CN108601583B - 声波图像生成装置及声波图像生成方法 - Google Patents

声波图像生成装置及声波图像生成方法 Download PDF

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Abstract

本发明公开了一种声波图像生成装置以及声波图像生成方法,其能够保持较高的光声图像生成的帧率。在生成光声图像及多普勒图像的声波图像生成装置(10)中，设置：在多普勒图像中设定关心区域的机构(26、34)；接收开口控制机构(19、34)，其基于所设定的关心区域的大小将声波检测探针(11)检测光声波的接收开口设定为比声波检测探针(11)所具有的全部的接收开口小的开口，且基于被设定的关心区域的位置来设定接收开口的位置。

Description

声波图像生成装置及声波图像生成方法
技术领域
本发明涉及生成声波图像的装置及声波图像的方法。
背景技术
近年来，利用光声效果的非侵入性测量法备受关注。该测量法是朝向受检体出射具有某一适宜波长(例如可见光、近红外光或中间红外光的波长频带)的脉冲光，检测受检体内的吸收物质因吸收该脉冲光的能量所产生的弹性波即光声波，从而定量地测量该吸收物质的浓度的方法。所谓受检体内的吸收物质例如是血液中含有的葡萄糖或血红蛋白等。另外，检测这种光声波并基于光声波检测信号生成光声图像的技术称为光声成像(PAI：Photoacoustic Imaging)或光声层析成像(PAT：Photo Acoustic Tomography)。
例如，在专利文献1及2中，示出了一种进行光声成像而生成光声图像的装置。这种光声图像生成装置也如专利文献2所示，大多也构成为能够生成所谓的反射超声波图像。
生成反射超声波图像的装置通常基于检测朝向受检体出射的声波(多为超声波)在受检体内反射的反射声波而获得的信号，生成受检体的内部的断层图像等。另外，如专利文献3所示，根据反射超声波检测信号对速度信息进行频率分析，提取基于多普勒效应的血流或组织、造影剂的回声成分，生成例如表示血流部的多普勒图像的装置也是公知的。如专利文献3所示，该多普勒图像也大多可以在生成光声图像的装置中生成。
另一方面，光声图像生成装置通常是朝向受检体出射激光等光，检测通过吸收该光而从受检体内产生的光声波，基于检测获得的信号，生成表示受检体的内部组织等的光声图像。
在本说明书中，将基于反射超声波检测信号而生成的图像和基于光声波检测信号而生成的图像统称为声波图像。
在先技术文献
专利文献
专利文献1：日本特开2013－158531号公报
专利文献2：日本特开2015－181660号公报
专利文献3：日本特开2014－136103号公报
发明内容
发明要解决的技术课题
如上所述，在既可生成基于反射超声波检测信号生成的图像又可生成基于光声波检测信号生成的图像的现有声波图像生成装置中，要求可同时观察多普勒图像和光声图像。例如，在多普勒图像中可看到血流部等，在光声图像中通过将血液中的血红蛋白等可视化而可看到血管。
这样，在可以同时观察多普勒图像和光声图像的情况下，期望能够通过实时拍摄观察两图像。但是，光声图像与多普勒图像相比，较难实时获得。即，多普勒图像生成的重复频率可确保30Hz(帧率为30张/秒)，与之相对，由于光声图像生成还需要朝向受检体的光出射，所以光声图像生成的重复频率被限制在10Hz(帧率为10张/秒)左右。
本发明是鉴于上述问题而开发的，其目的在于，在既可生成基于反射超声波检测信号而生成的图像又可生成基于光声波检测信号而生成的图像的声波图像生成装置及方法中，确保较高的光声图像生成的帧率。
用于解决技术课题的手段
根据本发明的一个方面的声波图像生成装置，
其基于通过声波检测探针检测光声波而得到的信号生成光声图像，且生成有关受检体的多普勒图像，该光声波是通过接收朝向受检体出射的光而从该受检体内产生的，该声波图像生成装置具有：
在多普勒图像中设定关心区域的机构；
接收开口控制机构，其基于被设定的关心区域的大小将声波检测探针检测光声波的接收开口设定为比该声波检测探针所具有的全部的接收开口小的开口，且基于被设定的关心区域的位置来设定声波检测探针检测光声波的接收开口的位置。
