JP2012217554A - 光音響装置およびその制御方法 - Google Patents
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Abstract
【解決手段】オキシヘモグロビンとデオキシヘモグロビンの吸収係数が等しい第1の波長の光と、第1の波長と異なる第2の波長の光を個別に照射可能な光源と、第1および第2の波長の光のそれぞれについて、光が被検体に吸収されて発生する音響波を受信し電気信号に変換する音響検出器と、電気信号を用いて、被検体内部の吸収係数分布を求める吸収係数分布生成部と、第1の波長の吸収係数分布から血管位置を特定する血管位置特定部と、第1および第2の波長の光の吸収係数分布から生体特性分布を求める生体特性分布生成部と、特定された血管位置により生体特性分布をトリミングするトリミング部を有する光音響装置を用いる。
【選択図】図1
Description
)は、図6に示すように測定対象であるヘモグロビンや表皮(epidermis)や真皮(dermis
)の持つ吸収係数μaが高い波長域にある。このために、照射光が皮膚表面から数ミリ程
度しか十分に届かず、被検体内の深部の血管を測定することができないという問題があった。
なる波長(例えば756nm)においては、動脈の吸収係数は低く、静脈の吸収係数は高くな
る。
数を持つ位置を血管とすると、同じ太さを持つ血管であったとしても、図8に示すように異なる強度の値が算出されるため、異なる太さの血管のように見える。よって、この吸収係数分布で酸素飽和度のトリミングを行うと、図5(b)、図5(c)に示すように、同じ太さを持つ血管であっても酸素飽和度分布画像においては、違う太さの血管として表示されてしまうという問題があった(Pは静脈、Aは動脈を示す)。
光音響診断装置は、光源1,超音波プローブ3,画像再構成部4,画像メモリ5,波長選択部6,吸収体特定条件メモリ7,血管位置特定部8,生体特性分布演算部9,画像トリミング部10,表示部11,情報処理装置12を備える。各ブロックの動作と機能については、後で詳
述する。被検体2は、例えば生体などの測定対象である。
図2は実施例1のフロー図である。
(オキシヘモグロビンとデオキシヘモグロビン)の吸収係数が等しい波長Aをもつ。この
パルス光は被検体2内の光吸収体に吸収され、超音波(音響波)である光音響波が発生す
る。なお、本発明において「吸収係数が等しい」とは、吸収係数が完全に等しい場合だけでなく、実質的に吸収係数が等しい場合を含む。2種類のヘモグロビンの各吸収係数が1割以内の範囲内にあれば、2つの吸収係数は実質的に等しいとする。
よって取得され、電気信号(素子信号)に変換される。電気信号はその後、必要に応じて増幅、デジタル変換等の信号処理を施される。
ステップS203において、増幅、デジタル変換された電気信号は、画像再構成部4によっ
て画像再構成処理され、吸収係数の分布を示す3次元画像として吸収係数分布画像Aが作
成される。画像メモリ5に吸収係数分布画像Aを一時的に保存される。
ス光が照射され、発生した光音響波に基づく電気信号から、画像再構成部4で吸収係数分
布画像Bが作成される。
ステップS207において、生体特性分布演算部9は、画像メモリ5に保存された波長Aに対
応する吸収係数分布画像Aと波長Bに対応する吸収係数分布画像Bを用いて、生体特性分布
を生成する。生体特性分布は酸素飽和度分布やグルコース分布である。
等しい波長Aで得られた吸収係数分布画像Aに含まれる血管の位置を判断する。吸収体特
定条件メモリ7には画像の血管位置を特定するために必要な条件が保存されており、書き
換え可能である。
管位置で酸素飽和度分布等の生体特性分布が強調される画像を作成する。
ステップS210において、吸収係数分布画像や画像トリミング部10で作成された酸素飽和度画像は表示部11によって表示される。また、強調された酸素飽和度画像と吸収係数分布画像Aと重ね合わせて表示を行ってもよい。
番は前後してもよい。
光源1は700nm以上の波長をもつナノ秒オーダーのパルス光(PLS)を発生するものであれ
ばよい。700nm以下の波長をもつ光源では、図6に示すようにヘモグロビンやコラーゲン
