JP5647583B2 - Photoacoustic analyzer and photoacoustic analysis method - Google Patents
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Description
本発明は、光が被検体に照射されることにより被検体内で発生した光音響波を検出して血液中の酸素量を計測する光音響分析装置および光音響分析方法に関するものである。 The present invention relates to a photoacoustic analysis apparatus and a photoacoustic analysis method for measuring a quantity of oxygen in blood by detecting a photoacoustic wave generated in a subject by irradiating the subject with light.
従来、被検体の内部の断層画像を取得する方法としては、超音波が被検体内に照射されることにより被検体内で反射した超音波を検出して超音波画像を生成し、被検体内の形態的な断層画像を得る超音波イメージングが知られている。一方、被検体の検査においては形態的な断層画像だけでなく機能的な断層画像を表示する装置の開発も近年進められている。そして、このような装置の一つに光音響分析法を利用した装置がある。この光音響分析法は、所定の波長を有する光（例えば、可視光、近赤外光又は中間赤外光）を被検体に照射し、被検体内の特定物質がこの光のエネルギーを吸収した結果生じる弾性波である光音響波を検出して、その特定物質の濃度を定量的に計測するものである。被検体内の特定物質とは、例えば血液中に含まれるグルコースやヘモグロビンなどである。このように光音響波を検出しその検出信号に基づいて光音響画像を生成する技術は、光音響イメージング（ＰＡＩ：Photoacoustic Imaging）或いは光音響トモグラフィー（ＰＡＴ：Photo Acoustic Tomography）と呼ばれる。 Conventionally, as a method for acquiring a tomographic image inside a subject, an ultrasonic image is generated by detecting ultrasonic waves reflected in the subject by irradiating the subject with ultrasonic waves. Ultrasonic imaging for obtaining a morphological tomographic image is known. On the other hand, in the examination of a subject, development of an apparatus that displays not only a morphological tomographic image but also a functional tomographic image has been advanced in recent years. One of such devices is a device using a photoacoustic analysis method. This photoacoustic analysis method irradiates a subject with light having a predetermined wavelength (for example, visible light, near infrared light, or mid infrared light), and a specific substance in the subject absorbs the energy of this light. A photoacoustic wave, which is the resulting elastic wave, is detected and the concentration of the specific substance is quantitatively measured. The specific substance in the subject is, for example, glucose or hemoglobin contained in blood. Such a technique for detecting a photoacoustic wave and generating a photoacoustic image based on the detection signal is called photoacoustic imaging (PAI) or photoacoustic tomography (PAT).
そして、このような光音響分析法を利用して、例えば健康管理または治療効果の判定等を目的として、被検体の血液中における酸素化ヘモグロビンおよび脱酸素化ヘモグロビンの割合、酸素飽和度または生体組織中の物質成分の濃度等を非侵襲的に測定する方法が提案されている。例えば、特許文献１では、コラーゲン、酸素化ヘモグロビン、脱酸素化ヘモグロビン、脂肪、水の量の全体に対する割合の分布を得ることによって、腫瘍の位置と量を検出したり腫瘍の良性または悪性を判別したりすることが開示されている。また、特許文献２では、複数の位置において酸素化ヘモグロビンおよび脱酸素化ヘモグロビンの濃度を測定して濃度分布の画像を作成することにより、生体組織内で新生血管が形成されている領域を判別したり酸素飽和度から酸素の消費量が増大している領域を判別したりすることが開示されている。 Then, using such a photoacoustic analysis method, for example, for the purpose of health management or determination of therapeutic effect, the ratio of oxygenated hemoglobin and deoxygenated hemoglobin in the blood of the subject, oxygen saturation or biological tissue There has been proposed a method for noninvasively measuring the concentration and the like of substance components therein. For example, in Patent Document 1, by obtaining the distribution of the ratio of collagen, oxygenated hemoglobin, deoxygenated hemoglobin, fat, and water to the total amount, the position and amount of the tumor can be detected and the benign or malignant of the tumor can be determined. Is disclosed. In Patent Document 2, the concentration of oxygenated hemoglobin and deoxygenated hemoglobin is measured at a plurality of positions to create an image of the concentration distribution, thereby discriminating a region where new blood vessels are formed in the living tissue. In other words, it is disclosed that a region where oxygen consumption is increasing is determined based on oxygen saturation.
しかしながら、特許文献１や２のような従来の方法では、酸素飽和度、すなわち血液中の全体に対する相対的な酸素量の割合は計測できても、血液中に存在する絶対的な酸素量そのものを計測することは難しいという問題がある。血液中の酸素量も健康管理または治療効果の判定等において重要な情報となりうることから、血液中の酸素量のより定量的な計測を可能とする方法も望まれている。 However, in the conventional methods such as Patent Documents 1 and 2, even if the oxygen saturation, that is, the ratio of the relative oxygen amount to the whole blood can be measured, the absolute oxygen amount present in the blood itself is measured. There is a problem that it is difficult to measure. Since the amount of oxygen in blood can also be important information for health management or determination of therapeutic effects, a method that enables more quantitative measurement of the amount of oxygen in blood is also desired.
本発明は上記要望に応えてなされたものであり、光音響分析法を用いた血液中の酸素量測定において、血液中の酸素量のより定量的な計測を可能とする光音響分析装置および光音響分析方法を提供することを目的とするものである。 The present invention has been made in response to the above demands, and in the measurement of the amount of oxygen in blood using a photoacoustic analysis method, a photoacoustic analyzer and a light capable of more quantitative measurement of the amount of oxygen in blood An object of the present invention is to provide an acoustic analysis method.
上記課題を解決するために、本発明に係る光音響分析装置は、
酸素化ヘモグロビンおよび脱酸素化ヘモグロビンの等吸収点となる第１の波長を有する第１の測定光と、脱酸素化ヘモグロビンが第１の波長に対する吸収係数とは異なる吸収係数を示す第２の波長を有する第２の測定光とを被検体に照射する光照射手段と、
第１の測定光または第２の測定光の照射により被検体内で発生した光音響波を検出してこの光音響波を電気信号に変換する電気音響変換部と、
血管の長さ方向に垂直な断面における当該血管の断面画像データと、第１の測定光の照射により発生した上記血管からの第１の光音響波の信号強度と、第２の測定光の照射により発生した上記血管からの第２の光音響波の信号強度とに基づいて、上記血管における血液中のヘモグロビンの分子数および酸素飽和度を算出して、その血液中の酸素量を算出する酸素量算出手段とを備えることを特徴とするものである。
In order to solve the above-described problems, a photoacoustic analyzer according to the present invention includes:
A first measurement light having a first wavelength that is an isosbestic point of oxygenated hemoglobin and deoxygenated hemoglobin, and a second wavelength at which the deoxygenated hemoglobin exhibits an absorption coefficient different from the absorption coefficient for the first wavelength. A light irradiating means for irradiating the subject with the second measurement light having
An electroacoustic converter that detects a photoacoustic wave generated in the subject by irradiation of the first measurement light or the second measurement light, and converts the photoacoustic wave into an electrical signal;
Cross-sectional image data of the blood vessel in a cross section perpendicular to the length direction of the blood vessel, the signal intensity of the first photoacoustic wave from the blood vessel generated by the irradiation of the first measurement light, and the irradiation of the second measurement light Is calculated based on the signal intensity of the second photoacoustic wave from the blood vessel generated by the calculation of the number of molecules of hemoglobin in the blood and oxygen saturation in the blood vessel, and calculating the amount of oxygen in the blood. And a quantity calculating means.
本明細書において、「断面画像データ」とは、検出された音響波信号の生データに基づいて再構成された音響波に関するデータを意味し、再構成直後の信号波形データおよびこの信号波形データを基に加工されたデータを含む意味である。「信号波形データを基に加工されたデータ」とは、例えば、信号波形データが対数処理されたデータや、信号波形データから構築された画像データが挙げられる。
「上記血管からの光音響波」とは、血管の断面画像データに示された断面を含む所定部分であって画像生成の基となる信号に寄与する部分の血管の膨張および収縮に起因して発生した光音響波を意味する。
In this specification, “cross-sectional image data” means data relating to an acoustic wave reconstructed based on the raw data of the detected acoustic wave signal, and the signal waveform data immediately after the reconstruction and the signal waveform data It is meant to include data processed based on. Examples of the “data processed based on the signal waveform data” include data obtained by logarithmically processing the signal waveform data and image data constructed from the signal waveform data.
“The photoacoustic wave from the blood vessel” is a predetermined portion including the cross section shown in the cross-sectional image data of the blood vessel, and is caused by the expansion and contraction of the blood vessel of the portion that contributes to the signal that is the basis of image generation. It means the generated photoacoustic wave.
「上記血管における」とは、血管の断面画像データに示された断面を含む所定部分であって画像生成の基となる信号に寄与する部分の血管における、との意味である。 “In the blood vessel” means a predetermined portion including a cross section indicated in the cross-sectional image data of the blood vessel and in a portion of the blood vessel that contributes to a signal that is a basis of image generation.