此外，在本发明的一个方面的声波图像生成装置中，优选为，
作为声波检测探针，使用由可检测光声波的多个声波振子并列设置而成的声波检测探针，
接收开口控制机构是遮断从设为接收开口的声波振子以外的声波振子中的至少一部分声波振子输出的光声波检测信号的机构。
另外，在本发明的一个方面的声波图像生成装置中，优选为，接收开口控制机构将面对着关心区域的整个区域而排列的声波振子全部设定为接收开口。
另外，在本发明的一个方面的声波图像生成装置中，优选为，接收开口控制机构仅将面对着关心区域的整个区域而排列的声波振子中的一部分声波振子设定为接收开口。
另外，在本发明的一个方面的声波图像生成装置中，优选为，接收开口控制机构将上述一部分声波振子设定为和与关心区域的端部相对的位置相比，在与关心区域的中央部相对的位置更致密地存在的状态。
另外，在本发明的一个方面的声波图像生成装置中，优选为，还具有通过对从上述一部分声波振子输出的信号进行插补，求出从面对着关心区域的整个区域而排列的所述多个声波振子中的上述一部分声波振子以外的声波振子输出的信号的机构。
另一方面，本发明提供一种声波图像生成方法，其基于通过声波检测探针检测光声波所获得的信号生成光声图像，且生成有关受检体的多普勒图像，该光声波是通过接收朝向受检体出射的光而从该受检体内产生的，该声波图像生成方法包括：
在多普勒图像中设定关心区域；
基于被设定的关心区域的大小将声波检测探针检测光声波的接收开口设定为比该声波检测探针所具有的全部的接收开口小的开口，且基于被设定的关心区域的位置来设定声波检测探针检测光声波的接收开口的位置。
在本发明的一个方面的声波图像生成方法中，优选为，
作为声波检测探针，使用由可检测光声波的多个声波振子并列设置而成的声波检测探针，
通过遮断从设为接收开口的声波振子以外的声波振子中的至少一部分声波振子输出的光声波检测信号，进行接收开口的设定。
另外，在本发明的一个方面的声波图像生成方法中，优选为，将面对着关心区域的整个区域而排列的声波振子全部设定为接收开口。
或者，在本发明的一个方面的声波图像生成方法中，优选为，仅将面对着关心区域的整个区域而排列的声波振子中的一部分声波振子设定为接收开口。
另外，在本发明的一个方面的声波图像生成方法中，优选为，将上述一部分声波振子设定为如下状态：与面对着关心区域的端部的位置相比，在面对着关心区域的中央部的位置存在得更致密。
另外，在本发明的一个方面的声波图像生成方法中，优选为，通过对从上述一部分声波振子输出的信号进行插补，求出从面对着关心区域的整个区域而排列的所述多个声波振子中的一部分声波振子以外的声波振子输出的信号。
发明效果
根据本发明的一个方面的声波图像生成装置，能够保持较高的光声图像生成的帧率。
附图说明
图1是表示本发明一实施方式的声波图像生成装置的整体结构的概略图。
图2是表示声波检测探针的接收开口设定的一个例子的概略图。
图3是表示关心区域的设定例的概略图。
图4是表示声波检测探针的接收开口设定的另一例的概略图。
图5是表示声波检测探针的接收开口设定的又一例的概略图。
图6是表示声波检测探针的接收开口设定的又一例的概略图。
图7是表示声波检测探针的接收开口设定的又一例的概略图。
图8是表示多普勒图像和光声图像的重叠显示状态的概略图。
具体实施方式
以下，参照附图对本发明的实施方式详细地进行说明。
图1是表示本发明一实施方式的声波图像生成装置10的整体结构的概略图。此外，在图1中，概略性示出声波检测探针(以下简称为探针)11的形状。作为一个例子，本例的声波图像生成装置10具有基于光声波检测信号而生成光声图像的功能，如图1概略性所示，具备探针11、超声波单元12、激光单元13、图像显示部14及输入部15等。以下，依次说明这些构成要素。
探针11例如具有朝向作为活体的受检体M出射测定光及超声波的功能和检测在受检体M内传播的声波U的功能。即，探针11进行对受检体M的超声波(声波)的出射(发送)及由受检体M反射而返回来的反射超声波(反射声波)的检测(接收)。
