被检体信息取得装置

摘要

公开了被检体信息取得装置。一种被检体信息取得装置，包括：光源(204)，被配置成发射具有多个波长的脉冲光；波长控制器(210)，被配置成对波长进行切换；探头(101)，被配置成接收在脉冲光被发射到被检体上的情况下在被检体中生成并传播的声波；扫描控制器(211)，被配置成在预定扫描范围内移动探头；以及，信息处理器，被配置成通过使用与在扫描区域中的各接收位置处从探头输出的脉冲光的波长对应的多个电信号，取得关于被检体的信息。波长控制器在探头在各接收位置处接收与脉冲光的波长中的至少一个波长对应的声波的同时对整个扫描区域进行扫描之前切换脉冲光的波长。

权利要求

1.一种被检体信息取得装置，包括：

发射光的光源；

控制所述光源的控制器；

探头，接收在用来自所述光源的光照射的被检体中生成的声波；

在预定扫描范围内移动所述探头的扫描仪；以及

信息处理器，通过使用在所述扫描范围中的各接收位置处从所述探头输出的多个电信号以及与声波的接收时间有关的信息来取得关于被检体的信息，其中，所述控制器使所述光源随着扫描仪相对于被检体移动探头而发射脉冲光，并且对于每个脉冲，对从所述光源发射的脉冲光的波长进行切换。

2.根据权利要求1所述的被检体信息取得装置，其中，所述控制器在主扫描方向上以及与主扫描方向相交的副扫描方向上移动所述探头，其中，所述控制器使光源随着所述探头在主扫描方向上被移动而发射脉冲光。

3.根据权利要求1所述的被检体信息取得装置，其中，所述控制器在仅两个不同波长之间对光的波长进行切换。

4.根据权利要求1所述的被检体信息取得装置，其中，所述控制器在三个不同波长之间对光的波长进行切换。

5.根据权利要求1所述的被检体信息取得装置，其中，所述光源发射具有从700nm到

1100nm的范围内的波长的光。

6.根据权利要求1所述的被检体信息取得装置，其中，所述信息处理器取得声波的初始声压、光能量吸收密度、吸收系数和反映物质的浓度的信息中的至少一个。

7.根据权利要求1所述的被检体信息取得装置，其中，扫描仪沿着弯曲路径移动探头。

8.根据权利要求1所述的被检体信息取得装置，其中，扫描仪以基本上恒定的速度移动探头。

9.根据权利要求1所述的被检体信息取得装置，其中，信息处理器得到作为关于被检体的信息的氧饱和度。

10.一种被检体信息取得装置，包括：

发射光的光源；

控制所述光源的控制器；

探头，接收在用来自所述光源的光照射的被检体中生成的声波；

移动所述探头的扫描仪；以及

信息处理器，通过使用从所述探头输出的多个电信号来取得关于被检体的信息，其中，所述扫描仪在围绕被检体的多个圆形轨道中移动所述探头，以及其中，所述控制器在所述探头在轨道中的每个轨道中移动时对从所述光源发射的光的波长进行切换。

11.根据权利要求10所述的被检体信息取得装置，其中，所述扫描仪在轨道中的每个轨道上多次移动所述探头，并且其中，所述控制器对从所述光源发射的光的波长进行切换以使得每次所述探头移动时具有不同波长的光被发射。

12.根据权利要求10所述的被检体信息取得装置，其中，光是脉冲光，并且其中，对于每个脉冲，所述控制器对从所述光源发射的脉冲光的波长进行切换。

13.根据权利要求10所述的被检体信息取得装置，其中，扫描仪沿着弯曲路径移动探头。

14.根据权利要求10所述的被检体信息取得装置，其中，扫描仪以基本上恒定的速度移动探头。

15.根据权利要求10所述的被检体信息取得装置，其中，信息处理器得到作为关于被检体的信息的氧饱和度。

说明书

被检体信息取得装置

[0001] 本申请是申请号为201280040520.4，申请日为2012年8月15日，题为“被检体信息取得装置”的中国发明专利申请的分案申请。

技术领域

[0002] 本发明涉及被检体信息取得装置。

背景技术

[0003] 按惯例，作为有效发现或诊断乳腺癌的图像诊断装置，X射线乳房摄影装置已经为人们所知。另外，近些年来，其中透过被检体发送光能、接收作为由光能的吸收引起的热膨胀的结果而生成的光声信号并且基于该光声信号对被检体的内部进行成像的方法已经受到关注。光声信号是例如为超声波的声波(acoustic wave)。特别地，这种信号也称为光声波(photoacoustic wave)。