そして、本発明に係る光音響分析装置において、電気音響変換部によって検出された被検体内からの音響波に基づいて断層画像を生成する画像生成部を備え、
酸素量算出手段は、上記断面画像データとして、上記血管からの光音響波に基づいて画素生成部により生成された光音響画像データを使用するものであることが好ましい。
And in the photoacoustic analyzer according to the present invention, the photoacoustic analyzer comprises an image generating unit that generates a tomographic image based on an acoustic wave detected from within the subject detected by the electroacoustic conversion unit,
The oxygen amount calculation means preferably uses photoacoustic image data generated by the pixel generation unit based on the photoacoustic wave from the blood vessel as the cross-sectional image data.
或いは、本発明に係る光音響分析装置において、電気音響変換部によって検出された被検体内からの音響波に基づいて断層画像を生成する画像生成部を備え、
電気音響変換部は、被検体に超音波を照射するものであり、
酸素量算出手段は、上記断面画像データとして、上記血管からの前記超音波の反射波に基づいて前記画像生成部により生成された超音波画像データを使用するものであることが好ましい。
Alternatively, in the photoacoustic analyzer according to the present invention, the photoacoustic analyzer includes an image generation unit that generates a tomographic image based on an acoustic wave detected from the inside of the subject detected by the electroacoustic conversion unit,
The electroacoustic conversion unit irradiates the subject with ultrasonic waves,
The oxygen amount calculation means preferably uses ultrasonic image data generated by the image generation unit based on the reflected wave of the ultrasonic wave from the blood vessel as the cross-sectional image data.
本明細書において、「上記血管からの超音波の反射波」とは、血管の断面画像データに示された断面を含む所定部分であって画像生成の基となる信号に寄与する部分の血管で反射した超音波を意味する。 In this specification, “the reflected wave of the ultrasonic wave from the blood vessel” is a blood vessel of a predetermined portion including the cross section indicated in the cross-sectional image data of the blood vessel and contributing to a signal that is a basis of image generation. Means reflected ultrasound.
また、本発明に係る光音響分析装置において、酸素量算出手段は、第２の光音響波の電気信号のピーク位置を自己相関法または微分法により検出し、隣接する２つのピーク位置から上記血管の直径を算出することにより、上記分子数を計測するものであることが好ましい。 In the photoacoustic analyzer according to the present invention, the oxygen amount calculating means detects the peak position of the electric signal of the second photoacoustic wave by the autocorrelation method or the differential method, and the blood vessel is detected from two adjacent peak positions. It is preferable to measure the number of molecules by calculating the diameter.
或いは、本発明に係る光音響分析装置において、酸素量算出手段は、デコンボリューション処理した画像に基づいて上記血管の深さ方向の直径およびこの方向に垂直な方向の直径を算出することにより、上記分子数を計測するものであることが好ましい。 Alternatively, in the photoacoustic analyzer according to the present invention, the oxygen amount calculating means calculates the diameter in the depth direction of the blood vessel and the diameter in the direction perpendicular to the direction based on the deconvolved image, thereby It is preferable to measure the number of molecules.
また、本発明に係る光音響分析装置において、第１の波長および第２の波長は、それぞれ７９５〜８０５ｎｍおよび７５５〜７６５ｎｍであることが好ましい。 In the photoacoustic analyzer according to the present invention, the first wavelength and the second wavelength are preferably 795 to 805 nm and 755 to 765 nm, respectively.
本発明に係る光音響分析方法は、
血管の長さ方向に垂直な断面における該血管の断面画像データに基づいて、上記血管における血液中のヘモグロビンの分子数を算出し、
酸素化ヘモグロビンおよび脱酸素化ヘモグロビンの等吸収点となる第１の波長を有する第１の測定光の照射により発生した上記血管からの第１の光音響波を検出し、
脱酸素化ヘモグロビンが第１の波長に対する吸収係数とは異なる吸収係数を示す第２の波長を有する第２の測定光の照射により発生した上記血管からの第２の光音響波を検出し、
第１の光音響波の信号強度および第２の光音響波の信号強度に基づいて、上記血管における上記血液についての酸素飽和度を算出し、
上記分子数および上記酸素飽和度に基づいてその血液中の酸素量を算出することを特徴とするものである。
The photoacoustic analysis method according to the present invention includes:
Based on the cross-sectional image data of the blood vessel in a cross section perpendicular to the length direction of the blood vessel, calculate the number of hemoglobin molecules in the blood in the blood vessel,
Detecting a first photoacoustic wave from the blood vessel generated by irradiation with a first measurement light having a first wavelength that is an isosbestic point of oxygenated hemoglobin and deoxygenated hemoglobin;
Detecting a second photoacoustic wave from the blood vessel generated by irradiation of second measurement light having a second wavelength at which deoxygenated hemoglobin has an absorption coefficient different from the absorption coefficient for the first wavelength;
Based on the signal intensity of the first photoacoustic wave and the signal intensity of the second photoacoustic wave, the oxygen saturation for the blood in the blood vessel is calculated,
The amount of oxygen in the blood is calculated based on the number of molecules and the oxygen saturation.
そして、本発明に係る光音響分析方法において、断面画像データは、上記血管からの光音響波に基づいて生成された光音響画像データであることが好ましい。 In the photoacoustic analysis method according to the present invention, the cross-sectional image data is preferably photoacoustic image data generated based on the photoacoustic wave from the blood vessel.
或いは、本発明に係る光音響分析方法において、断面画像データは、上記血管からの超音波の反射波に基づいて生成された超音波画像データであることが好ましい。 Alternatively, in the photoacoustic analysis method according to the present invention, the cross-sectional image data is preferably ultrasonic image data generated based on an ultrasonic wave reflected from the blood vessel.
また、本発明に係る光音響分析方法において、第２の光音響波の電気信号のピーク位置を自己相関法または微分法により検出し、隣接する２つのピーク位置から上記血管の直径を算出することにより、上記分子数を計測することが好ましい。 In the photoacoustic analysis method according to the present invention, the peak position of the electric signal of the second photoacoustic wave is detected by the autocorrelation method or the differential method, and the diameter of the blood vessel is calculated from the two adjacent peak positions. Thus, it is preferable to measure the number of molecules.
或いは、本発明に係る光音響分析方法において、デコンボリューション処理した画像に基づいて上記血管の深さ方向の直径およびこの方向に垂直な方向の直径を算出することにより、上記分子数を計測することが好ましい。 Alternatively, in the photoacoustic analysis method according to the present invention, the number of molecules is measured by calculating a diameter in the depth direction of the blood vessel and a diameter in a direction perpendicular to the direction based on the deconvolved image. Is preferred.
また、本発明に係る光音響分析方法において、第１の波長および第２の波長は、それぞれ７９５〜８０５ｎｍおよび７５５〜７６５ｎｍであることが好ましい。 In the photoacoustic analysis method according to the present invention, the first wavelength and the second wavelength are preferably 795 to 805 nm and 755 to 765 nm, respectively.
本発明に係る光音響分析装置および光音響分析方法は、血管の断面画像データに基づいて、上記血管における血液中のヘモグロビンの分子数を算出し、第１の光音響波の信号強度および第２の光音響波の信号強度に基づいて、上記血管における血液についての酸素飽和度を算出し、上記分子数および上記酸素飽和度に基づいてその血液中の酸素量を算出するから、光音響分析法を用いた血液中の酸素量測定において、血液中の酸素量のより定量的な計測が可能となる。 The photoacoustic analysis apparatus and the photoacoustic analysis method according to the present invention calculate the number of hemoglobin molecules in the blood in the blood vessel based on the cross-sectional image data of the blood vessel, and calculate the signal intensity of the first photoacoustic wave and the second Based on the signal intensity of the photoacoustic wave, the oxygen saturation level of the blood in the blood vessel is calculated, and the oxygen amount in the blood is calculated based on the number of molecules and the oxygen saturation level. In the measurement of the amount of oxygen in the blood using, the amount of oxygen in the blood can be measured more quantitatively.
以下、本発明の実施形態について図面を用いて説明するが、本発明はこれに限られるものではない。なお、視認しやすくするため、図面中の各構成要素の縮尺等は実際のものとは適宜異ならせてある。 Hereinafter, although an embodiment of the present invention is described using a drawing, the present invention is not limited to this. In addition, for easy visual recognition, the scale of each component in the drawings is appropriately changed from the actual one.
図１は、本実施形態の光音響撮像装置１０の基本構成を示すブロック図である。この光音響撮像装置１０は、超音波探触子１１、超音波ユニット１２、レーザ光源ユニット１３および表示手段１４を備えている。なおこの光音響撮像装置１０は、超音波画像と光音響画像との双方を生成可能に構成されている。 FIG. 1 is a block diagram showing a basic configuration of the photoacoustic imaging apparatus 10 of the present embodiment. The photoacoustic imaging apparatus 10 includes an ultrasonic probe 11, an ultrasonic unit 12, a laser light source unit 13, and a display unit 14. The photoacoustic imaging apparatus 10 is configured to be able to generate both an ultrasonic image and a photoacoustic image.
