JP2013128722A - 光音響画像化方法および装置 - Google Patents

Abstract

【課題】光音響画像化方法において、画像化する深さや精細度等、表示画像に求められる診断特性を反映した画像を表示可能とする。
【解決手段】被検体にパルス光を照射し、そのときに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作成する手段１３，２１，２２を有する光音響画像化装置１０において、表示される画像に求められる診断特性および／または音響波検出手段１１の帯域を示す情報を入力する条件入力手段５０、５１と、この条件入力手段５０、５１から入力された情報に基づいてパルス光のパルス幅を調節するパルス幅調節手段５２とを設ける。
【選択図】図１

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。

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。

従来、例えば特許文献１、２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の検出手段で検出し、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。

このよう光音響画像化装置は、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となっている。

特開２００５−２１３８０号公報 特表２０１０−５１２９２９号公報

A High-Speed Photoacoustic Tomography System based on a Commercial Ultrasound and a Custom Transducer Array, Xueding Wang, Jonathan Cannata, Derek DeBusschere, Changhong Hu, J. Brian Fowlkes, and Paul Carson, Proc. SPIE Vol. 7564, 756424 (Feb.23, 2010)

光音響画像化方法によれば、上述したように生体の血管等、被検体の表面から内部に入った組織も画像化することが可能であるが、臨床や医療研究の場においては、被検体表面から所定の深さの所に存在する組織を特に明瞭に画像化したい、といった要求が存在する。また、被検体表面からある深さの所に存在する組織を特に高精細に画像化したいといった要求も存在する。

しかし従来の光音響画像化装置は、上記のように明瞭に画像化できる深さや精細度等、表示画像に求められる診断特性に十分に対応できるものとはなっていない。

本発明は上記の事情に鑑みてなされたものであり、求められる診断特性に十分に対応した画像を表示できる光音響画像化方法を提供することを目的とする。

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。

本発明による光音響画像化方法は、
前述したように、被検体にその内部で吸収される波長のパルス光を照射し、それにより被検体から発せられた音響波を音響波検出手段により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、
表示される画像に求められる診断特性および／または前記音響波検出手段の帯域に応じて前記パルス光のパルス幅を調節することを特徴とするものである。

なお上記の診断特性は、例えば、画像化が望まれる組織の被検体表面からの深さと、画像精細度とに関するものとされる。

そして、診断特性が上記深さと画像精細度とに関するものとされる場合は、画像化したい組織の被検体表面からの深さが大であるほど、前記パルス幅をより大きく設定することが望ましい。

さらに、診断特性が上記深さと画像精細度とに関するものとされる場合は、画像精細度が高いほど、前記パルス幅をより小さく設定することも好ましい。

また本発明の光音響画像化方法においては、前記帯域が高いほど、前記パルス幅をより小さく設定するようにしてもよい。

他方、本発明による光音響画像化装置は、
前述したように、被検体にその内部で吸収される波長のパルス光を照射し、それにより被検体から発せられた音響波を音響波検出手段により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、
表示される画像に求められる診断特性および／または前記音響波検出手段の帯域を示す情報を入力する条件入力手段と、
この条件入力手段から入力された情報に基づいて前記パルス光のパルス幅を調節するパルス幅調節手段とを備えたことを特徴とするものである。

なお上記の条件入力手段は、診断特性として、画像化が望まれる組織の被検体表面からの深さと、画像精細度とを入力するものであることが望ましい。

そして、条件入力手段が上記深さと画像精細度とを入力するものである場合は、前記パルス幅調節手段が、画像化したい組織の被検体表面からの深さが大であるほど、前記パルス幅をより大きく設定するように構成されることが望ましい。

さらに、条件入力手段が上記深さと画像精細度とを入力するものである場合は、前記パルス幅調節手段が、画像精細度が高いほど、前記パルス幅をより小さく設定するように構成されることも望ましい。