[0004] 对于光声信号的接收和处理，优选为接收光声信号并将之转换为电信号。通常，通过使用用压电元件或半导体技术制造的例如CMUT(电容性微机械超声换能器)的转换元件，将光声信号转换为电信号。实际上，通常使用其中布置有多于一个这种转换元件的探头。

[0005] 然而，在成本和收益的方面，难以制造具有如下尺寸的探头，该尺寸足够同时取得来自整个乳房的光声信号。为了克服这一问题，例如，PTL 1描述了这样的超声诊断装置：其使用超声探头自动进行机械扫描以便接收光声信号，并且在宽广的检查区域上重建三维图像。

[0006] 同时，通过使用经由对多个波长的光的发射而获得的光声信号来计算具有不同光学吸收频谱的存在物质的比率的技术已经得到研究。

[0007] 例如，NPL 1介绍了一种方法，其通过使用多种波长，经由关注血液中存在的氧化血红蛋白和还原血红蛋白之间的光学吸收频谱的差异，来计算血液中的氧饱和度或类似物。

[0008] 如果在特定位置使用与波长λ1和λ2对应的吸收系数(μaλ1和μaλ2)，则根据下面给出的表达式(1)计算氧饱和度(SO2)。

[0009] [数学式1]

[0010]

[0011] 这里，[HbO2]是氧化血红蛋白的浓度，且[Hb]是还原血红蛋白的浓度。符号εHbλ1和εHbλ2是分别在波长λ1和λ2处的还原血红蛋白的摩尔吸收系数。符号ΔεHbλ1和ΔεHbλ2是通过分别在波长λ1和λ2处从氧化血红蛋白的摩尔吸收系数减去还原血红蛋白的摩尔吸收系数得到的值。

[0012] 另外，PTL 2描述了通过发射两个波长来测量葡萄糖浓度的装置。

[0013] 引用列表

[0014] 专利文献

[0015] PTL 1：日本专利No.4448189

[0016] PTL 2：日本专利申请公开No.2010-139510

[0017] 非专利文献

[0018] NPL 1：Journal of Biomedical Optics 14(5)，054007

发明内容

[0019] 技术问题

[0020] 然而，在用探头进行机械扫描使得多个波长被发射到特定被检体的观测区域上并取得与波长对应的光声信号的情况下，可能发生被检体在扫描期间移动的问题。

[0021] 以下面介绍的方式计算取得来自与通常在乳房摄影中使用的面板相等的区域(240mm×180mm)的光声信号所需要的成像时间(光声波接收时间)。例如，假设元件尺寸是2毫米的平方，接收通道(CH)的数量为500个通道，光发射的重复频率是10Hz，且根据256次测量计算平均以改善接收信号信噪(SN)比。在这种情况下，通过简单的算术运算，(240×180×256)÷(2×2×500×10)＝552.96(秒)，也就是说，需要大约9分钟的成像时间以取得与一个波长对应的光声信号。

[0022] 如上面所描述的，例如，为了计算氧饱和度，使用关注点处与多个波长对应的吸收系数。然而，如果在使用波长λ1取得关注点处的光声信号的时间点和使用波长λ2取得关注点处的光声信号的时间点之间存在大约9分钟的时间差，那么被检体(特别是生物活体被检体)发生移位的可能性很高。

[0023] 为了计算特定关注点处的氧饱和度等，必须使用关注点处的与波长λ1以及λ2对应的吸收系数。如果存在由于在取得与波长λ1对应的数据的时间点(接收光声波的时间点)和取得与波长λ2对应的数据的时间点(接收光声波的时间点)之间的时间差所致的移位，则意味着因此使用与不同位置对应的吸收系数来计算氧饱和度。这导致计算结果的误差以及可靠性和精度的劣化。

[0024] 鉴于前述问题，已经提出本发明。因此，本发明的目的在于提供一种防止被检体信息取得装置(其通过使用多个波长的光来取得光声信号)受到由于被检体移动所致的误差影响的技术。