在本说明书中，所谓“声波”是包含超声波及光声波的术语。在此，“超声波”是指由探针11发送的弹性波及其反射波(反射超声波)，“光声波”是指通过吸收体65吸收测定光而发出的弹性波。另外，探针11发出的声波不限定于超声波，也可以使用音频声波，只要根据受检对象或测定条件等选择适当的频率即可。此外，作为受检体M内的吸收体65，例如可举出血管、金属部件等。
探针11通常备有适合扇形扫描的探针、适合线性扫描的探针、适合凸面扫描的探针等，根据拍摄部位从这些探针中选择使用适当的探针。另外，在探针11上连接有作为连接部的光纤60，光纤60将从后述的激光单元13发出的测定光即激光L引导至光出射部40。
探针11具备作为声波检测器的振子阵列20、将该振子阵列20置于其间并在振子阵列20的两侧各配设一个的总共两个光出射部40、内部收纳有振子阵列20及两个光出射部40等的壳体50。
在本实施方式中，振子阵列20也作为超声波发送元件起作用。振子阵列20经由未图示的布线与超声波发送用电路及声波接收用电路等连接。
振子阵列20是将作为电声转换元件的多个声波振子(超声波振子)沿一维方向并列设置而成。声波振子，例如，是由压电陶瓷构成的压电元件。另外，声波振子也可以是由聚偏氟乙烯(PVDF)那样的高分子膜构成的压电元件。声波振子具有将接收到的声波U转换成电信号的功能。此外，振子阵列20也可以包含声透镜。
如上所述，本实施方式的振子阵列20是将多个声波振子一维并列设置而成的振子阵列，但也可以使用将多个声波振子二维并列设置而成的振子阵列。
如上所述，上述声波振子也具有发送超声波的功能。即，当对该声波振子施加交流电压时，声波振子产生与交流电压的频率对应的频率的超声波。此外，超声波的发送和接收也可以彼此分开。即，例如也可以从与探针11不同的位置进行超声波的发送，由探针11接收针对该发送的超声波的反射超声波。
光出射部40是使由光纤60引导的激光L朝向受检体M出射的部分。在本实施方式中，光出射部40由光纤60的前端部、即距离作为测定光的光源的激光单元13较远的一方的端部构成。如图1所示，在本实施方式中，两个光出射部40将振子阵列20置于二者之间并配置于振子阵列20的例如正视方向的两侧。该正视方向是指多个声波振子一维地并列设置时，相对于其排列方向呈直角且与振子阵列20的检测面平行的方向。
此外，每个光出射部也可以由与光纤60的前端光耦合的导光板及扩散板构成。这种导光板可以由例如丙烯酸板或石英板构成。另外，作为扩散板，可以使用在基板上随机配置有微透镜的透镜扩散板。另外，可以使用例如分散有扩散微粒子的石英板等。还有，作为透镜扩散板，可以使用全息扩散板，也可以使用工程扩散板。
图1所示的激光单元13具有例如Q开关翠绿宝石激光器等闪光灯激发Q开关固体激光器，发射作为测定光的激光L。激光单元13例如构成为，接收来自超声波单元12的控制部34的触发信号并输出激光L。激光单元13优选为输出具有1～100nsec(纳秒)的脉宽的脉冲激光L的激光单元。
激光L的波长根据作为测量对象的受检体M内的吸收体65的光吸收特性而适当选择。例如测量对象为活体内的血红蛋白时，即，拍摄血管时，通常，其波长优选属于近红外波长范围的波长。近红外波长范围是指大约700～850nm的波长范围。然而，激光L的波长当然并不限定于此。另外，激光L可以是单波长的激光，也可以是包含例如750nm及800nm等多个波长的激光。激光L包含多个波长时，这些波长的光可以同时出射，也可以一边交替切换，一边出射。
此外，除了上述的翠绿宝石激光器之外，激光单元13还可以使用同样能够输出近红外波长范围的激光的YAG-SHG(Second harmonic generation：二次谐波产生)-OPO(Optical Parametric Oscillation：光学参量振荡)激光器或使用Ti-Sapphire(钛-蓝宝石)激光器等构成。
光纤60将从激光单元13出射的激光L引导至两个光出射部40。光纤60并无特别限定，可以使用石英光纤等公知的光纤。例如可以使用一根粗光纤，或者，也可以使用多个光纤捆扎而成的束状光纤。作为一个例子使用束状光纤时，束状光纤配置成使上述激光L从捆扎成一束的光纤部分的光入射端面入射，而且，束状光纤的被分支成两个的光纤部分的各前端部如上所述构成光出射部40。
