JP2016043192A - 超音波画像化装置 - Google Patents

Abstract

【課題】穿刺針の視認性を高めることができる超音波画像化装置を提供する。
【解決手段】被検体に超音波を出力する超音波出力部と、前記被検体内にて反射された超音波を検出する超音波検出部と、前記超音波検出部による検出信号に基づいて超音波画像を生成する超音波画像生成部と、前記被検体に光を照射可能である光源部と、前記被検体内にて発生する光音響波を検出する光音響検出部と、前記光音響検出部による検出信号に基づいて前記被検体内に穿刺された穿刺針の位置を検出する位置検出部と、前記位置検出部により検出された位置に基づいて前記超音波画像に関する制御を行う制御部と、を備える超音波画像化装置とする。
【選択図】図１Ｂ

Description

本発明は、超音波画像化装置に関する。

従来、被検体（生体）内に超音波を送信し、超音波の反射波を検出することにより被検体内の断層画像（超音波画像）を生成する超音波イメージング技術が知られている。

診断や治療等のために針を被検体内に刺入する際（いわゆる穿刺）、超音波画像上では通常、針は強反射体として描出される。しかしながら、強反射体である針が存在すると、その針で反射した反射波が超音波プローブ表面で反射し、更に針で再度反射して超音波プローブにて受信されることがある。

このような多重反射現象により、超音波画像上で、針（真の像）からプローブ表面位置までの距離の整数倍（２倍や３倍等）の距離だけプローブ表面から離れた位置において虚像が表示されることが頻回に発生する。

特開２００８−１８８２６６号公報 特許第４５９８６５１号公報

上記の虚像は、超音波画像上において強い輝度信号として描出されるが、血管壁や筋肉、石灰化した組織等も強い輝度信号として描出されるため、虚像を簡単に除去できる方法がなく、針の視認性を高めることが課題となっていた。

なお、例えば特許文献１、２には、多重反射現象による虚像の抑制を行うための従来技術が開示されているが、穿刺針の視認性を高めることに特に着目したものではない。

上記問題点に鑑み、本発明は、穿刺針の視認性を高めることができる超音波画像化装置を提供することを目的とする。

上記目的を達成するために本発明の超音波画像化装置は、
被検体に超音波を出力する超音波出力部と、
前記被検体内にて反射された超音波を検出する超音波検出部と、
前記超音波検出部による検出信号に基づいて超音波画像を生成する超音波画像生成部と、
前記被検体に光を照射可能である光源部と、
前記被検体内にて発生する光音響波を検出する光音響検出部と、
前記光音響検出部による検出信号に基づいて前記被検体内に穿刺された穿刺針の位置を検出する位置検出部と、
前記位置検出部により検出された位置に基づいて前記超音波画像に関する制御を行う制御部と、を備える構成としている。

また、上記構成において、前記超音波出力部と前記超音波検出部を含んだプローブを備え、
前記制御部は、前記位置検出部により検出された位置から前記プローブ表面までの距離の整数倍の距離だけ前記プローブ表面から離れた位置における前記超音波画像の画素値を減少させることとしてもよい。

このような構成によれば、超音波画像における多重反射現象による穿刺針の虚像を抑制でき、穿刺針の真の像の視認性を高めることができる。

また、上記構成において、前記超音波出力部と前記超音波検出部を含んだプローブを備え、
前記制御部は、前記位置検出部により検出された位置から前記プローブ表面までの距離の整数倍の距離だけ前記プローブ表面から離れた位置における前記超音波画像の画素値を、前記位置周辺の画素値に基づく平均値に置き換えることとしてもよい。

このような構成によれば、超音波画像における多重反射現象による穿刺針の虚像を周辺画像になじませるようにして抑制できる。

また、上記構成において、前記制御部は、前記位置検出部により検出された位置に基づいて前記穿刺針に対して垂直となる方向を特定し、前記方向にて超音波を出力するよう前記超音波出力部を制御することとしてもよい。

このような構成によれば、超音波を穿刺針に対して垂直に入射させることができるので、穿刺針における反射信号の強度を強めることにより、穿刺針の超音波画像における視認性を高めることができる。

