[0001] 本发明涉及超声装置。

[0002] 用于利用来自诸如激光器等的光源的光照射活体并且产生基于照射光获得的、关于活体的内部的信息的图像的光学成像装置在医疗领域中被积极地研究。

[0003] 作为光学成像技术之一，存在光声层析成像(PAT)。在PAT中，利用从光源产生的脉冲光照射活体，并且检测从吸收在活体中传播和扩散的脉冲光的能量的活组织产生的声波(acoustic wave)。即，利用诸如肿瘤等的被检部分和除被检部分之外的组织之间的光能的吸收率的差异，接收元件接收当被检部分通过吸收照射被检部分的光能而瞬间膨胀时所产生的弹性波，即光声波。该检测信号经受分析过程，由此可以获得活体中的光学特性分布，特别是光能吸收密度分布。这些条信息也可以用于定量地测量被检体中的特定物质，诸如血液中包括的葡萄糖或血红蛋白等。结果，这些条信息可以用于指定存在涉及新血管生长的恶性肿瘤的地方。

[0004] 日本专利申请公开No.2016-97165讨论了使用手持探测器的被检体信息获取装置。

[0005] 日本专利申请公开No.2016-97165中讨论的技术具有以下问题。装置主体和探测器被设置在分开的壳体中。因此，装置主体和探测器通过传送单元连接。然而，从传送单元传送的信号在从设置在传送单元外部的电子设备产生的电磁波的影响下包括噪声。结果，来自探测器的输出信号的信噪比(SNR)变小，并且测量精度降低。

[0015] 参考图1，描述根据本发明的示例性实施例的超声装置。

[0016] 根据本示例性实施例的超声装置1000包括：超声接收单元131，其接收从被检体140产生的超声波143并输出接收信号，放大器132，其放大接收信号的强度，以及传送单元
133，其传送通过放大接收信号而获得的放大信号。此外，超声装置1000包括：衰减器107，其输出通过使传送的放大信号的强度衰减而获得的衰减信号，以及获取单元103，其至少基于输出的衰减信号来获取关于被检体140的信息。

[0017] 在根据本示例性实施例的超声装置1000中，放大器132放大接收信号，并且然后，传送单元133传送放大的信号(放大信号)。因此，即使从传送单元133的外部产生的电磁波对从传送单元133传送的信号给予噪声，从外部产生的噪声与传送信号的比例也小。以这种方式，可以将传送信号的信噪比(SNR)保持为高。

[0018] 同时，如果放大信号的强度超过获取单元103可以获取的信号的强度的范围(动态范围)，则获取单元103不能获取该信号。为了防止像这样的这种情况，衰减器107使传送的放大信号的强度衰减，使得放大信号的强度落在获取单元103的动态范围内。

[0019] 利用根据本示例性实施例的超声装置1000的这样的配置，可以基于SNR被保持为高的超声信号来获取关于被检体的信息。由于这个原因，获得具有高精度的被检体信息。

[0020] 根据本示例性实施例的超声装置1000可以是包括利用光照射被检体140的光照射单元111的光声装置。光声装置1000被配置为使得超声接收单元131接收通过利用来自光照射单元111的光照射被检体140而产生的超声波143并输出接收信号。

[0021] 此外，根据本示例性实施例的超声装置1000可以被配置为使得超声接收单元131可以传送超声波143。这样的超声装置1000被配置为使得超声接收单元131接收通过利用从超声接收单元131传送的超声波照射被检体140而产生的超声波并输出接收信号。

[0022] 用于使超声接收单元131传送超声波143的驱动信号可以具有脉冲形状，并且超声装置1000还可以包括被配置为对脉冲形状进行整形的脉冲整形单元(未示出)。

[0023] 超声波143也可以被称为声波。此外，根据本示例性实施例的超声装置1000是用于获取关于被检体的信息的装置，并且因此也可以被称为“被检体信息获取装置”。