[0025] 问题的解决方案

[0026] 本发明提供了一种被检体信息取得装置，包括：

[0027] 光源，被配置成发射具有多个波长的脉冲光；

[0028] 波长控制器，被配置成对脉冲光的波长进行切换；

[0029] 探头，被配置成接收在脉冲光被发射到被检体上的情况下在被检体中生成并传播的声波；

[0030] 扫描控制器，被配置成在预定扫描范围内移动探头；以及

[0031] 信息处理器，被配置成通过使用与在扫描区域中的各接收位置处从探头输出的脉冲光的波长对应的多个电信号，取得关于被检体的信息；

[0032] 其中，波长控制器在探头在各接收位置处接收与脉冲光的波长中的至少一个波长对应的声波的同时对整个扫描区域进行扫描之前切换脉冲光的波长。

[0033] 发明的有益效果

[0034] 本发明能够提供这样的技术：其防止被检体信息取得装置(其通过使用具有多个波长的光来取得光声信号)受到由于被检体移动所致的误差影响。

[0035] 参照附图，从下面对示例性实施例的介绍，将会明了本发明的更多特征。

附图说明

[0036] 图1原理性地示出使用多个波长的数据取得的概念。

[0037] 图2原理性地示出不使用本发明的探头移动。

[0038] 图3是一定时图，其示出不使用本发明的数据取得。

[0039] 图4原理性地示出根据本发明的探头移动。

[0040] 图5是一定时图，其示出根据本发明的数据取得。

[0041] 图6A到6C示出根据第一实施例的超声诊断装置的构造。

[0042] 图7是根据本发明的系统的原理图。

[0043] 图8A和8B示出根据第二实施例的超声诊断装置的构造。

[0044] 图9原理性地示出根据第二实施例的探头移动。

[0045] 图10是一定时图，其示出根据第二实施例的数据取得。

[0046] 图11A和11B示出根据第三实施例的超声诊断装置的构造。

[0047] 图12原理性地示出根据第三实施例的探头移动。

[0048] 图13是一定时图，其示出根据第三实施例的数据取得。

[0049] 图14原理性地示出根据本发明的数据取得范围。

[0050] 图15A到15C为根据已有技术或本发明的数据取得的定时图。

具体实施方式

[0051] 现参照附图，下面将介绍本发明的优选实施例。

[0052] 被检体信息取得装置是使用光声效应的装置，其中，接收通过将光(电磁波)发射到被检体上而在被检体中生成并在此被检体中传播的声波(典型地是超声波)，并将关于被检体的信息取得为图像数据。通过光声效应生成的声波也称为光声波。被检体信息的实例包括声波的初始声压、光能吸收密度、吸收系数、反映构成被检体中的组织的物质的浓度的信息以及其他信息，所有这些信息可从声波的接收信号得出。物质的浓度可以为例如氧饱和度、氧化血红蛋白/还原血红蛋白浓度或葡萄糖浓度。另外，被检体信息可被取得为指示被检体中各地方(即各目标点)处的分布信息的数值或图像数据。也就是说，被检体信息可取得为指示分布信息的图像数据，分布信息反映例如被检体中的氧饱和度分布。

[0053] 现将参照图14和15阐释光声信号取得操作的概要。

[0054] 图14原理性地示出根据本发明的数据取得范围。在本发明中，“数据取得范围”指的是预定扫描范围，其包括探头接收声波的多个接收位置，且其受到扫描以便探头接收多个声波。此预定数据取得范围可以是预先确定的范围或者可以是每次由用户指定的范围。在此数据取得范围内进行扫描的同时，探头接收声波，由此使得可以取得作为图像数据的三维被检体信息，例如被检体中的氧饱和度分布。探头101在数据取得范围105内移动并接收光声波。在下面的介绍中，由探头检测到的这样的光声波被称为光声信号。

[0055] 这里，假设在数据取得范围105上取得与具有两个不同波长λ1和λ2的脉冲光对应的光声信号。在不使用本发明的情况下，假设执行操作使得在数据取得范围105的整个区域上捕获与具有波长λ1的脉冲光对应的光声信号，然后，进行波长切换，并在整个数据取得范围105上取得与具有波长λ2的脉冲光对应的光声信号。如图15A所示，操作由取得与具有波长λ1的脉冲光对应的光声信号所花费的时间501以及取得与具有波长λ2的脉冲光对应的光声信号所花费的时间502组成。如果探头101在整个数据取得范围105上扫描需要的时间用T表示，总共需要2T的时间。另外，取得与不同波长对应的光声信号需要的时间之间存在平均差T。

