JP5946230B2 - Photoacoustic imaging method and apparatus - Google Patents
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Description
本発明は光音響画像化方法すなわち、生体組織等の被検体に光を照射し、光照射に伴って発生する音響波に基づいて被検体を画像化する方法に関するものである。 The present invention relates to a photoacoustic imaging method, that is, a method of irradiating a subject such as a living tissue with light and imaging the subject based on an acoustic wave generated by the light irradiation.
また本発明は、光音響画像化方法を実施する装置に関するものである。 The present invention also relates to an apparatus for performing a photoacoustic imaging method.
従来、例えば特許文献１や非特許文献１に示されているように、光音響効果を利用して生体の内部を画像化する光音響画像化装置が知られている。この光音響画像化装置においては、例えばパルスレーザ光等のパルス光が生体に照射される。このパルス光の照射を受けた生体内部では、パルス光のエネルギーを吸収した生体組織が熱によって体積膨張し、音響波を発生する。そこで、この音響波を超音波プローブなどで検出し、それにより得られた電気的信号（光音響信号）に基づいて生体内部を可視像化することが可能となっている。光音響画像化方法は、特定の吸光体から放射される音響波のみに基づいて画像を構築するようにしているので、生体における特定の組織、例えば血管等を画像化するのに好適である。 Conventionally, as shown in Patent Document 1 and Non-Patent Document 1, for example, a photoacoustic imaging apparatus that images the inside of a living body using a photoacoustic effect is known. In this photoacoustic imaging apparatus, a living body is irradiated with pulsed light such as pulsed laser light. Inside the living body that has been irradiated with the pulsed light, the living tissue that has absorbed the energy of the pulsed light undergoes volume expansion due to heat and generates acoustic waves. Therefore, it is possible to detect the acoustic wave with an ultrasonic probe or the like and visualize the inside of the living body based on the electrical signal (photoacoustic signal) obtained thereby. The photoacoustic imaging method is suitable for imaging a specific tissue in a living body, such as a blood vessel, since an image is constructed based only on an acoustic wave emitted from a specific light absorber.
ところで、生体組織の多くは光吸収特性が光の波長に応じて変わり、また一般に、その光吸収特性も組織毎に特有のものとなっている。例えば図５には、ヒトの動脈に多く含まれる酸素化ヘモグロビン(酸素と結合したヘモグロビン:oxy-Hb)と、静脈に多く含まれる脱酸素化ヘモグロビン（酸素と結合していないヘモグロビンdeoxy-Hb)の光波長毎の分子吸収係数を示すが、動脈の光吸収特性は酸素化ヘモグロビンのそれに対応したものとなり、静脈の光吸収特性は脱酸素化ヘモグロビンのそれに対応したものとなる。そこで従来、このことを利用して、互いに異なる２種の波長の光を血管部分に照射し、動脈と静脈とを区別して画像化する光音響画像化方法が知られており、例えば特許文献２にはその一例が記載されている。 By the way, in many living tissues, the light absorption characteristics change according to the wavelength of light, and the light absorption characteristics are generally unique to each tissue. For example, FIG. 5 shows oxygenated hemoglobin (hemoglobin combined with oxygen: oxy-Hb) contained in a large amount of human arteries and deoxygenated hemoglobin contained in a vein (hemoglobin not combined with oxygen). The optical absorption characteristic of the artery corresponds to that of oxygenated hemoglobin, and the optical absorption characteristic of the vein corresponds to that of deoxygenated hemoglobin. Therefore, conventionally, a photoacoustic imaging method is known that utilizes this fact to irradiate a blood vessel part with light of two different wavelengths, and distinguish and image an artery and a vein. An example is described in.
しかし、上記特許文献２に示される従来技術においては、動脈と静脈とを区別して画像化するために、相異なる波長の光を各々照射して得た２通りの再構成画像間で、対応画素毎に画素値の比や差を求める処理が必要になる。そのためこの従来技術においては、画像再構成を２回行う必要があり、そこで、演算のための大容量の記憶手段が必要になったり、あるいは演算処理に時間が掛かる、といった問題が認められている。 However, in the prior art disclosed in Patent Document 2, in order to distinguish and image an artery and a vein, a corresponding pixel is generated between two reconstructed images obtained by irradiating light of different wavelengths. A process for obtaining the ratio or difference of the pixel values is required every time. For this reason, in this prior art, it is necessary to perform image reconstruction twice. Therefore, there is a problem that a large-capacity storage means for calculation is required or calculation processing takes time. .
本発明は上記の事情に鑑みてなされたものであり、生体の動脈と静脈等、波長に対する光吸収特性が互いに異なる２つの組織を区別して、効率良く高速で画像化することができる光音響画像化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 view of the above circumstances, and can distinguish two tissues having different light absorption characteristics with respect to wavelength, such as a living artery and vein, and can efficiently and rapidly image a photoacoustic image. It is an object to provide a method for realizing the above.
また本発明は、そのような光音響画像化方法を実施することができる光音響画像化装置を提供することを目的とするものである。 It is another object of the present invention to provide a photoacoustic imaging apparatus that can implement such a photoacoustic imaging method.
本発明による光音響画像化方法は、
被検体に光を照射し、それにより被検体から発せられた音響波を検出して光音響データを得、この光音響データに基づいて前記被検体を画像化して画像表示手段に表示する光音響画像化方法において、
被検体に、互いに波長が異なる第１の光および第２の光を照射し、
前記第１の光、第２の光を照射したときに各々得られた第１の光音響データ、第２の光音響データの一方を実部とし他方を虚部とした複素数データを作成し、
前記複素数データからフーリエ変換法により再構成画像を得、
この再構成画像から位相情報および強度情報を抽出し、
前記位相情報に基づいたカラーマップを前記強度情報に適用して画像表示手段に表示することを特徴とするものである。
The photoacoustic imaging method according to the present invention comprises:
Photoacoustics that irradiate a subject with light, thereby detecting acoustic waves emitted from the subject to obtain photoacoustic data, and image the subject based on the photoacoustic data to display on the image display means In the imaging method,
Irradiating the subject with first light and second light having different wavelengths,
The first photoacoustic data obtained when each of the first light and the second light is irradiated, and complex data in which one of the second photoacoustic data is a real part and the other is an imaginary part,
Reconstructed image is obtained from the complex data by Fourier transform method,
Extract phase information and intensity information from this reconstructed image,
A color map based on the phase information is applied to the intensity information and displayed on the image display means.
なお上記カラーマップは、位相情報に基づいてグラデーションを掛けたものであることが望ましい。 Note that the color map is preferably a gradation based on the phase information.
また、本発明の光音響画像化方法は、前述したように生体の動脈と静脈とを区別して表示する場合に好適に利用されるものであり、その場合前記第１の光および第２の光の波長は、生体の動脈および静脈における吸収特性が互いに異なる波長とされる。 In addition, the photoacoustic imaging method of the present invention is preferably used when the arteries and veins of a living body are distinguished and displayed as described above. In this case, the first light and the second light are used. These wavelengths are different from each other in absorption characteristics in arteries and veins of a living body.