本発明の超音波画像化装置によれば、穿刺針の視認性を高めることができる。

本発明の一実施形態に係る光音響画像化装置の概略外観図である。 本発明の一実施形態に係る光音響画像化装置のブロック構成図である。 本発明の一実施形態に係る超音波プローブの概略正面図である。 本発明の一実施形態に係る超音波プローブの概略側面図である。 本発明の一実施形態に係る超音波プローブに含まれる光源部におけるＬＥＤ素子の配置例を示した図である。 穿刺針の超音波画像の一例を示す図である。 穿刺針の光音響画像の一例を示す図である。 超音波画像の補正例を示す図である。 本発明の第２実施形態に係る画素値の補正方法の一例を説明するための図である。 本発明の第３実施形態に係る光音響画像化装置のブロック構成図である。 本発明の第３実施形態に係る超音波走査方向の特定方法を説明するための図である。

＜第１実施形態＞
以下に本発明の一実施形態について図面を参照して説明する。まず、図１Ａ〜図３を参照して本発明の第１実施形態に係る光音響画像化装置の構成について説明する。なお、本実施形態に係る光音響画像化装置は、超音波画像化装置としても捉えることができる。

図１Ａに概略外観を示す光音響画像化装置１００は、被検体１５０内の断層画像情報を取得するための超音波プローブ２０と、超音波プローブ２０により検出された信号を処理して画像化を行う画像生成部３０と、画像生成部３０により生成された画像を表示させるための画像表示部４０を備えている。

図１Ｂに示すように、光音響画像化装置１００は、光を生体である被検体１５０に照射すると共に被検体１５０内で発生した光音響波を検出する超音波プローブ２０と、光音響波の検出信号に基づいて光音響画像を生成する画像生成部３０を備えている。また、超音波プローブ２０は、超音波を被検体１５０に送信すると共に反射波である超音波を検出することも行い、画像生成部３０は、超音波の検出信号に基づいて超音波画像を生成もする。更に、光音響画像化装置１００は、画像生成部３０により生成された画像信号に基づき画像を表示する画像表示部４０も備えている。

超音波プローブ２０は、駆動電源部１０１と、駆動電源部１０１から電力を供給される光源駆動部１０２と、光照射部２０１Ａと、光照射部２０１Ｂと、音響電気変換部２０２を備えている。光照射部２０１Ａ及び２０１Ｂは、それぞれ光源部１０３を有している。そして、光源部１０３は、ＬＥＤ光源である光源１０３Ａ及び１０３Ｂを有している。光源駆動部１０２における光源駆動回路１０２Ａにより光源１０３Ａが駆動され、光源駆動回路１０２Ｂにより光源１０３Ｂが駆動される。

ここで、超音波プローブ２０の概略正面図を図２Ａに、概略側面図を図２Ｂに示す。図２Ａ及び図２Ｂに示すように、光照射部２０１Ａと光照射部２０１Ｂは、互いに対向するようＺ方向に並べて配置される。光照射部２０１Ａ及び２０１Ｂそれぞれに設けられる光源部１０３における光源の配置例を図３に示す。図３の例では、光源部１０３においては、それぞれＹ方向に３列、Ｚ方向に６列（３×６個）のＬＥＤ素子から成る光源１０３Ａ及び１０３ＢがＹ方向に交互に配列されている。光照射部２０１Ａ及び２０１Ｂそれぞれにおいて、光源部１０３は、超音波プローブ２０を被検体１５０に接触させたときに被検体１５０近傍に位置するよう配される。

光源１０３Ａと光源１０３Ｂとでは、ＬＥＤ素子の発光波長が異なっている。光源駆動回路１０２Ａ（図１Ｂ）によって光照射部２０１Ａ及び２０１Ｂにおける光源１０３ＡのＬＥＤ素子が発光し、被検体１５０に光が照射される。同様に、光源駆動回路１０２Ｂによって光照射部２０１Ａ及び２０１Ｂにおける光源１０３ＢのＬＥＤ素子が発光し、被検体１５０に光が照射される。なお、ＬＥＤ素子はパルス光を出射するように駆動される。

なお、図２Ａ及び図２Ｂで示した光照射部２０１Ａ及び２０１Ｂにおける構成については、例えば図３で示したＬＥＤ光源からの光を集光するレンズや、更に当該レンズによって集光された光を被検体へ導くアクリル樹脂等による導光部を設けてもよい。また、光源もＬＥＤ光源に限定する必要はなく、例えばレーザー光源（半導体レーザー素子から構成される）を用いる場合は、プローブの外部に配されたレーザー光源から出射されたレーザー光を光照射部２０１Ａ及び２０１Ｂへ導く光ファイバーを設けてもよい。または、光源部が有機発光ダイオード素子から構成されていてもよい。