超声波单元12具有多路复用器19、接收电路21、接收存储器22、数据分离机构23、光声图像生成部24、多普勒图像生成部25、关心区域设定部26、图像显示控制部27、发送控制电路33及控制部34。通常，超声波单元12具有处理器、存储器及总线等。在超声波单元12中，有关光声图像生成及多普勒图像生成的程序被编入存储器。上述程序利用由处理器构成的控制部34进行动作，从而实现光声图像生成部24、多普勒图像生成部25、关心区域设定部26及图像显示控制部27的功能。即，这些各部由编入了程序的存储器和处理器构成。
此外，超声波单元12的硬件的构成没有特别限定，可以通过将多个IC(IntegratedCircuit：集成电路)、处理器、ASIC(Application Specific Integrated Circuit：专用集成电路)、FPGA(Field-programmable Gate Array：现场可编程门阵列)、存储器等适当组合而实现。
控制部34控制声波图像生成装置10的各部，在本实施方式中具备未图示的触发控制电路。例如在生成光声图像的情况下，该触发控制电路向激光单元13发送光触发信号。由此，在激光单元13的Q开关固体激光器中，激发源的闪光灯点亮，开始激光棒的激发。在维持该激光棒的激发状态的期间，激光单元13成为可以输出激光L的状态。
之后，控制部34从触发控制电路向激光单元13发送Q开关触发信号。即，控制部34通过该Q开关触发信号来控制来自激光单元13的激光L的输出定时。另外，控制部34与Q开关触发信号的发送同步，对接收电路21发送采样触发信号。该采样触发信号规定在接收电路21的AD转换器(Analog to Digital convertor：模拟数字转换器)中的光声波检测信号的采样的开始定时。这样，通过使用采样触发信号，能够与激光L的输出同步地采样光声波检测信号。
生成超声波图像时，控制部34对发送控制电路33发送指示超声波发送的超声波触发信号。当发送控制电路33接收超声波触发信号时，从探针11发送超声波。控制部34按照超声波发送的定时对接收电路21发送采样触发信号，开始反射超声波信号的采样。
在生成如上所述的光声图像或超声波图像时，探针11相对于受检体M向例如上述的正视方向逐渐改变位置，利用激光L或超声波扫描受检体M。因此，一边使声波检测行错开一行，一边与受检体M的扫描同步进行上述光声波检测信号或反射超声波检测信号的采样。此外，手术医生也可以通过利用手动使探针11移动来完成受检体M的扫描，或者也可以使用自动扫描机构来完成。
接收电路21接收探针11的振子阵列20输出的光声波检测信号，将接收到的检测信号存储于接收存储器22。此外，上述光声波检测信号通过多路复用器19传递到接收电路21，关于该多路复用器19，稍后详细说明。
通常，接收电路21包含低噪声放大器、可变增益放大器、低通滤波器及AD转换器而构成。探针11输出的光声波检测信号被低噪声放大器放大之后，由可变增益放大器进行对应于深度的增益调节，在高频成分被低通滤波器切断之后，由AD转换器转换为数字信号，并存储于接收存储器22中。
接收电路21例如由一个IC(Integrated Circuit：集成电路)构成。此外，上述低通滤波器进行的高频成分的切断是用于防止在进行AD转换时产生返回的杂音，通常，其截止频率为AD转换的采样频率的一半左右的10MHz～30MHz左右。
在本实施方式中，探针11输出光声波的检测信号和反射超声波的检测信号。因此，在接收存储器22中存储有被数字化的光声波检测信号及反射超声波的检测信号。此外，详细而言，上述光声波检测信号是检测光声波而获得的信号，该光声波是通过吸收朝向受检体M出射的激光L而从受检体M内产生的。另一方面，上述反射超声波检测信号是检测朝向受检体M出射的声波即超声波在受检体M内反射的反射声波而获得的信号。