そしてより詳しく、上記動脈と静脈とがヒトのものである場合は、前記第１の光の中心波長が７９８ｎｍとされ、前記第２の光の中心波長が７５６ｎｍとされる。 More specifically, when the artery and vein are human, the center wavelength of the first light is 798 nm and the center wavelength of the second light is 756 nm.
また本発明の光音響画像化方法においては、被検体の超音波画像を取得し、その超音波画像と前記再構成画像とを、被検体上の同一点が同一位置に重なるように位置合わせした上で画像表示手段に重畳表示することがより好ましい。 In the photoacoustic imaging method of the present invention, an ultrasonic image of the subject is acquired, and the ultrasonic image and the reconstructed image are aligned so that the same point on the subject overlaps the same position. It is more preferable to superimpose and display on the image display means.
他方、本発明による光音響画像化装置は、
被検体に光を照射し、それにより被検体から発せられた音響波を検出して光音響データを得、この光音響データに基づいて前記被検体を画像化して画像表示手段に表示する光音響画像化装置において、
被検体に、互いに波長が異なる第１の光および第２の光を選択的に照射可能とされた波長可変光源と、
前記第１の光、第２の光を照射したときに各々被検体から発せられた音響波を検出して、それぞれ第１の光音響データ、第２の光音響データを作成する手段と、
前記第１の光音響データおよび第２の光音響データの一方を実部とし他方を虚部とした複素数データを作成する複素数化手段と、
前記複素数データからフーリエ変換法により再構成画像を得る画像再構成手段と、
前記再構成画像から、位相情報を抽出する位相情報抽出手段と、
前記再構成画像から、強度情報を抽出する強度情報抽出手段と、
前記位相情報に基づいたカラーマップを前記強度情報に適用して前記画像表示手段に表示させる表示制御手段とを備えたことを特徴とするものである。
On the other hand, the photoacoustic imager according to the present invention is:
Photoacoustics that irradiate a subject with light, thereby detecting acoustic waves emitted from the subject to obtain photoacoustic data, and image the subject based on the photoacoustic data to display on the image display means In the imaging device,
A variable wavelength light source capable of selectively irradiating a subject with first light and second light having different wavelengths;
Means for detecting acoustic waves emitted from the subject when the first light and the second light are irradiated, respectively, and generating first photoacoustic data and second photoacoustic data, respectively;
Complex numbering means for creating complex number data in which one of the first photoacoustic data and the second photoacoustic data is a real part and the other is an imaginary part;
Image reconstruction means for obtaining a reconstructed image from the complex number data by Fourier transform;
Phase information extraction means for extracting phase information from the reconstructed image;
Intensity information extracting means for extracting intensity information from the reconstructed image;
Display control means for applying a color map based on the phase information to the intensity information and causing the image display means to display the color map is provided.
なお上記表示制御手段は、位相情報に基づいてグラデーションを掛けたカラーマップを表示するものであることが望ましい。 Note that the display control means preferably displays a color map with gradation based on the phase information.
また上記波長可変光源は、前記第１の光および第２の光として、生体の動脈および静脈における吸収特性が互いに異なる波長の光を発するものであることが望ましい。 Further, it is desirable that the wavelength tunable light source emits light having wavelengths different from each other in absorption characteristics in the artery and vein of the living body as the first light and the second light.
その場合、より詳しくは、前記第１の光の中心波長が７９８ｎｍであり、前記第２の光の中心波長が７５６ｎｍであることが望ましい。 In this case, more specifically, it is desirable that the center wavelength of the first light is 798 nm and the center wavelength of the second light is 756 nm.
また、本発明の光音響画像化装置においては、
前記被検体の超音波画像を取得する手段がさらに設けられ、
前記表示制御手段が、前記超音波画像と前記再構成画像とを、被検体上の同一点が同一位置に重なるように位置合わせした上で前記画像表示手段に重畳表示させるものであることが望ましい。
In the photoacoustic imaging apparatus of the present invention,
Means for acquiring an ultrasound image of the subject is further provided;
Preferably, the display control means aligns the ultrasonic image and the reconstructed image so that the same point on the subject overlaps the same position, and then superimposes the ultrasonic image and the reconstructed image on the image display means. .
本発明による光音響画像化方法によれば、被検体に、互いに波長が異なる第１の光および第２の光を照射し、前記第１の光、第２の光を照射したときに各々得られた第１の光音響データ、第２の光音響データの一方を実部とし他方を虚部とした複素数データを作成し、前記複素数データからフーリエ変換法により再構成画像を得、この再構成画像から位相情報および強度情報を抽出し、前記位相情報に基づいたカラーマップを前記強度情報に適用して画像表示手段に表示するようにしたので、第１の光、第２の光に対する光吸収特性が互いに異なる被検体の部位を、位相情報に基づいて互いに区別して表示可能となる。 According to the photoacoustic imaging method according to the present invention, the object is irradiated with the first light and the second light having different wavelengths, and the first light and the second light are respectively obtained. The first photoacoustic data and the second photoacoustic data are generated with complex data having one real part and the other imaginary part, and a reconstructed image is obtained from the complex data by a Fourier transform method. Since phase information and intensity information are extracted from the image, and a color map based on the phase information is applied to the intensity information and displayed on the image display means, light absorption with respect to the first light and the second light is achieved. The parts of the subject having different characteristics can be displayed separately from each other based on the phase information.
そして、フーリエ変換法は元より複素数空間で実施されるものであって、１つの波長の光を被検体に照射して音響波を発生させる場合でも、画像再構成は複素数で処理されている。したがって、本発明方法のように２波長に関する音響波データから画像再構成を行う場合でも、その処理は基本的に、１波長に関する音響波データから画像再構成を行う場合と同じとなり、いわばその場合の無駄を無くして、効率良く高速で２つの部分を区別表示可能となる。 The Fourier transform method is originally performed in a complex space, and image reconstruction is processed with complex numbers even when an acoustic wave is generated by irradiating a subject with light of one wavelength. Therefore, even when image reconstruction is performed from acoustic wave data related to two wavelengths as in the method of the present invention, the processing is basically the same as when image reconstruction is performed from acoustic wave data related to one wavelength. It is possible to distinguish and display the two parts efficiently and at high speed.
また、本発明の光音響画像化方法において特に、被検体の超音波画像を取得し、その超音波画像と前記再構成画像とを、被検体上の同一点が同一位置に重なるように位置合わせした上で画像表示手段に重畳表示する場合は、再構成された被検体の部分が、被検体の他の部位とどういう相対位置関係になっているかを確認可能となる。 Further, particularly in the photoacoustic imaging method of the present invention, an ultrasonic image of a subject is acquired, and the ultrasonic image and the reconstructed image are aligned so that the same point on the subject overlaps the same position. In addition, in the case of superimposing and displaying on the image display means, it is possible to confirm the relative positional relationship between the reconstructed portion of the subject and other parts of the subject.