[0024] 参考图1中所示的配置的示例，描述根据第一示例性实施例的被检体信息获取装置(超声装置)的细节。

[0025] (超声探测器)

[0026] 在图1中，超声探测器130接收超声波。在本示例性实施例中，超声探测器130包括用于接收超声波的超声接收单元，并且因此在本示例性实施例的以下描述中可以被称为“接收探测器”。在超声探测器130不仅接收而且还传送超声波的情况下，超声探测器130也可以被称为“传送/接收探测器”。

[0027] 超声探测器130的具体示例是包括超声接收单元131和放大器132的超声探测器。超声探测器130的位置可以通过在被检体上机械地移动超声探测器或者通过诸如医生或技师等的用户相对于被检体移动超声探测器(手持类型)来改变。此外，如下所述(第二示例性实施例)，在用于检测由超声波从被检体反射而产生的反射波的超声装置的情况下，可以与超声探测器130分开地设置用于传送声波的探测器。

[0028] (处理装置)

[0029] 处理装置100是被检体信息获取装置的主体。在图1中，处理装置100与超声探测器130分开地设置，但可以与超声探测器130集成地设置。

[0030] 处理装置100包括控制处理装置100中所包括的组件的测量控制单元102。

[0031] (光源单元)

[0032] 光源单元101在测量控制单元102的控制下发射脉冲光112。图1示出光源单元101被包括在处理装置100中的配置。替代地，光源单元101可以设置在处理装置100的外部。光源单元101的具体示例包括以阵列设置的多个发光元件和固态激光器。半导体发光元件的示例包括发光二极管(LED)和激光二极管(LD)。光源单元101可以设置在超声探测器130中。

[0033] (光照射单元)

[0034] 光照射单元111利用脉冲光112照射被检体140。光照射单元111可以包括透镜和反射镜。替代地，光照射单元111可以包括光源单元101。

[0035] (衰减器)

[0036] 衰减器107使从传送单元133传送的信号的强度衰减并输出衰减信号。要由衰减器107衰减的信号的衰减因子可以被设定为小于通过将放大信号的最大幅度除以获取单元
103可以获取的信号的最大幅度而获得的值。

[0037] (获取单元)

[0038] 获取单元103获取衰减信号并获取关于被检体140的信息。

[0039] (信号处理单元)

[0040] 信号处理单元104基于在获取单元103中蓄积的数字信号来执行解卷积和包络检测。获取单元103包括运算单元和存储单元。运算单元由诸如CPU、GPU和A/D转换器的运算元件，以及诸如FPGA和ASIC的运算电路构成。算术单元不是必须由单个元件和单个电路构成，而是可以由多个元件和多个电路构成。根据示例性实施例，每个处理可以由任何元件或电路执行。存储单元由诸如只读存储器(ROM)、随机存取存储器(RAM)和硬盘的存储介质构成。存储单元不是必须由单个存储介质构成，而是可以由多个存储介质构成。

[0041] (图像处理单元)

[0042] 图像处理单元105使用已由信号处理单元104对其执行信号处理的数据和由位置信息检测单元123计算的相对位置信息来执行图像处理，由此产生三维体数据。可以使用诸如通用反投影(UBP)或傅立叶变换算法(FTA)等的现有技术来产生三维体数据。

[0043] (显示单元)

[0044] 显示单元106向操作者呈现关于被检体信息的获取的设定信息并且还显示三维体数据。该配置可以是使得显示单元106具有例如触摸面板集成类型，由此兼作输入单元。

[0045] (超声探测器)

[0046] 接着，描述超声探测器130的内部配置。

[0047] (超声接收单元)

[0048] 超声接收单元131接收从被检体140产生的超声波并输出接收信号。

[0049] 超声接收单元131检测声波143并将声波143的声压的强度的变化转换为电信号。此外，超声接收单元131可以通过一维或二维地布置声波检测元件(未示出)来包括声透镜。
在这种情况下，超声接收单元131可以以优异的灵敏度检测从声透镜的焦点位置产生的音波(sound wave)。