数据分离机构23从接收存储器22读出光声图像用数据、即被数字化的光声波检测信号，并将光声波检测信号发送到光声图像生成部24。另外，数据分离机构23从接收存储器22读出反射超声波图像用的数据、即被数字化的反射超声波检测信号，并将反射超声波检测信号发送到多普勒图像生成部25。
光声图像生成部24重建经数据分离机构23从接收存储器22接收的光声波检测信号，生成光声图像。具体而言，光声图像生成部24以与振子阵列20的各声波振子的位置对应的延迟时间对基于来自各声波振子的信号的光声波检测信号进行相加，生成1行的光声波检测信号(延迟相加法)。光声图像生成部24也可以通过CBP法(Circular BackProjection：卷积反投影法)来代替延迟相加法进行重建。或者，光声图像生成部24也可以使用霍夫变换法或傅立叶变换法进行重建。被重建的多个行的光声波检测信号接受检波处理及对数转换处理等信号处理之后，作为显示有关受检体M的某一截面的光声图像(断层图像)的信号，经图像显示控制部27发送到图像显示部14。
多普勒图像生成部25根据经数据分离机构23从接收存储器22接收的反射超声波检测信号对速度信息进行频率分析，提取基于多普勒效应产生的血流或组织、造影剂回声成分，取得例如显示表示血流部的多普勒图像的多普勒图像信号。该多普勒图像信号也经图像显示控制部27发送到图像显示部14。
取得上述多普勒图像信号的范围由手术医生来设定。将该范围称为关心区域。该关心区域的位置及大小通过关心区域设定部26来设定。在本实施方式中，作为一个例子，首先，在图像显示部14显示根据从接收存储器22接收到的所有反射超声波检测信号可生成的多普勒图像。手术医生一边观察该多普勒图像，一边将更小的范围例如表示血流部的图像范围设定为关心区域。
在进行该设定时，在显示于图像显示部14的多普勒图像上，手术医生使用例如鼠标等输入部15指定区域，该指定的区域被输入到控制部34。而且，控制部34将表示被指定的关心区域的信息发送到关心区域设定部26，控制该关心区域设定部26，由此完成设定。
此外，如上所述，在设定关心区域时，除首先生成宽范围的多普勒图像，并在其上指定区域之外，也可以如下进行，即：根据接收存储器22输出的反射超声波检测信号生成超声波B模式图像并将其显示于图像显示部14，并在该B模式图像上指定区域。
图像显示控制部27基于显示上述光声图像的信号将光声图像显示于图像显示部14，且基于上述多普勒图像信号将多普勒图像显示于图像显示部14。这两种图像分别显示于图像显示部14、或者合成后作为合成图像显示于图像显示部14。在后者的情况下，图像显示控制部27例如使光声图像和多普勒图像重叠进行图像合成。
此外，图8概略性表示光声图像Ipa和多普勒图像Idp重叠显示于图像显示部14的显示画面14a的状态。光声图像Ipa表示在距受检体M的表皮S较近的部分存在的毛细血管Cv等。另一方面，多普勒图像Idp表示处于比上述毛细血管Cv深的位置的血流部Ve等。
以上所述的两种声波图像彼此隔开时间来生成。特别是在本实施方式中，在生成多普勒图像后生成光声图像。为了重叠显示这些声波图像，例如，图像显示控制部27具备暂时存储表示各图像的图像信号的缓冲存储器。
接着，对在生成光声图像时，控制图1所示的探针11的接收开口进行说明。图2是用于该说明的概略图，在此，将探针11表示为多个声波振子G1～G16呈一维状并列设置而成的探针。即，在本例中，将探针11表示为16信道的探针。此外，这些声波振子G1～G16是图1所示的振子阵列20。另外，图2中，仅对声波振子G1～G16中的一部分声波振子赋予编号，但声波振子G1、声波振子G2、···声波振子G16按图2中从左侧朝向右侧的顺序排列。
另外，F表示可生成多普勒图像的区域，ROI表示在该区域F中设定的关心区域。此外，在此，将探针11的位置表示为相对于上述区域F的相对位置，但该相对位置与生成光声图像时的探针11和受检体M的位置关系相对应。
另外，21C概念性表示图1所示的接收电路21的接收信道。在此，接收电路21具有C1～C8八个接收信道。而且，19表示介设于接收信道21C和探针11之间的多路复用器(参照图1)。