一方、本発明による光音響画像化装置は前述した通り、
被検体に、互いに波長が異なる第１の光および第２の光を選択的に照射可能とされた波長可変光源と、
前記第１の光、第２の光を照射したときに各々被検体から発せられた音響波を検出して、それぞれ第１の光音響データ、第２の光音響データを作成する手段と、
前記第１の光音響データおよび第２の光音響データの一方を実部とし他方を虚部とした複素数データを作成する複素数化手段と、
前記複素数データからフーリエ変換法により再構成画像を得る画像再構成手段と、
前記再構成画像から、位相情報を抽出する位相情報抽出手段と、
前記再構成画像から、強度情報を抽出する強度情報抽出手段と、
前記位相情報に基づいたカラーマップを前記強度情報に適用して前記画像表示手段に表示させる表示制御手段とを備えたものであるので、この光音響画像化装置によれば前述した本発明の光音響画像化方法を実施することができる。
On the other hand, the photoacoustic imaging apparatus according to the present invention is as described above.
A variable wavelength light source capable of selectively irradiating a subject with first light and second light having different wavelengths;
Means for detecting acoustic waves emitted from the subject when the first light and the second light are irradiated, respectively, and generating first photoacoustic data and second photoacoustic data, respectively;
Complex numbering means for creating complex number data in which one of the first photoacoustic data and the second photoacoustic data is a real part and the other is an imaginary part;
Image reconstruction means for obtaining a reconstructed image from the complex number data by Fourier transform;
Phase information extraction means for extracting phase information from the reconstructed image;
Intensity information extracting means for extracting intensity information from the reconstructed image;
The photoacoustic imaging device includes a display control unit that applies a color map based on the phase information to the intensity information and causes the image display unit to display the color map. An acoustic imaging method can be implemented.
以下、図面を参照して本発明の実施形態を詳細に説明する。図１は、本発明の第１実施形態による光音響画像化装置１０の基本構成を示すブロック図である。この光音響画像化装置１０は、一例として光音響画像と超音波画像の双方を取得可能とされたもので、超音波探触子（プローブ）１１、超音波ユニット１２、レーザ光源ユニット１３、および画像表示手段１４を備えている。 Hereinafter, embodiments of the present invention will be described in detail with reference to the drawings. FIG. 1 is a block diagram showing a basic configuration of a photoacoustic imaging apparatus 10 according to the first embodiment of the present invention. This photoacoustic imaging apparatus 10 can acquire both a photoacoustic image and an ultrasonic image as an example, and includes an ultrasonic probe (probe) 11, an ultrasonic unit 12, a laser light source unit 13, and An image display means 14 is provided.
上記レーザ光源ユニット１３は、後述する２つの波長のレーザ光を適宜選択的に発するものとされている。レーザ光源ユニット１３から出射したレーザ光は被検体に照射される。このレーザ光は、例えば複数の光ファイバなどの導光手段を用いてプローブ１１まで導光され、プローブ１１の部分から被検体に向けて照射されるのが望ましい。 The laser light source unit 13 is configured to selectively emit laser beams having two wavelengths, which will be described later, as appropriate. The subject is irradiated with the laser beam emitted from the laser light source unit 13. The laser light is preferably guided to the probe 11 using light guide means such as a plurality of optical fibers, and irradiated from the probe 11 portion toward the subject.
プローブ１１は、被検体に対する超音波の出力（送信）、および被検体から反射して戻って来る反射超音波の検出（受信）を行う。そのためにプローブ１１は、例えば一次元に配列された複数の超音波振動子を有する。またプローブ１１は、被検体内の観察対象物がレーザ光源ユニット１３からのレーザ光を吸収することで生じた超音波（音響波）を、上記複数の超音波振動子によって検出する。プローブ１１は、上記音響波を検出して音響波検出信号を出力し、また上記反射超音波を検出して超音波検出信号を出力する。 The probe 11 performs output (transmission) of ultrasonic waves to the subject and detection (reception) of reflected ultrasonic waves reflected back from the subject. For this purpose, the probe 11 has, for example, a plurality of ultrasonic transducers arranged one-dimensionally. The probe 11 detects ultrasonic waves (acoustic waves) generated by the observation object in the subject absorbing the laser light from the laser light source unit 13 by using the plurality of ultrasonic transducers. The probe 11 detects the acoustic wave and outputs an acoustic wave detection signal, and also detects the reflected ultrasonic wave and outputs an ultrasonic detection signal.
なお、このプローブ１１に上述した導光手段が結合される場合は、その導光手段の端部つまり複数の光ファイバの先端部等が、上記複数の超音波振動子の並び方向に沿って配置され、そこから被検体に向けてレーザ光が照射される。以下では、このように導光手段がプローブ１１に結合される場合を例に取って説明する。 When the above-described light guide means is coupled to the probe 11, the end portion of the light guide means, that is, the tip portions of the plurality of optical fibers, are arranged along the arrangement direction of the plurality of ultrasonic transducers. From there, laser light is irradiated toward the subject. Hereinafter, the case where the light guide means is coupled to the probe 11 as described above will be described as an example.
被検体の光音響画像あるいは超音波画像を取得する際、プローブ１１は上記複数の超音波振動子が並ぶ一次元方向に対してほぼ直角な方向に移動され、それにより被検体がレーザ光および超音波によって二次元走査される。この走査は、検査者が手操作でプローブ１１を動かして行ってもよく、あるいは、走査機構を用いてより精密な二次元走査を実現するようにしてもよい。 When acquiring a photoacoustic image or an ultrasonic image of the subject, the probe 11 is moved in a direction substantially perpendicular to the one-dimensional direction in which the plurality of ultrasonic transducers are arranged. Two-dimensional scanning is performed by sound waves. This scanning may be performed by an inspector moving the probe 11 manually, or a more precise two-dimensional scanning may be realized using a scanning mechanism.
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、複素数化手段２５、光音響画像再構成手段２６、この光音響画像再構成手段２６の出力を受ける強度情報抽出手段７０、同じく光音響画像再構成手段２６の出力を受ける位相情報抽出手段７１、上記強度情報抽出手段７０の出力を受ける検波・対数変換手段７２、この検波・対数変換手段７２および上記位相情報抽出手段７１の出力を受ける光音響画像構築手段７３を有している。 The ultrasonic unit 12 receives the output of the receiving circuit 21, AD converting means 22, receiving memory 23, data separating means 24, complex numbering means 25, photoacoustic image reconstruction means 26, and photoacoustic image reconstruction means 26. Information extraction means 70, phase information extraction means 71 that receives the output of the photoacoustic image reconstruction means 26, detection / logarithmic conversion means 72 that receives the output of the intensity information extraction means 70, the detection / logarithmic conversion means 72, and the phase Photoacoustic image construction means 73 that receives the output of the information extraction means 71 is included.
上記受信回路２１は、プローブ１１が出力した前記音響波検出信号および超音波検出信号を受信する。ＡＤ変換手段２２はサンプリング手段であり、受信回路２１が受信した音響波検出信号および超音波検出信号をサンプリングして、それぞれデジタル信号である光音響データおよび超音波データに変換する。このサンプリングは、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なされる。 The receiving circuit 21 receives the acoustic wave detection signal and the ultrasonic wave detection signal output from the probe 11. The AD conversion means 22 is a sampling means, which samples the acoustic wave detection signal and the ultrasonic detection signal received by the receiving circuit 21 and converts them into photoacoustic data and ultrasonic data, which are digital signals, respectively. This sampling is performed at a predetermined sampling period in synchronization with, for example, an externally input AD clock signal.