等の吸収が多いために、被検体内深部まで光が十分に到達できないため、700nm以上の波
長を用いることが望ましい。大出力を得るためにはレーザーが好ましいが、レーザーのかわりに発光ダイオードなどを用いることも可能である。レーザーとしては、固体レーザー、ガスレーザー、色素レーザー、半導体レーザーなど様々なレーザーを使用することができる。照射のタイミング、波形、強度などは不図示の光源制御部によって制御される。
また、光を光源から被検体に導くために、光を反射するミラーや、光を集光したり拡大したり形状を変化させるレンズ、光を分散・屈折・反射するプリズム、光を伝搬させる光ファイバ、拡散板等の光学部材を用いても良い。
光は、被検体に対して超音波プローブと同じ側から照射してもよく、反対側から照射してもよい。さらに被検対の両側から照射してもよい。
波長選択部6は光源1から照射されるパルス光の波長を選択するとともに、画像再構成部に選択波長情報(SEL)を渡す。
超音波プローブ3は、音響波(超音波)を受信する素子を1つ以上有する音響検出器で
ある。素子を超音波プローブの面内に複数並べられているタイプであれば、一度に複数の位置の信号を取得可能である。これにより受信時間を短縮できると共に、被検体の振動などの影響を低減できる。
この超音波プローブは、音響波である超音波(USW)を受信して増幅し、電気信号に変換
して出力する。超音波プローブに用いられる素子は、圧電現象を用いた変換素子、光の共振を用いた変換素子、容量の変化を用いた変換素子などがある。音響波を受信して電気信号に変換できるものであればどのようなものでもよい。
画像再構成部4には、超音波プローブ3から電気信号が入力される。入力された電気信号を用いて画像再構成を行い、被検体内の吸収係数の分布を表す画像データである、吸収係数分布画像情報(ABS)の生成を行う。その際、波長選択部6から受け取った選択波長情報(SEL)に応じて、波長ごとに処理を行うことができる。電気信号を画像再構成部4に入力す
る前、あるいは入力後に、増幅やデジタル変換等の処理を施すことが好ましい。画像再構成部は、本発明の吸収係数分布生成部に相当する。
画像メモリ5は、画像再構成部4で生成された吸収係数分布画像情報(ABS)を記録してお
く場所である。記録された情報は、必要に応じて血管位置特定部8、生体特性分布演算部9、表示部11に出力される。
生体特性分布演算部9は、生体特性分布情報(DST)の生成を行う生体特性分布生成部である。生体特性分布情報(DST)としては、酸素飽和度分布、グルコース分布やコラーゲン分
布が挙げられる。
酸素飽和度の例を用いて、生体特性分布情報の演算法を説明する。ある波長λiで測定
した血管の吸収係数μa(λi)を求める式を式(1)に示す。吸収係数μa(λi)は、オキシヘモグロビンの吸収係数εHbO2(λi)と濃度[HbO2]の積と、デオキシヘモグロビン
の吸収係数εHbR(λi)と濃度[HbR]の積との足し合わせで表される。
3種以上の波長による測定結果を用いると、最小二乗法によるのと同等の[HbO2]と[HbR]
の最確値が得られる。
よって、3種類以上の波長により測定を行った場合には、まず、測定した波長の結果を少なくとも1つ除いた波長の組み合わせを複数用意する。そして、それらの波長の組ごと
に式(2)を用いて複数のヘモグロビン濃度を算出した後、最小二乗法や平均を用いて酸素飽和度を算出する方法が考えられる。
ともできる。グルコース分布[Glc]は以下の式(5)で算出される。
)の位置の精度に大きく左右される。よって、測定対象である被検体が測定中に動いた場合、酸素飽和度の結果に大きな誤差が生じる可能性がある。
そこで、吸収係数分布μa(λi,x,y,z)を意図的にぼかすことによって、酸素飽和度の誤差を最小限に抑える方法を用いることができる。吸収係数をぼかす方法としては周囲の吸収係数の平均をとる方法やフィルタを用いる方法がある。
血管位置特定部8では、画像再構成部4で作成された吸収係数分布画像情報から血管の位置を判定し決定する。判定する条件は吸収体特定条件メモリ7に格納されている。血管位
