JP5525787B2 - The biological information imaging apparatus - Google Patents

The biological information imaging apparatus

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JP5525787B2
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省一 金山
和弘 逸見
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株式会社東芝
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本発明は、被検体内部に照射された光のエネルギーに基づいて発生する音響信号を収集して被検体の生体情報を画像化する生体情報映像装置に関する。 The present invention relates to a biological information imaging apparatus for imaging a biometric information of a subject by collecting acoustic signal generated based on the energy of light applied to the subject. さらに具体的には、検査を受ける被検者に照射した光のエネルギーから生成したものと、検査を受ける被写体に照射した超音波から生成した超音波エコー画像の二つの聴覚映像を撮影して重ねる方法と装置に関し、二つの画像を重ねることにより、被検者の組織の中の形態的な特徴に対する物質濃度の分布を知ることができるものである。 More specifically, overlapped by photographing to that generated from the energy of light irradiated to the subject under examination, the two hearing video ultrasonic echo image generated from ultrasonic waves irradiating the subject under test It relates to a method and apparatus, by superposing two images, in which it is possible to know the distribution of substance concentration with respect to morphological features in the subject's tissue.

被検体の血液や細胞液などの体液、あるいは生体組織に含まれる物質成分の濃度を測定する生体情報計測法は、健康管理、あるいは治療効果の判定等において従来から行われてきた。 Biological information measuring method of measuring the concentration of a substance component contained in body fluids, such as the subject's blood or cell fluid, or biological tissue has been conventionally performed in the determination such as health care, or treatment effects. この物質成分の濃度計測を目的とした体液の成分分析においては、まず採血によって体液を体外に取り出す必要があり、従って、この方法は被検者に対して皮膚の損傷にともなう多大な苦痛を与えると共に、被検者や作業者を生物災害汚染の危険にさらすことになる。 In component analysis of body fluid for the purpose of measuring the concentration of this substance component, it is necessary to take out the body fluid from the body by first blood collection, therefore, this method provides a great distress associated with damage to the skin against the subject together, so that the exposure of the subject and workers to the risk of biohazard contamination.

このような従来の問題点に対して、数多くの特許と新聞の記事が、人間の被検者の組織の中の検体濃度に関する情報を得る非侵襲的方法について説明している。 For such conventional problems, the article number of patents and newspaper describes a non-invasive method for obtaining information about the analyte concentration in the tissue of human subjects. これらの方法のうちの1つに“光音響分光分析法”がある。 One of these methods is "photoacoustic spectroscopy". 光音響分光分析法では、この光音響分光分析法では、所定の波長をもつ可視光、近赤外光、又は中間赤外光を被検体に照射した際に、被検体内の血液中に含まれるグルコースやヘモグロビンなどの特定物質がこの照射光のエネルギーを吸収した結果生じる音響波を検出して、その特定物質の濃度を定量的に計測するものである。 In photoacoustic spectroscopy, in this photoacoustic spectroscopy, visible light having a predetermined wavelength, near-infrared light, or intermediate infrared light when irradiated to a subject contained in the blood in the subject the particular substances such as glucose and hemoglobin to detect an acoustic wave generated as a result of absorbing the energy of the irradiation light, is intended to quantitatively measure the concentration of the specific substance. これに関しては、米国特許第5,348,002号、欧州特許第9838904A1、欧州特許第0215776A1号では、光音響測定を使って人間の組織内の物質を非侵襲的に判定する方法について開示している。 In this regard, U.S. Patent No. 5,348,002, European Patent No. 9838904A1, European Patent No. 0215776A1 is a substance with a photoacoustic measurement in human tissue disclose non-invasive method of determining there. 光は可視光でも、赤外線でも、あるいは中間赤外線でもよい。 Light in the visible light, also infrared, or may be an intermediate infrared.