またパルス幅調節手段は、音響波検出手段の帯域が高いほど、前記パルス幅をより小さく設定するように構成されてもよい。

なお本発明の光音響画像化装置における上記音響波検出手段は、音響波を検出するプローブおよび、そのプローブからの出力信号を処理する電気回路の双方であっても、あるいは一方であってもよい。したがって、上記条件入力手段に入力される帯域を示す情報は、プローブの帯域を示すものであってもよいし、あるいは電気回路の帯域を示すものであってもよい。

上述のようなプローブは、光音響画像化装置本体に対して着脱自在とされることが多い。そのように、音響波検出手段の少なくとも一部が光音響画像化装置本体に対して着脱自在とされる場合は、その着脱自在とされる部分が、光音響画像化装置本体に装着されたとき自身の帯域を示す情報を前記条件入力手段に自動入力するように構成されることが望ましい。

また本発明の光音響画像化装置は、光音響データから、被検体に照射されたパルス光の光強度の時間波形の微分波形である光微分波形をデコンボリューションした信号を生成する光微分波形逆畳込み手段を備えていてもよい。

本発明による光音響画像化方法によれば、表示される画像に求められる診断特性および／または音響波検出手段の帯域に応じてパルス光のパルス幅を調節するようにしたので、音響波検出手段の帯域も考慮した上で、求められる診断特性に十分に対応した光音響画像を表示可能となる。

他方、本発明による光音響画像化装置によれば、表示される画像に求められる診断特性および／または音響波検出手段の帯域を示す情報を入力する条件入力手段と、この条件入力手段から入力された情報に基づいてパルス光のパルス幅を調節するパルス幅調節手段とを備えたので、上述した本発明による光音響画像化方法を実施可能となる。

また、本発明の光音響画像化装置において特に、光音響画像化装置本体に対して着脱自在とされた音響波検出手段の部分が、光音響画像化装置本体に装着されたとき自身の帯域を示す情報を上記条件入力手段に自動入力するように構成された場合は、この帯域を示す情報を装置使用者が入力する必要がなくなるので、光音響画像化のための操作が簡素化される。

本発明の一実施形態による光音響画像化装置の概略構成を示すブロック図 本発明の別の実施形態による光音響画像化装置の一部構成を示すブロック図

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、本発明の一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、画像表示手段１４、条件入力操作部５０、条件入力制御部５１、およびパルス幅調節手段５２を備えている。

上記レーザ光源ユニット１３は、例えば中心波長７５６ｎｓのレーザ光を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。

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。

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。

またプローブ１１に接続された上記導光手段は、超音波ユニット１２やレーザ光源ユニット１３を収容する光音響画像化装置本体（図示せず）に対して、着脱自在とされている。それによりプローブ１１は、光音響画像化装置本体に対して着脱自在となっている。なお、導光手段の基端を光音響画像化装置本体に対して固定とする一方、その先端にプローブ１１が着脱自在に構成されてもよく、その場合も結局、プローブ１１が光音響画像化装置本体に対して着脱自在となる。

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。

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、画像再構成手段２５、検波・対数変換手段２６、画像構築手段２７を有している。画像構築手段２７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。

上記受信回路２１は、プローブ１１が出力した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。

レーザ光源ユニット１３は、Ｔｉ：Ｓａｐｐｈｉｒｅレーザや、アレキサンドライトレーザ等からなる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とを含むものである。このレーザ光源ユニット１３には、前記制御手段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、波長７５６ｎｓのパルスレーザ光を出射させる。

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。

なお、本発明の光音響画像化装置においては、波長切り替えが可能なパルスレーザが用いられてもよい。後述するようにしてパルスレーザ光のパルス幅を変化させるに当たり、パルスレーザが波長切り替えが可能なものである場合は、各波長のパルスレーザに付いて独自にパルス幅が調節される。一般には、波長に応じてパルス幅も変わる。例えばチタンサファイアレーザの場合は、波長が７００ｎｍ程度に短くなると、パルス幅は波長が８００ｎｍ程度のときのパルス幅よりも長くなる（パルス幅と波長との関係は、レーザ結晶に依存する）。各波長のパルスレーザ光がプローブの帯域に合うように、波長に応じてパルス幅の調節度合いを変化させてもよい。