在以上的结构中，在利用接收电路21接收从16信道的声波振子G1～G16发出的所有信号的情况下，首先，从8信道的声波振子G1～G8发出的信号由接收电路21从8个接收信道C1～C8接收。之后，切换多路复用器19，从剩余的8信道的声波振子G9～G16发出的信号由接收电路21从8个接收信道C1～C8接收。
在此，在生成光声图像时，多路复用器19成为如图2所示的状态。而且，在生成受检体M的某一个截面的光声图像时，在该状态下朝向受检体M仅出射一次激光L。这样出射一次激光L时，仅从8信道的声波振子G4～G11输出的信号(光声波检测信号)从8个接收信道C1～C8被接收电路21接收。之后，不进行多路复用器19的切换，以上，完成用于生成一个截面的光声图像的光声波检测信号的接收。
如上所述，在本例中，从16信道的声波振子G1～G16中的一部分信道、即8信道的声波振子G1～G3及G12～G16输出的信号(光声波检测信号)在多路复用器19中被遮断，在接收电路21中不会被接收。由此，能够提高光声图像生成的帧率，提高取得光声图像的实时性。此外，在图2中，将设定为接收开口的声波振子标注阴影线进行表示(图4～图7中也相同)。
作为上述接收开口的8信道的声波振子G4～G11，基于取得多普勒图像信号的范围即关心区域ROI的大小及位置来确定。即，在本例中，将8信道的声波振子G4～G11设定为接收开口，使得能够将与关心区域ROI的整个区域相对排列的声波振子全部设定为接收开口。
在此，使用图3所示的实际的超声波图像说明接收开口的设定。在该图中，处于黑色背景中的扇状部分例如是B模式图像等超声波图像，并且在其中设定作为多普勒图像的显示范围的关心区域ROI。此外，在该图3的例子中，在A所示的关心区域ROI的中央部附近表示血流部，在B所示的关心区域的接近图中左右的端部的部分不存在要显示的对象物。
在多普勒图像中，通常显示血流部。另外，在大多数情况下，光声图像用于显示良好地吸收激光L等的光并发出光声波的血管部分。因此，将以包含上述血流部的方式设定关心区域ROI作为前提，只要至少对该关心区域ROI设定探针11的接收开口使其可生成光声波检测信号，即使将接收开口限制得较小，生成的光声图像也能够如上述那样显示血管部分。
此外，多路复用器19的状态由控制部34基于表示关心区域ROI的信息来控制。即，在本实施方式中，多路复用器19及控制部34构成接收开口控制机构。另外，关心区域设定部26及控制部34构成设定关心区域的机构。
接着，图4表示探针11的接收开口设定的另一例。在该例中，接收开口的大小与图2的例子同样设为8信道，但因为关心区域ROI的位置与图2的例子不同，所以对应其位置，声波振子G8～G15被设为接收开口。
以下，使用切合实际的装置的例子更详细地说明上述的效果。在本例中，探针11的声波振子为128信道，接收电路21的接收信道为64信道，激光L出射的重复频率为10Hz。在该例中，为了生成一个光声图像，通常，需要如下进行两次激光L的出射：
(1)出射激光L(第一次)；
(2)通过64信道的声波振子检测光声波(第一次)；
(3)出射激光L(第二次)；
(4)通过剩余的64信道的声波振子检测光声波(第二次)；
(5)通过光声图像生成部24(参照图1)生成光声图像。
于是，因为激光L出射的重复频率为10Hz，所以光声图像生成的重复频率为5Hz(帧率为5张/秒)。
与之相对，基本上以与图2的例子相同，探针11的声波振子本来为128信道，但是，在将其一半即64信道设为接收开口的情况下，为了生成一个光声图像，只要以如下方式进行一次激光L的出射即可：
(1)激光L的出射(第一次)；
(2)通过64信道的声波振子检测光声波(第一次)；
(3)通过光声图像生成部24(参照图1)生成光声图像。
由此，能够将光声图像生成的重复频率设为与激光L出射的重复频率相同的10Hz(帧率为10张/秒)。
通常，关心区域ROI大多设定于可以通过探针11取得超声波图像的范围中的一部分区域。因此，即使将探针11的接收开口限制在探针11本来具备的接收开口数量的1/2左右，大多也可以生成能够显示血管部分等所希望部分的光声图像。因此，根据本发明，在多数情况下，在如上所述的光声图像生成中，与使用探针11本来具备的所有接收开口的情况相比，能够提高帧率。