非侵襲生体情報計測の対象となる物質として上記のグルコースやヘモグロビンの他にコレステロール、中性脂肪、ビリルビン、コラーゲンなどがある。 In addition to cholesterol above glucose and hemoglobin as subject to material for the non-invasive subject-information measurement, triglyceride, bilirubin, and the like collagen. これらの中から最適な物質を選択し、その物質において吸収が最大となる光波長を用いた光音響分光分析による皮膚癌や乳癌などの診断は、近年、その臨床的有用性が明らかになりつつあり、更に、この新しい分光分析技術を適用し、上記物質の濃度分布を2次元画像として映像化する画像診断法に対しての期待も高まってきている。 Select the best material from these, diagnosis of skin cancer and breast cancer by the photoacoustic spectroscopy using a wavelength of light absorption is maximum in the substance, in recent years, its clinical utility is being clarified There are further apply this new spectroscopic techniques, growing expectations with respect to diagnostic imaging to image the concentration distribution of the substance as a two-dimensional image.

従来の非侵襲的なグルコース測定法は、被検体の皮膚表面などに異なる波長の近赤外光を照射し、このとき得られる音響波を演算処理することによりグルコース濃度を測定する方法がある(例えば、特許文献1および特許文献2参照。)。 Conventional non-invasive glucose measurement method, there is a method of measuring the glucose concentration by irradiating near infrared light of different wavelengths such as the skin surface of the subject, arithmetically processing the acoustic waves obtained at this time ( For example, refer to Patent Document 1 and Patent Document 2.).

また、従来の光音響分光分析法では、音響波の検出にマイクロフォンやジルコン−チタン酸鉛系セラミックス(PZT)等の圧電素子を用いる方法が提案されている(例えば、特許文献3および特許文献4参照。)。 Further, in the conventional photoacoustic spectroscopy, microphone or zircon for the detection of acoustic waves - a method using a piezoelectric element such as lead titanate-based ceramics (PZT) have been proposed (e.g., Patent Documents 3 and 4 reference.).

ヘモグロビンやグルコースに加え、光音響分光分析法を使って、コレステロール、天然脂肪、ビルルビン、コラーゲンなどのような人間の組織の中の他の検体を判定することもできる。 In addition to hemoglobin and glucose, can do with photoacoustic spectroscopy, cholesterol, natural fat, Birurubin, also determine other analytes in human tissue such as collagen. 光音響分光分析法の結果に基づく皮膚がんや乳がんの診断が、医療分野で有効であることが最近証明された。 Diagnosis of cutaneous cancer or breast cancer based on the results of the photoacoustic spectroscopy is to be effective in the medical field has been demonstrated recently. 光音響分光分析法は、これらの物質から選択した適当な物質と、選択した物質がもっとも吸収しやすい波長を有する光を使用する。 Photoacoustic spectroscopy, a suitable substance selected from these substances, using light having a most easily absorb wavelengths selected material. さらに、これらの物質の濃度の分布を表す二次元の画像を提供する診断方法の発明に対する期待がますます高まっている。 Moreover, expectations for the invention diagnostic methods to provide a two-dimensional image representing the distribution of the concentration of these substances is increasingly.

光音響分光分析法は、組織内の物質濃度を測定するために使用するのに対し、超音波画像は、人間の器官の中の嚢胞やしこりのような形態的特徴の存在を判定する場合に広く使用されてきた。 Photoacoustic spectroscopy, compared to use to measure substance concentration in tissue, ultrasound images, in the case of determining the presence of morphological features, such as cysts and lumps in the human organ It has been widely used. 人間の組織の中の物質の分布と形態的特徴を組み合わせることにより、組織をより細かく特徴付けられると共に、悪性腫瘍をより正確に診断でき、異常な病巣領域の限定をより正確に行ってこれらの領域の外科的除去に導くことができるため、よりよい診断と、改善された健康管理が実現する。 By combining distribution and morphological characteristics of substances in human tissue, tissue with more characterized finely, malignant tumors can more accurately diagnose, these perform only abnormal focal areas more accurately it is possible to lead to surgical removal of the region, and better diagnostic and improved healthcare realized.

