JP4909132B2 - Optical tomography equipment - Google Patents
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Description
本発明は、生体等の物体内部へ光照射したときの照射前後の物体内部の音速変化を、超音波を利用して計測することにより、物体内部の超音波速度変化の分布に関する断層画像（光断層画像）を取得する光トモグラフィ装置に関する。 The present invention provides a tomographic image (distribution of an ultrasonic velocity change distribution inside an object by measuring a change in sound velocity inside the object before and after irradiation when the inside of the object such as a living body is irradiated with light. The present invention relates to an optical tomography apparatus for acquiring a tomographic image.
医療分野で利用される超音波診断装置は、超音波振動子から発振される超音波信号（超音波ビーム）を生体内に送波し、生体内からの超音波エコー信号を受波検知して、これを断層画像化している。これらの超音波診断装置では、いわゆるＢモードやＭモードなどのように受波した超音波エコー信号の強さを輝度変調などで画像化するものがあり、リアルタイム画像の画質向上や、画像からの血流量の算出、その他の応用ソフトウエアの開発など、様々な工夫がなされている。最近は、アレイ型探触子による電子走査の採用などにより、断層画像をリアルタイム表示する装置が広く普及しており、体内の非侵襲的な診断に大きな威力を発揮している。 Ultrasound diagnostic devices used in the medical field transmit ultrasonic signals (ultrasound beams) oscillated from ultrasonic transducers into the living body and receive and detect ultrasonic echo signals from the living body. This is tomographic image. Some of these ultrasonic diagnostic apparatuses, such as the so-called B mode and M mode, image the intensity of the received ultrasonic echo signal by luminance modulation, etc. Various ideas have been made, such as calculation of blood flow and development of other application software. Recently, an apparatus for displaying a tomographic image in real time by adopting electronic scanning by an array type probe or the like has been widely used, and it exerts great power for noninvasive diagnosis in the body.
このような超音波診断装置を利用して行う新たな診断手法のひとつとして、測定領域に対して光を照射する機構を設け、光を照射していない時と光照射後との受信信号（超音波エコー信号）の変化から、光照射による測定領域の超音波速度変化の分布を求めて断層画像（光断層画像）を得ることが提案されている（特許文献１参照）。 As one of the new diagnostic methods using such an ultrasonic diagnostic apparatus, a mechanism for irradiating light to the measurement area is provided, and the received signals (super It has been proposed to obtain a tomographic image (optical tomographic image) by obtaining the distribution of the ultrasonic velocity change in the measurement region due to light irradiation from the change in the acoustic echo signal) (see Patent Document 1).
この光断層画像は、照射された光の吸収による測定領域の温度変化の断層画像を現している。つまり、生体内に光を照射したときに、生体内の各部位ごとで光吸収特性が異なると、それぞれの部位の光吸収特性に応じて生体内に温度分布が生じる。生体内を伝播する超音波の音速は、温度に依存して変化することから、光照射前と光照射後の超音波エコー信号の音速変化を各部位ごとに求めて断層画像化することにより、超音波速度変化分布、あるいは温度変化分布、光吸収分布の断層画像として表示させることができる。したがって、以下の説明では、超音波速度変化分布に関する断層画像という場合は、超音波速度変化分布、温度変化分布、光吸収分布の断層画像を含むものとする。 This optical tomographic image represents a tomographic image of a temperature change in the measurement region due to absorption of the irradiated light. In other words, when light is irradiated into the living body, if the light absorption characteristics are different for each part in the living body, a temperature distribution is generated in the living body according to the light absorption characteristic of each part. Since the sound velocity of the ultrasonic wave propagating in the living body changes depending on the temperature, by calculating the sound velocity change of the ultrasonic echo signal before and after the light irradiation for each part and tomographic imaging, It can be displayed as a tomographic image of ultrasonic velocity change distribution, temperature change distribution, or light absorption distribution. Therefore, in the following description, the tomographic image related to the ultrasonic velocity change distribution includes tomographic images of the ultrasonic velocity change distribution, the temperature change distribution, and the light absorption distribution.
図６は、特許文献１に記載された光断層画像を表示するための装置構成を示す図である。被検体１００は、赤外線レーザからなる光源４０により光照射を受ける。光源４０の出射側には、被検体１００への光照射を断続するシャッタ４２が設けられている。このシャッタ４２は、光吸収解析部６０により開閉制御される。
超音波の送受は、リニアアレイ探触子５０により行われる。リニアアレイ探触子５０は、送受信部５２からの駆動信号により励振されて超音波信号を発し、この超音波信号に対する被検体内からの受信信号（超音波エコー信号）を送受信部５２に返す。走査制御部５４は、送受波を行う振動子を順に切り換えることにより、複数の超音波信号を走査する。
リニアアレイ探触子５０の受信信号は、Ｂモード信号処理回路５６及び光吸収解析部６０に入力される。Ｂモード信号処理回路５６は、その受信信号に対して周知のＢモード断層画像形成処理を行ってビーム走査範囲の断層画像を形成し、ＤＳＣ（デジタルスキャンコンバータ）５８に書き込む。また、光吸収解析部６０は、受信信号を解析してビーム走査範囲の光吸収分布（すなわち超音波速度変化分布）の画像を形成する。この光吸収分布は、光照射前と光照射後の受信信号の位相変化を計算することにより求められる。
FIG. 6 is a diagram showing a device configuration for displaying an optical tomographic image described in Patent Document 1. As shown in FIG. The subject 100 is irradiated with light by a light source 40 composed of an infrared laser. On the emission side of the light source 40, a shutter 42 for intermittently irradiating the subject 100 with light is provided. The shutter 42 is controlled to be opened and closed by the light absorption analysis unit 60.
Transmission / reception of ultrasonic waves is performed by the linear array probe 50. The linear array probe 50 is excited by a drive signal from the transmission / reception unit 52 to generate an ultrasonic signal, and returns a reception signal (ultrasonic echo signal) from the inside of the subject with respect to the ultrasonic signal to the transmission / reception unit 52. The scanning control unit 54 scans a plurality of ultrasonic signals by sequentially switching transducers that transmit and receive waves.