[0056] 下面将介绍使用本发明的数据取得。数据取得范围105被划分为作为部分区域的部分数据取得范围400A以及部分数据取得范围400B。数据取得的顺序在图15B中示出。也就是，可执行下面的过程：首先在部分数据取得范围400A中取得(501A)与具有波长λ1(第一波长)的脉冲光对应的光声信号，然后进行波长切换，并在部分数据取得范围400A中取得(502A)与具有波长λ2(第二波长)的脉冲光对应的光声信号；接着，再次进行波长切换，在部分数据取得范围400B中取得(501B)与具有波长λ1的脉冲光对应的光声信号，然后进行波长切换，并在部分数据取得范围400B中取得(502B)与具有波长λ2的脉冲光对应的光声信号。如果探头101在整个数据取得范围105上扫描需要的时间用T表示，则需要的总时间是2T，这与上面的相同。然而，取得与不同波长对应的光声信号需要的时间之间的平均差减小到T/
2。

[0057] 也就是，在通过发射具有两个波长之一的脉冲光而生成的光声信号在整个取得范围105上被取得之前，将波长切换到另一个，并使用此波长取得光声信号。这意味着在各接收位置处接收与具有一个波长的脉冲光对应的光声波的同时完成整个数据取得范围(扫描范围)的扫描之前，进行在脉冲光波长之间的切换。这使得可以减小取得与不同波长对应的光声信号需要的时间之间的差。在这种情况下，三次进行波长切换。

[0058] 另外，可能存在图15C所示的情况。也就是，可执行下面的过程：首先在部分数据取得范围400A中取得(501A)与具有波长λ1的脉冲光对应的光声信号，然后进行波长切换，并在部分数据取得范围400A中取得(502A)与具有波长λ2的脉冲光对应的光声信号；随后，在部分数据取得范围400B中取得(502B)与具有波长λ2的脉冲光对应的光声信号，然后进行波长切换，并在部分数据取得范围400B中取得(501B)与具有波长λ1的脉冲光对应的光声信号。在这种情况下，同样，能恰如上面所介绍的那样减小取得与不同波长对应的光声信号需要的时间之间的差。在这种情况下，两次进行波长切换。

[0059] 如果在通过使用本发明来用N种类型的不同波长取得光声信号的情况下、整个数据取得区域被划分为M个部分数据取得范围(部分区域)(M≥2)，则波长切换次数的最小值是(N-1)×M。在前面的实例中，由于使用两种类型的波长且整个数据取得区域被划分为两个部分数据取得范围，所以最小次数是(2-1)×2＝2。

[0060] 顺便提及，在用一个波长扫描整个数据取得范围然后将波长切换到另一个的、不使用本发明的情况下，波长切换次数是(N-1)。

[0061] 也就是，在通过发射具有N种类型不同波长的脉冲光而在数据取得范围内的所有接收位置处取得所有数据(声波)之前，(N-1)×M次切换波长，由此减小取得与不同波长对应的光声信号需要的时间之间的差。也就是，由于伴随时间流逝发生的被检体移动所致的误差可被防止。

[0062] (第一实施例)

[0063] 下面将参照附图详细介绍根据本发明的生物信息处理装置的实施例。

[0064] 首先，将阐释根据当前实施例的系统的概要和操作，然后将介绍数据取得操作。

[0065] 图6是根据本发明第一实施例的超声诊断装置的图示，并示出被检体周围的部分的构造。图6A和图6B各自是从与压紧被检体的方向垂直的方向观看的装置截面图。图6C是从压紧被检体的方向观看的保持板的平面图。

[0066] 各被检体(此实施例中为乳房)104被夹并保持在两个保持板103(103a和103b)之间。探头101安装在保持板103a的与乳房104相对的一侧。光发射单元102安装在保持板103b的与乳房104相对的一侧。探头101和光发射单元102在数据取得范围105中移动，如从图6A到图6B的变化所示。

[0067] 被检体不是本发明的被检体信息取得装置的任何部分的部件。然而，其阐释如下：如果被检体信息取得装置用于人或动物内恶性肿瘤、血管疾病、血糖水平等的诊断或用于对化学治疗的跟踪，则除乳房以外的部位，例如人或动物的手指、手或脚可被假设为被检体。