乳がんは、女性の主な死亡原因のひとつである。 Breast cancer is one of the main causes of death of women. 乳がんのスクリーニングと早期診断は、死亡率を削減し、健康管理の費用の抑制において非常に大きな価値を持つ。 Screening and early diagnosis of breast cancer, to reduce mortality, with a very large value in the suppression of the cost of health care. 現在の方法では、異常なしこりを発見するための乳房の組織の触診と、疑わしい組織変形を探すための定期的な乳房X線撮影を行う。 Current methods, and palpation of breast tissue for discovering abnormal lump, the suspicious tissue deformation regular breast X-ray imaging to look for conduct. 乳房X線写真に疑わしい箇所があると、超音波撮像を行い、さらに外科的生体組織検査を行う。 If there is doubt place the breast X-ray photograph, it performs ultrasound imaging, further performing surgical biopsy. これらの一連の工程は、最終的な結論に達するまでにはかなりの時間がかかる。 These series of steps, the to reach the final conclusion take considerable time.

非侵襲的な光学技術により、組織内における血管の分布を判定することができるようになり、よって、組織領域内における異常血管新生によって、潜在的腫瘍の位置を知ることができる。 The non-invasive optical techniques, it becomes possible to determine the distribution of blood vessels in the tissue, thus by abnormal angiogenesis in a tissue region, it is possible to know the position of a potential tumor.

非侵襲的な光学技術には、組織内の時間分解光伝達を含む。 Non-invasive optical techniques include time resolved light transmission in the organization. もう一つの方法は、組織内を光子密度波動の伝播に伴う変調と位相角の変化を測定するものである。 Another method is to measure the change in modulation and phase angle with the tissue propagation of photon density wave. これらは、いくつかの新聞記事で紹介された(B.チャンス“血液及び血液酸化の定量化に連続的位相変調パルス光を使った近赤外線画像”Advances in Optical Biopsy and Optical Mammography, R.Alfano ed, Annals of the New York Academy of Sciences 1998; 第838巻、29〜45頁、S.ファンティーニ他による“周波数領域光学乳房撮影法;エッジエフェクト修正”Medical Physics 1996”; 第23巻、1〜6頁、M.A.フランセッチーニ他“周波数領域技術が光学的乳房撮影法を進化させる;始めての医療結果”Proceedings of the National Academy of Sciences USA, 1997;第94巻、6468〜6473頁(1997年))。これらの方法では、画像変換の不正確性と乳房などの体の部位の縁部に近い領域における画像のゆがみが問題となっている。 These are some of the featured in newspaper articles ( "near-infrared image using a continuous phase-modulated pulse light to the quantification of blood and blood oxygenation" B. chance Advances in Optical Biopsy and Optical Mammography, R.Alfano ed , Annals of the New York Academy of Sciences 1998; # 838, pp. 29 to 45, S Fantini et. "frequency domain optical mammography; edge effect modification" Medical Physics 1996 "; Vol. 23, 1-6 . page, M.A Francais Tsu Chini other "frequency domain techniques is to evolve an optical mammography; the first time the medical results" Proceedings of the National Academy of Sciences USA, 1997; Vol. 94, pp. 6468-6473 (1997 year)). in these methods, image distortion is a problem in the region close to the edge parts of the body, such as inaccuracy and breast image conversion.

超音波、CAT走査、X線、MRIを含む従来の撮像方法は、ヘモグロビンの分布を示さずに、体の部位、この場合は胸の形態を示す。 Ultrasound, CAT scan, X-rays, conventional imaging methods including MRI is without showing distribution of hemoglobin, parts of the body, this case indicates the breast forms. さらに、MRI及びCAT走査は、大型で高価な機器であり、容易に変形させることはできない。 Further, MRI and CAT scan, an expensive equipment large, can not be easily deformed.

形態的画像と形態的特徴における物質の分布を利用した診断方法及び装置により、よりよい診断が行えるようになる。 The diagnostic method and apparatus utilizing the distribution of a substance in morphological image and morphological characteristics, so enabling better diagnosis.