The reception signal of the linear array probe 50 is input to the B-mode signal processing circuit 56 and the light absorption analysis unit 60. The B-mode signal processing circuit 56 performs a well-known B-mode tomographic image forming process on the received signal to form a tomographic image in the beam scanning range, and writes it in a DSC (digital scan converter) 58. Further, the light absorption analysis unit 60 analyzes the received signal and forms an image of the light absorption distribution (that is, the ultrasonic velocity change distribution) in the beam scanning range. This light absorption distribution is obtained by calculating the phase change of the received signal before and after the light irradiation.
上記装置による光吸収分布画像を得るための制御の手順を以下に説明する。まず、光吸収解析部６０は、シャッタ４２を閉じ、被検体１００に光吸収による温度上昇がない状態での探触子５０の受信信号（Ｂモード画像用の受信信号）を１走査分記憶する。このとき、光吸収解析部６０は、走査制御部５４からの走査情報に基づき、受信信号を各走査線（ビーム）ごとに区別して記憶する。次に光吸収解析部６０は、シャッタ４２を開いて被検体１００に光照射を行い、被検体各部に検出可能な温度上昇が起こる程度の時間（これは予め実験で求めて設定しておく）の経過後、再び探触子５０の受信信号を１走査分取得する。そして、光吸収解析部６０は、１走査線ずつ、光吸収前と光吸収後の受信信号について比較し、位相変化から超音波の音速変化を解析する。この解析結果はＤＳＣ５８に書き込まれる。ＤＳＣ５８は、この光吸収解析部６０の解析結果である光吸収分布画像（すなわち超音波速度変化分布）を表示装置６２に表示する。このときＢモード画像に重畳して光吸収分布画像をカラー表示するようにしてもよい。例えば、光吸収分布は、被検体各部の温度上昇に対応しているので、暖色系の色を用い、吸収率が高い（照射前後の位相差が大きい）ほど明度の高い色になるようにするなどの形態をとれば、診断者に直感的に把握しやすい画像が得られる。 A control procedure for obtaining a light absorption distribution image by the above apparatus will be described below. First, the light absorption analysis unit 60 closes the shutter 42 and stores the reception signal (the reception signal for the B-mode image) of the probe 50 in a state where the temperature of the subject 100 is not increased due to light absorption for one scan. . At this time, the light absorption analysis unit 60 distinguishes and stores the received signal for each scanning line (beam) based on the scanning information from the scanning control unit 54. Next, the light absorption analysis unit 60 opens the shutter 42 to irradiate the subject 100 with light, and a time during which a detectable temperature rise occurs in each part of the subject (this is obtained and set in advance by experiments). After the elapse of time, the reception signal of the probe 50 is again acquired for one scan. Then, the light absorption analysis unit 60 compares the received signals before and after the light absorption for each scanning line, and analyzes the change in the sound velocity of the ultrasonic wave from the phase change. The analysis result is written in the DSC 58. The DSC 58 displays a light absorption distribution image (that is, an ultrasonic velocity change distribution) that is an analysis result of the light absorption analysis unit 60 on the display device 62. At this time, the light absorption distribution image may be displayed in color by being superimposed on the B-mode image. For example, since the light absorption distribution corresponds to the temperature rise of each part of the subject, a warm color is used so that the higher the absorption rate (the greater the phase difference before and after irradiation), the higher the lightness. If an image such as this is taken, an image that can be easily grasped intuitively by a diagnostician can be obtained.
このようにして、超音波エコー信号強度（反射強度）（Ｂモード画像）とは別に、光吸収特性の分布（すなわち超音波速度変化分布）という異なる物理量の分布を表示することができ、被検体組織の多面的な把握が可能になる。
なお、造影剤注入器７０により造影剤を注入することも行われる。すなわち、造影剤として光吸収率が高く、被検体中の注目組織（例えばガン細胞などの病変部１１０）に特異的に取り込まれやすいものを注入した後、光吸収特性の画像表示を行えば、注目組織の光吸収による温度上昇が他の部分より大きくなるので、注目組織を強調した断層画像を形成することができる。
Note that a contrast agent is also injected by the contrast agent injector 70. That is, after injecting a material that has a high light absorption rate as a contrast agent and that is easily taken up specifically by a target tissue (for example, a lesion 110 such as a cancer cell) in a subject, Since the temperature rise due to light absorption of the tissue of interest is greater than other portions, a tomographic image highlighting the tissue of interest can be formed.
図７は、アレイ型探触子により測定された超音波エコー信号に基づいて作成されたＢモード画像の一例である。このＢモード画像は、３４５ラインの超音波エコー信号を輝度変調して画像化したものである。図８は、この３４５ラインの中の１ラインの超音波エコー信号の一例である。超音波は、音響インピーダンスが異なる組織間の境界面で反射される。したがって、生体内にパルス状の超音波信号を送波したときの受信信号（超音波エコー信号）として、各組織同士の境界で反射したエコーが、探触子に近い順に反射パルスとして現れる。
Ｂモード画像は、この反射パルスの振幅を輝度情報として変調したものであり、振幅が大きいほど黒く表示される。３４５ラインすべての受信信号が表示され、画像化されることにより、図７のようなＢモード画像が得られる。
FIG. 7 is an example of a B-mode image created based on the ultrasonic echo signal measured by the array type probe. This B-mode image is an image obtained by luminance-modulating 345 lines of ultrasonic echo signals. FIG. 8 shows an example of an ultrasonic echo signal for one line of the 345 lines. Ultrasound is reflected at the interface between tissues with different acoustic impedances. Therefore, as a reception signal (ultrasonic echo signal) when a pulsed ultrasonic signal is transmitted into the living body, echoes reflected at the boundary between the tissues appear as reflected pulses in the order closer to the probe.