[0050] (放大器)

[0051] 放大器132放大接收信号的强度并输出放大信号。期望设定要由放大器132放大的信号的放大因子，使得放大信号的最大幅度大于获取单元103可以获取的信号的最大幅度。作为示例，可以设定要由放大器132放大的信号的放大因子，使得放大信号为5dB以上、14dB以上、40dB以上、或者60dB以下。

[0052] 放大器132对接收信号的放大和传送单元133对放大信号的传送可以在同一电路中执行。

[0053] (传送单元)

[0054] 传送单元133输出来自超声探测器130的传送信号。传送单元133在超声探测器130和处理装置100之间传送信号。

[0055] (被检体)

[0056] 接着，描述被检体140的内部配置。图1示出光吸收体141。光吸收体141的示例包括血红蛋白。声波(超声波)143从光吸收体141产生。

[0057] (声阻抗匹配构件)

[0058] 当从光吸收体141产生的声波143被传送到超声接收单元131时，声阻抗匹配构件142减少界面处的声波143的反射。声阻抗匹配构件142由具有使脉冲光112透过的性质的材料构成，并且可以包括胶状物质以及水。

[0059] (超声接收单元的配置的示例)

[0060] 图2A和2B是示出根据本发明的第一示例性实施例的超声接收单元131的配置的示例的图。在本示例性实施例中，描述了使用电容换能器作为超声接收单元131的示例。电容换能器包括在其间设置有间隙的一对电极，并且具有其中包括所述一对电极中的一个的振动膜片(diaphragm)被支撑以便振动的元胞(cell)结构。

[0061] 图2A是根据本发明的第一示例性实施例的超声接收单元131的顶视图。图2B是沿图2A中的A-B的截面图。

[0062] 超声接收单元131包括多个元胞12。每个元胞12具有如下结构：在该结构中，包括设置有作为其间的间隙的腔体的一对电极中的一个的振动膜片9被支撑以便振动。具体地，每个元胞12包括第一电极1和振动膜片9，该振动膜片9包括跨越间隙3与第一电极1相对的第二电极2。振动膜片9的形状没有特别限制，但是可以是例如圆形形状或多边形形状。多边形形状的示例包括矩形形状和六边形形状。

[0063] 在图2A和2B中，多个元胞12形成单个元件14，并且电容换能器逐元件地输入或输出信号。换句话说，如果每个元胞12被视为单个电容器，则元件14中的多个元胞12的电容器并行地电连接在一起。此外，在电容换能器包括多个元件14的情况下，元件14彼此电分离。在图2A和2B中，每个第一电极1用作向其施加偏置电压的电极。每个第二电极2用作信号引出(extraction)电极。换句话说，在电容换能器包括多个元件14的情况下，至少用作信号引出电极的第二电极2需要逐元件地彼此电分离。从第二电极2输出的信号(电信号)由引出配线16引出。向其施加偏置电压的第一电极1可以在多个元件14之间电连接在一起，或者可以逐元件地彼此分离。此外，当然，每个第一电极1和每个第二电极2的功能可以颠倒。换句话说，下侧的第一电极1可以是信号引出电极，并且振动膜片9侧的第二电极2可以是向其施加偏置电压的电极。作为配线，可以使用贯通配线来代替引出配线16。

[0064] 在图2A和2B中，振动膜片9包括第一隔膜(membrane)7、第二隔膜8和夹在第一隔膜7和第二隔膜8之间的第二电极2。然而，振动膜片9可以仅需要包括至少第二电极2并且能够振动。例如，振动膜片9可以仅包括第二电极2。替代地，振动膜片9可以仅包括第一隔膜7和第二电极2。

[0065] 在本示例性实施例中，第一电极1经由第一绝缘膜11设置在基板10上，并且第二绝缘膜15设置在第一电极1上。替代地，第一电极1可以不经由第一绝缘膜11而直接地设置在基板10上。还替代地，第二绝缘膜15可以不设置在第一电极1上，使得第一电极1露出。