另外，通常，在光声图像中较浅的区域可图像化。即，只有在距受检体的光照射侧的表面较近的部位存在的部分可以图像化。因此，与远离多普勒图像的关心区域ROI的部分相对的声波振子输出的光声波检测信号，由于声波振子的接收指向角较深，所以对画质的提高没有帮助，相反，往往还会因增加噪声而使光声图像的画质变差。与之相对，在图2所示的例子或图4所示的例子中，由于主要基于接收指向角较浅的声波振子输出的信号来生成光声图像，所以也可以期待光声图像的画质提高。
此外，在关心区域ROI相对较小，与被设定的探针11的接收开口对应的声波振子的信道数小于64信道的情况下，也可以在帧率不降低的范围内扩大接收开口。例如，与基于多普勒图像的关心区域ROI决定的探针11的接收开口对应的声波振子的信道数为32信道时，也可以将接收开口扩大到64信道。
接着，参照图5，表示探针11的接收开口设定的另一例。在图2所示的例子及图4所示的例子中，将与关心区域ROI的整个区域相对排列的声波振子全部设定为接收开口。但是，在关心区域ROI相对较大(声波振子的排列方向较长)的情况下，当如上述两个例子那样设定接收开口时，有时这些接收开口的数量会比接收电路21的接收信道C1～C8的数量更多。这种情况下，光声图像生成的帧率会降低。
为了防止这种情况的发生，在图5的例子中，仅将与关心区域ROI的整个区域相对排列的声波振子中的一部分声波振子设定为接收开口。即，在本例中，具体而言，仅将与关心区域ROI的整个区域相对排列的14个声波振子中的8个声波振子G2、G4、G6、G8、G9、G11、G13及G15设为接收开口。由此，能够使探针11的接收开口的数量与接收电路21的接收信道C1～C8的数量一致，防止光声图像生成的帧率降低。该效果在后述的图6的例子中也同样能够获得。
如上所述的探针11的接收开口的设定，在符合上面提到的实际的装置的例子、即探针11的声波振子为128信道、接收电路21的接收信道为64信道、激光L出射的重复频率为10Hz的例子中也能够应用。在这种情况下，能够将光声图像生成的重复频率设为与激光L出射的重复频率相同的10Hz。
图6表示探针11的接收开口设定的又一个例子。该图6所示的例子与图5所示的例子基本相同，只有用作接收开口的声波振子的排列方式局部不同。
在上述的图5的例子及图6的例子中，优选为，通过对从设定为接收开口的声波振子输出的信号进行插补，求出从与关心区域ROI的整个区域相对排列的多个声波振子中的未被设定为接收开口的声波振子输出的信号(光声波检测信号)。只要基于进行该插补而求得的信号生成光声图像，就可以生成亮度或浓度的分布等没有违和感的光声图像。
上述的插补可以对重建光声图像后的信号进行，也可以对重建之前的信号进行。例如，在如前者那样的情况下，也可以使图1所示的光声图像生成部24具有插补功能，将该光声图像生成部24用作插补机构。
图7表示探针11的接收开口设定的又一个例子。该图7所示的例子与上述的图5的例子及图6的例子同样，仅将与关心区域ROI的整个区域相对排列的声波振子中的一部分声波振子G2、G4、G6、G7、G8、G9、G11及G13设定为接收开口。由此，获得与图5的例子及图6的例子中的效果同样的效果。
而且，在图7的例子中，通过选择声波振子G2、G4、G6、G7、G8、G9、G11及G13作为用作接收开口的声波振子，成为接收开口的声波振子设定为和与关心区域ROI的端部相对的位置相比，在与关心区域ROI的中央部相对的位置更致密地存在的状态。
在此，通常，关心区域ROI大多被设定为使得血流部等存在于中央部附近。在这种情况下，越是接近关心区域ROI的周边部的声波振子发出的信号，光声波检测信号的信号强度越低，因此，有时也成为重建后的光声图像中的噪声产生的原因。因此，只要如本例那样设定探针11的接收开口，且检测从关心区域ROI的端部附近产生的光声波的信号尽量不用于生成光声图像，则可以获得提高光声图像的画质的效果。