そして、本実施形態の光音響撮像方法は、血管の長さ方向に垂直な断面における当該血管の断面画像データを含む断層画像に基づいて、上記血管における血液中のヘモグロビンの分子数を算出し、８００ｎｍの波長を有する第１の測定光の照射により発生した上記血管からの第１の光音響波を検出し、７５６ｎｍの波長を有する第２の測定光の照射により発生した上記血管からの第２の光音響波を検出し、第１の光音響波の信号強度および第２の光音響波の信号強度に基づいて、上記血管における上記血液についての酸素飽和度を算出し、上記分子数および上記酸素飽和度に基づいてその血液中の酸素量を算出することを特徴とするものである。 Then, the photoacoustic imaging method of the present embodiment calculates the number of hemoglobin molecules in the blood in the blood vessel based on the tomographic image including the cross-sectional image data of the blood vessel in a cross section perpendicular to the length direction of the blood vessel, A first photoacoustic wave from the blood vessel generated by irradiation of the first measurement light having a wavelength of 800 nm is detected, and a second from the blood vessel generated by irradiation of the second measurement light having a wavelength of 756 nm is detected. And the oxygen saturation of the blood in the blood vessel is calculated based on the signal intensity of the first photoacoustic wave and the signal intensity of the second photoacoustic wave. The oxygen amount in the blood is calculated based on the oxygen saturation.
レーザ光源ユニット１３は、被検体に照射すべきレーザ光を測定光として出射する。このレーザ光源ユニット１３が本発明における光照射手段に相当する。レーザ光源ユニット１３は、例えば、血液の吸収ピークに含まれる波長のレーザ光を発生させる１以上の光源を有する。光源として、特定の波長成分又はその成分を含む単色光を発生する半導体レーザ（ＬＤ）、固体レーザ、ガスレーザ等の発光素子を用いることができる。例えば本実施形態においてレーザ光源ユニット１３は、励起光源であるフラッシュランプ３５とレーザ発振を制御するＱスイッチレーザ３６とを含むものである。レーザ光源ユニット１３は、制御手段３４がフラッシュランプトリガ信号を出力すると、フラッシュランプ３５を点灯し、Ｑスイッチレーザ３６を励起する。 The laser light source unit 13 emits laser light to be irradiated on the subject as measurement light. This laser light source unit 13 corresponds to the light irradiation means in the present invention. The laser light source unit 13 includes, for example, one or more light sources that generate laser light having a wavelength included in a blood absorption peak. As the light source, a light emitting element such as a semiconductor laser (LD), a solid-state laser, or a gas laser that generates a specific wavelength component or monochromatic light including the component can be used. For example, in this embodiment, the laser light source unit 13 includes a flash lamp 35 that is an excitation light source and a Q switch laser 36 that controls laser oscillation. When the control means 34 outputs a flash lamp trigger signal, the laser light source unit 13 turns on the flash lamp 35 and excites the Q switch laser 36.
本発明では、レーザ光の波長は、光音響画像を生成する場合と血液中の酸素量を算出する場合とで好ましい値が異なる。具体的には、光音響画像を生成する場合には、レーザ光の波長は、撮像対象となる被検体内の物質の光吸収特性によって適宜決定される。生体内のヘモグロビンは、その状態（酸素化ヘモグロビン、脱酸素化ヘモグロビン、メトヘモグロビン、炭酸ガスヘモグロビン、等）により光学的な吸収係数が異なる。例えば撮像対象が生体内のヘモグロビンである場合（つまり、生体内部の血管を撮像する場合）には、生体の光透過性が良く、かつ各種ヘモグロビンが光の吸収ピークを持つ６００〜１０００ｎｍ程度とすることが好ましい。さらに、被写体の深部まで届くという観点からも、光音響画像を生成する場合には、上記レーザの波長は６００〜１０００ｎｍであることが好ましい。 In the present invention, the preferred value of the wavelength of the laser light differs between when the photoacoustic image is generated and when the amount of oxygen in the blood is calculated. Specifically, when generating a photoacoustic image, the wavelength of the laser light is appropriately determined depending on the light absorption characteristics of the substance in the subject to be imaged. The hemoglobin in a living body has an optical absorption coefficient that varies depending on its state (oxygenated hemoglobin, deoxygenated hemoglobin, methemoglobin, carbon dioxide hemoglobin, etc.). For example, when the imaging target is hemoglobin in the living body (that is, when imaging blood vessels inside the living body), the light transmittance of the living body is good, and various hemoglobins have a light absorption peak of about 600 to 1000 nm. It is preferable. Further, from the viewpoint of reaching the deep part of the subject, the wavelength of the laser is preferably 600 to 1000 nm when generating a photoacoustic image.
一方、血液中の酸素量を算出する場合には、酸素化ヘモグロビンおよび脱酸素化ヘモグロビンの等吸収点となる第１の波長と、脱酸素化ヘモグロビンが第１の波長に対する吸収係数とは異なる吸収係数を示す第２の波長とが使用される。図２は、酸素化ヘモグロビンおよび脱酸素化ヘモグロビンについての波長と吸収係数μａとの関係（吸収スペクトル）を示すグラフである。第１の波長は、図２に示されるように、酸素化ヘモグロビンおよび脱酸素化ヘモグロビンの吸収係数曲線が交差する点の波長であり、７９５〜８０５ｎｍである。また、第２の波長は、特に制限されないが、脱酸素化ヘモグロビンが吸収ピークを示す７５５〜７６５ｎｍの波長を採用することが好ましい。なお、効率よく光音響画像を生成するために、光音響画像を生成する場合と血液中の酸素量を算出する場合とで同じ波長を使用することが好ましく、さらに同じ光音響波の信号を用いて光音響画像の生成および酸素量の算出を行うことがより好ましい。 On the other hand, when calculating the amount of oxygen in the blood, the first wavelength, which is the isosbestic point of oxygenated hemoglobin and deoxygenated hemoglobin, and the absorption of deoxygenated hemoglobin different from the absorption coefficient for the first wavelength. A second wavelength indicative of the coefficient is used. FIG. 2 is a graph showing the relationship (absorption spectrum) between the wavelength and the absorption coefficient μa for oxygenated hemoglobin and deoxygenated hemoglobin. As shown in FIG. 2, the first wavelength is a wavelength at a point where the absorption coefficient curves of oxygenated hemoglobin and deoxygenated hemoglobin intersect, and is 795 to 805 nm. Further, the second wavelength is not particularly limited, but it is preferable to adopt a wavelength of 755 to 765 nm where deoxygenated hemoglobin exhibits an absorption peak. In order to efficiently generate a photoacoustic image, it is preferable to use the same wavelength when generating the photoacoustic image and when calculating the amount of oxygen in the blood, and further using the same photoacoustic wave signal. It is more preferable to generate the photoacoustic image and calculate the oxygen amount.
レーザ光源ユニット１３は、レーザ光として１〜１００ｎｓｅｃのパルス幅を有するパルス光を出力するものであることが好ましい。そして、上記レーザ光の出力は、レーザ光と光音響波の伝搬ロス、光音響変換の効率および現状の検出器の検出感度等の観点から、１０μＪ／ｃｍ２〜数１０ｍＪ／ｃｍ２であることが好ましい。さらに、パルス光出力の繰り返しは、画像構築速度の観点から、１０Ｈｚ以上であることが好ましい。また、レーザ光は上記パルス光が複数並んだパルス列とすることもできる。レーザ光源ユニット１３から出力されたレーザ光は、例えば光ファイバ、導光板、レンズおよびミラー等の導光手段を用いて超音波探触子１１の近傍まで導光され、超音波探触子１１の近傍から被検体に照射される。 It is preferable that the laser light source unit 13 outputs pulsed light having a pulse width of 1 to 100 nsec as laser light. The output of the laser beam is 10 μJ / cm 2 to several tens of mJ / cm 2 from the viewpoints of propagation loss of laser beam and photoacoustic wave, efficiency of photoacoustic conversion, detection sensitivity of the current detector, and the like. Is preferred. Further, the repetition of the pulsed light output is preferably 10 Hz or more from the viewpoint of the image construction speed. Further, the laser beam may be a pulse train in which a plurality of the above pulsed beams are arranged. The laser light output from the laser light source unit 13 is guided to the vicinity of the ultrasonic probe 11 using light guide means such as an optical fiber, a light guide plate, a lens, and a mirror. The subject is irradiated from the vicinity.