[0066] (电容换能器)

[0067] 描述电容换能器的驱动原理。

[0068] 图3是示出根据本发明的第一示例性实施例的放大器132的配置的示例的图。与图1、2A和2B中类似的组件由相同的编号指定，并且因此这里不被描述。

[0069] 电压施加单元DC在第一电极1和第二电极2之间施加直流电压。

[0070] 由电容换能器接收的超声波的接收信号是电流。由于这个原因，期望放大器132应当包括用于将接收信号从电流值转换为电压值并放大接收信号的强度的转换电路(电流-电压转换电路)。在本示例性实施例中，描述放大器132包括使用运算放大器的跨阻抗放大器的示例。

[0071] 反馈电阻器R1确定放大因子。

[0072] 在图3中，为了便于描述，配置是使得超声探测器130包括多个超声接收单元131和单个放大器132作为单个组。替代地，可以设置多个组。多个组被一维或二维地布置，由此如上所述可以以优异的灵敏度检测从声透镜的焦点位置产生的音波。

[0073] 在电容换能器接收超声波的情况下，电压施加单元DC将直流电压施加到第一电极1，使得在第一电极1和第二电极2之间出现电势差。如果电容换能器在该状态下接收到超声波，则包括第二电极2的振动膜片9振动。振动膜片9的振动改变第二电极2和第一电极1之间的距离，并且电容改变。由于电容的这种改变，从第二电极2输出信号(电流)，并且电流流过引出配线16。跨阻抗放大器将电流转换为电压并输出放大信号。如上所述，可以改变引出配线16的配置，由此将直流电压施加到第二电极2并从第一电极1引出信号。

[0074] 当通过传送单元133时，放大信号接收来自传送单元133周围的电磁噪声。由于这个原因，信号的SNR恶化。作为响应，放大器132放大信号，并且在信号通过传送单元133之后，衰减器107使信号衰减。作为具体示例，放大器132将信号放大10倍，并且衰减器107将信号衰减1/10倍。如果这样执行放大和衰减，则与不执行放大和衰减的情况相比，要叠加在传送单元133中的噪声的水平可以减小到1/10。此外，作为衰减器107的输出的衰减信号的信号成分具有类似的水平。因此，衰减信号的SNR可以改善10倍。如上所述，要叠加在传送单元133中的噪声被减小，由此可以获取高度精确的被检体信息。如上所述，放大器132的放大因子和衰减器107的衰减因子越大，要叠加在传送单元133中的噪声的水平可以被减小得越多。此外，放大器132的输出信号的幅度可以大于获取单元103的输入幅度。这是因为衰减器
107使放大器132的输出信号衰减。因此，只要衰减器107的输出幅度落在获取单元103的输入幅度内，后续的图像处理就不受影响。

[0075] 如上所述，如果放大器132的输出的最大幅度大于获取单元103的输入的最大幅度，则可以增加SNR的改善的效果。此外，在超声接收单元131包括电容换能器的情况下，放大器132的放大因子可以被设定为3000V/A以上且5000V/A以下。此外，信号可以在30dB以上且60dB以下的范围中被放大。

[0076] 此外，如果衰减器107的衰减因子被设定为小于或等于通过将放大器132的输出的最大幅度除以获取单元103的输入的最大幅度而获得的值，则可以优化获取单元103的输入幅度。以这种方式，获得宽的动态范围。

[0077] 电容换能器可以被用于传送超声波。

[0078] 为了传送超声波，在向第一电极1施加直流电压的状态下将交流电压施加到第二电极2，或者将通过叠加直流电压和交流电流而获得的电压(即，正负不反转的交流电压)施加到第二电极2。振动膜片9因通过施加交流电压获得的静电力而振动，并且传送超声波。