[0068] 图7示出当前实施例的系统的概要。根据来自激光波长控制器210的波长控制信号以及来自系统控制器201的定时控制信号，激光光源204生成具有接近于近红外的波长(典型地700nm到大约1100nm)的脉冲光(典型地100nsec或更短)。在沿着光学传输路径传输之后，这些脉冲光从光发射单元102透过保持板103传输(未示出)并被发射到被检体(未示出)上。因此，被检体中的光吸收体吸收脉冲光并生成声波。在本发明中，光指的是包括可见红外射线的电磁波。根据将要测量的成分，可选择特定的波长。激光波长控制器用作根据本发明的波长控制器，且激光光源用作根据本发明的光源。

[0069] 探头101具有多个转换元件。使用这些转换元件，探头接收通过保持板103的光声波，并将其转换为电信号(接收信号)。接收电路系统205使从探头101输出的接收信号经历采样和放大处理，并将这些信号转换为数字信号(数字化的接收信号)。

[0070] 通过使用由系统控制器201指定的数据取得范围信息，扫描控制器211控制探头扫描机构202和发射系统扫描机构203，并移动探头101和光发射单元102。然后，重复进行上面介绍的光发射和光声信号接收。

[0071] 重建块206使用从系统控制器201输入的关于探头位置的信息等并使用从接收电路系统205输入的数字信号执行图像重建处理。此图像重建是用于通过使用例如由下面给出的公式(2)表达的FBP(滤波反投影)或类似物计算被检体中的光声波的初始声压分布p(r)的处理。

[0072] [数学式2]

[0073]

[0074] 其中，dS0是检测器的尺寸，S0是用于重建的孔径的尺寸，各Pd(r0,t)是由对应的转换元件接收的信号，r0是对应的转换元件的位置，且t是接收时间。

[0075] 对于各波长，重建数据存储单元207保持从不同波长重建的初始声压分布。

[0076] 从此重建数据存储单元207，多波长合成单元208接收从不同波长重建的初始声压分布数据，并执行计算，由此计算被检体信息，例如氧饱和度。葡萄糖浓度也可通过适当地控制多个不同波长来计算。图像显示单元209通过受到系统控制器201的控制来显示图像。所显示的图像的实例可包括例如：显示根据使用一个波长取得的光声信号而计算出的初始声分布或吸收系数分布的图像；以及，由多波长合成单元208计算出的氧饱和度。

[0077] 从重建块到多波长合成单元执行的处理对应于由根据本发明的信息处理器执行的处理。

[0078] 接下来，将参照附图阐释通过使用多个波长取得光声信号。

[0079] 图1原理性地示出了数据取得的概要。参照此图，给出对通过使用多个波长取得光声信号的操作的介绍。

[0080] 具有转换元件的探头101移动，由此取得在数据取得范围105内的相应位置处的数据(声波)。此时，探头在数据取得范围中移动使得探头101多次在主扫描以及副扫描方向上移动。如果假设探头以光栅扫描的方式移动，则主扫描方向指的是沿着扫描线的移动方向，也就是，探头在接收各接收位置处的声信号的同时移动的方向。副扫描方向指的是扫描线之间的移动的方向，也就是，与主扫描方向相交(典型地，正交)的方向。假设在主扫描方向上一次移动取得的各部分数据取得范围被指派为110A、110B、110C和110D。在当前实施例中，部分数据取得范围是数据取得范围(即扫描范围)在副扫描方向上被划分得到的区域。另外，各部分数据取得范围110A、110B、110C和110D是与探头在接收各接收位置处的声波的同时在数据取得范围内在主扫描方向上移动所遵循的扫描轨道对应的范围。

[0081] 假设在数据取得范围105上取得通过发射具有两个不同波长的脉冲光而生成的光声信号。例如，在通过发射两个波长(λ1和λ2)取得光声信号的情况下，有必要通过向四个部分数据取得范围发射两种类型的波长来取得光声信号。

[0082] 作为比较性实例，现在参照图2阐释不使用本发明的操作。

[0083] 首先，探头通过在发射具有波长λ1的脉冲光的同时在数据取得范围105内移动来取得数据(声波)(实线箭头所示)。然后，将脉冲光的波长切换到λ2，并在数据取得范围105内移动探头(虚线箭头所示)。