超音波探触子１１は、被検体に向けて超音波を照射し、被検体内を伝搬する音響波を検出するものである。すなわち、超音波探触子１１は、被検体に対する超音波の照射（送信）、および被検体から反射して戻って来るその超音波の反射波の検出（受信）を行う。さらに超音波探触子１１は、被検体内の撮像対象物がレーザ光を吸収することにより被検体内に発生した光音響波の検出も行う。超音波探触子１１が本発明における電気音響変換部に相当する。なお本明細書において、「音響波」とは超音波および光音響波を含む意味である。ここで、「超音波」とは電気音響変換部の振動により被検体内に発生した弾性波およびその反射波を意味し、「光音響波」とは測定光の照射による光音響効果により被検体内に発生した弾性波を意味する。そのために超音波探触子１１は、例えば一次元または二次元に配列された複数の超音波振動子から構成される振動子アレイを有する。超音波振動子１１は、例えば、圧電セラミクス、またはポリフッ化ビニリデン（ＰＶＤＦ）のような高分子フィルムから構成される圧電素子である。超音波振動子１１は、音響波を受信した場合にその受信信号を電気信号に変換する機能を有している。この電気信号は後述する受信回路２１に出力される。この超音波探触子１１は、セクタ走査タイプ、リニア走査タイプ、コンベックス走査タイプ等の中から診断部位に応じて選択される。 The ultrasonic probe 11 irradiates an object with ultrasonic waves and detects an acoustic wave propagating through the object. That is, the ultrasonic probe 11 performs irradiation (transmission) of ultrasonic waves to the subject and detection (reception) of the reflected waves of the ultrasonic waves that are reflected back from the subject. Furthermore, the ultrasonic probe 11 also detects a photoacoustic wave generated in the subject when the imaging target in the subject absorbs the laser light. The ultrasonic probe 11 corresponds to the electroacoustic transducer in the present invention. In this specification, “acoustic wave” means an ultrasonic wave and a photoacoustic wave. Here, “ultrasonic wave” means an elastic wave and its reflected wave generated in the subject due to vibration of the electroacoustic transducer, and “photoacoustic wave” means a subject due to a photoacoustic effect caused by irradiation of measurement light. It means the elastic wave generated inside. For this purpose, the ultrasonic probe 11 has a transducer array including, for example, a plurality of ultrasonic transducers arranged one-dimensionally or two-dimensionally. The ultrasonic vibrator 11 is a piezoelectric element made of a polymer film such as piezoelectric ceramics or polyvinylidene fluoride (PVDF). The ultrasonic transducer 11 has a function of converting a received signal into an electric signal when an acoustic wave is received. This electrical signal is output to the receiving circuit 21 described later. The ultrasonic probe 11 is selected from a sector scanning type, a linear scanning type, a convex scanning type, and the like according to a diagnostic region.
超音波探触子１１は、音響波を効率よく検出するために音響整合層を振動子アレイの表面に備えてもよい。一般に圧電素子材料と生体では音響インピーダンスが大きく異なるため、圧電素子材料と生体が直接接した場合には、界面での反射が大きくなり音響波を効率よく検出することができない。このため、圧電素子材料と生体の間に中間的な音響インピーダンスを有する音響整合層が配置されることにより、音響波を効率よく検出することができる。音響整合層を構成する材料の例としては、エポキシ樹脂や石英ガラスなどが挙げられる。 The ultrasonic probe 11 may include an acoustic matching layer on the surface of the transducer array in order to efficiently detect acoustic waves. In general, the acoustic impedance of the piezoelectric element material and the living body are greatly different. Therefore, when the piezoelectric element material and the living body are in direct contact with each other, the reflection at the interface is increased and the acoustic wave cannot be detected efficiently. For this reason, an acoustic wave can be efficiently detected by arranging an acoustic matching layer having an intermediate acoustic impedance between the piezoelectric element material and the living body. Examples of the material constituting the acoustic matching layer include epoxy resin and quartz glass.
超音波ユニット１２は、受信回路２１、ＡＤ変換手段２２、受信メモリ２３、データ分離手段２４、光音響画像再構成手段２５ａ、光音響画像再構成手段２５ａからの信号を受信する検波・対数変換手段２６ａ、光音響画像を構築する光音響画像構築手段２７ａ、超音波画像再構成手段２５ｂ、超音波画像再構成手段２５ｂからの信号を受信する検波・対数変換手段２６ｂ、超音波画像を構築する超音波画像構築手段２７ｂ、画像合成手段２８、送信制御回路３３、制御手段３４および酸素量算出手段３５を有している。制御手段３４は、超音波ユニット１２内の各部を制御する。 The ultrasonic unit 12 includes a reception circuit 21, an AD conversion unit 22, a reception memory 23, a data separation unit 24, a photoacoustic image reconstruction unit 25a, and a detection / logarithmic conversion unit that receives signals from the photoacoustic image reconstruction unit 25a. 26a, a photoacoustic image construction unit 27a for constructing a photoacoustic image, an ultrasonic image reconstruction unit 25b, a detection / logarithm conversion unit 26b for receiving a signal from the ultrasonic image reconstruction unit 25b, and an ultrasound for constructing an ultrasonic image It has a sonic image construction means 27b, an image composition means 28, a transmission control circuit 33, a control means 34, and an oxygen amount calculation means 35. The control means 34 controls each part in the ultrasonic unit 12.
受信回路２１は、超音波探触子１１から出力された音響波の電気信号を受信する。ＡＤ変換手段２２はサンプリング手段であり、受信回路２１が受信した電気信号を例えばクロック周波数４０ＭＨｚのＡＤクロック信号に同期してサンプリングしてデジタル信号に変換する。ＡＤ変換手段２２は、例えば外部から入力されるＡＤクロック信号に同期して、所定のサンプリング周期で上記電気信号をサンプリングする。 The receiving circuit 21 receives the electrical signal of the acoustic wave output from the ultrasonic probe 11. The AD conversion means 22 is a sampling means, which samples the electric signal received by the receiving circuit 21 in synchronization with an AD clock signal with a clock frequency of 40 MHz, for example, and converts it into a digital signal. The AD conversion means 22 samples the electric signal at a predetermined sampling period in synchronization with, for example, an AD clock signal input from the outside.
ＡＤ変換手段２２は、サンプリングしたデジタル信号（サンプリングデータ）を受信メモリ２３に格納する。受信メモリ２３に格納されたサンプリングデータは、光音響波に関するデータ（光音響データ）、超音波に関するデータ（超音波データ）またはこれらの混合データである。 The AD conversion means 22 stores the sampled digital signal (sampling data) in the reception memory 23. The sampling data stored in the reception memory 23 is data related to photoacoustic waves (photoacoustic data), data related to ultrasonic waves (ultrasound data), or a mixed data thereof.
データ分離手段２４は、受信メモリ２３に格納されたサンプリングデータを光音響データと超音波データとに分離する。サンプリングデータを分離する方法は特に限定されない。例えば、超音波の照射とレーザ光の照射とを時間的にずらして実施した場合には、サンプリングデータをある時刻で分けることによりサンプリングデータを光音響データと超音波データとに分離することができる。また例えば、光音響データおよび超音波データそれぞれに関する周波数や遅延量の違いを利用してもサンプリングデータを光音響データと超音波データとに分離することができる。データ分離手段２４は、分離された光音響データを光音響画像再構成手段２５ａに入力し、超音波データを超音波画像再構成手段２５ｂに出力する。 The data separation means 24 separates the sampling data stored in the reception memory 23 into photoacoustic data and ultrasonic data. A method for separating the sampling data is not particularly limited. For example, when the ultrasonic irradiation and the laser light irradiation are performed while being shifted in time, the sampling data can be separated into photoacoustic data and ultrasonic data by dividing the sampling data at a certain time. . In addition, for example, sampling data can be separated into photoacoustic data and ultrasonic data by utilizing the difference in frequency and delay amount relating to the photoacoustic data and ultrasonic data. The data separation unit 24 inputs the separated photoacoustic data to the photoacoustic image reconstruction unit 25a, and outputs the ultrasonic data to the ultrasonic image reconstruction unit 25b.
光音響画像再構成手段２５ａは、例えば超音波探触子１１の６４個の超音波振動子の各出力信号から得られた上記光音響データを、超音波振動子の位置に応じた遅延時間で加算し、１ライン分のデータを生成する（遅延加算法）。なお、この光音響画像再構成手段２５ａは、遅延加算法に代えて、ＣＢＰ法（Circular Back Projection）により再構成を行うものでもよい。あるいは光音響画像再構成手段２５ａは、ハフ変換法又はフーリエ変換法を用いて再構成を行うものでもよい。光音響画像再構成手段２５ａは、上記のようにして加算整合された光音響データを検波・対数変換手段２６ａに出力する。 For example, the photoacoustic image reconstruction unit 25a obtains the photoacoustic data obtained from the output signals of 64 ultrasonic transducers of the ultrasonic probe 11 with a delay time corresponding to the position of the ultrasonic transducer. Addition to generate data for one line (delay addition method). In addition, this photoacoustic image reconstruction means 25a may be reconstructed by the CBP method (Circular Back Projection) instead of the delay addition method. Alternatively, the photoacoustic image reconstruction unit 25a may perform reconstruction using a Hough transform method or a Fourier transform method. The photoacoustic image reconstruction means 25a outputs the photoacoustic data added and matched as described above to the detection / logarithm conversion means 26a.