音響電気変換部２０２は、光照射部２０１Ａ及び２０１Ｂに挟まれてＹ方向に配置される複数の超音波振動素子２０２Ａから構成される。超音波振動素子２０２Ａは、電圧を印加すると振動により超音波を発生し、振動（超音波）が加わると電圧を発生する圧電素子である。なお、音響電気変換部２０２と被検体１５０表面の間には音響インピーダンスの差を調整する調整層（不図示）が介在している。この調整層は、超音波振動素子２０２Ａから発生した超音波を効率良く被検体１５０内へ伝播し、且つ被検体１５０内からの超音波（光音響波も含む）を効率良く超音波振動素子２０２Ａに伝播させる機能を有する。

光照射部２０１Ａ及び２０１Ｂから出射されたパルス光は、被検体１５０内へ散乱しながら入射され、被検体１５０内の光吸収体（生体組織）により吸収される。光吸収体が光を吸収すると、断熱膨張により弾性波である光音響波（超音波）が発生する。発生した光音響波は、被検体１５０内を伝播し、超音波振動素子２０２Ａにより電圧信号に変換される。

また、図２Ａ及び図２Ｂに示すような針Ｎ１が被検体１５０内に刺されている場合は、針Ｎ１における光の吸収（または反射）によって光音響波が発生し、発生した光音響波は超音波振動素子２０２Ａにより電圧信号に変換される。

また、超音波振動素子２０２Ａは超音波を発生して被検体１５０内へ超音波を送り、被検体１５０内で反射された超音波を受信して電圧信号を生成することも行う。つまり、本実施形態の光音響画像化装置１００は、光音響イメージングに加えて、超音波イメージングも可能となっている。

画像生成部３０（図１Ｂ）は、受信回路３０１、Ａ／Ｄコンバータ３０２、受信メモリ３０３、データ処理部３０４、光音響画像再構成部３０５、検波・対数コンバータ３０６、光音響画像構築部３０７、超音波画像再構成部３０８、検波・対数コンバータ３０９、超音波画像構築部３１０、画像合成部３１１、制御部３１２、及び送信制御回路３１３を備えている。

受信回路３０１は、複数の超音波振動素子２０２Ａから一部の超音波振動素子２０２Ａを選択し、選択された超音波振動素子２０２Ａについての電圧信号（検出信号）を増幅させる処理を行う。

光音響イメージングの場合は、例えば、複数の超音波振動素子２０２ＡをＹ方向に隣接する２つの領域に分割し、１回目の光照射のときはそのうち１つの領域を選択し、２回目の光照射のときに残りの１つの領域を選択する。また、超音波イメージングの場合は、例えば、複数の超音波振動素子２０２Ａのうち一部の隣接する超音波振動素子２０２Ａから成るグループを切替えながら超音波を発生させ（所謂リニア電子スキャン）、受信回路３０１でも上記グループを切替えながら選択する。

Ａ／Ｄコンバータ３０２は、受信回路３０１からの増幅後の検出信号をデジタル信号に変換する。受信メモリ３０３は、Ａ／Ｄコンバータ３０２からのデジタル信号を保存する。データ処理部３０４は、受信メモリ３０３に保存された信号を光音響画像再構成部３０５または超音波画像再構成部３０８へ振り分ける機能を有する。

光音響画像再構成部３０５は、光音響波の検出信号に基づき位相整合加算処理を行い、光音響波のデータを再構成する。検波・対数コンバータ３０６は、再構成された光音響波のデータについて対数圧縮処理、及び包絡線検波処理を行う。そして、光音響画像構築部３０７は、検波・対数コンバータ３０６による処理後のデータを画素毎の輝度値データに変換する。即ち、図２ＡにおけるＸＹ平面上の画素毎の輝度値データとして光音響画像データ（グレースケール）が生成される。

一方、超音波画像再構成部３０８は、超音波の検出信号に基づき位相整合加算処理を行い、超音波のデータを再構成する。検波・対数コンバータ３０９は、再構成された超音波のデータについて対数圧縮処理、及び包絡線検波処理を行う。そして、超音波画像構築部３１０は、検波・対数コンバータ３０９による処理後のデータを画素毎の輝度値データに変換する。即ち、図２ＡにおけるＸＹ平面上の画素毎の輝度値データとして超音波画像データ（グレースケール）が生成される。