The B-mode image is obtained by modulating the amplitude of the reflected pulse as luminance information, and is displayed in black as the amplitude increases. The reception signals of all 345 lines are displayed and imaged, whereby a B-mode image as shown in FIG. 7 is obtained.
このＢモード画像とは別に、上述した光吸収分布（超音波速度変化分布）を現す光断層画像を表示しようとする場合には、光照射前後の各ラインの超音波エコー信号が取得され、各ラインごとに光照射前と光照射後の信号解析が行われる。 Separately from this B-mode image, when an optical tomographic image showing the above-described light absorption distribution (ultrasonic velocity change distribution) is to be displayed, ultrasonic echo signals of each line before and after the light irradiation are acquired, Signal analysis before and after light irradiation is performed for each line.
このときの信号解析について説明すると、図９に示すように、超音波エコー信号の各ラインについて、ライン上の波形を１波長程度ごとに等間隔に区間分割し、各区間において光照射前後の波形の相互相関を計算し、差分検出を行う。検出された差分に基づいて、各区間の超音波の音速変化を算出し、全ラインについて同様の音速変化を算出する。算出された音速変化の分布は、超音波速度変化画像または温度分布画像（あるいは光吸収分布画像）として表示される。 The signal analysis at this time will be described. As shown in FIG. 9, for each line of the ultrasonic echo signal, the waveform on the line is divided into equal intervals for about one wavelength, and the waveform before and after light irradiation in each interval. The cross correlation is calculated and the difference is detected. Based on the detected difference, the change in the sound speed of the ultrasonic wave in each section is calculated, and the same change in the sound speed is calculated for all lines. The calculated distribution of sound speed changes is displayed as an ultrasonic speed change image or a temperature distribution image (or a light absorption distribution image).
しかしながら、１ライン上の波形データを等間隔に区間分割して各区間の相互相関を計算した場合に、一部の区間では、算出された音速変化の値に大きな誤差を生じることがあった。
一般に、大きな振幅の超音波エコー信号が含まれる区間（Ｂモード画像が黒い区間）では、信号とアーチファクトとを区別できるので、相互相関を計算すれば、誤差の小さい差分検出を行うことができるのであるが、小さい振幅の信号しか含まれない区間（Ｂモード画像が白い区間）では、Ｓ／Ｎ比が小さいため、信号とアーチファクトとが区別されにくく混同されてしまい、相互相関を計算すると大きな誤差を含みやすい。
However, when the waveform data on one line is divided into equal intervals and the cross-correlation of each interval is calculated, a large error may occur in the calculated sound speed change value in some intervals.
In general, in a section including a large-amplitude ultrasonic echo signal (section in which the B-mode image is black), the signal and the artifact can be distinguished. Therefore, if the cross-correlation is calculated, a difference detection with a small error can be performed. However, in a section that includes only a signal having a small amplitude (a section in which the B-mode image is white), the S / N ratio is small, so that the signal and the artifact are difficult to be distinguished from each other. It is easy to include.
図５は、信号とアーチファクトとの区別が困難な小さな振幅の超音波エコー信号が得られる領域を含んだ生体擬似試料を作成し、これについて撮影したＢモード画像と音速変化分布画像とを示した図である。この擬似試料は例えば寒天を用いて作成される。図５（ａ）は、中央部分に小さな振幅の超音波エコー信号領域を有する生体擬似試料のＢモード画像である。この試料の中央部分は、照射光を吸収しない物質からなる。図５（ｂ）は、この試料に対する光照射前と光照射後との超音波速度変化の分布を算出し、画像化した図である。小さな振幅の超音波エコー信号が生じる中央部分（Ｂモード画像が白い部分）では、信号とアーチファクトとの区別ができていないため、相互相関の計算が正確に行えない結果、誤差が生じてしまい、画像中央には、超音波速度の変化が生じていないにもかかわらず、あたかも音速変化があったかのようなゴースト画像が発生している。 FIG. 5 shows a B-mode image and a sound velocity change distribution image obtained by creating a biological pseudo sample including a region where an ultrasonic echo signal with a small amplitude that makes it difficult to distinguish between a signal and an artifact is obtained. FIG. This pseudo sample is prepared using agar, for example. FIG. 5A is a B-mode image of a biological pseudo sample having an ultrasonic echo signal area with a small amplitude at the center. The central part of the sample is made of a material that does not absorb the irradiation light. FIG. 5B is a diagram in which the distribution of the change in ultrasonic velocity before and after light irradiation is calculated and imaged. In the central part where the ultrasound echo signal with a small amplitude (the part where the B-mode image is white) cannot be distinguished from the signal and the artifact, the cross-correlation cannot be calculated accurately, resulting in an error. In the center of the image, a ghost image is generated as if there was a change in the sound speed despite no change in the ultrasonic velocity.
このように、各ラインの超音波エコー信号を等間隔ごとに区間分割し、各区間の相互相関を計算する従来の信号処理手法を採用して超音波速度変化分布の画像を作成した場合に、超音波エコー信号の振幅が小さい領域に、誤った超音波速度変化が現れた画像を表示してしまう問題があった。 In this way, when an ultrasonic velocity change distribution image is created by adopting a conventional signal processing method of dividing the ultrasonic echo signal of each line into equal intervals and calculating the cross-correlation of each interval, There has been a problem that an image in which an erroneous change in ultrasonic velocity appears is displayed in a region where the amplitude of the ultrasonic echo signal is small.
そこで、本発明は、超音波エコー信号に対する信号処理を工夫することにより、正確な超音波速度変化画像（温度変化画像または光吸収画像）を表示することができる光トモグラフィ装置を提供することを目的とする。 Accordingly, the present invention provides an optical tomography apparatus capable of displaying an accurate ultrasonic velocity change image (temperature change image or light absorption image) by devising signal processing for an ultrasonic echo signal. Objective.