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。

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。

制御手段３１は、光トリガ信号を出力した後、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。

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。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する。

条件入力操作部５０はキーボードやマウス等の手段からなり、装置使用者により操作されて、後述する診断特性に関する情報を条件入力制御部５１に入力する。条件入力制御部５１は上記条件入力操作部５０と共に本発明における条件入力手段を構成するものであり、そこには、プローブ１１が出力するプローブ自身の帯域を示す情報も自動入力されるようになっている。条件入力制御部５１は上記プローブの帯域を示す情報と、診断特性に関する情報をパルス幅調節手段５２に入力する。パルス幅調節手段５２は、例えばＱスイッチパルスレーザ３３のＱスイッチを構成するＥＯ（電気光学）素子の駆動電圧の変化速度を変えることにより、該レーザ３３から出力されるパルスレーザ光のパルス幅を変化させる。

なお、このようにして変化させるパルス幅の変化幅よりもさらに大きくパルス幅を変化させたい場合は、パルスレーザ３３の後段に光シャッタを追加してパルス幅を制御させてもよい。すなわちそのような光シャッタは、入射したパルスレーザ光を、その発光時間内の一部時間において遮蔽することにより、そこから出射するパルスレーザ光のパルス幅を変化させる。なお上記の一部時間は、例えば、パルスレーザ光の発光開始時点から、光強度が極大値をとる時点かそれよりも前の時点までの間とされる。

その種の光シャッタとしては例えば、ＥＯ（Electrical-optical）素子と偏光板およびＥＯ素子の駆動回路を組み合わせてなるＥＯシャッタを用いることができる。あるいは、パルスレーザ光を分岐し、片方の光路にＥＯ素子を配置して位相を変え、再び合波するような光学系を組み、マッハツェンダ型光強度変調器としてシャッタ作用をさせるものを用いることもできる。

以下、光音響画像の生成および表示について説明する。図１のデータ分離手段２４には、受信メモリ２３から読み出された超音波データおよび、波長７５６ｎｓ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が入力される。データ分離手段２４は、光音響画像の生成時には光音響データのみを後段の画像再構成手段２５に入力する。画像再構成手段２５はこの光音響データに基づいて、光音響画像を示すデータを再構成する。

検波・対数変換手段２６は上記光音響画像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２６はこれらの処理後のデータを画像構築手段２７に入力する。画像構築手段２７は入力されたデータに基づいて、パルスレーザ光により走査された断面に関する光音響画像を構築し、その光音響画像を示すデータを画像表示手段１４に入力する。それにより画像表示手段１４には、上記断面に関する光音響画像が表示される。

なお、前述したようにプローブ１１を移動して被検体をレーザ光によって二次元走査し、その走査に伴って得られた複数の断面に関する画像データに基づいて、被検体の所望部位例えば血管等を三次元表示する光音響画像を生成、表示することも可能である。

また、データ分離手段２４が分離した超音波データに基づいて、被検体の超音波画像を生成、表示することも可能である。その超音波画像の生成、表示は、従来公知の方法によって行えばよく、本発明とは直接関連が無いので詳しい説明は省略するが、そのような超音波画像と光音響画像とを重ね合わせて表示させることも可能である。

次に、被検体に照射するパルスレーザ光のパルス幅を調節する点について詳しく説明する。本実施形態において、表示される光音響画像に求められる診断特性は下の表１に示す（１）〜（４）の４通りとされ、また１つの診断特性に対して１つのプローブ帯域が設定されるようになっている。