画像合成部３１１は、上記光音響画像データと上記超音波画像データを合成し、合成画像データを生成する。ここで画像合成については、超音波画像に対して光音響画像を重畳させてもよいし、光音響画像と超音波画像を並列に並べてもよい。画像表示部４０は、画像合成部３１１により生成された合成画像データに基づいて画像を表示する。

なお、画像合成部３１１は、光音響画像データまたは超音波画像データのいずれかをそのまま画像表示部４０へ出力してもよい。

また、制御部３１２は、光源駆動部１０２に波長制御信号を送信し、波長制御信号を受信した光源駆動部１０２は、光源１０３Ａまたは光源１０３Ｂのいずれか一方を選択する。そして、制御部３１２から光トリガー信号が光源駆動回路１０２に送信されると、光源駆動部１０２は、選択された光源１０３Ａまたは光源１０３Ｂに駆動信号を送信する。

また、送信制御回路３１３は、制御部３１２からの指示により、音響電気変換部２０２に駆動信号を送信し、超音波を発生させる。なお、制御部３１２は、他にも受信回路３０１等を制御する。

ここで、光源１０３Ａと光源１０３Ｂは、互いに異なる波長の光を発光するものとしている。波長の設定に関しては、測定対象に対する吸収率の高い波長を選択すればよい。例えば、光源１０３Ａの波長は、血液中の酸化ヘモグロビンに対する吸収率の高い７６０ｎｍとし、光源１０３Ｂの波長は、血液中の還元ヘモグロビンに対する吸収率の高い８５０ｎｍとすればよい。この場合、例えば光源１０３Ａを発光させて被検体１５０に７６０ｎｍの波長の光を照射すると、被検体１５０内の動脈血管や腫瘍等に含まれる血液中の酸化ヘモグロビンに光が吸収されることで光音響波が発生し、光音響画像構築部３０７において動脈血管や腫瘍等を含む光音響画像が生成される。

また、本実施形態では、画像生成部３０は、針虚像除去部３１４も備えており、以下これについて詳細に説明する。

針を被検体１５０内に穿刺した状態で超音波振動子２０２Ａから超音波を発生させて超音波画像（Ｂモード画像）を生成する際、強反射体である針で反射された超音波は超音波プローブ２０表面で反射され、更に針で再度反射されて超音波振動子２０２Ａで受信される多重反射現象が生じる。

このような多重反射現象により、生成される超音波画像においては、例えば図４に示すように、針の真の像に加えて、針の虚像が描出される（なお、実際には針の他に血管や筋肉等の画像も描出される）。この虚像は、超音波による走査方向（図４の縦方向）への真の像から超音波プローブ２０表面までの距離の整数倍の距離だけ超音波プローブ２０表面から上記走査方向へ離れた位置に生じる。図４の例では、整数倍として２倍及び３倍の距離の位置にそれぞれ虚像が生じている。

このような超音波画像における虚像を針虚像除去部３１４によって除去する。ここで、超音波画像構築部３１０によって超音波画像が生成されるのとほぼ同時に、光音響画像構築部３０７によって光音響画像が生成される。例えば、図４に対応して図５のような光音響画像が生成される。図５の例では、針の虚像は生じず、真の像のみが描出されている。

針虚像除去部３１４が備える針位置検出部３１４Ａは、生成された光音響画像データに対してエッジ検出処理を行い、更にハフ変換処理を行う。ハフ変換処理は、画像から直線を検出する公知の画像処理方法である。針位置検出部３１４Ａは、ハフ変換処理に基づき直線候補位置（画素位置）を検出する。図５に示した光音響画像の例では、実際には針の他に直線状である血管等も描出されるが、ハフ変換処理の検出閾値を調整することで針に対応する直線候補位置（図５の真の像における直線位置）のみを抽出することが可能である。

ここで、超音波画像においては超音波走査方向に配列された画素からなるライン（以下、音線）Ｌｎが定義される。例えば図４に示す超音波画像においては、縦方向に延びるラインである音線Ｌｎが定義される。音線Ｌｎは、直線候補位置の始点に対応する音線Ｌ０から終点に対応する音線Ｌｘまで存在する（ｎ＝０〜ｘ）。