また、生体内の測定部位や測定部位の状態（例えば光吸収率を高める造影剤の注入が行われている状態）によっては、生体内に光を照射したときに、照射する光の波長によって、生体内の各部位で光吸収率が異なる場合がある。そのため、光源から光を照射した場合でも、生体内の部位によっては温度変化を効率よく発生することができることもあれば、十分な温度変化を発生することができないこともありうる。 In addition, depending on the measurement site in the living body and the state of the measurement site (for example, a state in which a contrast medium that enhances the light absorption rate is injected), when light is irradiated into the living body, The light absorption rate may be different at each part in the living body. Therefore, even when light is irradiated from a light source, a temperature change may be efficiently generated depending on a part in the living body, or a sufficient temperature change may not be generated.
そこで、本発明は、測定部位が生体内のどの部位であるか、あるいは測定部位の状態がどのようであるか（例えば光吸収率を高める造影剤の注入がなされている状態）により、状況に応じて、適切な超音波速度変化画像を取得することができる光トモグラフィ装置を提供することを他の目的とする。 Therefore, the present invention can be adapted to the situation depending on which part in the living body the measurement part is in or the state of the measurement part (for example, a state in which a contrast medium that increases the light absorption rate is injected). Accordingly, another object is to provide an optical tomography apparatus that can acquire an appropriate ultrasonic velocity change image.
上記課題を解決するためになされた本発明の光トモグラフィ装置は、測定領域に光を照射する光源と、測定領域に超音波信号を送波するとともに測定領域からの超音波エコー信号を受波する超音波送受機構と、光を照射していないときの測定領域から受波した非照射時超音波エコー信号と光照射後の測定領域から受波した光照射後超音波エコー信号とに基づいて測定領域への光照射に対する超音波速度変化を求めて超音波速度変化の分布に関する断層画像として表示する超音波速度解析部とを備えた光トモグラフィ装置であって、非照射時超音波エコー信号および光照射後超音波エコー信号それぞれの信号波形の包絡線を抽出する包絡線データ抽出部と、抽出された包絡線データに基づいて非照射時超音波エコー信号および光照射後超音波エコー信号それぞれの信号波形における関心信号区間を抽出する関心信号区間抽出部とを備え、超音波速度解析部は、非照射時超音波エコー信号および光照射後超音波エコー信号の関心信号区間内の信号に基づいて超音波速度変化を求めるようにしている。 An optical tomography apparatus of the present invention made to solve the above-described problems includes a light source that irradiates light to a measurement region, an ultrasonic signal that is transmitted to the measurement region, and an ultrasonic echo signal that is received from the measurement region. Based on the ultrasonic transmission / reception mechanism to be used, the non-irradiation ultrasonic echo signal received from the measurement region when light is not irradiated, and the post-irradiation ultrasonic echo signal received from the measurement region after light irradiation An ultrasonic tomography device comprising an ultrasonic velocity analysis unit that obtains ultrasonic velocity changes with respect to light irradiation to a measurement region and displays them as a tomographic image relating to the distribution of ultrasonic velocity changes, and an ultrasonic echo signal when not irradiated And an envelope data extraction unit for extracting the envelope of the signal waveform of each of the ultrasonic echo signals after irradiation and the non-irradiation ultrasonic echo signal and the post-irradiation ultrasonic echo based on the extracted envelope data. -An interest signal interval extraction unit that extracts an interest signal interval in each signal waveform of the signal, and the ultrasonic velocity analysis unit includes a non-irradiation ultrasonic echo signal and a post-light irradiation ultrasonic echo signal within the interest signal interval. An ultrasonic velocity change is obtained based on the signal.
この発明によれば、非照射時超音波エコー信号と光照射後超音波エコー信号とに基づいて測定領域の超音波速度変化を求める際に、各エコー信号全体を等間隔に区間分割して解析するのではなく、まず、包絡線データ抽出部によって各エコー信号の包絡線データを抽出する。包絡線データを抽出することにより、受信したエコー信号中に含まれる真のエコー信号とアーチファクトとを区別することができる。さらに関心信号区間抽出部が、抽出した包絡線データに基づいて、エコー信号中の真のエコー信号である区間を関心信号区間として抽出する。そして、超音波速度解析部は、非照射時超音波エコー信号および光照射後超音波エコー信号の関心信号区間内の信号に基づいて、相互相関を計算し、測定領域の超音波速度変化を算出する。これにより、アーチファクトを含まない真のエコー信号のみに基づいて超音波速度の変化を求めて、断層画像を作成する。 According to the present invention, when determining the ultrasonic velocity change in the measurement region based on the non-irradiation ultrasonic echo signal and the post-irradiation ultrasonic echo signal, the entire echo signal is divided into equal intervals and analyzed. Instead, first, envelope data of each echo signal is extracted by the envelope data extraction unit. By extracting the envelope data, the true echo signal and the artifact included in the received echo signal can be distinguished. Further, the interest signal section extraction unit extracts a section that is a true echo signal in the echo signal as the interest signal section based on the extracted envelope data. Then, the ultrasonic velocity analysis unit calculates the cross-correlation based on the signal within the signal of interest in the non-irradiation ultrasonic echo signal and the post-irradiation ultrasonic echo signal, and calculates the ultrasonic velocity change in the measurement region. To do. As a result, a change in ultrasonic velocity is obtained based only on the true echo signal that does not include artifacts, and a tomographic image is created.
本発明によれば、超音波エコー信号の振幅が小さい領域に、誤った超音波速度変化を示した画像を表示されることがなくなり、正確な超音波速度変化画像（あるいは温度分布画像、光吸収画像）を表示することができる。 According to the present invention, an image showing an erroneous change in ultrasonic velocity is not displayed in a region where the amplitude of the ultrasonic echo signal is small, and an accurate ultrasonic velocity change image (or temperature distribution image, light absorption) is eliminated. Image) can be displayed.