また超音波ユニット１２は、上記データ分離手段２４の出力を受ける超音波画像再構成手段７４、この超音波画像再構成手段７４の出力を受ける検波・対数変換手段７５、この検波・対数変換手段７５の出力を受ける超音波画像構築手段７６、この超音波画像構築手段７６および前記光音響画像構築手段７３の出力を受ける画像合成手段７７を有している。この画像合成手段７７の出力は、例えばＣＲＴや液晶表示装置等からなる画像表示手段１４に入力される。さらに超音波ユニット１２は、送信制御回路３０、および超音波ユニット１２内の各部等の動作を制御する制御手段３１を有している。 The ultrasonic unit 12 includes an ultrasonic image reconstruction unit 74 that receives the output of the data separation unit 24, a detection / logarithmic conversion unit 75 that receives an output of the ultrasonic image reconstruction unit 74, and a detection / logarithmic conversion unit 75. And an image composition means 77 for receiving the outputs of the ultrasonic image construction means 76 and the photoacoustic image construction means 73. The output of the image synthesizing unit 77 is input to the image display unit 14 including, for example, a CRT or a liquid crystal display device. Further, the ultrasonic unit 12 includes a transmission control circuit 30 and a control unit 31 that controls the operation of each unit in the ultrasonic unit 12.
レーザ光源ユニット１３は、Ｔｉ：Ｓａｐｐｈｉｒｅレーザ等からなるＱスイッチパルスレーザ３２と、その励起光源であるフラッシュランプ３３と、光パラメトリック発振器等からなる波長制御手段３４とを含む波長可変レーザである。このレーザ光源ユニット１３には、上記制御手段３１から光出射を指示する光トリガ信号が入力されるようになっており、該光トリガ信号を受けると、フラッシュランプ３３を点灯させてＱスイッチパルスレーザ３２を励起する。制御手段３１は、例えばフラッシュランプ３３がＱスイッチパルスレーザ３２を十分に励起させると、Ｑスイッチトリガ信号を出力する。Ｑスイッチパルスレーザ３２は、Ｑスイッチトリガ信号を受けるとそのＱスイッチをオンにし、パルスレーザ光を出射させる。 The laser light source unit 13 is a wavelength tunable laser including a Q switch pulse laser 32 made of a Ti: Sapphire laser or the like, a flash lamp 33 as an excitation light source thereof, and a wavelength control means 34 made of an optical parametric oscillator or the like. The laser light source unit 13 is supplied with a light trigger signal for instructing light emission from the control means 31. When the light trigger signal is received, the flash lamp 33 is turned on to turn on the Q switch pulse laser. 32 is excited. For example, when the flash lamp 33 sufficiently excites the Q switch pulse laser 32, the control means 31 outputs a Q switch trigger signal. When the Q switch pulse laser 32 receives the Q switch trigger signal, the Q switch pulse laser 32 turns on the Q switch to emit pulsed laser light.
また上記波長制御手段３４には、制御手段３１から波長制御信号が入力される。波長制御手段３４はこの波長制御信号に応じて動作し、レーザ光源ユニット１３から出射されるパルスレーザ光の波長（中心波長）を７９８ｎｍと７５６ｎｍのいずれかに設定する。本例では、まず波長を７９８ｎｍとする１回目のパルスレーザ光出射（つまり光トリガ信号およびＱスイッチトリガ信号の入力）がなされ、引き続きパルスレーザ光の波長を７５６ｎｍとする２回目のパルスレーザ光出射（同じく光トリガ信号およびＱスイッチトリガ信号の入力）がなされる。なお上記の波長７９８ｎｍおよび７５６ｎｍは、先に説明した図５の酸素化ヘモグロビンおよび脱酸素化ヘモグロビンの光波長毎の分子吸収係数を考慮して、ヒトの動脈および静脈を画像化するために選択されたものである。 The wavelength control signal is input from the control means 31 to the wavelength control means 34. The wavelength control means 34 operates in accordance with this wavelength control signal, and sets the wavelength (center wavelength) of the pulsed laser light emitted from the laser light source unit 13 to either 798 nm or 756 nm. In this example, first pulse laser beam emission (that is, input of a light trigger signal and a Q switch trigger signal) with a wavelength of 798 nm is first performed, and then a second pulse laser beam emission with a pulse laser beam wavelength of 756 nm is subsequently performed. (Similarly, an optical trigger signal and a Q switch trigger signal are input). The above wavelengths 798 nm and 756 nm are selected for imaging human arteries and veins in consideration of the molecular absorption coefficient for each light wavelength of the oxygenated hemoglobin and deoxygenated hemoglobin described above in FIG. It is a thing.
ここで、フラッシュランプ３３の点灯からＱスイッチパルスレーザ３３が十分な励起状態となるまでに要する時間は、Ｑスイッチパルスレーザ３３の特性などから見積もることができる。なお、上述のように制御手段３１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スイッチパルスレーザ３２を十分に励起させた後にＱスイッチをオンにしてもよい。その場合は、Ｑスイッチをオンにしたことを示す信号を超音波ユニット１２側に通知してもよい。 Here, the time required from when the flash lamp 33 is turned on until the Q-switch pulse laser 33 is sufficiently excited can be estimated from the characteristics of the Q-switch pulse laser 33 and the like. In place of controlling the Q switch from the control means 31 as described above, the Q switch may be turned on after the Q switch pulse laser 32 is sufficiently excited in the laser light source unit 13. In that 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３１は、送信制御回路３０に、超音波送信を指示する超音波トリガ信号を入力する。送信制御回路３０は、この超音波トリガ信号を受けると、プローブ１１から超音波を送信させる。制御手段３１は、先に前記光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。光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、および音響波の検出が行われ、その後、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、および反射超音波の検出が行われる。 The control unit 31 inputs an ultrasonic trigger signal for instructing ultrasonic transmission to the transmission control circuit 30. When receiving the ultrasonic trigger signal, the transmission control circuit 30 transmits an ultrasonic wave from the probe 11. The control means 31 outputs the optical trigger signal first, and then outputs an ultrasonic trigger signal. The light trigger signal is output to irradiate the subject with laser light and the acoustic wave is detected, and then the ultrasonic trigger signal is output to transmit the ultrasonic wave to the subject and the reflected ultrasonic wave. Is detected.
制御手段３１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、前記光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３１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、プローブ１１が出力して受信回路２１が受信した音響波検出信号のサンプリングを開始する。このサンプリングトリガ信号に基づく音響波検出信号のサンプリングは、まず、前記波長７９８ｎｍのパルスレーザ光を出射させるためのＱスイッチトリガ信号の出力と同期して行われ、引き続き、前記波長７５６ｎｍのパルスレーザ光を出射させるためのＱスイッチトリガ信号の出力と同期して行われる。 The control means 31 further outputs a sampling trigger signal that instructs the AD conversion means 22 to start sampling. The sampling trigger signal is output after the optical 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 31 outputs the Q switch trigger signal, for example. When receiving the sampling trigger signal, the AD conversion means 22 starts sampling the acoustic wave detection signal output from the probe 11 and received by the receiving circuit 21. The sampling of the acoustic wave detection signal based on the sampling trigger signal is first performed in synchronization with the output of the Q switch trigger signal for emitting the pulse laser beam having the wavelength of 798 nm, and then the pulse laser beam having the wavelength of 756 nm is continuously performed. Is performed in synchronism with the output of the Q switch trigger signal for emitting.