[0079] 此外，在传送超声波的情况下，可以改变引出配线16的配置，由此向第一电极1施加交流电压并使振动膜片9振动。

[0080] 根据本示例性实施例的电容变换器可以执行超声波(声波)的传送和接收中的至少一个。

[0081] 根据本示例性实施例的超声装置在如电容换能器中那样接收信号小的装置中特别有效。然而，在压电换能器中也可以获得类似的效果。压电换能器包括压电元件。

[0082] (操作序列)

[0083] 参考图4，描述操作序列。图4示出根据本发明的第一示例性实施例的测量序列的示例。

[0084] 首先，在获取被检体信息之前，操作者使超声探测器130与被检体140的表面接触。

[0085] 在步骤S3001中，根据由操作者通过输入单元(未示出)提供的输入，测量控制单元102设定用于获取被检体信息的测量参数。测量参数的具体示例包括被检体信息的获取的测量间距、每点的超声信号的保存采样频率和保存时间。测量参数的其它具体示例包括光源单元101的发光定时、发光频率、光量和波长。

[0086] 在步骤S3002中，测量控制单元102判断是否要开始数据的获取。如果不是要开始数据的获取(步骤S3002中为否)，则处理前进到步骤S3006。如果要开始数据的获取(步骤S3002中为是)，则处理前进到步骤S3003。

[0087] 在步骤S3003中，光源单元101在测量控制单元102的控制下发射脉冲光112。脉冲光112通过光照射单元111并入射在被检体140上。在被检体140内扩散的脉冲光112被诸如被检体140内的血液等的光吸收体141吸收。光吸收体141根据其类型具有特定的光吸收系数并吸收光以产生声波143。

[0088] 在步骤S3004中，测量控制单元102将测量触发信号输出到获取单元103。

[0089] 在步骤S3005中，获取单元103接收测量触发信号，并对声波143进行采样。

[0090] 由超声接收单元131检测到的声波143被转换为电信号，并且然后，电信号被发送到放大器132。在信号的强度被放大器132放大之后，信号被获取单元103转换为数字信号。然后，数字信号被蓄积在获取单元103的内部存储器中。

[0091] 在步骤S3006中，如果操作者通过输入单元(未示出)输入用于结束测量的指示(步骤S3006中为是)，则测量控制单元102停止光源单元101和图像捕获单元122的操作并结束光声波的测量。如果操作者没有输入用于结束测量的指示(步骤S3006中为否)，则处理返回到步骤S3002。在步骤S3002中，重复超声探测器130的相对位置信息的计算和声波143的获取，直到检测到用于结束测量的指示的输入为止。

[0092] 在步骤S3007中，信号处理单元104对基于在每个测量点获取的声波143的电信号(即在获取单元103中蓄积的数字信号)执行信号处理。信号处理的具体内容的示例包括考虑光源单元101的脉冲宽度的解卷积和包络检测。此外，如果已知添加到数字信号的噪声的频率的特性并且噪声的频率可以与声波143的主频率分离，则可以通过滤波过程来去除由噪声引起的特定频率成分。此外，可以从数字信号中去除在被被检体140的表面或超声接收单元131的表面反射之后到达超声接收单元131的声波143的多重反射成分。此外，同时如果在被检体140的表面上产生的声波143的多重反射成分的大小是显著的，则在该步骤中可以消除多重反射成分。

[0093] 在步骤S3008中，图像处理单元105使用由信号处理单元104处理的信号来产生被检体信息。被检体信息的具体示例包括关于被检体140内的特定物质的定量信息、二维图像和三维体数据。

[0094] 在产生二维图像或三维体数据的情况下，可以从被检体信息中去除已知的伪影(如果有的话)。此外，例如，可以假定血液血红蛋白作为光吸收体141，并且可以使用要被血液血红蛋白主要吸收的波长的脉冲光112来测量光学超声波。然后，可以通过产生血管的图像来产生三维体数据。除此之外，在关注血液血红蛋白根据其氧合和脱氧的光学吸收光谱的变化的情况下，可以使用通过利用不同波长的脉冲光112照射血液血红蛋白而产生的光声波143从多条三维体数据计算血液血红蛋白的氧饱和度。信号处理单元104和图像处理单元105可以配置为集成的处理单元。