検波・対数変換手段２６ａは、光音響画像再構成手段２５ａから出力された光音響データの包絡線を生成し、次いでその包絡線を対数変換してダイナミックレンジを広げる。そして、検波・対数変換手段２６ａは、上記のようにして信号処理した光音響データを光音響画像構築手段２７ａに出力する。 The detection / logarithm conversion means 26a generates an envelope of the photoacoustic data output from the photoacoustic image reconstruction means 25a, and then logarithmically converts the envelope to widen the dynamic range. Then, the detection / logarithm conversion means 26a outputs the photoacoustic data subjected to signal processing as described above to the photoacoustic image construction means 27a.
光音響画像構築手段２７ａは、対数変換が施された各ラインの光音響データに基づいて、断層画像（光音響画像）を構築する。光音響画像構築手段２７ａは、例えば光音響データの時間軸の位置を、断層画像における深さを表す変位軸の位置に変換して光音響画像を構築する。 The photoacoustic image construction unit 27a constructs a tomographic image (photoacoustic image) based on the photoacoustic data of each line subjected to logarithmic transformation. For example, the photoacoustic image construction unit 27a constructs a photoacoustic image by converting the position of the time axis of the photoacoustic data into the position of the displacement axis representing the depth in the tomographic image.
一方、超音波画像再構成手段２５ｂは、例えば超音波探触子１１の６４個の超音波振動子の各出力信号から得られた上記超音波データを、超音波振動子の位置に応じた遅延時間で加算し、１ライン分のデータを生成する（遅延加算法）。なお、この超音波画像再構成手段２５ｂは、遅延加算法に代えて、ＣＢＰ法（Circular Back Projection）により再構成を行うものでもよい。あるいは超音波画像再構成手段２５ｂは、ハフ変換法又はフーリエ変換法を用いて再構成を行うものでもよい。超音波画像再構成手段２５ｂは、上記のようにして加算整合された超音波データを検波・対数変換手段２６ｂに出力する。 On the other hand, the ultrasonic image reconstruction unit 25b delays the ultrasonic data obtained from the output signals of the 64 ultrasonic transducers of the ultrasonic probe 11 according to the positions of the ultrasonic transducers, for example. Add by time to generate data for one line (delay addition method). The ultrasound image reconstruction means 25b may perform reconstruction by the CBP method (Circular Back Projection) instead of the delay addition method. Alternatively, the ultrasonic image reconstruction unit 25b may perform reconstruction using a Hough transform method or a Fourier transform method. The ultrasonic image reconstruction means 25b outputs the ultrasonic data added and matched as described above to the detection / logarithm conversion means 26b.
検波・対数変換手段２６ｂは、超音波画像再構成手段２５ｂから出力された超音波データの包絡線を生成し、次いでその包絡線を対数変換してダイナミックレンジを広げる。そして、検波・対数変換手段２６ｂは、上記のようにして信号処理した超音波データを超音波画像構築手段２７ｂに出力する。 The detection / logarithm conversion means 26b generates an envelope of the ultrasonic data output from the ultrasonic image reconstruction means 25b, and then logarithmically converts the envelope to widen the dynamic range. Then, the detection / logarithm conversion unit 26b outputs the ultrasonic data signal-processed as described above to the ultrasonic image construction unit 27b.
超音波画像構築手段２７ｂは、対数変換が施された各ラインの超音波データに基づいて、断層画像（超音波画像）を構築する。超音波画像構築手段２７ｂは、例えば超音波データの時間軸の位置を、断層画像における深さを表す変位軸の位置に変換して超音波画像を構築する。 The ultrasonic image constructing unit 27b constructs a tomographic image (ultrasonic image) based on the ultrasonic data of each line subjected to logarithmic transformation. For example, the ultrasonic image constructing unit 27b constructs an ultrasonic image by converting the position of the time axis of the ultrasonic data into the position of the displacement axis representing the depth in the tomographic image.
制御手段３４は、レーザ光源ユニット１３にフラッシュランプトリガ信号及びＱスイッチトリガ信号を出力し、レーザ光源ユニット１３からレーザ光を出射させる。また、制御手段３４は、送信制御回路３３に超音波送信トリガ信号を出力し、プローブ１１から超音波を出力させる。更に、制御手段３４は、レーザ光の照射又は超音波送信と同期してＡＤ変換手段２２に対してＡＤトリガ信号を出力し、ＡＤ変換手段２２におけるサンプリングを開始させる。 The control means 34 outputs a flash lamp trigger signal and a Q switch trigger signal to the laser light source unit 13 to emit laser light from the laser light source unit 13. Further, the control unit 34 outputs an ultrasonic transmission trigger signal to the transmission control circuit 33 and causes the probe 11 to output ultrasonic waves. Further, the control unit 34 outputs an AD trigger signal to the AD conversion unit 22 in synchronization with the irradiation of laser light or ultrasonic transmission, and starts sampling in the AD conversion unit 22.
制御手段３４は、レーザ光源ユニット１３に対してレーザ光の出力を指示するフラッシュランプトリガ信号を出力する。これによりレーザ光源ユニット１３では、フラッシュランプトリガ信号に応答してフラッシュランプ３５が点灯し、レーザ励起が開始される。その後、制御手段３４は、所定のタイミングでＱスイッチトリガ信号を出力する。これによりレーザ光源ユニット１３では、Ｑスイッチレーザ３６のＱスイッチがＱスイッチトリガ信号に応答してＯＮ状態となり、レーザ光が出力されて、被検体にレーザ光が照射される。フラッシュランプ３５の点灯からＱスイッチレーザ３６が十分な励起状態となるまでに要する時間は、Ｑスイッチレーザ３６の特性などから見積もることができる。制御手段３４からＱスイッチを制御するのに代えて、レーザ光源ユニット１３内において、Ｑスイッチレーザ３６を十分に励起させた後にＱスイッチをＯＮ状態にしてもよい。その場合は、ＱスイッチをＯＮ状態にした旨を示す信号を超音波ユニット１２側に通知してもよい。 The control means 34 outputs a flash lamp trigger signal that instructs the laser light source unit 13 to output laser light. Thereby, in the laser light source unit 13, the flash lamp 35 is turned on in response to the flash lamp trigger signal, and laser excitation is started. Thereafter, the control means 34 outputs a Q switch trigger signal at a predetermined timing. Thereby, in the laser light source unit 13, the Q switch of the Q switch laser 36 is turned on in response to the Q switch trigger signal, the laser light is output, and the subject is irradiated with the laser light. The time required from when the flash lamp 35 is turned on until the Q-switched laser 36 is sufficiently excited can be estimated from the characteristics of the Q-switched laser 36 and the like. Instead of controlling the Q switch from the control means 34, the Q switch laser 36 may be turned on in the laser light source unit 13 after the Q switch laser 36 is sufficiently excited. In this case, a signal indicating that the Q switch is turned on may be notified to the ultrasonic unit 12 side.
また制御手段３４は、超音波送信を指示する超音波トリガ信号を送信制御回路３３に出力する。送信制御回路３３は、上記超音波トリガ信号を受けると、超音波探触子１１から超音波を送信させる。制御手段３４は、先にフラッシュランプトリガ信号を出力し、その後超音波トリガ信号を出力する。つまり制御手段３４は、フラッシュランプトリガ信号の出力に後続して、超音波トリガ信号を出力する。フラッシュランプトリガ信号が出力されることで被検体に対するレーザ光の照射および光音響波の検出が行われた後、超音波トリガ信号が出力されることで被検体に対する超音波の送信およびその反射波の検出が行われる。 The control unit 34 outputs an ultrasonic trigger signal for instructing ultrasonic transmission to the transmission control circuit 33. When receiving the ultrasonic trigger signal, the transmission control circuit 33 transmits ultrasonic waves from the ultrasonic probe 11. The control means 34 outputs a flash lamp trigger signal first, and then outputs an ultrasonic trigger signal. That is, the control means 34 outputs an ultrasonic trigger signal following the output of the flash lamp trigger signal. After the flash lamp trigger signal is output and the subject is irradiated with laser light and the photoacoustic wave is detected, the ultrasonic trigger signal is output and the ultrasonic wave is transmitted to the subject and its reflected wave. Is detected.