（他の課題を解決するための手段および効果）
また、上記発明において、関心信号区間抽出部は、包絡線データについて所定の閾値より大きな信号ピークの検出を行い、検出された信号ピークに基づいて感心信号区間を抽出するようにしてもよい。
これによれば、包絡線データについて、予め設定した閾値より大きな信号ピークのみをエコー信号として抽出するので、さらにアーチファクトを除くことができ、ノイズのない超音波速度変化画像を表示することができる。
(Means and effects for solving other problems)
In the above invention, the interest signal section extraction unit may detect a signal peak larger than a predetermined threshold for the envelope data, and extract a feeling signal section based on the detected signal peak.
According to this, since only a signal peak larger than a preset threshold value is extracted as an echo signal for the envelope data, artifacts can be further eliminated and an ultrasonic velocity change image without noise can be displayed.
また、上記発明において、照射光の波長が７００ｎｍ〜１０００ｎｍの範囲で可変であるレーザ光源を用いるようにしてもよい。
ここで「波長が可変であるレーザ光源」は、出力光の波長を連続的に変化することができるレーザ光源でもよいし、互いに異なる波長の光を出力する複数のレーザ群を用意しておき、いずれかを切り替えて発光するようにしたレーザ光源を用いてもよい。
波長範囲を７００ｎｍ〜１０００ｎｍの範囲としたのは、この波長範囲の光は、一般に生体内を深部まで透過することが可能であるから、生体深部の超音波速度変化画像を得るために都合がよいためである。
具体的には、７００ｎｍ〜１０００ｎｍの範囲で連続的に波長を変化することができるレーザ光源として、チタンサファイヤレーザ（波長範囲７００ｎｍ〜１０００ｎｍで出力波長が可変）を用いることができる。また、複数の異なる波長の光を出力するレーザ群からなるレーザ光源として、例えば８０８ｎｍ、８８０ｎｍ、９４０ｎｍ、９８０ｎｍ等で発光する複数の半導体レーザ群を組み合わせたレーザ光源を用いることができる。
Moreover, in the said invention, you may make it use the laser light source from which the wavelength of irradiation light is variable in the range of 700 nm-1000 nm.
Here, the “laser light source having a variable wavelength” may be a laser light source capable of continuously changing the wavelength of the output light, or a plurality of laser groups that output light of different wavelengths are prepared, It is also possible to use a laser light source that switches between any of these to emit light.
The reason why the wavelength range is 700 nm to 1000 nm is that light in this wavelength range can generally pass through the living body to the deep part, which is convenient for obtaining an ultrasonic velocity change image of the deep part of the living body. Because.
Specifically, a titanium sapphire laser (the output wavelength is variable in a wavelength range of 700 nm to 1000 nm) can be used as a laser light source capable of continuously changing the wavelength in a range of 700 nm to 1000 nm. Further, as a laser light source composed of a laser group that outputs a plurality of light beams having different wavelengths, for example, a laser light source that combines a plurality of semiconductor laser groups that emit light at 808 nm, 880 nm, 940 nm, 980 nm, or the like can be used.
本発明によれば、生体の測定部位によって、あるいは測定部位の状態（造影剤が注入されて光の光吸収率が高められた状態）によって、その測定部位が効率的に光吸収できる波長の光を選択して照射することができるので、効果的に光吸収が行われ、より鮮明な超音波速度変化画像を取得することができるようになる。特に特定波長の光に対し選択的に光吸収率を高める性質を有する造影剤が生体内に注入されている場合には、レーザ光源の可変波長の中からその特定波長に近い波長のレーザ光を照射することにより、造影剤が注入された部位の光吸収が強調されるので、さらに鮮明な超音波速度変化画像を得ることができるようになる。
また、生体でのドラッグデリバリシステムにおいて本発明を合わせて利用することにより、薬剤を運搬するリポソーム等のドラッグキャリアが光吸収しやすい波長の光を選択して照射することにより、生体内でのドラッグキャリアの分布状態を観察することができ、ドラッグキャリアから薬剤を放出するタイミングを適確に把握することができる。
According to the present invention, light having a wavelength that allows the measurement site to efficiently absorb light depending on the measurement site of the living body or the state of the measurement site (a state in which the contrast medium is injected to increase the light absorption rate of light). Since the light can be effectively absorbed, a clearer ultrasonic velocity change image can be acquired. In particular, when a contrast agent having the property of selectively increasing the light absorption rate for light of a specific wavelength is injected into the living body, laser light having a wavelength close to the specific wavelength is selected from the variable wavelengths of the laser light source. By irradiating, the light absorption at the site where the contrast agent is injected is emphasized, so that a clearer ultrasonic velocity change image can be obtained.
In addition, by using the present invention in combination with a drug delivery system in a living body, a drug carrier such as a liposome carrying a drug selects and irradiates light having a wavelength that is easy to absorb light, thereby allowing in vivo drug dragging. The distribution state of the carrier can be observed, and the timing for releasing the drug from the drug carrier can be accurately grasped.
以下、本発明の実施形態について、図面を用いて説明する。図１は、本発明の一実施形態である光トモグラフィ装置の構成を示すブロック図である。
光トモグラフィ装置１は、リニアアレイ探触子２、赤外線レーザ光源３からなるプローブ５と、送受信部６、走査制御部７、超音波速度解析部８（光吸収解析部）、包絡線データ抽出部１４、関心信号区間抽出部１５、Ｂモード信号処理部９、ＤＳＣ１０（デジタルスキャンコンバータ）からなる制御系１１と、表示装置１２とを備えている。
Hereinafter, embodiments of the present invention will be described with reference to the drawings. FIG. 1 is a block diagram showing a configuration of an optical tomography apparatus according to an embodiment of the present invention.
An optical tomography apparatus 1 includes a linear array probe 2, a probe 5 including an infrared laser light source 3, a transmission / reception unit 6, a scanning control unit 7, an ultrasonic velocity analysis unit 8 (light absorption analysis unit), and envelope data extraction. A control system 11 including a unit 14, an interest signal section extraction unit 15, a B-mode signal processing unit 9, a DSC 10 (digital scan converter), and a display device 12.