制御手段３１は、光トリガ信号を２回出力した後、音響波の検出（波長７９８ｎｍのパルスレーザ光により発せられた音響波、および波長７５６ｎｍのパルスレーザ光により発せられた音響波の検出）を終了するタイミングで超音波トリガ信号を出力する。このとき、ＡＤ変換手段２２は音響波検出信号のサンプリングを中断せず、サンプリングを継続して実施する。言い換えれば、制御手段３１は、ＡＤ変換手段２２が音響波検出信号のサンプリングを継続している状態で、超音波トリガ信号を出力する。超音波トリガ信号に応答してプローブ１１が超音波送信を行うことで、プローブ１１の検出対象は、音響波から反射超音波に変わる。ＡＤ変換手段２２は、検出された超音波検出信号のサンプリングを継続することで、音響波検出信号と超音波検出信号とを、連続的にサンプリングする。 The control means 31 outputs the optical trigger signal twice and then detects the acoustic wave (detection of the acoustic wave emitted by the pulsed laser beam having a wavelength of 798 nm and the acoustic wave emitted by the pulsed laser beam having a wavelength of 756 nm). An ultrasonic trigger signal is output at the end timing. At this time, the AD conversion means 22 continues the sampling without interrupting the sampling of the acoustic wave detection signal. In other words, the control unit 31 outputs the ultrasonic trigger signal in a state where the AD conversion unit 22 continues sampling the acoustic wave detection signal. When the probe 11 transmits ultrasonic waves in response to the ultrasonic trigger signal, the detection target of the probe 11 changes from acoustic waves to reflected ultrasonic waves. The AD conversion unit 22 continuously samples the acoustic wave detection signal and the ultrasonic wave detection signal by continuously sampling the detected ultrasonic wave detection signal.
ＡＤ変換手段２２は、サンプリングして得られた光音響データおよび超音波データを、共通の受信メモリ２３に格納する。なお光音響データは、波長７９８ｎｍのパルスレーザ光を被検体に照射したときの光音響データ並びに、波長７５６ｎｍのパルスレーザ光を被検体に照射したときの光音響データとなる。受信メモリ２３に格納されたサンプリングデータは、ある時点までは光音響データであり、ある時点からは超音波データとなる。データ分離手段２４は、受信メモリ２３に格納された光音響データと超音波データとを分離し、光音響データを複素数化手段２５に入力し、超音波データを超音波画像再構成手段７４に入力する。 The AD conversion unit 22 stores photoacoustic data and ultrasonic data obtained by sampling in a common reception memory 23. The photoacoustic data is photoacoustic data when the subject is irradiated with pulsed laser light having a wavelength of 798 nm and photoacoustic data when the subject is irradiated with pulsed laser light having a wavelength of 756 nm. The sampling data stored in the reception memory 23 is photoacoustic data up to a certain point, and becomes ultrasonic data from a certain point. The data separation unit 24 separates the photoacoustic data and the ultrasonic data stored in the reception memory 23, inputs the photoacoustic data to the complex numbering unit 25, and inputs the ultrasonic data to the ultrasonic image reconstruction unit 74. To do.
以下、超音波画像と光音響画像の生成、表示について説明する。まず超音波画像再構成手段７４は、プローブ１１の複数の超音波振動子毎のデータとなっている上記超音波データを加算して、１ライン分の超音波断層画像データを生成する。検波・対数変換手段７５はこの超音波断層画像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。そして超音波画像構築手段７６は、検波・対数変換手段７５が出力した各ラインのデータに基づいて超音波断層画像（超音波エコー画像）を生成する。より詳しくは、この超音波画像構築手段７６は、例えば前述した超音波検出信号のピーク部分の時間軸方向の位置が、断層画像における深さ方向の位置に変換されるようにして超音波断層画像を生成する。 Hereinafter, generation and display of an ultrasonic image and a photoacoustic image will be described. First, the ultrasound image reconstruction unit 74 adds the ultrasound data that is data for each of the plurality of ultrasound transducers of the probe 11 to generate ultrasound tomographic image data for one line. The detection / logarithm conversion means 75 generates an envelope of the ultrasonic tomographic image data, and then logarithmically converts the envelope to widen the dynamic range. Then, the ultrasonic image construction unit 76 generates an ultrasonic tomographic image (ultrasonic echo image) based on the data of each line output from the detection / logarithm conversion unit 75. More specifically, the ultrasonic image construction unit 76 converts the ultrasonic tomographic image so that, for example, the position of the peak portion of the ultrasonic detection signal described above in the time axis direction is converted into the position in the depth direction of the tomographic image. Is generated.
以上の処理は、プローブ１１の走査移動に伴って逐次なされ、それにより、被検体の走査方向に亘る複数箇所に関する超音波断層画像が生成される。そしてこれらの超音波断層画像を担持する画像データは画像合成手段７７に入力される。なお、超音波断層画像のみを単独で表示したい場合は、超音波断層画像を担持する上記画像データが画像合成手段７７を素通りさせて画像表示手段１４に送られ、この画像表示手段１４に超音波断層画像が表示される。 The above processing is sequentially performed with the scanning movement of the probe 11, thereby generating ultrasonic tomographic images regarding a plurality of locations in the scanning direction of the subject. The image data carrying these ultrasonic tomographic images is input to the image composition means 77. If it is desired to display only the ultrasonic tomographic image alone, the image data carrying the ultrasonic tomographic image is passed through the image synthesizing unit 77 and sent to the image display unit 14, and the ultrasonic wave is transmitted to the image display unit 14. A tomographic image is displayed.
次に光音響画像の生成および表示について、図２も参照して説明する。前述した通り図１の複素数化手段２５には、波長７９８ｎｍのパルスレーザ光を被検体に照射して得られた光音響データ（以下、これを第１の光音響データという）並びに、波長７５６ｎｍのパルスレーザ光を被検体に照射して得られた光音響データ（以下、これを第２の光音響データという）が入力される。 Next, generation and display of a photoacoustic image will be described with reference to FIG. As described above, the complex numbering means 25 in FIG. 1 includes photoacoustic data (hereinafter referred to as first photoacoustic data) obtained by irradiating the subject with pulsed laser light having a wavelength of 798 nm, and a wavelength of 756 nm. Photoacoustic data (hereinafter referred to as second photoacoustic data) obtained by irradiating the subject with pulsed laser light is input.