なお上記（１）〜（３）は診断特性として、表示したい組織の被検体表面からの深さおよび画像精細度を規定したものであり、（４）は診断特性として、画像構築手段２７が出力する光音響画像を示すデータが波形解析に適合したものである旨を規定するものである。本発明においては上記（４）の場合のように、光音響画像を示すデータに求められる診断特性も、「表示される画像に求められる診断特性」に含まれるものとする。

本実施形態では、図１の条件入力操作部５０を操作することにより、表示したい組織の被検体表面からの深さと画像精細度が入力される。より詳しく説明すれば、本例では診断特性（１）〜（４）にそれぞれ特有のモード名が設定されて、装置使用者はそのモード名を条件入力操作部５０から入力するだけで診断特性の入力操作が済むようになっている。ただしこれに限らず、装置使用者が使用の都度、望まれる診断特性をキーボード等から具体的に入力するようにしてもよい。

また、プローブ１１の帯域を示す情報は前述した通り該プローブ１１から自動入力されるので、装置使用者がプローブの帯域情報を入力する必要がなく、作業が簡素化される。ただしこれに限らず、装置使用者が条件入力操作部５０を操作してプローブの帯域情報を入力するようにしてもよい。

以下、上記（１）〜（４）の各場合におけるパルス幅設定の理由について説明する。

（１）
被検体表面から２０〜４０ｍｍ程度の比較的深い所に存在する組織を明瞭に観察したい場合は、パルス幅を比較的大きく設定してパルスレーザ光のエネルギーを大きくするのが有利である。また、深い位置の組織を観察する上で音響波の周波数は、光音響波が低い周波数成分を多く含む信号となる点からも、そして生体の音響吸収の点からも、より低周波であるのが有利である。以上の観点からこの場合は、比較的低周波数の帯域（中心周波数：３ＭＨｚ）の例えばＰＺＴ（チタン酸ジルコン酸鉛：Pb(lead) zirconate titanate）系狭帯域プローブを適用して、パルス幅は５０ｎｓ（ナノ秒）〜１００ｎｓ以下の範囲にある比較的大きい値に設定するようにしている。なおこの場合、パルス幅は１００ｎｓ以上に設定しても構わない。ここでいう狭帯域プローブとは、中心周波数の感度の半分となる中心周波数より高い周波数と低い周波数の差が、中心周波数の値の５０％から１００％程度の帯域となるプローブとする。

（２）
被検体表面から１０ｍｍ〜２０ｍｍ未満位の中程度の深さの所に存在する組織を明瞭に観察したい場合は、パルス幅を上記よりもやや小さく設定してパルスレーザ光のエネルギーを若干小さくするのが、画像精細度を高める上で好ましい。以上の観点からこの場合は、上記よりもやや高周波数の帯域（中心周波数：５ＭＨｚ）のＰＺＴ系狭帯域プローブを適用して、パルス幅は２０ｎｓ〜５０ｎｓ未満の範囲にある中程度の値に設定するようにしている。

（３）
被検体表面から０〜１０ｍｍ未満位の浅い所に存在する組織を明瞭に観察したい場合は、パルス幅を上記よりもさらに小さく設定してパルスレーザ光のエネルギーをより小さくするのが、より高精細な画像を表示する上で好ましい。以上の観点からこの場合は、上記よりもさらに高周波数の帯域（中心周波数：１０ＭＨｚ）のＰＺＴ系狭帯域プローブを適用して、パルス幅は１０ｎｓ〜２０ｎｓ未満の範囲にある、やや小程度の値に設定するようにしている。

（４）
画像を表示するのではなく、検波・対数変換手段２６が出力する光音響画像を示すデータの波形を解析して診断するためには、パルス幅を最も小さくして波形の詳細を把握できるようにするのが有利である。以上の観点からこの場合は、上記よりもさらに高周波数まで取得できるＰＶＤＦ（ポリフッ化ビニリデン：polyvinylidene difluoride）系広帯域プローブを適用して、パルス幅は３ｎｓ〜１０ｎｓ未満の範囲にある小さい値に設定するようにしている。