光音響撮像を使って胸の組織における検体の分布を判定する方法については、A. Method for determining the distribution of the analyte in the breast tissue using photoacoustic imaging, A. A. A. オラエフスキ他による“胸のレーザ光音響撮像:がんによる血管形成の検出”SPIE Proceedings 1999;第3597巻、352〜363頁、及びA. Oraefusuki et "laser optoacoustic imaging of breast: Detection of angiogenesis of cancer" SPIE Proceedings 1999; the 3597, pp 352-363, and A. A. A. オラエフスキ他による、“血液の可視化のための光音響撮像と乳がんの診断”SPIE Proceedings 2002;第4618巻、81〜94頁で説明している。 By Oraefusuki other, "Diagnosis of photoacoustic imaging the breast for visualization of blood" SPIE Proceedings 2002; the 4618 volume, as described in pp. 81-94. また、米国特許第5,840,023号では、“医療診断用の光音響撮像”を開示しており、欧州特許第01/10295号では、“血液の酸化の光音響による監視”、そして米国特許第6,309,352B1では、“組織の特性の変化の実時間光音響監視”においても説明している。 Also, U.S. Pat. No. 5,840,023, discloses a "photoacoustic imaging for medical diagnosis", in EP 01/10295, "monitoring by photoacoustic oxidation of blood", and U.S. Patent No. 6,309,352B1, are also described in "real-time photoacoustic monitoring of changes in the properties of the tissue."

オラエフスキー他は、光音響撮像のみを使用して超音波撮像とは組み合わせていない。 Oraefusuki other uses only photoacoustic imaging not in combination with ultrasound imaging. 彼らは、位置合わせした超音波振動子を使用して検出される光音響及び超音波画像の組み合わせについては教示していない。 They do not teach combination of photoacoustic and ultrasound images that are detected by using ultrasonic transducers aligned. この方法によると、組織の体積弾性率に対する形態学的特性の影響により血管画像がゆがむ可能性がある。 According to this method, there is a possibility that the blood vessel image is distorted by the influence of morphological characteristics with respect to bulk modulus of the tissue.

組織における検体分布の画像を生成するための光学的方法の他の応用については、Q. For other applications of optical methods for generating images of a specimen distribution in tissues, Q. Zhu他による“超音波と光学を組み合わせた断層撮影画像” SPIE Proceedings 1999;第3579巻、364〜370頁と、Q. SPIE Proceedings 1999 "tomographic image combining ultrasonic and optical" zhu et; the 3579 Volume and page three hundred sixty-four to three hundred and seventy, Q. Zhu他による“良性の組織変形と悪性の組織変形の区別における超音波への付随物としての光学的撮像” SPIE Proceedings 1999;第3579巻、532〜539頁においても説明している。 "Optical imaging as accompaniment to ultrasonic wave in distinguishing tissue deformation and malignant tissue deformation benign" SPIE Proceedings 1999 zhu et; the 3579 volume, are also described in pp. 532-539. Zhu他は、超音波撮像を使用して組織における形態学的特性を定義し、周波数領域撮像を適用して血管新生、例えばヘモグロビンの分布を判定する。 Zhu et determines using ultrasound imaging to define the morphological features in tissue, angiogenesis and apply frequency domain imaging, for example, the distribution of hemoglobin. 光ファイバー及び光電子増倍管は光学的方法の検出器として使用して、超音波振動子は、最適さにおいては劣る血管新生画像と形態学的画像の位置合わせによって超音波撮像を行うために使用する。 Optical fibers and photomultiplier tubes are used as detectors for the optical method, an ultrasonic transducer is used to perform ultrasonic imaging by the alignment of the angiogenic image and morphological image inferior in optimality . 位置合わせした超音波振動子を使って検出する光音響及び超音波画像の組み合わせについては教示していない。 It does not teach combination of photoacoustic and ultrasound images be detected using ultrasonic transducers aligned.