以上，举出探针11的信道数(声波振子的数)为128信道、接收电路21侧的接收信道数为64信道的情况为例详细地进行了说明，但在本发明中，这些信道数不限定于例示的数。例如，探针11的信道数也可以是196信道、256信道或512信道等，接收电路21侧的接收信道数也可以为128信道或256信道等。
另外，多路复用器19(参照图1)也可以具备三个以上的输入系统。还有，作为设定探针11的接收开口的机构，也可以使用该多路复用器19以外的机构。
符号说明
10 声波图像生成装置
11 探针
12 超声波单元
13 激光单元
14 图像显示部
14a 显示画面
15 输入部
20 振子阵列
21 接收电路
21C 接收电路的接收信道
22 接收存储器
23 数据分离机构
24 光声图像生成部
25 多普勒图像生成部
26 关心区域设定部
27 图像显示控制部
33 发送控制电路
34 控制部
40 光出射部
50 壳体
60 光纤
65 吸收体
F 可生成多普勒图像的区域
G1、G2、···G16 声波振子
Idp 多普勒图像
Ipa 光声图像
L 激光(测定光)
M 受检体
U 声波

Claims (6)

1.一种声波图像生成装置，其基于通过声波检测探针检测光声波所获得的信号，生成光声图像，且生成与受检体有关的多普勒图像，所述光声波是因接收到朝向所述受检体出射的光而由该受检体内产生的，所述声波图像生成装置具有：
在所述多普勒图像中设定关心区域的机构；
接收开口控制机构，其基于被设定的所述关心区域的大小将所述声波检测探针的检测所述光声波的接收开口设定为比该声波检测探针所具有的全部的接收开口小的开口，且基于被设定的所述关心区域的位置来设定所述声波检测探针的检测所述光声波的接收开口的位置，
由此，确保较高的所述光声图像生成的帧率，
作为所述声波检测探针，使用由能够检测所述光声波的多个声波振子并列设置而成的声波检测探针，
所述接收开口控制机构是切断从被设为接收开口的声波振子以外的声波振子中的至少一部分声波振子输出的光声波检测信号的机构，
所述接收开口控制机构仅将面对着所述关心区域的整个区域而排列的所述声波振子中的一部分声波振子设定为接收开口。
2.根据权利要求1所述的声波图像生成装置，其中，
所述接收开口控制机构将所述一部分声波振子设定成如下状态：与面对着所述关心区域的端部的位置相比，在面对着所述关心区域的中央部的位置存在得更致密。
3.根据权利要求1或2所述的声波图像生成装置，其中，
还具有通过对从所述一部分声波振子输出的信号进行插补，求出从面对着所述关心区域的整个区域而排列的所述多个声波振子中的所述一部分声波振子以外的声波振子输出的信号的机构。
4.一种声波图像生成方法，其基于通过声波检测探针检测光声波所获得的信号，生成光声图像，且生成与受检体有关的多普勒图像，所述光声波是因接收到朝向所述受检体出射的光而由该受检体内产生的，所述声波图像生成方法包括：
在所述多普勒图像中设定关心区域；
基于被设定的所述关心区域的大小将所述声波检测探针的检测所述光声波的接收开口设定为比该声波检测探针所具有的全部的接收开口小的开口，且基于被设定的所述关心区域的位置来设定所述声波检测探针的检测所述光声波的接收开口的位置，
由此，确保较高的所述光声图像生成的帧率，
作为所述声波检测探针，使用由能够检测所述光声波的多个声波振子排列设置而成的声波检测探针，
通过切断从被设为接收开口的声波振子以外的声波振子中的至少一部分声波振子输出的光声波检测信号，进行所述接收开口的设定，
仅将面对着所述关心区域的整个区域而排列的所述声波振子中的一部分声波振子设定为接收开口。
5.根据权利要求4所述的声波图像生成方法，其中，
将所述一部分声波振子设定为如下状态：与面对着所述关心区域的端部的位置相比，在面对着所述关心区域的中央部的位置存在得更致密。
6.根据权利要求4或5所述的声波图像生成方法，其中，
通过对从所述一部分声波振子输出的信号进行插补，求出从面对着所述关心区域的整个区域而排列的所述多个声波振子中的所述一部分声波振子以外的声波振子输出的信号。
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