[0084] 图3是一定时图，其示出在进行这样的移动的情况下的部分数据取得范围和所发射的波长。图中用λ1表示的轴上的符号A、B、C和D(301)指示在其中已经发射具有波长λ1的脉冲光的部分数据取得范围(110A、110B、110C和110D)中取得相应光声信号的定时。另外，A、B、C和D(302)表示在其中已经发射具有波长λ2的脉冲光的部分数据取得范围(110A、110B、110C和110D)中取得相应光声信号的定时。

[0085] 在上面介绍的移动方法中，通过发射两个不同波长中的一个，从数据取得范围105取得全部光声信号。

[0086] 在进行这样的探头扫描的情况下，同一部分数据取得范围(例如110A)内与波长λ1和λ2有关的相应光声信号之间的取得间隔用t1指示。

[0087] 图4示出使用本发明的数据取得操作。

[0088] 首先，将波长控制信号从激光波长控制器210发送到激光光源204，并将波长设置为λ1。激光发射的定时控制信号从系统控制器201发送，且由此激光光源204生成具有波长λ1的脉冲光。响应与来自扫描控制器211的控制信号，探头101和光发射单元102在主扫描方向上移动。以这样的方式，在部分数据取得范围110A内取得(110A中的实线箭头)与具有波长λ1的脉冲光对应的光声信号。随后，探头101和光发射单元102平移到副扫描方向并在部分数据取得范围101B内移动。然后，在探头101和光发射单元102在部分数据取得范围110B内在主扫描方向上移动的同时，进行光发射和数据取得(110B中的实线箭头)。这样，取得部分数据取得范围110A和110B中的数据。

[0089] 接着，波长控制信号被从激光波长控制器210发送到激光光源204，且波长被设置为λ2。在那之后，在部分数据取得范围110A、110B、110C和110D中取得与具有波长λ2的脉冲光对应的光声信号(110A到110D中的虚线箭头)。

[0090] 随后，波长控制信号再次从激光波长控制器210发送到激光光源204，且波长被设置为λ1。然后，在数据取得范围110C和110D内取得与具有波长λ1的脉冲光对应的光声信号。

[0091] 图5是一定时图，其示出在已经执行这些移动的情况下的部分数据取得范围和所发射的波长。轴λ1和λ2之间的两条虚线各自指示已经进行波长切换。也就是，已经两次进行波长切换。具体而言，与脉冲光的波长对应的电信号已经在其相应接收位置处从探头输出。

[0092] 在当前实施例中的探头扫描中，在通过发射具有两个不同波长之一(例如λ1)的脉冲光而从数据取得范围105内取得所有光声信号之前，切换脉冲光的波长。此外，在主扫描方向上的移动(八次)中的主扫描方向上的第二次和第六次移动已经完成的时间点处，切换由激光光源204生成的脉冲光的波长。

[0093] 在当前实施例中的探头扫描中，同一部分数据取得范围110A内与波长λ1和λ2有关的相应光声信号之间的取得间隔用t2指示。如上面所介绍的，此取得间隔与这样的情况相比更短：在所述情况中，在整个数据取得范围105内，取得与具有波长λ1的脉冲光的发射对应的光声信号并随后取得与具有波长λ2的脉冲光的发射对应的光声信号。因此，在当前实施例中，间隔t2是t1的一半。

[0094] 因此，根据当前实施例，能够防止由于伴随时间流逝发生的被检体的移动所致的误差。因此，当使用与两个波长(λ1和λ2)对应的接收信号计算氧饱和度等时，防止了因移位所致的误差，并可合成高度可靠且高度准确的图像。在当前实施例中，预先获得与两个波长对应的两个初始声压分布，然后，获得氧饱和度分布。然而，在不获得这些初始声压分布的情况下，能够使用在接收光声波时从探头输出的电信号(接收信号)获得氧饱和度等。

[0095] 此外，在当前实施例中，各部分数据取得范围内的数据的取得通过在主扫描方向上的一次移动完成。然而，为了获得所需要的信号SN比，可在发射具有同一波长的脉冲光的同时多次进行在主扫描方向上的移动。例如，即使通过施加控制使得在主扫描方向上的一次往复移动之后进行在副扫描方向上的移动，也能获得与当前实施例相同的有益效果。

[0096] (第二实施例)