図２の（１）、（２）は、上記第１の光音響データ、第２の光音響データの例を、プローブ１１の一つの走査ラインに沿った断面について概略的に示すものである。同図（１）において、矢印ｘで示す横方向はプローブ１１の複数の超音波振動子が並ぶ方向を示し、縦方向は音響波が検出される時刻を示している（同図（２）、（３）も同様）。すなわち、音響波が検出される場合は、これらの図に弧で示す時刻／位置関係で音響波が検出され、また各弧の頂点部分は光照射後に最も早くプローブ１１に到達した音響波（つまり音響波発生部位から直接的にプローブ１１の方向に進行する音響波）が検出された時刻を示すものとなる。この時刻は、音響波発生部位の光照射深さ方向位置と対応するものであるから、上記頂点部分は、音響波を発した部分の深さ方向位置を示すことになる。 FIGS. 2A and 2B schematically show examples of the first photoacoustic data and the second photoacoustic data with respect to a cross section along one scanning line of the probe 11. In FIG. 1A, the horizontal direction indicated by the arrow x indicates the direction in which the plurality of ultrasonic transducers of the probe 11 are arranged, and the vertical direction indicates the time when the acoustic wave is detected (FIG. 2B). The same applies to (3). That is, when an acoustic wave is detected, the acoustic wave is detected with the time / position relationship indicated by arcs in these drawings, and the apex portion of each arc reaches the probe 11 earliest after light irradiation (that is, the acoustic wave) This indicates the time when the acoustic wave traveling in the direction of the probe 11 directly from the acoustic wave generation site is detected. Since this time corresponds to the position in the light irradiation depth direction of the acoustic wave generation site, the vertex portion indicates the position in the depth direction of the portion that emitted the acoustic wave.
そして第１の光音響データ、第２の光音響データを得た際に照射されたパルスレーザ光の波長が、図５に示した酸素化ヘモグロビンおよび脱酸素化ヘモグロビンの光波長毎の分子吸収係数を考慮して、両者の吸収が同じである７９８ｎｍと、この７９８ｎｍでの吸収と比べると酸素化ヘモグロビンについては吸収がより大きく、反対に脱酸素化ヘモグロビンについてはより吸収が小さくなる７９８ｎｍとに設定されていることにより、両光音響データから後述のようにして動脈と静脈を分離することができる。 And the wavelength of the pulse laser beam irradiated when obtaining the first photoacoustic data and the second photoacoustic data is the molecular absorption coefficient for each optical wavelength of oxygenated hemoglobin and deoxygenated hemoglobin shown in FIG. In consideration of the above, the absorption is set to 798 nm, which is the same for both absorptions, and to 798 nm, which is larger in absorption for oxygenated hemoglobin and smaller in absorption for deoxygenated hemoglobin than the absorption at 798 nm. As a result, the artery and vein can be separated from both photoacoustic data as described later.
すなわち複素数化手段２５は、上述のような第１の光音響データを実部とし、第２の光音響データを虚部として複素数データを作成する（同図の（３）参照）。ここで、この複素数データについて図３に示すガウス平面で説明する。図中に黒丸で示す座標（Ｘ，Ｙ）の複素数データについては、ｒ２＝Ｘ２＋Ｙ２なるｒの値が強度を示し、偏角θが位相を示す。そして、仮に照射光波長を７９８ｎｍとしたときの第１の光音響データと、照射光波長を７５６ｎｍとしたときの第２の光音響データとが同じ値を取るとすると、それらのデータによる複素数データは位相θが４５度のものとなる。 That is, the complex number generating means 25 creates complex number data using the first photoacoustic data as described above as a real part and the second photoacoustic data as an imaginary part (see (3) in the figure). Here, the complex data will be described with reference to the Gaussian plane shown in FIG. In the complex number data of coordinates (X, Y) indicated by black circles in the figure, the value of r such that r 2 = X 2 + Y 2 indicates the intensity, and the argument θ indicates the phase. Assuming that the first photoacoustic data when the irradiation light wavelength is 798 nm and the second photoacoustic data when the irradiation light wavelength is 756 nm have the same value, complex data based on these data is used. The phase θ is 45 degrees.
しかし図５の特性から分かるようにそのようなことは有り得ず、実際には、第１の光音響データ＜第２の光音響データとなる場合（このときの位相θは４５度を超える）と、第１の光音響データ＞第２の光音響データとなる場合（このときの位相θは４５度未満となる）だけが存在する。前者は、波長７９８ｎｍに対する吸収よりも波長７５６ｎｍに対する吸収の方が大きい酸素化ヘモグロビンを主に含む血液が流れている動脈からの音響波を検出した場合であり、それに対して後者は、波長７９８ｎｍに対する吸収よりも波長７５６ｎｍに対する吸収の方が小さい脱酸素化ヘモグロビンを主に含む血液が流れている静脈からの音響波を検出した場合である。したがって、上記複素数データの位相θが４５度よりも大きいか、あるいは小さいかを分離基準として、動脈からの音響波を検出した光音響データと、静脈からの音響波を検出した光音響データとを分離可能となる。なお、以上述べた複素数データの作成はプローブ１１の走査移動に伴って逐次なされ、それにより、被検体の走査方向に亘る複数の断面について各々複素数データが作成される。 However, as can be seen from the characteristics of FIG. 5, this is not possible, and in reality, when the first photoacoustic data <the second photoacoustic data (the phase θ at this time exceeds 45 degrees). There is only a case where the first photoacoustic data> the second photoacoustic data (the phase θ at this time is less than 45 degrees). The former is a case where an acoustic wave is detected from an artery through which blood mainly containing oxygenated hemoglobin, which has a larger absorption at a wavelength of 756 nm than an absorption at a wavelength of 798 nm, whereas the latter is detected at a wavelength of 798 nm. This is a case where an acoustic wave is detected from a vein through which blood mainly containing deoxygenated hemoglobin is smaller in absorption than the absorption at a wavelength of 756 nm. Therefore, the photoacoustic data from which the acoustic wave from the artery is detected and the photoacoustic data from which the acoustic wave from the vein is detected are based on whether the phase θ of the complex data is larger than 45 degrees or smaller. Separable. It should be noted that the creation of complex data described above is sequentially performed as the probe 11 is moved, whereby complex data is created for each of a plurality of cross sections in the scanning direction of the subject.
こうして作成された複素数データは、次に図１の光音響画像再構成手段２６に入力される。光音響画像再構成手段２６は入力された複素数データから、フーリエ変換法（ＦＴＡ法）により画像再構成を行う。なお、フーリエ変換法による画像再構成については、例えば文献”Photoacoustic Image Reconstruction-A Quantitative Analysis”Jonathan I.Sperl et al. SPIE-OSA Vol.6631 663103 等に記載されている従来公知の方法を適用することができる。 The complex data thus created is then input to the photoacoustic image reconstruction means 26 in FIG. The photoacoustic image reconstruction means 26 performs image reconstruction from the input complex number data by the Fourier transform method (FTA method). For image reconstruction by the Fourier transform method, for example, a conventionally known method described in the document “Photoacoustic Image Reconstruction-A Quantitative Analysis” Jonathan I. Sperl et al. SPIE-OSA Vol. be able to.