以上により本実施形態においては、求められる診断特性に十分に対応した光音響画像を表示可能となる。

なおパルスレーザ光のエネルギーはパルス幅が小さいほど低下するので、その低下を補うために、前述したフラッシュランプ３３の励起エネルギーを高く設定するようにしてもよい。

なお、以上説明した実施形態では、プローブ１１の帯域に応じてパルスレーザ光のパルス幅を調節するようにしているが、これに加えてプローブ１１の出力を処理する電気回路の帯域に応じて、さらにはプローブ１１の帯域および電気回路の帯域に応じてパルスレーザ光のパルス幅を調節するようにしてもよい。また、例えばプローブ１１の帯域が狭い場合には電気回路の帯域も狭める等のように、プローブ１１の帯域に応じて電気回路の帯域を変えるようにしてもよい。

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。

例えば本発明は、デコンボリューション処理を施すようにした光音響画像化装置および方法にも適用可能である。図２は、そのデコンボリューション処理を施すように構成された光音響画像化装置の一部を示すブロック図である。この図２の構成は、例えば図１に示した画像再構成手段２５と検波・対数変換手段２６との間に挿入されるものであり、光微分波形逆畳込み手段４０およびその後段に接続された補正手段４６とからなる。そして分波形逆畳込み手段４０は、フーリエ変換手段４１、４２、逆フィルタ演算手段４３、フィルタ適用手段４４、およびフーリエ逆変換手段４５から構成されている。

上記分波形逆畳込み手段４０は、画像再構成手段２５が出力した光音響画像を示すデータから、被検体に照射されたパルスレーザ光の光強度の時間波形を微分した光パルス微分波形をデコンボリューションする。このデコンボリューションにより、吸収分布を示す光音響画像データが得られる。

以下、このデコンボリューションについて詳しく説明する。光微分波形逆畳込み手段４０のフーリエ変換手段（第１のフーリエ変換手段）４１は、離散フーリエ変換により、再構成された光音響画像データを時間領域の信号から周波数領域の信号へと変換する。フーリエ変換手段（第２のフーリエ変換手段）４２は、離散フーリエ変換により、光パルス微分波形を所定のサンプリングレートでサンプリングした信号を時間領域の信号から周波数領域の信号へと変換する。フーリエ変換のアルゴリズムには、例えばＦＦＴを用いることができる。

本実施形態においては、ＡＤ変換手段２２における音響波検出信号のサンプリングレートと、光パルス微分波形のサンプリングレートとは等しいものとする。例えば音響波検出信号はＦｓ＝４０ＭＨｚのサンプリングクロックに同期してサンプリングされており、光微分パルスも、Ｆｓ＿ｈ＝４０ＭＨｚのサンプリングレートでサンプリングされている。フーリエ変換手段４１は、４０ＭＨｚでサンプリングした結果得られた、画像再構成手段２５が出力する光音響画像データを、例えば１０２４点のフーリエ変換でフーリエ変換する。また、フーリエ変換手段４２は、４０ＭＨｚでサンプリングされた光パルス微分波形を１０２４点のフーリエ変換でフーリエ変換する。

逆フィルタ演算手段４３は、フーリエ変換された光パルス微分波形の逆数を逆フィルタとして求める。例えば逆フィルタ演算手段４３は、光パルス微分波形ｈをフーリエ変換した信号をｆｆｔ＿ｈとしたとき、conj(fft_h)/abs(fft_h)²を逆フィルタとして求める。フィルタ適用手段４４は、フーリエ変換手段４１でフーリエ変換された光音響画像データに、逆フィルタ演算手段４３で求められた逆フィルタを適用する。フィルタ適用手段４４は、例えば、要素ごとに、光音響画像データのフーリエ係数と逆フィルタのフーリエ係数とを乗算する。逆フィルタが適用されることで、周波数領域の信号において、光パルス微分波形がデコンボリューションされる。フーリエ逆変換手段４５は、フーリエ逆変換により、逆フィルタが適用された光音響画像データを、周波数領域の信号から時間領域の信号へと変換する。フーリエ逆変換により、時間領域の吸収分布信号が得られる。