[0097] 图8示出根据本发明第二实施例的超声诊断装置，并示出被检体周围的部分的构造。图8B是从与压紧被检体的方向垂直的方向观看的装置截面图，图8A是从压紧被检体的方向观看的保持板的平面图。

[0098] 被检体(当前实施例中为乳房)104被夹并保持在两个保持板103(103a和103b)之间。探头101安装在保持板103a的与乳房104相对的一侧。光发射单元102安装在保持板103b的与乳房104相对的一侧。移动探头101和光发射单元102以便在数据取得范围105内取得数据。

[0099] 探头101在作为主扫描方向的、围绕被检体中的轴803的圆形方向801上移动，并在作为副扫描方向的、基本上垂直于主扫描方向的方向802上移动。

[0100] 为了接收透过保持板103传输的声波，传输超声波的介质(例如水或蓖麻油)注入在探头101与保持板103之间。

[0101] 由于系统和数据处理流程的概要与第一实施例中的那些相同，所以省略其阐释，并将参照附图阐释通过使用多个波长对光声信号的取得。

[0102] 图9示出在当前实施例中执行的数据取得操作。主扫描方向是如上所述的围绕轴803的圆形方向。然而，这里，为了易于阐释，使用圆形方向在平面内展开的二维图。

[0103] 在当前实施例中将给出对使用三个波长的情况的介绍。

[0104] 首先，波长被设置为λ1，且探头101在主扫描方向上移动，由此取得部分数据取得范围110A内与具有波长λ1的脉冲光对应的光声信号(实线箭头)。随后，波长被切换到λ2，并在部分数据取得范围110A中取得与具有波长λ2的脉冲光对应的光声信号(虚线箭头)。进一步地，波长被切换到λ3，然后，在部分数据取得范围110A中取得与具有波长λ3的脉冲光对应的光声信号(点划线箭头)。在那之后，探头平移到副扫描方向，并在部分数据取得范围110B内取得数据。通过重复这样的操作，可取得一直到部分数据取得范围110D的数据。

[0105] 如上面所介绍的，在平移到副扫描方向之前，进行主扫描方向上的移动(至少两次，特别地，在当前实施例中三次)，并在已经完成主扫描方向上的移动之一的时间点处施加波长改变控制。

[0106] 图10是一定时图，其示出根据当前实施例的部分数据取得范围和所发射波长。在当前实施例的探头扫描中，同一部分数据取得范围110A内与波长λ1和λ3有关的相应光声信号之间的取得间隔用t3指示。这种取得间隔显著短于这样的情况：在所述情况中，在整个数据取得范围105中取得与具有波长λ1的脉冲光的发射对应的光声信号之后，取得与具有波长λ2的脉冲光的发射对应的光声信号以及与具有波长λ3的脉冲光的发射对应的光声信号。在当前实施例中，时间差减小到在不使用本发明的情况下的1/4。

[0107] 根据当前实施例，波长切换和主扫描方向上的移动在平移到副扫描方向之前多次进行。因此，同一部分数据取得范围内与不同波长对应的光信号之间的取得间隔可进一步缩短。也就是，由于伴随时间流逝发生的被检体移动所致的误差能进一步减小。

[0108] 因此，当在多波长合成单元中计算氧饱和度等时，通过使用根据从波长(λ1、λ2和λ3)获得的光声信号而重建的数据，因移位所致的误差进一步减小。因此，可合成更可靠、高度准确的图像。

[0109] 在当前实施例中，主扫描方向被指定为围绕轴的圆形方向。然而，即使在探头如在第一实施例的空间布置中那样用于两维扫描的情况下，也可获得本发明的有益效果。

[0110] (第三实施例)

[0111] 图11是根据本发明第三实施例的超声诊断装置的图示，并示出被检体周围的部分的构造。图11A和11B分别是从一侧以及从上方观看的下垂的被检体的图示。

[0112] 使得被检体(当前实施例中为乳房)104能够下垂。探头101和光发射单元102安装在相对的位置，同时被检体104处于它们之间。移动探头101和光发射单元102以便在数据取得范围内取得数据。

[0113] 探头101在作为主扫描方向的、围绕贯穿被检体的轴803的圆形方向801上移动，并在作为副扫描方向的、基本上垂直于主扫描方向的方向802上移动。在当前实施例中，数据取得范围是通过在副扫描方向上移动其中探头101围绕轴803旋转360°的平面而获得的范围。