制御手段３４はさらに、ＡＤ変換手段２２に対して、サンプリング開始を指示するサンプリングトリガ信号を出力する。このサンプリングトリガ信号は、上記フラッシュランプトリガ信号が出力された後で、かつ超音波トリガ信号が出力される前、より好ましくは被検体に実際にレーザ光が照射されるタイミングで出力される。そのためにサンプリングトリガ信号は、例えば制御手段３４がＱスイッチトリガ信号を出力するタイミングに同期して出力される。ＡＤ変換手段２２は上記サンプリングトリガ信号を受けると、超音波探触子１１にて検出された上記電気信号のサンプリングを開始する。 The control means 34 further outputs a sampling trigger signal that instructs the AD conversion means 22 to start sampling. This sampling trigger signal is output after the flash lamp trigger signal is output and before the ultrasonic trigger signal is output, more preferably at the timing when the subject is actually irradiated with the laser light. Therefore, the sampling trigger signal is output in synchronization with the timing at which the control means 34 outputs the Q switch trigger signal, for example. When receiving the sampling trigger signal, the AD conversion means 22 starts sampling the electric signal detected by the ultrasonic probe 11.
また、制御手段３４は、光音響画像を様々な形態で表示手段１４に表示するように、超音波探触子１１、超音波ユニット１２、レーザ光源ユニット１３および表示手段１４を制御する。 The control unit 34 controls the ultrasonic probe 11, the ultrasonic unit 12, the laser light source unit 13, and the display unit 14 so that the photoacoustic image is displayed on the display unit 14 in various forms.
例えば、制御手段３４は、測定光が照射された領域と同じ領域に、超音波を照射するように超音波探触子１１を制御し、被検体内で反射した超音波を検出してこの超音波を電気信号に変換するように超音波探触子１１を制御し、この電気信号に基づいて超音波画像を生成するように超音波ユニット１２を制御し、光音響画像と超音波画像とを重畳して表示するように表示手段１４を制御することもできる。 For example, the control unit 34 controls the ultrasonic probe 11 to irradiate ultrasonic waves to the same region as the region irradiated with the measurement light, and detects the ultrasonic waves reflected in the subject. The ultrasonic probe 11 is controlled so as to convert the sound wave into an electric signal, the ultrasonic unit 12 is controlled so as to generate an ultrasonic image based on the electric signal, and the photoacoustic image and the ultrasonic image are generated. It is also possible to control the display means 14 so as to superimpose and display.
なお、「測定光が照射された領域と同じ領域に」超音波を照射するとは、測定光を照射して得られた光音響画像の撮像範囲と、超音波を照射して得られた超音波画像の撮像範囲とが少なくとも一部において重畳するように、超音波を照射することを意味する。 Note that “irradiating ultrasonic waves to the same area as the area irradiated with the measurement light” means that the imaging range of the photoacoustic image obtained by irradiating the measurement light and the ultrasonic wave obtained by irradiating the ultrasonic waves It means that the ultrasonic wave is irradiated so that the imaging range of the image is at least partially overlapped.
画像合成手段２８は、画像構築手段２７ａおよび２７ｂにそれぞれ構築された光音響画像および超音波画像を合成する。なお、合成画像を表示しない場合には光音響画像および超音波画像はそれぞれ合成処理されないまま、画像合成手段２８から出力されてもよい。さらに、画像合成手段２８は、合成されて得られた画像に必要な処理（例えばスケールの補正等）を施して表示手段１４に表示するための最終的な画像（表示画像）を生成する。 The image synthesizing unit 28 synthesizes the photoacoustic image and the ultrasonic image constructed in the image constructing units 27a and 27b, respectively. In the case where the synthesized image is not displayed, the photoacoustic image and the ultrasonic image may be output from the image synthesizing unit 28 without being synthesized. Further, the image synthesizing unit 28 performs necessary processing (for example, scale correction) on the synthesized image and generates a final image (display image) to be displayed on the display unit 14.
酸素量算出手段３５は、血液中のヘモグロビンの分子数および酸素飽和度に基づいて血液中の酸素量を算出するものである。具体的には酸素量は以下のようにして算出される。 The oxygen amount calculating means 35 calculates the oxygen amount in the blood based on the number of hemoglobin molecules in the blood and the oxygen saturation. Specifically, the amount of oxygen is calculated as follows.
まず、酸素量算出手段３５は、上記のようにして得られた光音響画像、超音波画像およびこれらの重畳画像の少なくとも１つの断層画像データに基づいて、血管の直径ｄを求める。この際、必要な断層画像データが酸素量算出手段３５に提供される。血管の直径ｄは、断層画像データＰの中から血管の長さ方向に垂直な断面を表す画像領域Ｖ（血管の断面画像データ）を抽出し、その断面の幅から求められる（図３）。例えば、血管の直径ｄは、断面画像データの深さ方向（図３において下方向）の幅をそのまま使用したり、深さ方向の幅とこれに垂直な方向の幅とを平均したりすることにより求められる。そして、この血管の直径ｄを用いて、画像生成の基となる信号に寄与する部分の血管の体積Ｖｄは下記式１で表せられる。 First, the oxygen amount calculation means 35 obtains the diameter d of the blood vessel based on at least one tomographic image data of the photoacoustic image, ultrasonic image, and superimposed image obtained as described above. At this time, necessary tomographic image data is provided to the oxygen amount calculation means 35. The diameter d of the blood vessel is obtained from the width of the cross section obtained by extracting an image region V (blood vessel cross sectional image data) representing a cross section perpendicular to the length direction of the blood vessel from the tomographic image data P (FIG. 3). For example, for the diameter d of the blood vessel, the width in the depth direction (downward in FIG. 3) of the cross-sectional image data is used as it is, or the width in the depth direction and the width in the direction perpendicular thereto are averaged. It is calculated by. Then, by using the diameter d of the blood vessel, the volume Vd of the blood vessel of the portion that contributes to the signal that is the basis of the image generation is expressed by the following formula 1.
式１においてＭは、画像生成の基となる信号に寄与する部分の血管の長さを表す。なお、このＭは、１次元に配列した振動子アレイ（２次元振動子アレイの場合は同時に動作する部分）の当該配列方向に垂直な方向の幅、すなわち走査方向の分解能で決まる。超音波探触子の構造および／または走査タイプ（セクタ走査タイプ、リニア走査タイプ、コンベックス走査タイプ等）によって異なる。本実施形態では、例えばリニア走査タイプの場合を想定している。例えば、超音波探触子が標準的な構造を有しかつリニア走査タイプである場合には、Ｍは５ｍｍ程度である。 In Equation 1, M represents the length of the blood vessel of the portion that contributes to the signal that is the basis of image generation. Note that M is determined by the width in the direction perpendicular to the arrangement direction of the transducer array arranged in one dimension (the part that operates simultaneously in the case of a two-dimensional transducer array), that is, the resolution in the scanning direction. It depends on the structure of the ultrasonic probe and / or the scanning type (sector scanning type, linear scanning type, convex scanning type, etc.). In the present embodiment, for example, a linear scanning type is assumed. For example, when the ultrasonic probe has a standard structure and is a linear scanning type, M is about 5 mm.
したがって、当該血管の血液中のヘモグロビンの分子数ｍは、下記式２で与えられる。 Therefore, the molecular number m of hemoglobin in the blood of the blood vessel is given by the following formula 2.
式２においてＣＨｂは、ヘモグロビンの血液中のモル濃度を表す。ヘモグロビンの血液中のモル濃度は予め血液検査等により求められる。或いは、このモル濃度は一般的な平均値を採用してもよい。血液検査による一般男性の平均値なヘモグロビン濃度は１２〜１７ｇ／ｄｌであるとされている。例えば、ヘモグロビン濃度が１５ｇ／ｄｌである場合、ヘモグロビンのモル濃度は、ヘモグロビンの分子量６４０００を考慮して、１５ｇ／ｄｌ＝１５０ｇ／ｌ＝１５０／６４０００ｍｏｌ／ｌ＝２．３４ｍｍｏｌ／ｌとなる。 In Formula 2, C Hb represents the molar concentration of hemoglobin in the blood. The molar concentration of hemoglobin in the blood is obtained in advance by a blood test or the like. Or you may employ | adopt a general average value for this molar concentration. It is said that the average hemoglobin concentration of a general male by blood test is 12 to 17 g / dl. For example, when the hemoglobin concentration is 15 g / dl, the molar concentration of hemoglobin is 15 g / dl = 150 g / l = 150/64000 mol / l = 2.34 mmol / l in consideration of the molecular weight of hemoglobin 64,000.
そして、等吸収点における波長（つまり本実施形態では８００ｎｍ）の測定光を照射して検出した、その断面画像データＶを撮った血管からの光音響波の信号強度に基づいて、その血管の光フルエンスが算出される。光フルエンスとは、計測対象の吸収体に供給された光量を意味する。波長８００ｎｍにおける光フルエンスは、式３で表される光音響波の信号強度Ｐｏ（８００）、血管の吸収係数μａ（８００）、血管の直径ｄおよび光フルエンスＦ（８００）に関する関係式から、式４によって与えられる。 Then, based on the signal intensity of the photoacoustic wave from the blood vessel in which the cross-sectional image data V was taken and detected by irradiating the measurement light having the wavelength at the isosbestic point (that is, 800 nm in the present embodiment), the light of the blood vessel The fluence is calculated. The light fluence means the amount of light supplied to the absorber to be measured. The optical fluence at a wavelength of 800 nm is obtained from the relational expression relating to the signal intensity Po (800) of the photoacoustic wave, the blood vessel absorption coefficient μa (800), the blood vessel diameter d, and the optical fluence F (800) expressed by Equation 3. Given by 4.