針虚像除去部３１４に備えられる超音波画像補正部３１４Ｂは、超音波画像データについて、音線Ｌｎにおいて、直線候補位置における画素位置から超音波プローブ２０表面までの距離（画素数）Ｄｎの整数倍の距離だけ超音波プローブ２０から離れた画素位置を特定する。図４の例では、音線Ｌｎにおいて、直線候補位置における画素位置Ｐ０から超音波プローブ２０表面（上端）までの距離Ｄｎの２倍及び３倍の距離だけ上端から離れた画素位置Ｐ１及びＰ２が特定される。つまり、超音波画像上の虚像における画素位置Ｐ１及びＰ２が特定されることになる。

そして、超音波画像補正部３１４Ｂは、特定された画素位置における輝度値を低減させる。低減方法としては、例えば、対応する直線候補位置の画素位置（図４ではＰ０）における輝度値の半分の値だけ輝度値を低減させる。または、例えば、特定された画素位置における輝度値を半分とすることで低減させてもよい。なお、輝度値の低減は、特定された画素位置のみならず、音線Ｌｎにおける当該画素位置近傍の画素位置（例えば隣接する画素位置）においても行ったほうが望ましい。

超音波画像補正部３１４Ｂによるこのような処理は、各音線Ｌｎ（ｎ＝０〜ｘ）について行われる。これにより、虚像を抑制するように超音波画像を補正できる。例えば図４の超音波画像を補正したものとして、図６のような虚像を抑制した超音波画像を得ることができる。このように補正された超音波画像データに基づき画像表示部４０に超音波画像が表示されるので、ユーザーは、穿刺針の真の像を視認性良く確認できる。

なお、上記整数倍については、真の像の最も近くに描出される虚像（図４であれば画素位置Ｐ１の虚像）の輝度値が高いことを考慮し、少なくとも２倍とすればよい。

また、超音波である光音響波の反射によって光音響画像において虚像が生じる場合（例えば図５に虚像が生じる）を考慮すると、ハフ変換処理によって直線候補位置が複数検出されたとしても、その中から最もプローブ表面に近い直線候補位置を特定することで、適切な直線候補位置を特定することができる。即ち、正しい穿刺針の位置を検出することが可能となる。

また、ハフ変換処理によって検出された直線候補位置の始点又は終点が、時系列順の複数の光音響画像において、同一直線上を移動していることが検出されると、当該始点又は終点を含む直線候補位置を穿刺針に対応するものとして特定してもよい。

＜第２実施形態＞
次に、本発明の第２実施形態について説明する。本実施形態は、第１実施形態に係る超音波画像補正部３１４Ｂにおける処理の変形例となる。

本実施形態においても、第１実施形態と同様に、超音波画像補正部３１４Ｂは、超音波画像データについて、音線Ｌｎにおいて、直線候補位置における画素位置から超音波プローブ２０表面までの距離（画素数）Ｄｎの整数倍の距離だけ超音波プローブ２０から離れた画素位置を特定する。

そして、本実施形態では、特定された画素位置を中心とする５×５や７×７等の画素マトリクス上の輝度値を解析し、輝度値の平均値を算出する。例えば図７は、図４における特定された画素位置Ｐ１を中心とする５×５の画素マトリクスを示している。この場合、５×５＝２５個の各画素の各輝度値の平均値が算出される。

そして、上記算出された平均値に特定された画素位置における輝度値を置き換える。このとき、上記画素位置のみならず、当該画素位置近傍の画素位置についても同様に輝度値を置き換えることが望ましい。

このような本実施形態の処理によれば、穿刺針の虚像を周辺の画像になじませるように抑制することができ、虚像をより目立たなくすることができる。

なお、本実施形態の変形例として、上記画素マトリクスにおける外周のみの画素における輝度の平均値を算出し、算出された平均値に輝度値を置き換えてもよい。例えば図７であれば、５×５の画素マトリクスのうち黒塗りで示した外周の画素における輝度の平均値が算出される。