[0114] 为了接收在被检体104中生成的光声波，传输超声波的介质(例如水或蓖麻油)注入在探头101和被检体104之间。

[0115] 由于系统以及数据处理流程的概要与第一实施例中的那些相同，所以省略其阐释，并将参照附图阐释使用多个波长对光声信号的取得。

[0116] 图12示出在当前实施例中执行的数据取得操作。主扫描方向是围绕轴803的圆形方向，如上面介绍的那样。然而，这里，为了易于阐释，使用圆形方向在平面内展开的二维图。也就是说，图12中数据取得范围105的右端和左端彼此接续。

[0117] 首先，使探头围绕轴803旋转360°(用150A处的空心线箭头指示)。在此主扫描方向上的移动期间，进行波长切换。在当前实施例中，对于每个脉冲切换波长。也就是，切换以下面的顺序发生：λ1，λ2，λ1，λ2，以此类推。为了迅速改变由激光光源生成的脉冲光的波长，可交替使用两个激光器。

[0118] 这样的操作使得可以在部分数据取得范围110A内取得与具有波长λ1和λ2的脉冲光对应的光声信号。在探头101已经围绕轴803旋转360°时，探头101平移到副扫描方向，且探头101再次围绕轴803旋转360°(150B中的空心线箭头)，由此在部分数据取得范围110B内取得数据。以类似的方式对于部分数据取得范围110C和110D取得数据。

[0119] 在以这样的方式进行主扫描方向上的移动的同时，施加控制以切换由激光光源生成的脉冲光的波长，并从数据取得范围取得数据。

[0120] 图13是一定时图，其示出所发射波长。160A的范围原理性地示出对于各脉冲进行波长切换以及在部分数据取得范围110A内取得对应于具有波长λ1的脉冲光的各光声信号和对应于具有波长λ2的脉冲光的各光声信号的周期。类似地，范围160B、160C和160D对应于110B、110C和110D。

[0121] 在当前实施例中的探头扫描中，在同一部分数据取得范围内对应于波长λ1和λ2的光声信号之间的取得间隔用t4指示。这种取得间隔显著短于这样的情况下的取得间隔：在所述情况中，在整个数据取得范围内取得与具有波长λ1的脉冲光的发射对应的光声信号之后，取得与具有波长λ2的脉冲光的发射对应的光声信号。

[0122] 根据当前实施例，由于在主扫描方向上的移动期间进行波长切换，在同一部分数据取得范围内与不同波长对应的光声信号之间的取得间隔可进一步缩短。也就是，由于伴随着时间流逝发生的被检体的移动所致的误差可进一步减小。

[0123] 因此，通过使用根据从多个波长(λ1和λ2)获得的光声信号而重建的数据，当在多波长合成单元中计算氧饱和度等时，因移位所致的误差进一步减小。因此，可合成更可靠、高度准确的图像。

[0124] 在当前实施例中，在探头在主扫描方向上连续移动的同时，进行波长切换和光声信号取得。具体而言，在主扫描方向上的移动中，探头不停止在各接收位置处，而是以几乎恒定的速度移动。因此，如图13所示，发射具有波长λ1的光时的光声信号取得位置(接收位置)与发射具有波长λ2的光时的光声信号取得位置不完全一致。然而，如果脉冲光的频率足够高，则处理可在不考虑取得位置之间的差异的情况下充分进行。另外，即使与各光脉冲对应的光声信号的取得位置移位，也在重建块206中计算各部分数据取得范围内的固定区域中的图像数据。因此，能实现与相同位置对应的图像重建。

[0125] 可替代地，探头可停止在被检体上的一个位置处，在这种情况下，通过使用具有波长λ1和λ2的光来接收光声信号，然后，探头可移动到下一个位置。在这种情况下，可在相对于被检体的相同接收位置处取得几乎无时间差的光声信号。

[0126] 在当前实施例中，主扫描方向被指定为围绕轴的圆形方向。然而，即使在探头如第一实施例中的空间布置中那样用于二维扫描的情况下，也可获得本发明的有益效果。

[0127] 尽管参照示例性实施例介绍了本发明，但是将会理解，本发明不限于所公开的示例性实施例。所附权利要求的范围将被赋予最宽的解释以涵盖所有这些修改以及等同结构和功能。

[0128] 本申请要求2011年8月25日提交的日本专利申请No.2011-183574的优先权，其全部内容通过引用结合于此。