ここで、Γは、熱−音響変換効率を表すグリュナイゼンパラメータであり、熱膨張係数と音速の二乗との積を定圧比熱で割ったものである。Γは、吸収体の材料によって定まる値であるため、体温下での血液の場合の値として予め定められた定数を使用しても良いし、実際に計測して求めても良い。吸収係数μａ（８００）は血液検査等で予め計測しておく。 Here, Γ is a Gruneisen parameter representing the thermo-acoustic conversion efficiency, and is the product of the coefficient of thermal expansion and the square of the speed of sound divided by the constant pressure specific heat. Since Γ is a value determined by the material of the absorber, a predetermined constant may be used as a value in the case of blood at body temperature, or may be obtained by actual measurement. The absorption coefficient μa (800) is measured in advance by a blood test or the like.
次に、波長７５６ｎｍの測定光を照射して検出した、その断面画像データＶを撮った血管からの光音響波の信号強度が測定される。ここで、Ｆ（７５６）≒Ｆ（８００）とすると、下記式５が得られる。 Next, the signal intensity of the photoacoustic wave from the blood vessel obtained by photographing the cross-sectional image data V, which is detected by irradiating measurement light having a wavelength of 756 nm, is measured. Here, if F (756) ≈F (800), the following formula 5 is obtained.
式５からμａ（７５６）が求められると、予め計算された吸光係数μａ（７５６）と酸素飽和度との関係を示すテーブルデータに基づいて、その血管における酸素飽和度が計測される。 When μa (756) is obtained from Equation 5, the oxygen saturation in the blood vessel is measured based on the table data indicating the relationship between the extinction coefficient μa (756) and oxygen saturation calculated in advance.
そして、得られたヘモグロビンの上記分子数ｍと上記酸素飽和度ＳｐＯ２とから、式６に従って、断面画像データＶが撮られた血管における血液中の酸素量ＶＯ２が算出される。この酸素量ＶＯ２は、断面画像データＶが撮られた瞬間に、断面画像データＶが撮られた血管部分に存在する酸素分子の総量に相当する。 Then, the amount of oxygen VO 2 in the blood in the blood vessel in which the cross-sectional image data V is taken is calculated from the number m of molecules of the obtained hemoglobin and the oxygen saturation SpO 2 according to Equation 6. This oxygen amount VO 2 corresponds to the total amount of oxygen molecules present in the blood vessel portion where the cross-sectional image data V is taken at the moment when the cross-sectional image data V is taken.
さらに、上記式６およびその血管における単位時間当たりの血液の流速Ｌを用いることにより、式７に従ってその血管における血液中の酸素輸送量ＴＶＯ２を算出することもできる。酸素輸送量ＴＶＯ２は、当該血管の断面を単位時間当たりに通過する酸素量を意味する。なお、流速は生体の何処の部分かで異なる値をとる。したがって、部位や血管深さに応じて当該技術分野において広く知られている代表的な値（動脈：２０ｃｍ／ｓｅｃ、静脈：１２ｃｍ／ｓｅｃ、毛細血管：０．０７ｃｍ／ｓｅｃ）を使用しても良いし、または超音波ドップラー測定器等により計測可能な場合はその実測値を使用しても良い。 Furthermore, the oxygen transport amount TVO 2 in blood in the blood vessel can be calculated according to Equation 7 by using the above formula 6 and the blood flow rate L per unit time in the blood vessel. The oxygen transport amount TVO 2 means the amount of oxygen that passes through the cross section of the blood vessel per unit time. Note that the flow velocity takes a different value depending on the part of the living body. Therefore, even if typical values (arteries: 20 cm / sec, veins: 12 cm / sec, capillaries: 0.07 cm / sec) widely known in the art are used according to the site and blood vessel depth. The measured value may be used if it can be measured by an ultrasonic Doppler measuring instrument or the like.
例えば、ある特定の血管部分に入る血液の酸素輸送量と出る血液の酸素輸送量を算出した場合には、流速が同一であるという仮定の下では、当該血管部分で消費された酸素量を推定することもできる。 For example, when the oxygen transport amount of blood entering and exiting a specific blood vessel part is calculated, the amount of oxygen consumed in that blood vessel part is estimated under the assumption that the flow rate is the same. You can also
また、前述の酸素飽和度の算出方法以外にも、酸素飽和度は、血管の直径ｄを使用せずに下記のようにして計測することも可能である。測定した光音響波の信号強度Ｐｏ（７５６）を信号強度Ｐｏ（８００）で割り、Ｆ（７５６）≒Ｆ（８００）とすると、下記式８が得られる。 In addition to the oxygen saturation calculation method described above, the oxygen saturation can be measured as follows without using the diameter d of the blood vessel. When the measured signal intensity Po (756) of the photoacoustic wave is divided by the signal intensity Po (800) and F (756) ≈F (800), the following Expression 8 is obtained.
したがって、２つの吸光係数の比μａ（７５６）／μａ（８００）を基準に、予め計算された吸光係数の比と酸素飽和度との関係を示すテーブルデータに基づいて、その血管における酸素飽和度が計測される。 Therefore, based on the table data indicating the relationship between the ratio of the extinction coefficient calculated in advance and the oxygen saturation based on the ratio of the two extinction coefficients μa (756) / μa (800), the oxygen saturation in the blood vessel Is measured.
また、酸素量算出手段３５は、第２の光音響波の電気信号のピーク位置を自己相関法または微分法により検出し、隣接する２つのピーク位置から上記血管の直径を算出することにより、上記分子数を計測するものであることが好ましい。これにより、上記血管の直径をより正確に算出することができるようになり、ヘモグロビンの上記分子数をより正確に計測することが可能となる。例えば、光音響画像再構成手段２５ａによって加算整合された光音響データが酸素量算出手段３５に送信され、酸素量算出手段３５はこの光音響データの波形に対して自己相関法または微分法を適用してピーク位置を検出する。 Further, the oxygen amount calculation means 35 detects the peak position of the electric signal of the second photoacoustic wave by the autocorrelation method or the differentiation method, and calculates the diameter of the blood vessel from the two adjacent peak positions. It is preferable to measure the number of molecules. Thereby, the diameter of the blood vessel can be calculated more accurately, and the number of molecules of hemoglobin can be measured more accurately. For example, the photoacoustic data added and matched by the photoacoustic image reconstruction unit 25a is transmitted to the oxygen amount calculation unit 35, and the oxygen amount calculation unit 35 applies an autocorrelation method or a differentiation method to the waveform of this photoacoustic data. To detect the peak position.
或いは、酸素量算出手段３５は、デコンボリューション処理した画像に基づいて上記血管の深さ方向の直径およびこの方向に垂直な方向の直径を算出することにより、上記分子数を計測するものであることが好ましい。これにより、上記血管の断面画像データの面積をより正確に算出することができるようになり、ヘモグロビンの上記分子数をより正確に計測することが可能となる。例えば、光音響画像再構成手段２５ａによって加算整合された光音響データが酸素量算出手段３５に送信され、酸素量算出手段３５はこの光音響データの波形でデコンボリューション処理を施した画像を使用して、上記血管の深さ方向の直径ｄ１およびこの方向に垂直な方向の直径ｄ２を算出する。このとき、画像生成の基となる信号に寄与する部分の血管の体積Ｖｄは下記式９で表せられる。 Alternatively, the oxygen amount calculating means 35 measures the number of molecules by calculating the diameter in the depth direction of the blood vessel and the diameter in the direction perpendicular to the direction based on the deconvolved image. Is preferred. Thereby, the area of the cross-sectional image data of the blood vessel can be calculated more accurately, and the number of molecules of hemoglobin can be measured more accurately. For example, the photoacoustic data added and matched by the photoacoustic image reconstruction unit 25a is transmitted to the oxygen amount calculation unit 35, and the oxygen amount calculation unit 35 uses an image that has been subjected to deconvolution processing with the waveform of this photoacoustic data. Thus, the diameter d1 in the depth direction of the blood vessel and the diameter d2 in the direction perpendicular to this direction are calculated. At this time, the volume Vd of the blood vessel of the part that contributes to the signal that is the basis of the image generation is expressed by the following formula 9.
表示手段１４は、画像合成手段２８により生成された表示画像および酸素量算出手段３５により算出された血液中の酸素量を表示する。 The display unit 14 displays the display image generated by the image synthesis unit 28 and the oxygen amount in the blood calculated by the oxygen amount calculation unit 35.
