式16所示的那样归一化脉冲体数据：

p'x,y,z＝px,y,z*val/valmax...式16

p'x,y,z是每个体素的归一化的图像强度的值。虽然执行归一化以将多个波长的脉冲体数据的最大值valmax设置为预定值val，但是可以为每个波长确定最大值valmax，并且可以执行归一化，以便将最大值valmax设置为预定值val。算术单元151可以获得脉冲体数据的最小值，而不将小于0的值舍入到0，并将最小值和最大值之间的强度转换为0至val的值。可替代地，最小值和最大值之间的强度可以转换为val’至val的值。换句话说，图像强度可以被归一化为落在期望的数值范围内。任何方法都可以用于归一化，只要波长之间的图像强度的差异减小即可。

可替代地，图像可以被归一化，使得图像强度具有特定的值(诸如平均值0和方差1)。图像可以被归一化，使得图像强度具有除了0或1之外的特定值的平均值和方差。

<步骤s900：基于用于减小图像特性的差异的处理之后的图像数据获得位置移位信息的步骤>

在步骤s900中，算术单元151基于在步骤s800中用于减小波长之间图像特性的差异的处理之后的波长λ1和λ2的图像数据组获得关联于第一和第二波长的光照射定时的位置移位信息。作为用于通过使用图像数据获得位置移位信息的方法，可以采用类似于步骤s300中描述的方法。

以这种方式，可以使用减小波长之间图像特性的差异的图像数据组来抑制由于波长之间图像特性的差异引起的位置移位的估计精度的下降。在步骤s500中，算术单元151可以通过使用以这种方式获得的位置移位信息以高精度执行位置移位校正。

在本示例性实施例中，图像数据组被描述为对于相应波长生成。但是，即使不对于一个波长生成图像数据组，也可以应用在本示例性实施例中描述的用于获得位置移位信息的方法，只要生成图像数据组即可。

下面将描述根据第四示例性实施例的光声装置的配置和处理。第四示例性实施例使用类似于第一、第二或第三示例性实施例的光声装置的光声装置。在第四示例性实施例中，与根据第一、第二或第三示例性实施例的光声装置的部件类似的部件将用相同的标号表示。因此，将省略其详细描述。

在本示例性实施例中，将描述基于通过使用输入单元170给出的用户指示来执行在第一、第二和第三示例性实施例中描述的用于获得位置移位信息的方法中的至少一个的示例。

图15图示出根据本示例性实施例在显示单元160上显示的gui。gui1501显示光声图像的显示区域1502、针对波长λ1的位置移位量的曲线图1503以及针对波长λ2的位置移位量的曲线图1504。曲线图1503和1504的垂直轴指示位置移位量。水平轴指示脉冲索引。换句话说，曲线图1503和1504是关于波长λ1和λ2的脉冲体数据的位置移位量的曲线图。在图15中，脚的光声图像1508被显示在显示区域1502中。光声图像1508包括血管图像1509。

用户通过使用输入单元170从位置移位信息的获取方法的选择按钮1511、1512和1513选择期望的获取方法。

选择按钮1511是与该方法对应的单选按钮，其中使用第一示例性实施例中描述的与特定波长对应的位置移位信息来获得与另一个波长对应的位置移位信息。在本示例性实施例中，如果选择了选择按钮1511，那么算术单元151进入与波长λ1对应的位置移位信息被插值以获得与波长λ2对应的位置移位信息的模式。对于插值方法，用户可以选择选择按钮1514中的任一个，以确定算术单元151是执行时间插值还是空间插值。

选择按钮1512是与该方法对应的单选按钮，其中在第二示例性实施例中描述的与多个波长对应的位置移位信息被组合以更新位置移位信息。在本示例性实施例中，如果选择了选择按钮1512，那么算术单元151进入向与波长λ1对应的位置移位信息和与波长λ2对应的位置移位信息指派权重并将其组合的模式。如果用户操作滑动条1515，那么可以改变关于相应位置移位信息片段的权重。滑动条1515具有与滑动条1007类似的功能。

选择按钮1513是与第三示例性实施例中描述的方法对应的单选按钮，其中在用于减小波长之间图像特性的差异的归一化处理之后获得位置移位信息。在本示例性实施例中，如果选择了选择按钮1513，那么算术单元151进入对基于具有波长λ1的光获得的数据和基于具有波长λ2的光获得的数据执行归一化处理的模式。对于归一化处理的方法，用户可以选择选择按钮1516中的任一个，以确定算术单元151是执行用于减小图像强度差异的归一化处理还是用于减小分辨率差异的归一化处理。

以这种方式，用户可以选择用于获得位置移位信息的期望方法，并观察应用所选位置移位信息的光声图像。因此，用户可以检查由用于获得适于图像数据的特性的位置移位信息的方法所获得的组合的图像数据。

其它示例性实施例

本发明的示例性实施例可以通过执行以下处理来实现。该处理包括经由网络或各种存储介质向系统或装置供给用于实现上述示例性实施例的功能的软件(程序)，以及由系统或装置的计算机(或cpu或微处理单元(mpu))读取和执行程序。

本发明的(一个或多个)实施例还可以通过读出并执行记录在存储介质(其也可以被更完整地称为“非暂态计算机可读存储介质”)上的计算机可执行指令(例如，一个或多个程序)以执行上述(一个或多个)实施例中的一个或多个实施例的功能和/或包括用于执行上述(一个或多个)实施例中的一个或多个实施例的功能的一个或多个电路(例如，专用集成电路(asic))的系统或装置的计算机来实现，以及通过例如从存储介质读出并执行计算机可执行指令以执行上述(一个或多个)实施例中的一个或多个实施例的功能和/或控制一个或多个电路执行上述(一个或多个)实施例中的一个或多个实施例的功能而通过由系统或装置的计算机执行的方法来实现。计算机可以包括一个或多个处理器(例如，中央处理单元(cpu)、微处理单元(mpu))，并且可以包括单独计算机或单独处理器的网络，以读出并执行计算机可执行指令。计算机可执行指令可以例如从网络或存储介质提供给计算机。存储介质可以包括例如硬盘、随机存取存储器(ram)、只读存储器(rom)、分布式计算系统的存储装置、光盘(诸如紧凑盘(cd)、数字多功能盘(dvd)或蓝光盘(bd)^tm)、闪存设备、存储卡等中的一个或多个。

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。

虽然已经参考示例性实施例描述了本发明，但是应当理解的是，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赋予最广泛的解释，以便涵盖所有此类修改以及等同的结构和功能。