置特定部8は、必要に応じて吸収体特定条件メモリ7にアクセスし条件を読み出す。判断方法としては、あらかじめ所定の閾値を設けておき、吸収係数がその所定の閾値以上の位置を血管位置とする方法がある。他にも、吸収係数の強い位置の並びや形状、吸収体の周辺に現れるアーチファクトの形状を吸収体特定条件メモリ7に格納されている血管条件と相
関をとり相関の高い位置を血管位置とする方法がある。
されていてもよいし、ノイズレベルを評価し適切な値に自動的に設定してもよい。例えば、画像内の吸収係数のヒストグラムを作成し、血管の吸収係数よりも低い位置の吸収係数の集中値をノイズレベルとする方法や、ノイズと考えられる範囲を指定しその範囲内の吸収係数の平均をノイズレベルとする方法がある。また、表示部に所定の閾値を調整するツマミを設け、術者が表示画面を参照しながら所定の閾値を調整してもよい。この血管位置判定情報(POS)は吸収体特定条件メモリ7に送られる。吸収体特定条件メモリ7として書き
換え可能なメモリを用いれば、変更した条件を記録することができる。
画像トリミング部10は、生体特性分布演算部9から酸素飽和度情報を、血管位置特定部8から血管位置を判定された吸収係数情報分布画像を入力される。吸収係数情報画像の血管位置の酸素飽和度情報を強調するように酸素飽和度画像(IMG)を作成し、表示部11に出
力する。また、画像トリミング部10は強調した酸素飽和度を吸収係数分布画像と合わせた画像を出力してもよい。
画像トリミング部10で出力された画像、および、再構成された吸収係数分布画像を表示する。表示方法はMIP(Maximum Intensity Projection)画像、スライス画像が考えられるが他の表示方法も適用可能である。例えば、3D画像を異なる複数の方向から表示する方法がある。また、表示画像の傾きや表示領域、ウインドウレベルやウインドウ幅を、利用者が表示を確認しながら変更する方法もある。また、酸素飽和度画像と吸収係数分布画像を並べて表示する方法や、表示画像の表示位置を合わせて表示する方法もある。
また、表示されている画像を確認しつつ、血管位置特定部8において血管位置の判定に
使われる血管特定条件を調整可能なツマミ等の入力手段を、表示部に設置することも考えられる。
以上に述べた各ブロックの処理は例えば、PC等の情報処理装置12が所定のプログラムを実行する制御方法として実現することができる。情報処理装置は、不図示の制御線や無線、その他の方法により各ブロックに制御内容を伝達する。必要に応じて、利用者による情報処理装置または各ブロックへの指示があっても良い。
本発明における光音響診断装置の一例について説明する。
光源にはTi:S(チタンサファイアレーザー)を用い、同光路で2波長(756nm,797nm)
の光を照射した。これらの波長の光密度は15 mJ/cm2であった。Ti:Sの励起にNd:YAGレー
ザー光(波長1064nmのナノ秒オーダーのパルス光)を用いた。被検体の深部まで届く700nm以上の波長を用いて測定を行った。
ンの吸収係数が等しい波長の前後の波長である。波長797nmの光は、本発明の第1の波長
の光に相当する。我々の知見によれば、吸収係数が等しいと言える波長域は、その波長で測定した時の吸収係数分布画像のノイズ値よりも適度に大きい値を閾値としてトリミングした場合に血管の太さが±10%以上変化しない波長域であることが望ましい。本実施例では、血管位置の最大吸収係数の3割を閾値としてトリミングした場合に血管太さが±10%
以上は変化しない、波長域778nm−950nmの内の波長を用いた。
差が大きい。これが、本発明の第2の波長の光に相当する。酸素飽和度を計算する際には、この波長756nmの光のように、2種類のヘモグロビンの吸収係数の差が大きく、先の波長797nmの光に対する吸収係数と同程度の吸収係数を持つ波長を選ぶと精度よく酸素飽和度
が得られる。
まず、波長797nmの光を被検体に照射し(図2のS201に相当)、被検体からの光音響波
を超音波プローブで受信した(S202)。使用波長がメラニンやヘモグロビンの吸収係数が低い700nm以上の波長であったため、25mm以上深部からの光音響波を十分な強度で測定す
る事が出来た。その得られた光音響信号を用いて吸収係数分布画像Aを作成した(S203)
。再構成はタイムドメインでの逆投射法を用いた。
その後、波長756nmでも同様に測定を行い、吸収係数分布画像Bを作成した(S204-S206