以上のように、本発明に係る光音響分析装置および光音響分析方法は、血管の断面画像データに基づいて、上記血管における血液中のヘモグロビンの分子数を算出し、第１の光音響波の信号強度および第２の光音響波の信号強度に基づいて、上記血管における血液についての酸素飽和度を算出し、計測された上記分子数および上記酸素飽和度に基づいてその血液中の酸素量を算出するから、光音響分析法を用いた血液中の酸素量測定において、血液中の酸素量のより定量的な計測が可能となる。 As described above, the photoacoustic analysis apparatus and the photoacoustic analysis method according to the present invention calculate the number of hemoglobin molecules in the blood in the blood vessel based on the cross-sectional image data of the blood vessel, and calculate the first photoacoustic wave. Based on the signal intensity and the signal intensity of the second photoacoustic wave, the oxygen saturation of the blood in the blood vessel is calculated, and the amount of oxygen in the blood is calculated based on the measured number of molecules and the oxygen saturation. Since the calculation is performed, in the measurement of the amount of oxygen in the blood using the photoacoustic analysis method, the amount of oxygen in the blood can be measured more quantitatively.
１０ 光音響撮像装置
１１ 超音波探触子
１２ 超音波ユニット
１３ レーザ光源ユニット
１４ 表示手段
２１ 受信回路
２２ ＡＤ変換手段
２３ 受信メモリ
２４ データ分離手段
２５ａ 光音響画像再構成手段
２５ｂ 超音波画像再構成手段
２６ａ 検波・対数変換手段
２６ｂ 検波・対数変換手段
２７ａ 光音響画像構築手段
２７ｂ 超音波画像構築手段
２８ 画像合成手段
３３ 送信制御回路
３４ 制御手段
３５ 酸素量算出手段
DESCRIPTION OF SYMBOLS 10 Photoacoustic imaging device 11 Ultrasonic probe 12 Ultrasonic unit 13 Laser light source unit 14 Display means 21 Reception circuit 22 AD conversion means 23 Reception memory 24 Data separation means 25a Photoacoustic image reconstruction means 25b Ultrasonic image reconstruction means 26a Detection / logarithm conversion means 26b Detection / logarithm conversion means 27a Photoacoustic image construction means 27b Ultrasound image construction means 28 Image composition means 33 Transmission control circuit 34 Control means 35 Oxygen amount calculation means
Claims (9)
前記測定光の照射により前記被検体内で発生した光音響波を検出して該光音響波を電気信号に変換する電気音響変換部と、
前記電気音響変換部によって電気信号に変換された光音響波に基づいて、血管の長さ方向に垂直な断面における該血管の断面画像である光音響画像を生成する光音響画像生成部と、
前記光音響画像と、酸素化ヘモグロビンおよび脱酸素化ヘモグロビンの等吸収点となる第１の波長を有する第１の測定光の照射により発生した前記血管からの第１の光音響波の信号強度と、脱酸素化ヘモグロビンが前記第１の波長に対する吸収係数とは異なる吸収係数を示す第２の波長を有する第２の測定光の照射により発生した前記血管からの第２の光音響波の信号強度とに基づいて、前記血管における血液中のヘモグロビンの分子数および酸素飽和度を算出して、該血液中の酸素量を算出する酸素量算出手段とを備えることを特徴とする光音響分析装置。 A light irradiation means for irradiating the subject with measurement light ;
And electro-acoustic conversion unit for converting the optical acoustic wave into an electric signal by detecting a photoacoustic wave generated in the inside of the subject by the irradiation of the measuring constant light,
A photoacoustic image generation unit that generates a photoacoustic image that is a cross-sectional image of the blood vessel in a cross section perpendicular to the length direction of the blood vessel, based on the photoacoustic wave converted into an electric signal by the electroacoustic conversion unit;
The photoacoustic image, and the signal intensity of the first photoacoustic wave from the blood vessel generated by the irradiation of the first measurement light having the first wavelength that is the isosbestic point of oxygenated hemoglobin and deoxygenated hemoglobin The signal intensity of the second photoacoustic wave from the blood vessel generated by irradiation of the second measurement light having a second wavelength at which the deoxygenated hemoglobin has an absorption coefficient different from the absorption coefficient for the first wavelength A photoacoustic analyzer, comprising: an oxygen amount calculating means for calculating the number of hemoglobin molecules in the blood vessel and the oxygen saturation level in the blood vessel and calculating the oxygen amount in the blood.
前記測定光の照射により前記被検体内で発生した光音響波を検出して該光音響波を電気信号に変換し、かつ前記被検体内に超音波を送信し、該送信した超音波に対する反射超音波を検出して該反射超音波を電気信号に変換する電気音響変換部と、
前記電気音響変換部によって電気信号に変換された光音響波に基づいて、血管の長さ方向に垂直な断面における該血管の断面画像である光音響画像を生成する光音響画像生成部と、
前記電気音響変換部によって電気信号に変化された反射超音波に基づいて、血管の長さ方向に垂直な断面における該血管の断面画像である超音波画像を生成する超音波画像生成部と、
前記光音響画像と前記超音波画像とを合成した合成画像を生成する合成手段と、
前記光音響画像、前記超音波画像、及び前記合成画像のうちの少なくとも１つと、酸素化ヘモグロビンおよび脱酸素化ヘモグロビンの等吸収点となる第１の波長を有する第１の測定光の照射により発生した前記血管からの第１の光音響波の信号強度と、脱酸素化ヘモグロビンが前記第１の波長に対する吸収係数とは異なる吸収係数を示す第２の波長を有する第２の測定光の照射により発生した前記血管からの第２の光音響波の信号強度とに基づいて、前記血管における血液中のヘモグロビンの分子数および酸素飽和度を算出して、該血液中の酸素量を算出する酸素量算出手段とを備えることを特徴とする光音響分析装置。 A light irradiation means for irradiating the subject with measurement light;
A photoacoustic wave generated in the subject by irradiation of the measurement light is detected, the photoacoustic wave is converted into an electric signal, an ultrasonic wave is transmitted in the subject, and a reflection on the transmitted ultrasonic wave is reflected. An electroacoustic converter that detects ultrasonic waves and converts the reflected ultrasonic waves into electric signals;
A photoacoustic image generation unit that generates a photoacoustic image that is a cross-sectional image of the blood vessel in a cross section perpendicular to the length direction of the blood vessel, based on the photoacoustic wave converted into an electric signal by the electroacoustic conversion unit;
An ultrasonic image generation unit that generates an ultrasonic image that is a cross-sectional image of the blood vessel in a cross section perpendicular to the length direction of the blood vessel based on the reflected ultrasonic wave changed into an electric signal by the electroacoustic conversion unit;
A combining unit that generates a combined image by combining the photoacoustic image and the ultrasonic image;
At least one of the photoacoustic image, the ultrasonic image, and the composite image, and generated by irradiation with first measurement light having a first wavelength that is an isosbestic point of oxygenated hemoglobin and deoxygenated hemoglobin The signal intensity of the first photoacoustic wave from the blood vessel and the irradiation of the second measurement light having a second wavelength at which the deoxygenated hemoglobin has an absorption coefficient different from the absorption coefficient for the first wavelength. Based on the generated signal intensity of the second photoacoustic wave from the blood vessel, the amount of oxygen in the blood is calculated by calculating the number of molecules of hemoglobin and oxygen saturation in the blood in the blood vessel A photoacoustic analyzer comprising: a calculating means.
前記光音響画像に基づいて、前記血管における血液中のヘモグロビンの分子数を算出し、
酸素化ヘモグロビンおよび脱酸素化ヘモグロビンの等吸収点となる第１の波長を有する第１の測定光の照射により発生した前記血管からの第１の光音響波を検出し、
脱酸素化ヘモグロビンが前記第１の波長に対する吸収係数とは異なる吸収係数を示す第２の波長を有する第２の測定光の照射により発生した前記血管からの第２の光音響波を検出し、
前記第１の光音響波の信号強度および前記第２の光音響波の信号強度に基づいて、前記血管における前記血液についての酸素飽和度を算出し、
前記分子数および前記酸素飽和度に基づいて前記血液中の酸素量を算出することを特徴とする光音響分析方法。 Based on the photoacoustic wave generated in the subject due to light irradiation to the subject , a photoacoustic image that is a cross-sectional image of the blood vessel in a cross section perpendicular to the length direction of the blood vessel is generated,
Based on the photoacoustic image , calculate the number of hemoglobin molecules in the blood in the blood vessel,
Detecting a first photoacoustic wave from the blood vessel generated by irradiation with a first measurement light having a first wavelength that is an isosbestic point of oxygenated hemoglobin and deoxygenated hemoglobin;
Detecting a second photoacoustic wave from the blood vessel generated by irradiation of a second measurement light having a second wavelength in which deoxygenated hemoglobin has an absorption coefficient different from an absorption coefficient for the first wavelength;
Based on the signal intensity of the first photoacoustic wave and the signal intensity of the second photoacoustic wave, the oxygen saturation for the blood in the blood vessel is calculated,
A photoacoustic analysis method, wherein the amount of oxygen in the blood is calculated based on the number of molecules and the oxygen saturation.
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