プローブ５は、被検体１００に押し当てられた状態で、リニアアレイ探触子２から超音波信号が送波されるとともに、赤外線レーザ光源３から赤外光が照射される。赤外線レーザ光源３は、超音波速度解析部８により点灯制御される。 While the probe 5 is pressed against the subject 100, an ultrasonic signal is transmitted from the linear array probe 2 and infrared light is irradiated from the infrared laser light source 3. The infrared laser light source 3 is controlled to be turned on by the ultrasonic velocity analysis unit 8.
リニアアレイ探触子２は、直線状に配列された複数の振動子を有しており、各振動子は、送受信部６からの駆動信号により励振されて超音波信号を発し、この超音波信号に対する被検体内からの超音波エコー信号を送受信部６に返す。走査制御部７は、送受波を行う振動子を順に切り換えることにより、複数（例えば３４５本）の超音波信号を走査する。
このような構造のリニアアレイ探触子２の受信信号（超音波エコー信号）は、Ｂモード信号処理回路９及び超音波速度解析部８に入力される。Ｂモード信号処理回路９は、その受信信号に対して周知のＢモード断層画像形成処理を行ってビーム走査範囲の断層画像を形成し、ＤＳＣ１０に書き込む。
The linear array probe 2 has a plurality of transducers arranged in a straight line, and each transducer is excited by a drive signal from the transmission / reception unit 6 to generate an ultrasound signal. An ultrasonic echo signal from the inside of the subject is returned to the transmission / reception unit 6. The scanning control unit 7 scans a plurality of (for example, 345) ultrasonic signals by sequentially switching transducers that transmit and receive waves.
The reception signal (ultrasonic echo signal) of the linear array probe 2 having such a structure is input to the B-mode signal processing circuit 9 and the ultrasonic velocity analysis unit 8. The B-mode signal processing circuit 9 performs a well-known B-mode tomographic image forming process on the received signal to form a tomographic image in the beam scanning range and writes it in the DSC 10.
一方、超音波速度解析部８は、受信信号（超音波エコー信号）を解析してビーム走査範囲の超音波速度変化の分布の画像を形成する処理を行うが、そのとき、包絡線データ抽出部１４、関心信号区間抽出部１５を制御する。 On the other hand, the ultrasonic velocity analysis unit 8 analyzes the received signal (ultrasonic echo signal) and forms an image of the distribution of ultrasonic velocity changes in the beam scanning range. At that time, the envelope data extraction unit 14. Control the interest signal section extraction unit 15.
包絡線データ抽出部１４は、受信信号である非照射時、光照射後の超音波エコー信号の１つ１つの波形についての包絡線を抽出する包絡線処理を実行する処理を行う。包絡線処理の演算自体は、周知のソフトを利用して行われる。図２（ａ）は包絡線データの一例であり、図２（ｂ）に示した超音波エコー信号から抽出したものである。 The envelope data extraction unit 14 performs a process of executing an envelope process for extracting an envelope for each waveform of the ultrasonic echo signal after light irradiation when the received signal is not irradiated. The envelope processing calculation itself is performed using known software. FIG. 2A is an example of envelope data, which is extracted from the ultrasonic echo signal shown in FIG.
関心信号区間抽出部１５は、抽出された包絡線データ全体から、超音波速度の変化を算出する関心信号区間を抽出する処理を行う。すなわち、包絡線データ上で信号のピークが含まれる区間を関心信号区間として抽出する。このとき、予め閾値を設定しておき、閾値以上の信号ピークのみを抽出するようにして、小さなピークをアーチファクトとして除くことにより、処理時間を短縮するようにしてもよい。 The interest signal section extraction unit 15 performs a process of extracting an interest signal section for calculating a change in ultrasonic velocity from the entire extracted envelope data. That is, a section including a signal peak on the envelope data is extracted as a signal section of interest. At this time, a processing time may be shortened by setting a threshold value in advance, extracting only signal peaks equal to or higher than the threshold value, and removing small peaks as artifacts.
包絡線データから関心信号区間を抽出する処理は、具体的には、次のようにして行う。図３（ａ）に示すように、包絡線データ上での１つの極大点ｊを中心として予め設定した所定区間Ｍ内の各データ（図３ではＭ＝±１６０点と設定）について比較を行い、中心の極大点が所定区間Ｍにおける最大値である場合に、この極大点ｊを中心とする所定区間Ｍを関心信号区間のひとつとして抽出する。もし、中心の極大点ｊ’が図３（ｂ）に示すように、所定区間Ｍにおける最大値ではなかった場合は、その区間Ｍは関心信号区間ではないとして抽出を行わず、次の極大点が新たに中心となるように区間を移動して、同様の操作を繰り返す。例えば、図２の例においては、この方法により、４つの区間が抽出されている。関心信号区間以外については、アーチファクトとして処理されることになる。 Specifically, the process of extracting the interest signal section from the envelope data is performed as follows. As shown in FIG. 3 (a), comparison is made with respect to each data (set as M = ± 160 points in FIG. 3) within a predetermined section M centered on one maximum point j on the envelope data. When the central maximum point is the maximum value in the predetermined interval M, the predetermined interval M centering on the maximum point j is extracted as one of the interest signal intervals. If the central maximum point j ′ is not the maximum value in the predetermined section M as shown in FIG. 3B, the section M is not extracted as an interest signal section, and the next maximum point is not extracted. Move the section so that becomes a new center, and repeat the same operation. For example, in the example of FIG. 2, four sections are extracted by this method. Except for the interest signal section, it is processed as an artifact.