この再構成画像を示すフーリエ変換後のデータは強度情報抽出手段７０に送られてそこで強度情報の抽出に供されるとともに、位相情報抽出手段７１に送られてそこで位相情報の抽出に供される。検波・対数変換手段７２は上記抽出された強度情報を示す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。検波・対数変換手段７２はこれらの処理後のデータを光音響画像構築手段７３に入力する。またこの光音響画像構築手段７３には、上記抽出された位相情報を示すデータも入力される。 The Fourier-transformed data representing the reconstructed image is sent to the intensity information extracting means 70 where it is used for extracting the intensity information, and also sent to the phase information extracting means 71 where it is used for extracting the phase information. . The detection / logarithm conversion means 72 generates an envelope of the data indicating the extracted intensity information, and then logarithmically converts the envelope to widen the dynamic range. The detection / logarithm conversion means 72 inputs these processed data to the photoacoustic image construction means 73. The photoacoustic image construction means 73 is also input with data indicating the extracted phase information.
図２の（４）は、上述の再構成画像を概略的に示すものである。すなわちこの再構成画像は同図（１）、（２）に示した音響波データに対応するものであり、その縦方向位置はｘ方向に配置された各素子の検出時刻に対応している。このように各素子で検出した音響波データから実際に音響波が発生した位置の深さに再構成した結果が（４）中に示す点となる。ここで、点線で示している線は、再構成前のデータを示している。 FIG. 2 (4) schematically shows the reconstructed image described above. That is, this reconstructed image corresponds to the acoustic wave data shown in FIGS. 1A and 1B, and its vertical position corresponds to the detection time of each element arranged in the x direction. Thus, the result of reconstructing the depth of the position where the acoustic wave is actually generated from the acoustic wave data detected by each element is the point shown in (4). Here, the line shown with the dotted line has shown the data before reconstruction.
以上のことに基づいて光音響画像構築手段７３は、上記強度情報に基づいて求めた音響波発生部分について、位相θが４５度より小さい点は例えば青色で示し、また位相θが所定の閾値以上である点は例えば赤色で示すカラーマッピングを行う。そこでこのカラーマッピングされた画像は、赤色の部分が動脈を示し、青色の部分が静脈を示すものとなる。図２の（５）はこのカラーマッピング結果を示しており、図中の黒点が赤色にマッピングされた点を、そして白点が青色にマッピングされた点を示している。また図３においては、ハッチングを付して示す領域が赤色にマッピングされる領域であり、それよりも位相が小さいハッチング無しの領域が青色にマッピングされる領域である。以上のカラーマッピングは、プローブ１１の走査移動に伴って逐次得られる各断面について全て同じようになされる。 Based on the above, the photoacoustic image construction means 73 indicates, for example, in blue the point where the phase θ is smaller than 45 degrees in the acoustic wave generation portion obtained based on the intensity information, and the phase θ is equal to or greater than a predetermined threshold value. For example, color mapping indicated by red is performed. Therefore, in this color-mapped image, the red portion indicates an artery and the blue portion indicates a vein. (5) of FIG. 2 shows the color mapping result, in which black points in the figure are mapped to red and white points are mapped to blue. In FIG. 3, a hatched region is a region mapped in red, and a non-hatched region whose phase is smaller than that is a region mapped in blue. The color mapping described above is performed in the same manner for each cross section obtained sequentially with the scanning movement of the probe 11.
なお本実施形態では特に、上記赤色にマッピングされる領域内の点は位相が大きいほど赤色がより強調されて、位相θが４５度に近い点では無色に近くなり、それに対して、青色にマッピングされる領域内の点は位相が小さいほど青色がより強調されて、位相θが４５度に近い点では無色に近くなるように、グラデーションを掛けてカラーマッピングがなされる。 In this embodiment, in particular, the points in the region mapped to the red color are more emphasized as the phase is larger, and the point θ is close to colorless when the phase θ is close to 45 degrees. Color mapping is performed with gradation so that the points in the region to be processed are more emphasized in blue as the phase is smaller, and are nearly colorless when the phase θ is close to 45 degrees.
こうして作成されたカラーマッピング画像は図１の画像合成手段１７に送られ、この画像合成手段７７において、前述した超音波エコー画像と合成される。この画像合成は、プローブ１１の走査位置が同じである共通断面に関する両画像毎になされ、またそのとき両画像は、被検体上の同一点が同一位置に重なるように位置合わせされる。合成された画像は、図１の画像表示手段１４に表示される。そこでこの表示画像を観察すれば、動脈および静脈が、超音波エコー画像で示される被検体部位に対してどのような相対位置に存在するかを知ることができる。また、複数の断面に関する上記合成画像から３次元画像を構築して、動脈および静脈の位置を立体的に表示することも可能である。 The color mapping image created in this way is sent to the image synthesizing unit 17 shown in FIG. 1, and the image synthesizing unit 77 synthesizes it with the above-described ultrasonic echo image. This image synthesis is performed for each of the two images related to the common cross section where the scanning position of the probe 11 is the same, and at that time, both images are aligned so that the same point on the subject overlaps the same position. The synthesized image is displayed on the image display means 14 in FIG. Therefore, by observing this display image, it is possible to know the relative positions of the artery and vein with respect to the subject site indicated by the ultrasonic echo image. It is also possible to construct a three-dimensional image from the above-mentioned composite image relating to a plurality of cross sections and display the positions of the artery and vein three-dimensionally.
また本実施形態では、赤色のカラーマッピングおよび青色のカラーマッピングが各々前述のようにグラデーションを掛けてなされているので、赤色や青色の色相の強さを目安にして、酸素化ヘモグロビンと脱酸素化ヘモグロビンとの比率(酸素飽和度)も確認可能となる。 In the present embodiment, the red color mapping and the blue color mapping are applied with gradation as described above, so that oxygenated hemoglobin and deoxygenated oxygen are used with the intensity of red or blue hue as a guide. The ratio to hemoglobin (oxygen saturation) can also be confirmed.
以上説明したフーリエ変換法は元より複素数空間で実施されるものであって、１つの波長の光を被検体に照射して音響波を発生させる場合でも、画像再構成は複素数で処理されている。したがって、本実施形態のように２波長に関する音響波データから画像再構成を行う場合でも、その処理は基本的に、１波長に関する音響波データから画像再構成を行う場合と同じとなり、いわばその場合の無駄を無くして、効率良く高速で２つの部分を区別して表示可能となる。 The Fourier transform method described above is originally performed in a complex space, and even when an object is irradiated with light of one wavelength to generate an acoustic wave, image reconstruction is processed with complex numbers. . Therefore, even when image reconstruction is performed from acoustic wave data related to two wavelengths as in the present embodiment, the processing is basically the same as when image reconstruction is performed from acoustic wave data related to one wavelength. It is possible to distinguish and display the two parts efficiently and at high speed.
なお、以上の説明から明らかなように本実施形態では、光音響画像構築手段７３が本発明における表示制御手段を構成している。 As is clear from the above description, in the present embodiment, the photoacoustic image construction means 73 constitutes the display control means in the present invention.
次に、本発明の第２実施形態による光音響画像化装置について説明する。図４は、この第２実施形態の方法を実施する光音響画像化装置１１０を示すものである。この光音響画像化装置１１０は、図１に示した光音響画像化装置１０と対比すると、超音波画像を生成するための構成と、超音波画像とカラーマッピングされた画像とを合成するための構成が省かれた点が異なるものである。したがってこの光音響画像化装置１１０においては、図２の（５）に示したカラーマッピング画像のみが画像表示手段１４に表示される。 Next, a photoacoustic imaging apparatus according to a second embodiment of the present invention will be described. FIG. 4 shows a photoacoustic imaging apparatus 110 that performs the method of the second embodiment. In contrast to the photoacoustic imaging apparatus 10 shown in FIG. 1, the photoacoustic imaging apparatus 110 is configured to generate an ultrasonic image and to synthesize an ultrasonic image and a color-mapped image. The difference is that the configuration is omitted. Therefore, in this photoacoustic imaging apparatus 110, only the color mapping image shown in (5) of FIG.