以上述べた処理を行うことにより、光微分項がコンボリューションされた音響波検出信号から光微分項を除去することができ、音響波検出信号から吸収分布を求めることができる。そのような吸収分布を画像化した場合には、吸収分布画像を示す光音響画像が得られる。

なお補正手段４６は、光パルス微分波形がデコンボリューションされたデータを補正し、光パルス微分波形がデコンボリューションされたデータから、プローブ１１における超音波振動子の受信角度依存特性の影響を除去する。また、補正手段４６は、受信角度依存特性に加えて、またはこれらに代えて、光パルス微分波形がデコンボリューションされたデータから被検体における光の入射光分布の影響を除去する。なお、このような補正を行わずに、光音響画像の生成を行ってもよい。

１０ 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 画像再構成手段
２６ 検波・対数変換手段
２７ 画像構築手段
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
４１、４２ フーリエ変換手段
４３ 逆フィルタ演算手段
４４ フィルタ適用手段
４５ フーリエ逆変換手段
５０ 条件入力操作部
５１ 条件入力制御部
５２ パルス幅調節手段

Claims (12)

1. 被検体にその内部で吸収される波長のパルス光を照射し、それにより被検体から発せられた音響波を音響波検出手段により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、
   表示される画像に求められる診断特性および／または前記音響波検出手段の帯域に応じて前記パルス光のパルス幅を調節することを特徴とする光音響画像化方法。
2. 前記診断特性が、画像化が望まれる組織の被検体表面からの深さと、画像精細度とに関するものであることを特徴とする請求項１記載の光音響画像化方法。
3. 前記画像化したい組織の被検体表面からの深さが大であるほど、前記パルス幅をより大きく設定することを特徴とする請求項２記載の光音響画像化方法。
4. 前記画像精細度が高いほど、前記パルス幅をより小さく設定することを特徴とする請求項２または３記載の光音響画像化方法。
5. 前記帯域が広いほど、前記パルス幅をより小さく設定することを特徴とする請求項１から４いずれか１項記載の光音響画像化方法。
6. 被検体にその内部で吸収される波長のパルス光を照射し、それにより被検体から発せられた音響波を音響波検出手段により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、
   表示される画像に求められる診断特性および／または前記音響波検出手段の帯域を示す情報を入力する条件入力手段と、
   この条件入力手段から入力された情報に基づいて前記パルス光のパルス幅を調節するパルス幅調節手段とを備えたことを特徴とする光音響画像化装置。
7. 前記条件入力手段が前記診断特性として、画像化が望まれる組織の被検体表面からの深さと、画像精細度とを入力するものであることを特徴とする請求項６記載の光音響画像化装置。
8. 前記パルス幅調節手段が、前記画像化したい組織の被検体表面からの深さが大であるほど、前記パルス幅をより大きく設定するものであることを特徴とする請求項７記載の光音響画像化装置。
9. 前記パルス幅調節手段が、前記画像精細度が高いほど、前記パルス幅をより小さく設定するものであることを特徴とする請求項７または８記載の光音響画像化装置。
10. 前記パルス幅調節手段が、前記帯域が広いほど、前記パルス幅をより小さく設定す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。
11. 前記音響波検出手段の少なくとも一部が光音響画像化装置本体に対して着脱自在とされた上で、その着脱自在とされる部分が、光音響画像化装置本体に装着されたとき自身の帯域を示す情報を前記条件入力手段に自動入力するように構成されていることを特徴とする請求項６から１０いずれか１項記載の光音響画像化装置。
12. 前記光音響データから、前記被検体に照射されたパルス光の光強度の時間波形の微分波形である光微分波形をデコンボリューションした信号を生成する光微分波形逆畳込み手段を備えたことを特徴とする請求項６から１１いずれか１項記載の光音響画像化装置。