これに対して、近年、この光音響効果を乳癌の診断に適用した場合の映像法についての研究が進められている(例えば、非特許文献1参照。)。 In contrast, in recent years, studies have been conducted for imaging in the case of applying the photoacoustic effect for diagnosing breast cancer (e.g., see Non-Patent Document 1.). 図14はこの非特許文献1に記載されている光音響画像データの収集システム100であり、パルス状の光を発生するレーザ発生器101と、この光パルスを被検体の乳房102に供給する光ファイバ103と、この光ファイバ103に対向させて配置される凹面状の配列型電気音響変換素子104と、光パルスの送信制御や音響波の収集、更には画像再構成を行うコンピュータシステム105から構成されている。 Figure 14 is a collection system 100 of the photoacoustic image data that is described in Non-Patent Document 1, a laser generator 101 for generating a pulsed light beam and supplies this light pulse to the breast 102 of a subject a fiber 103, a concave array electro-acoustic transducer 104 which is arranged opposite to the optical fiber 103, the transmission control and collection of acoustic waves of the light pulses, and further consists of a computer system 105 that performs image reconstruction It is. この光ファイバ103と配列型電気音響変換素子104の間に乳房2を挿入した後、光ファイバ103から乳房102の内部組織に光(レーザ光)を照射することによって、内部組織の血液成分にて新たに発生する音響波を配列型電気音響変換素子104によって受信する。 After inserting the breast 2 between the optical fiber 103 and the array electro-acoustic transducer 104, by irradiating light (laser beam) from the optical fiber 103 to the internal tissue of the breast 102, in the blood component of an internal tissue newly received by array type electroacoustic transducer 104 an acoustic wave generated.

この方法によれば、所定の光波長による光音響効果により、例えば血中のヘモグロビンの濃度が他の物質成分と比較して感度よく計測できる。 According to this method, the photoacoustic effect based on a predetermined light wavelength, for example, the concentration of hemoglobin in the blood can be measured with high sensitivity in comparison with other substances ingredients. 従って、血流量が正常組織より増大している乳癌などの腫瘍組織に対して得られる光音響画像は、従来行われてきた超音波診断装置やX線装置あるいはMRI装置などによって得られる画像より優れた検出能を有する可能性がある。 Thus, photoacoustic image obtained for tumor tissue, such as breast cancer which blood flow is increased from the normal tissue, superior image obtained by such conventional conducted becoming ultrasonic diagnostic apparatus or an X-ray apparatus or an MRI apparatus it may have a detectability was. これは、血管の数である血管新生と血管の流量が、腫瘍の中の高代謝活性に対応するために正常な組織より腫瘍組織内の方が高くなっているためである。 This is because the number rate of angiogenesis and vessel is a blood vessel, towards the tumor tissue than normal tissue to support high metabolic activity within the tumor is high. 腫瘍とその周りの血管が増えると、血管新生がより頻繁に起こるようになる。 When the tumor and blood vessels around the increase, angiogenesis comes to occur more frequently. 腫瘍の中の新しい血管の生成は血管形成として知られている。 Generation of new blood vessels in tumors is known as angiogenesis.

しかしながら特許文献1乃至4において提案されている方法は、いずれも局所的な部位における特定物質の濃度の計測が目的であり、濃度分布の映像化技術については触れられていない。 However, the method proposed in Patent Documents 1 to 4 are both objective measurement of the concentration of a specific substance in a local site, does not refer to video technology of the density distribution.

また非特許文献1で述べられている方法によれば、光ファイバ103と配列型電気音響変換素子104は、乳房102を挟んだ状態で対向して配置されているため、操作性に問題がある。 According to the method described in Non-Patent Document 1, the optical fiber 103 and the array electro-acoustic transducer 104, because it is located opposite a state sandwiching the breast 102, there is a problem in operability . 特に生体内から音響波を受信して画像化を行う場合には、配列型電気音響変換素子104と生体の間に介在する空気を極力排除する必要があるため、光ファイバ103と配列型電気音響変換素子104は一体化させることが望ましい。 In particular, when performing imaging by receiving an acoustic wave from the living body, it is necessary to eliminate the air present between the array electro-acoustic transducer 104 and the living body as much as possible, sequences electro-acoustic and optical fiber 103 conversion element 104, it is desirable to integrate.