＜第３実施形態＞
次に、本発明の第３実施形態について説明する。本実施形態に係る光音響画像化装置（超音波画像化装置）のブロック構成を図８に示す。

図８に示した光音響画像化装置１００’では、画像生成部３０’における制御部３１２’が針位置検出部３１２’Ａとスキャン角度決定部３１２’Ｂを有している。また、本実施形態に係る光音響画像化装置１００’では、送信制御回路３１３による超音波振動子２０２Ａの駆動制御により、被検体１５０へ出力する超音波ビームの方向を変更することができる。このように超音波ビームの出力方向を変えてスキャンする方式は、一般的にオブリークスキャンやスラントスキャン等と呼ばれる。超音波ビームの出力方向の変更は、駆動信号の遅延によって行うことが可能である。

針位置検出部３１２’Ａは、第１実施形態と同様に、光音響画像構築部３０７によって生成された光音響画像に対してエッジ検出処理及びハフ変換処理を行うことで直線候補位置を検出する。

ここで図９に例として示す光音響画像において、直線候補位置が特定されれば、当該直線候補位置と超音波プローブ２０表面（図９の上端）に対する垂線とのなす角度、即ち穿刺針の刺入角度θが求まる。すると、超音波プローブ２０表面に対する垂線と超音波プローブ２０表面から直線候補位置へ下した垂線とのなす角度βは、下記の式で求まる。
β＝９０°−θ

スキャン角度決定部３１２’Ｂは、針位置検出部３１２’Ａにより検出された直線候補位置に基づき上記穿刺針の刺入角度θを求め、角度βを決定する。

そして、送信制御回路３１３は、制御部３１２’からの指令により、上記決定された角度βの方向、即ち直線候補位置へ下した垂線方向へ超音波ビームを出力するよう超音波振動子２０２Ａを駆動制御する。このように超音波ビームの出力方向を傾けてスキャンを行うことにより、超音波画像構築部３１０により超音波画像が生成される。

超音波ビームが穿刺針に対して垂直に照射されると反射波の振幅は大きくなるので、生成される超音波画像データにおいて穿刺針の画像の輝度値は高くなる。従って、画像表示部４０に表示される超音波画像において穿刺針の画像の視認性が高まることになる。

以上、本発明の実施形態について説明したが、本発明の趣旨の範囲内であれば、実施形態は種々の変形が可能である。

２０ 超音波プローブ
３０ 画像生成部
４０ 画像表示部
１００ 光音響画像化装置
１０２ 光源駆動部
１０３ 光源部
１５０ 被検体
２０１Ａ、２０１Ｂ 光照射部
２０２Ａ 超音波振動素子

Claims (7)

1. 被検体に超音波を出力する超音波出力部と、
   前記被検体内にて反射された超音波を検出する超音波検出部と、
   前記超音波検出部による検出信号に基づいて超音波画像を生成する超音波画像生成部と、
   前記被検体に光を照射可能である光源部と、
   前記被検体内にて発生する光音響波を検出する光音響検出部と、
   前記光音響検出部による検出信号に基づいて前記被検体内に穿刺された穿刺針の位置を検出する位置検出部と、
   前記位置検出部により検出された位置に基づいて前記超音波画像に関する制御を行う制御部と、を備える超音波画像化装置。
2. 前記超音波出力部と前記超音波検出部を含んだプローブを備え、
   前記制御部は、前記位置検出部により検出された位置から前記プローブ表面までの距離の整数倍の距離だけ前記プローブ表面から離れた位置における前記超音波画像の画素値を減少させることを特徴とする請求項１に記載の超音波画像化装置。
3. 前記超音波出力部と前記超音波検出部を含んだプローブを備え、
   前記制御部は、前記位置検出部により検出された位置から前記プローブ表面までの距離の整数倍の距離だけ前記プローブ表面から離れた位置における前記超音波画像の画素値を、前記位置周辺の画素値に基づく平均値に置き換えることを特徴とする請求項１に記載の超音波画像化装置。
4. 前記制御部は、前記位置検出部により検出された位置に基づいて前記穿刺針に対して垂直となる方向を特定し、前記方向にて超音波を出力するよう前記超音波出力部を制御することを特徴とする請求項１に記載の超音波画像化装置。
5. 前記光源部は、ＬＥＤ素子により構成されることを特徴とする請求項１〜請求項４のいずれか１項に記載の超音波画像化装置。
6. 前記光源部は、半導体レーザー素子により構成されることを特徴とする請求項１〜請求項４のいずれか１項に記載の超音波画像化装置。
7. 前記光源部は、有機発光ダイオード素子から構成されることを特徴とする請求項１〜請求項４のいずれか１項に記載の超音波画像化装置。