そして、超音波速度解析部８は、抽出された各関心信号区間に対応する超音波エコー信号の部分（図２（ｂ）の着色部分）について、非照射時と光照射後との超音波エコー信号の相互相関ΔＭの計算を行う。この相互相関の計算についても周知のソフトを利用して行うことができる。超音波速度解析部８は、計測した３４５本すべての超音波ビームの関心信号区間について同様の解析を行い、それぞれの相互相関のデータΔＭを取得する。取得した相互相関のデータΔＭは、超音波エコー信号の光照射前後での波形シフト量を表しており、ΔＭ／Ｍは、超音波速度の変化を表している。そして、算出されたΔＭ／Ｍに基づいて、断層画像（光断層画像）を作成し表示装置１２に表示する。 Then, the ultrasonic velocity analysis unit 8 performs ultrasonic echoes at the time of non-irradiation and after light irradiation for the portion of the ultrasonic echo signal (colored portion in FIG. 2B) corresponding to each extracted interest signal section. The signal cross-correlation ΔM is calculated. This cross-correlation calculation can also be performed using known software. The ultrasonic velocity analysis unit 8 performs the same analysis on the signal sections of interest of all the 345 ultrasonic beams that have been measured, and acquires the cross correlation data ΔM. The acquired cross-correlation data ΔM represents the waveform shift amount before and after the light irradiation of the ultrasonic echo signal, and ΔM / M represents a change in the ultrasonic velocity. Then, based on the calculated ΔM / M, a tomographic image (optical tomographic image) is created and displayed on the display device 12.
なお、詳細な説明は省略するが、光照射前後の超音波速度変化の画像ではなく、温度変化（ΔＴ）の画像として表示する場合は、正確には次式（１）の温度補正項を加えたデータにより画像化する。
ΔＴ＝（4.821-0.095124Ｔ+0.00040623Ｔ２）−１・（ν・ΔＭ／Ｍ） ・・・（１）
ここで、Ｔは温度（℃）、νは、音速（ｍ／ｓ）である。
Although detailed explanation is omitted, when displaying as an image of a temperature change (ΔT) rather than an image of an ultrasonic velocity change before and after the light irradiation, the temperature correction term of the following equation (1) is added accurately. It is converted into an image with the collected data.
ΔT = (4.821−0.095124T + 0.00040623T 2 ) −1 · (ν · ΔM / M) (1)
Here, T is temperature (° C.), and ν is sound velocity (m / s).
次に、光トモグラフィ装置１による測定動作例について、図４のフローチャートを用いて説明する。
プローブ５を被検体の測定領域に向けてセットし、測定を開始する。赤外線レーザ光源３に対して光照射を行う制御信号が送られる（Ｓ１１）。これにより、赤外線レーザ光源３の光が被検体１００に照射される。
Next, an example of measurement operation by the optical tomography apparatus 1 will be described with reference to the flowchart of FIG.
The probe 5 is set toward the measurement region of the subject and measurement is started. A control signal for irradiating light to the infrared laser light source 3 is sent (S11). As a result, the subject 100 is irradiated with light from the infrared laser light source 3.
そして、照射開始から所定時間経過後に、走査制御部７が送受信部６に順次信号を送って、リニアアレイ探触子２を駆動し、パルス状の超音波信号を送波するとともに、被検体１００からの受信信号である超音波エコー信号を受波する（Ｓ１２）。ここで、光照射開始から超音波送受開始までの所定時間は、被検体１００の各部位が十分な光エネルギーを吸収するのに要する時間であり、予め実験等で測定し制御系１１の図示しない記憶部に設定しておく。走査制御部７はこれを参照して送受のタイミングを調整する。
そして、光照射状態で取得した超音波エコー信号（受信信号）の波形を、光照射後超音波エコー信号として記憶する（Ｓ１３）。
Then, after a lapse of a predetermined time from the start of irradiation, the scanning control unit 7 sequentially sends a signal to the transmission / reception unit 6 to drive the linear array probe 2 to transmit a pulsed ultrasonic signal and to the subject 100. An ultrasonic echo signal which is a received signal from the receiver is received (S12). Here, the predetermined time from the start of light irradiation to the start of transmission / reception of ultrasonic waves is a time required for each part of the subject 100 to absorb sufficient light energy, and is measured in advance through experiments or the like, and the control system 11 is not shown. Set in the storage unit. The scanning control unit 7 refers to this and adjusts the transmission / reception timing.
And the waveform of the ultrasonic echo signal (reception signal) acquired in the light irradiation state is memorize | stored as an ultrasonic echo signal after light irradiation (S13).
光照射後超音波エコー信号の受信波形の記憶が終わると、光照射を停止する制御信号が送られる（Ｓ１４）。これにより被検体１００に対する光照射が停止される。
この照射停止から所定時間経過して被検体１００が十分に温度低下したところで、走査制御部７が送受信部６に信号を送ってリニアアレイ探触子２を駆動し、超音波信号を送波するとともに、被検体１００から超音波エコー信号を受波する（Ｓ１５）。そして、光照射停止状態で取得した超音波エコー信号（受信信号）の波形を非照射時超音波エコー信号として記憶する（Ｓ１６）。
When storage of the received waveform of the ultrasonic echo signal after light irradiation ends, a control signal for stopping light irradiation is sent (S14). Thereby, the light irradiation with respect to the subject 100 is stopped.
When the temperature of the subject 100 is sufficiently lowered after a lapse of a predetermined time from the stop of the irradiation, the scanning control unit 7 sends a signal to the transmission / reception unit 6 to drive the linear array probe 2 and transmit an ultrasonic signal. At the same time, an ultrasonic echo signal is received from the subject 100 (S15). And the waveform of the ultrasonic echo signal (reception signal) acquired in the light irradiation stop state is stored as the non-irradiation ultrasonic echo signal (S16).