)。
み方向に1.25 mmの吸収係数分布を平均化することによって各画像の位置ずれによる酸素
飽和度の誤差を抑えた。
(S208)。閾値は最大吸収係数の30%の値とした。閾値として吸収係数分布画像にあるノイズを十分にトリミングできる値を選択した。
、1本は静脈血管に相当する酸素飽和度の模擬血管を配置した。図5(a)の右に静脈模
擬血管(図中“P”で示す)、左に動脈模擬血管(図中“A”で示す)があることを示している。模擬生体に光を各々入射させ、発生した光音響波を、xy平面に平行に配置した大きさ3cm×4.6cmのプローブで測定し、吸収係数分布画像と酸素飽和度を出した。
た吸収係数分布を示す。図5(c)に波長756nmの吸収係数分布でトリミングを行った酸
素飽和度画像を示す。
化され、ほぼ同等に表示された。したがって、700nm以上の2種類のヘモグロビンの吸収
係数が等しい波長に対する吸収係数分布を血管位置の同定に使うことによって、被検体の深部にある動脈と静脈であっても同じように見えることを確認した。
実施例1においては、オキシヘモグロビンとデオキシヘモグロビンの吸収係数が等しい波長Aに対する吸収係数分布を用いて酸素飽和度を出す装置について説明した。本実施例
においては、波長Aの吸収係数分布を用いることなく酸素飽和度を計算する光音響装置を
例として説明する。本実施例のフロー図を図3に示す。ここでは、実施例1と異なる部分を特に詳しく説明する。
源はTi:Sレーザーを用い、同光路で被検体に照射した。
、ステップS303で取得した音響信号を用いて画像再構成を行った。
次に、ステップS304で波長Bの光を被検体に照射し、ステップS305で光音響波を取得し
、ステップS306で画像再構成を行った。
音響波を取得し、ステップS313で画像再構成を行った。
ビンの吸収係数がオキシヘモグロビンよりも高く、波長Cの825nmはオキシヘモグロビンの吸収係数がデオキシヘモグロビンの吸収係数よりも高い。この波長756nm,825nmのように2種類のヘモグロビンの吸収係数の大小が逆転しており、波長Aに対する吸収係数と同じ程
度の波長を選ぶことで、酸素飽和度はより精度よく算出される。
設け、閾値以上の吸収係数のある位置を血管とした。閾値は最大吸収係数の30%の値とした。
ステップS310で、S309で得られた画像を表示した。
以上の深部まで吸収係数分布画像を測定することができた。波長Bで血管位置を決定した
場合には静脈の全半値幅がより画像が、波長Cで血管位置を決定した場合には動脈の全半
値幅がより大きい画像が得られた。しかし、波長Aで血管位置を決定した場合には、静脈
も動脈も全半値幅が±5%程度の違いしかなく同じように強調された画像を得た。したがって、700nm以上の2種類のヘモグロビンの吸収係数が等しい波長に対する吸収係数分布を血管位置の同定に使うことによって、被検体の深部にある動脈と静脈であっても同じように見えることを確認した。
実施例1、2では血管位置の酸素飽和度の測定を説明していたが、本実施例では血管位置のグルコース分布の測定方法を説明する。本実施例と実施例1、実施例2で異なる部分を中心に説明する。
するための2種類の波長B、Cの、合計3つの波長を用いた。本実施例のフロー図を図4に示す。波長Aは主に血管位置を指定するために使う。波長B,Cは700nm〜1100nmの範囲を選
択する。これはグルコースや水等の吸収係数が比較的低い波長域である。グルコース分布算出は原理的に1波長に対する吸収係数分布測定でも可能であるが、本実施例では3波長からグルコース分布を測定した。
いてグルコース分布算出を行った。各波長に対して得られたグルコース分布の平均を算出し、グルコース分布画像を作成した。
上記実施例では複数の波長の光を用いて測定を行うので、各波長での測定の間に時差が生じる。もし時差の間に体動により被検体の測定位置がずれると、複数の再構成画像の位置がずれるおそれがある。その結果、例えば位置合せやトリミングの精度が低下し、動脈や静脈の位置が合わない、生体特性分布画像がぼやける等のおそれがある。
定領域内に静脈に由来する像Pと、動脈に由来する像Aが確認できる。図10(b)は、2種のヘモグロビンで吸収係数が異なる波長756nmの光を照射したときの吸収係数分布で