[0095] 在步骤S3009中，通过操作者期望的显示方法在显示单元106上显示在步骤S3008中产生的三维体数据。例如，可以使用用于显示垂直于三维轴的截面的方法，或者用于显示三维体数据相对于每个轴的方向的最大值、最小值或平均值的二维分布的方法。此外，操作者可以在三维体数据中设定感兴趣的区域，并且可以显示感兴趣的区域中的氧饱和度信息或光吸收体141的形状有关的统计信息。

[0096] 每当在步骤S3005中获取到光声信号时，就可以执行直到步骤S3007和S3008中的三维体数据的产生的信号处理。

[0097] 如上所述，要叠加在传送单元中的噪声被减小，由此可以获取高度精确的被检体信息。

[0098] (信息获取方法)

[0099] 根据本示例性实施例的信息获取方法至少包括以下过程。

[0100] (1)光照射过程，用于利用光照射被检体。

[0101] (2)接收过程，用于接收通过利用光照射被检体而产生的超声波，并用于输出接收信号。

[0102] (3)放大过程，用于放大获得的接收信号的强度。

[0103] (4)传送过程，用于传送通过放大接收信号而获得的放大信号。

[0104] (5)衰减过程，用于使传送的放大信号衰减并输出衰减信号。

[0105] (6)获取过程，用于至少基于获得的衰减信号来获取关于被检体的信息。

[0106] 替代地，信息获取方法还可以包括除上述过程之外的过程。

[0107] 图5示出根据本发明的第二示例性实施例的诸如使用声波的反射的超声回波诊断装置等的被检体信息获取装置。

[0108] 与图1、2A、2B和3中的组件类似的组件由相同的编号指定，并且因此这里不被描述。传送/接收探测器137传送和接收超声波。超声传送/接收单元135被包括在传送/接收探测器137中。放大单元136放大由超声传送/接收单元135接收的超声波的信号。驱动器121被包括在装置主体120内。驱动器121驱动超声传送/接收单元135以从超声传送/接收单元135朝向被检体140产生脉冲超声波。反射体145被包括在被检体140中。

[0109] 从传送/接收探测器137中的超声传送/接收单元135传送到被检体140的声波143被反射体145反射。超声传送/接收单元135接收反射的声波143，将声波143转换为电信号，并将电信号输出到放大单元136。放大单元136放大该信号并经由传送单元133将放大信号输出到衰减器107。衰减器107使放大信号衰减并将衰减信号输出到获取单元103。获取单元103对输入的电信号执行诸如模数(A/D)转换和放大等的信号处理，并将得到的信号输出到信号处理单元104。后续的处理可以与第一示例性实施例中的处理类似。此外，在如图5中那样使用反射波的装置的情况下，可以与用于接收声波的探测器分开地设置用于传送声波的探测器。此外，具有图1和图5中的两个装置的功能的装置可以被设置并且获取反映被检体的光学特性值的被检体信息和反映声阻抗的差异的被检体信息这两者。在这种情况下，图1中的超声接收单元131不仅可以接收光声波，而且还可以传送声波并接收反射波。同时利用这样的配置，可以提供用于减小从周围电子设备辐射的电磁波的影响的具有高精度的被检体信息获取装置和被检体信息获取方法。

[0110] 基于根据本发明的超声装置，可以提供能够减小从信号传送单元的外部产生的电磁波的影响并且获取高度精确的被检体信息的超声装置。

[0111] 尽管已参考示例性实施例描述了本发明，但是要理解，本发明不限于公开的示例性实施例。以下权利要求的范围要被赋予最宽的解释以便包含所有这样的修改以及等同的结构和功能。