続いて、光照射後と非照射時の超音波エコー信号に対して、包絡線データを抽出する（Ｓ１７）。さらに包絡線データ上で所定の閾値以上の信号ピークを抽出し、これに基づいて関心信号区間を抽出する（Ｓ１８）。続いて、光照射後と非照射時の超音波エコー信号について、関心信号区間の信号同士の相互相関を計算し、関心信号区間の光照射の有無による超音波速度の変化を解析する（Ｓ１９）。解析結果の超音波速度変化の分布を画像化して表示装置に表示する（Ｓ２０）。 Subsequently, envelope data is extracted for the ultrasonic echo signals after the light irradiation and at the time of non-irradiation (S17). Further, a signal peak equal to or greater than a predetermined threshold is extracted on the envelope data, and an interest signal section is extracted based on the signal peak (S18). Subsequently, with respect to the ultrasonic echo signals after the light irradiation and at the time of non-irradiation, the cross-correlation between the signals in the interest signal section is calculated, and the change in the ultrasonic velocity due to the presence or absence of the light irradiation in the signal section of interest is analyzed (S19). . The distribution of the ultrasonic velocity change of the analysis result is imaged and displayed on the display device (S20).
記述のように、図５（ａ）は、生体擬似試料についてのＢモード画像であり、図５（ｂ）は、同一試料について、従来法による信号処理により取得した断層画像（比較例）である。一方、図５（ｃ）は、本発明の信号処理法により取得した超音波速度変化の断層画像である。従来法の信号処理で現れていたゴースト信号が、本発明の信号処理方法による断層画像では現れていない。 As described, FIG. 5A is a B-mode image for a biological pseudo sample, and FIG. 5B is a tomographic image (comparative example) acquired by signal processing according to a conventional method for the same sample. . On the other hand, FIG. 5C is a tomographic image of changes in ultrasonic velocity acquired by the signal processing method of the present invention. The ghost signal that appears in the signal processing of the conventional method does not appear in the tomographic image by the signal processing method of the present invention.
図１０は、本発明の光トモグラフィ装置を用いて撮影した断層画像例を示す図であり、図１０（ａ）は試料として用いる鶏肉を写した写真であり、図１０（ｂ）はそのＢモード画像である。また、図１０（ｃ）は光照射時間を変化させたときの超音波速度変化画像である。
本断層画像は、図１０（ａ）に示すように、鶏肉試料の一部に光吸収を促進するために黒く着色した部分を作成しておき、これに８０９ｎｍの赤外光を照射したものである。このとき赤外光の照射時間を２０秒、４０秒、６０秒、１００秒、１４０秒というように変化させて断層画像を撮影した。
FIG. 10 is a diagram showing an example of a tomographic image taken using the optical tomography apparatus of the present invention. FIG. 10A is a photograph of chicken used as a sample, and FIG. It is a mode image. FIG. 10C is an ultrasonic velocity change image when the light irradiation time is changed.
As shown in FIG. 10 (a), this tomographic image is obtained by creating a black colored portion on a part of a chicken sample to promote light absorption and irradiating it with 809 nm infrared light. is there. At this time, the tomographic images were taken while changing the irradiation time of the infrared light to 20 seconds, 40 seconds, 60 seconds, 100 seconds, and 140 seconds.
照射時間が短く、試料内の温度変化がほとんど発生していないときは、画像全体が白くなっている。このときゴースト画像も現れていない。照射時間が長くなるにつれて、試料内の温度分布が発生し、温度変化により超音波速度変化が生じた部分が黒くなる。
このように、超音波速度変化の断層画像において、アートファクトの影響を完全に除去できるとともに、温度変化に伴う変化を確実に画像化できている。
When the irradiation time is short and the temperature in the sample hardly changes, the entire image is white. At this time, no ghost image appears. As the irradiation time becomes longer, a temperature distribution in the sample is generated, and the portion where the ultrasonic velocity change is caused by the temperature change becomes black.
Thus, in the tomographic image of the ultrasonic velocity change, the influence of the artifact can be completely removed, and the change accompanying the temperature change can be reliably imaged.
本発明は、光照射前後の被検体の変化の断層画像を表示する光トモグラフィ装置に利用することができる。 The present invention can be used in an optical tomography apparatus that displays tomographic images of changes in a subject before and after light irradiation.
１： 光トモグラフィ装置
２： リニアアレイ型探触子
３： 赤外線レーザ光源
５： プローブ
８： 超音波速度解析部
１２： 表示装置
１４： 包絡線データ抽出部
１５： 関心信号区間抽出部
1: Optical tomography device 2: Linear array type probe 3: Infrared laser light source 5: Probe 8: Ultrasonic velocity analysis unit 12: Display device 14: Envelope data extraction unit 15: Interest signal section extraction unit
Claims (3)
非照射時超音波エコー信号および光照射後超音波エコー信号それぞれの信号波形の包絡線を抽出する包絡線データ抽出部と、
抽出された包絡線データに基づいて非照射時超音波エコー信号および光照射後超音波エコー信号それぞれの信号波形における関心信号区間を抽出する関心信号区間抽出部とを備え、
超音波速度解析部は、非照射時超音波エコー信号および光照射後超音波エコー信号の関心信号区間内の信号に基づいて超音波速度変化を求めることを特徴とする光トモグラフィ装置。 From a light source that irradiates light to the measurement area, an ultrasonic transmission / reception mechanism that transmits ultrasonic signals to the measurement area and receives ultrasonic echo signals from the measurement area, and a measurement area when light is not irradiated Change in ultrasonic velocity based on the received ultrasonic echo signal during non-irradiation and the post-irradiation ultrasonic echo signal received from the measurement region after light irradiation. An optical tomography device comprising an ultrasonic velocity analysis unit for displaying as a tomographic image relating to the distribution of
An envelope data extraction unit that extracts envelopes of the signal waveforms of the non-irradiation ultrasonic echo signal and the post-light irradiation ultrasonic echo signal, and
An interest signal interval extraction unit that extracts an interest signal interval in the signal waveforms of the non-irradiation ultrasonic echo signal and the light irradiation ultrasonic echo signal based on the extracted envelope data,
An ultrasonic tomography apparatus characterized in that an ultrasonic velocity analysis unit obtains an ultrasonic velocity change based on signals within a signal section of interest of a non-irradiation ultrasonic echo signal and a post-irradiation ultrasonic echo signal.
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