カラーマッピングをして示す被検体の部位を、他の部位との位置関係も把握できるように表示する必要が特に無い場合は、このような構成を採用することにより、装置コストを低減することができ、またカラーマッピング画像を表示するまでの所要時間も短縮できるのでより好ましいと言える。 If it is not particularly necessary to display the part of the subject shown by color mapping so that the positional relationship with other parts can also be grasped, by adopting such a configuration, the apparatus cost can be reduced. In addition, it can be said that it is more preferable because the time required to display the color mapping image can be shortened.
なお、被検体の２つの部分を異なる表示状態として表示するには、前述したようにカラーマッピング（色分け）して表示する他、例えば濃度（輝度）の高低で差を付けて表示する、一方のみにハッチングを付して表示する、一方の部分のみ点滅表示する等、その他の態様を採用することも可能である。 In addition, in order to display two parts of the subject as different display states, in addition to displaying by color mapping (color coding) as described above, for example, displaying with a difference in density (luminance), only one of them is displayed. It is also possible to adopt other modes, such as displaying with hatching or blinking only one part.
また以上は、ヒトの動脈と静脈とを互いに区別して表示するようにした実施形態について説明したが、本発明は動脈と静脈とを区別して表示する場合に限らず、２つの相異なる波長に対する光吸収特性が互いに異なる２つの対象物を区別して表示したい場合に全て有効に適用できるものである。 In the above, an embodiment has been described in which human arteries and veins are displayed separately from each other. However, the present invention is not limited to displaying arteries and veins separately, and light for two different wavelengths is displayed. All can be effectively applied when it is desired to distinguish and display two objects having different absorption characteristics.
また本発明の光音響画像化装置および方法は、上記実施形態にのみ限定されるものではなく、上記実施形態の構成から種々の修正および変更を施したものも、本発明の範囲に含まれる。 In addition, the photoacoustic imaging apparatus and method of the present invention are not limited to the above embodiment, and various modifications and changes made from the configuration of the above embodiment are also included in the scope of the present invention.
１０、１１０ 光音響画像化装置
１１ プローブ
１２ 超音波ユニット
１３ レーザ光源ユニット
１４ 画像表示手段
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
２５ 複素数化手段
２６ 光音響画像再構成手段
３０ 送信制御回路
３１ 制御手段
３２ Ｑスイッチレーザ
３３ フラッシュランプ
７０ 強度情報抽出手段
７１ 位相情報抽出手段
７２、７５ 検波・対数変換手段
７３ 光音響画像構築手段
７４ 超音波画像再構成手段
７６ 超音波画像構築手段
７７ 画像合成手段
DESCRIPTION OF SYMBOLS 10, 110 Photoacoustic imaging apparatus 11 Probe 12 Ultrasonic unit 13 Laser light source unit 14 Image display means 21 Reception circuit 22 AD conversion means 23 Reception memory 24 Data separation means 25 Complex number conversion means 26 Photoacoustic image reconstruction means 30 Transmission control Circuit 31 Control means 32 Q switch laser 33 Flash lamp 70 Intensity information extraction means 71 Phase information extraction means 72, 75 Detection / logarithm conversion means 73 Photoacoustic image construction means 74 Ultrasound image reconstruction means 76 Ultrasound image construction means 77 Images Synthetic means
Claims (10)
被検体に、互いに波長が異なる第１の光および第２の光を照射し、
前記第１の光、第２の光を照射したときに各々得られた第１の光音響データ、第２の光音響データの一方を実部とし他方を虚部とした複素数データを作成し、
前記複素数データからフーリエ変換法により再構成画像を得、
この再構成画像から位相情報および強度情報を抽出し、
前記位相情報に基づいたカラーマップを前記強度情報に適用して画像表示手段に表示することを特徴とする光音響画像化方法。 Photoacoustics that irradiate a subject with light, thereby detecting acoustic waves emitted from the subject to obtain photoacoustic data, and image the subject based on the photoacoustic data to display on the image display means In the imaging method,
Irradiating the subject with first light and second light having different wavelengths,
The first photoacoustic data obtained when each of the first light and the second light is irradiated, and complex data in which one of the second photoacoustic data is a real part and the other is an imaginary part,
Reconstructed image is obtained from the complex data by Fourier transform method,
Extract phase information and intensity information from this reconstructed image,
A photoacoustic imaging method, wherein a color map based on the phase information is applied to the intensity information and displayed on image display means.
被検体に、互いに波長が異なる第１の光および第２の光を選択的に照射可能とされた波長可変光源と、
前記第１の光、第２の光を照射したときに各々被検体から発せられた音響波を検出して、それぞれ第１の光音響データ、第２の光音響データを作成する手段と、
前記第１の光音響データおよび第２の光音響データの一方を実部とし他方を虚部とした複素数データを作成する複素数化手段と、
前記複素数データからフーリエ変換法により再構成画像を得る画像再構成手段と、
前記再構成画像から位相情報を抽出する位相情報抽出手段と、
前記再構成画像から強度情報を抽出する強度情報抽出手段と、
前記位相情報に基づいたカラーマップを前記強度情報に適用して前記画像表示手段に表示させる表示制御手段とを備えたことを特徴とする光音響画像化装置。 Photoacoustics that irradiate a subject with light, thereby detecting acoustic waves emitted from the subject to obtain photoacoustic data, and image the subject based on the photoacoustic data to display on the image display means In the imaging device,
A variable wavelength light source capable of selectively irradiating a subject with first light and second light having different wavelengths;
Means for detecting acoustic waves emitted from the subject when the first light and the second light are irradiated, respectively, and generating first photoacoustic data and second photoacoustic data, respectively;
Complex numbering means for creating complex number data in which one of the first photoacoustic data and the second photoacoustic data is a real part and the other is an imaginary part;
Image reconstruction means for obtaining a reconstructed image from the complex number data by Fourier transform;
Phase information extraction means for extracting phase information from the reconstructed image;
Intensity information extracting means for extracting intensity information from the reconstructed image;
A photoacoustic imaging apparatus comprising: a display control unit that applies a color map based on the phase information to the intensity information and displays the intensity map on the image display unit.
前記表示制御手段が、前記超音波画像と前記再構成画像とを、被検体上の同一点が同一位置に重なるように位置合わせした上で前記画像表示手段に重畳表示させるものであることを特徴とする請求項６から９いずれか１項記載の光音響画像化装置。 Means for acquiring an ultrasound image of the subject is further provided;
The display control means aligns the ultrasonic image and the reconstructed image so that the same point on the subject overlaps the same position, and then superimposes the ultrasonic image and the reconstructed image on the image display means. The photoacoustic imaging apparatus according to claim 6.
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