更に、この音響波を用いた画像化(以下、光音響イメージング法)は、例えばヘモグロビンのように特定の成分についてのみ行われるものであり、この特定成分が無い領域からは信号が得られない。 Furthermore, imaging using the acoustic wave (hereinafter, photoacoustic imaging method), which for example takes place only for a particular component as hemoglobin, not the signal is obtained from the area the specific component is not. 従って、例えば非特許文献1のように乳癌の検査に光音響イメージング法を適用する場合、周囲の正常乳腺組織に対する腫瘍組織の正確な位置関係が把握し難いという問題点があった。 Thus, for example, when applying a photoacoustic imaging method for inspection of breast cancer as non-patent document 1, there was an accurate positional relationship problem that it is difficult to grasp the point of the tumor tissue relative to normal breast tissue surrounding.

従って、形態学的特性とその特性の中に物質濃度の分布の撮像を組み合わせ、一方で、画像のゆがみをなくし、撮像測定と物質分布測定に対して共通のボディインターフェースと共通の検出器を組み込むことによって病気の状態を診断する方法と装置を開発する必要がある。 Thus, combining the imaging of the distribution of substance concentration within the morphological properties and characteristics, while eliminating the image distortion, incorporating common detector common body interface to the imaging measurement and the substance distribution measurement there is a need to develop a method and apparatus for diagnosing disease states by. この方法と装置は、撮像測定と物質分布測定に対して同じ圧力、同じ空隙、同じインターフェースを適用できるはずである。 The method and apparatus, the same pressure, same air gaps, should apply the same interfaces to the imaging measurement and the substance distribution measurement.

特公平3−47099号公報 Kokoku 3-47099 Patent Publication No. 特公平5−58735号公報 Kokoku 5-58735 Patent Publication No. 特開平10−189号公報 JP-10-189 No. 特開平11−235331号公報 JP 11-235331 discloses

本発明の目的は、生体内の光音響効果を用いて得られる生体情報の映像化(光音響イメージング法)において、操作性に優れたデータ収集システムを備え、更に、高いコントラスト分解能と空間分解能を有する画像データを生成することが可能な生体情報映像装置を提供することにある。 An object of the present invention, the image of biometric information obtained by using the photoacoustic effect in vivo in (photoacoustic imaging method), with excellent data acquisition system operability, further, a high contrast resolution and spatial resolution It is to provide a biological information imaging apparatus capable of generating image data having.

本発明のある局面は、特定波長成分を含む光を発生する光発生部と、前記光を伝送する複数の光ファイバと、音響波と電気信号とを相互に変換する配列された複数の電気音響変換素子を有する電気音響変換部と、前記光ファイバの開口部から出力される前記光によって前記被検体内で発生する音響波に由来する前記電気音響変換部による検出信号に基づいて第1の画像データを生成する第1の画像データ生成部と、前記電気音響変換部を介して前記被検体内を超音波で走査する走査部と、前記超音波のエコーに由来する前記電気音響変換部による検出信号に基づいて第2の画像データを生成する第2の画像データ生成部と、前記第1の画像データと前記第2の画像データとを表示する表示部とを備え、前記複数の光ファイバの開口部と前記複 Certain aspects of the present invention includes a light generator for generating light containing a specific wavelength component, a plurality of optical fibers, a plurality of electro-acoustic arranged to convert an acoustic wave and an electric signal mutually transmitting the light and electroacoustic conversion unit having a conversion element, a first image based on a detection signal from the electroacoustic conversion unit derived from an acoustic wave generated in the inside of the subject by the light output from the opening of the optical fiber a first image data generation unit for generating data, a scanning unit for the inside of the subject through the electroacoustic conversion unit scans with ultrasound, the detection by the electroacoustic conversion unit derived from ultrasound echoes and a display unit for displaying the second image data generation unit that generates the second image data on the basis of the signal, and the first image data and said second image data, the plurality of optical fibers wherein the opening double の電気音響変換素子とは、同一方向に配設される。 The electro-acoustic transducer is arranged in the same direction.

本発明によれば、生体内の光音響効果を用いて得られる生体情報の映像化(光音響イメージング法)において、操作性に優れたデータ収集システムを備え、更に、高いコントラスト分解能と空間分解能を有する画像データを生成することが可能な生体情報映像装置を提供することができる。 According to the present invention, the image of biometric information obtained by using the photoacoustic effect in vivo in (photoacoustic imaging method), with excellent data acquisition system operability, further, a high contrast resolution and spatial resolution image data having capable of providing biometric information image device capable of generating.