ある。このとき、波長を変えて測定をする間に体動があると、合成したときに図10(c
)のように血管の位置がずれてしまう。
生じた図10(b)の画像に対して、分解能低減処理を施したイメージを示す。図示したように、血管像がぼやけて、見かけ上大きくなっている。分解能低減処理の程度は、図11(c)のように合成処理を行ったときに、2つの画像の光吸収体同士が重畳するように決定される。合成を行った後、あるいはその前に、画像トリミング部が、図11(a)の血管像の範囲でトリミングを行ってもよい。
Claims (14)
- オキシヘモグロビンとデオキシヘモグロビンの吸収係数が等しい第1の波長の光と、前記第1の波長と異なる第2の波長の光とを個別に照射可能な光源と、
前記第1の波長の光および前記第2の波長の光のそれぞれについて、光が被検体に吸収されて発生する音響波を受信し、電気信号に変換する音響検出器と、
前記電気信号を用いて、被検体内部の吸収係数分布を求める吸収係数分布生成部と、
前記第1の波長に対応する吸収係数分布から被検体内の血管位置を特定する血管位置特定部と、
前記第1の波長の光および第2の波長の光に対応する吸収係数分布から、被検体内の生体特性分布を求める生体特性分布生成部と、
前記血管位置特定部により特定された血管位置により、前記生体特性分布をトリミングするトリミング部と、
を有する光音響装置。 - 前記生体特性分布とは血中の酸素飽和度の分布である
請求項1に記載の光音響装置。 - 前記第2の波長とはオキシヘモグロビンとデオキシヘモグロビンの吸収係数が異なる波長である
請求項2に記載の光音響装置。 - 前記生体特性分布とはグルコース分布である
請求項1に記載の光音響装置。 - 前記第1の波長は778nmから950nmの間の波長である
請求項1ないし4のいずれか1項に記載の光音響装置。 - 前記生体特性分布演算部は、前記第1の波長および前記第2の波長のうち、少なくとも一方の波長に対応する吸収係数分布の分解能を低減させて生体特性分布を求める
請求項1ないし5のいずれか1項に記載の光音響装置。 - 前記生体特性分布演算部は、フィルタ処理により吸収係数分布の分解能を低減させる
請求項6に記載の光音響装置。 - 前記生体特性分布演算部は、前記フィルタ処理において移動平均フィルタまたはガウシアンフィルタを用いる
請求項7に記載の光音響装置。 - 前記生体特性分布演算部は、前記第2の波長に対応する吸収係数分布の分解能を低減させる
請求項6ないし8のいずれか1項に記載の光音響装置。 - 前記生体特性分布演算部は、前記第1の波長の光を照射したときと前記第2の波長の光を照射したときで被検体の位置ずれが生じた場合に、吸収係数分布の分解能を低減させる請求項6ないし9のいずれか1項に記載の光音響装置。
- 前記血管位置特定部は、吸収係数が所定の閾値以上である場合に血管位置であると特定する
請求項1ないし10のいずれか1項に記載の光音響装置。 - 前記血管位置特定部は、吸収係数分布のノイズレベルに基づいて前記所定の閾値を決定する
請求項11に記載の光音響装置。 - トリミング部によりトリミングされたデータに基づいて被検体内の生体特性分布を表示する表示部と、
表示された生体特性分布を確認しつつ前記所定の閾値を調整することを可能とする入力手段をさらに有する
請求項11に記載の光音響装置。 - 情報処理装置が、オキシヘモグロビンとデオキシヘモグロビンの吸収係数が等しい第1の波長の光と、前記第1の波長と異なる第2の波長の光とを個別に照射された被検体から発生する音響波に基づいて、被検体内部の吸収係数分布を求める吸収係数分布生成ステップと、
情報処理装置が、前記第1の波長に対応する吸収係数分布から被検体内の血管位置を特定する血管位置特定ステップと、
情報処理装置が、前記第1の波長の光および第2の波長の光に対応する吸収係数分布から、被検体内の生体特性分布を求める生体特性分布生成ステップと、
情報処理装置が、前記血管位置特定ステップにて特定された血管位置により、前記生体特性分布をトリミングするトリミングステップと、
を有する光音響装置の制御方法。
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