本発明の第1の実施の形態における生体情報映像装置の概略構成を示すブロック図。 Block diagram illustrating a schematic configuration of a biological information imaging apparatus according to the first embodiment of the present invention. 本発明の第1の実施の形態における生体情報映像装置の画像データ生成部のブロック図。 Block diagram of an image data generating unit of the biological information imaging apparatus according to the first embodiment of the present invention. 本発明の第1の実施の形態におけるアプリケータの構成図。 Configuration view of an applicator according to the first embodiment of the present invention. 本発明の第1の実施の形態におけるアプリケータの外観図。 External view of the applicator of the first embodiment of the present invention. 本発明の第1の実施の形態における光ファイバによる照射方法を示す図。 It shows the irradiation method of an optical fiber according to the first embodiment of the present invention. 本発明の第1の実施の形態における音響波の受信方法を示す図。 It illustrates a method of receiving acoustic waves in the first embodiment of the present invention. 本発明の第2の実施の形態における受信超音波の周波数スペクトラムを示す図。 It shows the received ultrasonic wave frequency spectrum in the second embodiment of the present invention. 本発明の第3の実施の形態における照射光の照射位置と音響波の受信位置を示した図。 It illustrates the received position of the irradiation position and the acoustic wave of the irradiated light in a third embodiment of the present invention. 本発明の第4の実施の形態におけるアプリケータの構成図。 Configuration view of an applicator according to the fourth embodiment of the present invention. 本発明の第4の実施の形態における電気音響変換部の構成図。 Fourth configuration diagram of electroacoustic conversion unit in the embodiment of the present invention. 本発明の第4の実施の形態の変形例おけるアプリケータの構成図。 Fourth configuration diagram of a variation definitive applicator embodiment of the present invention. 本発明の第5の実施の形態におけるスリットを用いた照射方法を示す図。 It shows an irradiation method using a slit in the fifth embodiment of the present invention. 本発明の実施の形態における光音響イメージング法パルスエコー法の走査方法を示すタイムチャート。 Time chart showing a scanning method of the photoacoustic imaging method pulse echo method in the embodiment of the present invention. 従来の光音響画像データの収集システムを示す図。 It shows the collection system of the conventional photoacoustic image data. 本発明の第6の実施の形態における電気音響変換部の一部分の外観図。 6 an external view of a portion of the electroacoustic conversion unit in the embodiment of the present invention. 図14の電気音響変換部の一部分の平面図。 Plan view of a portion of the electroacoustic conversion unit of FIG. 本発明の第7の実施の形態における電気音響変換部の構成図。 7 diagram of electroacoustic conversion unit in the embodiment of the present invention. 本発明の第8の実施の形態における電気音響変換部の構成図。 8 configuration diagram of electroacoustic conversion unit in the embodiment of the present invention.

本発明の一つの局面は、人間の組織の中の検体濃度の分布を判定し、この分布を検査を受ける体の部位の形態学的画像上に重ね、より正確な診断を行う方法である。 One aspect of the present invention determines the distribution of the analyte concentration in the human tissue, overlapping the distribution on the site of morphological image of the body under examination, a method of performing a more accurate diagnosis.

本発明の一つの局面は、 One aspect of the present invention,
a)超音波撮像素子と光音響照射及び検出素子をさらに備えた診断プローブを胸の組織に接触させる工程と、 Contacting a further diagnostic probes with a) an ultrasound imaging device and photoacoustic irradiation and detection elements in breast tissue,
b)前記胸の組織をヘモグロビンの吸光スペクトルバンドにある波長を有する短い光パルスで照射し、光音響信号を生成する工程と、 b) the breast tissue was illuminated with short light pulses having a wavelength in the absorption spectrum band of hemoglobin, and generating a photoacoustic signal,
c)超音波振動子を使って前記光音響信号を検出し、胸の組織における新生血管の分布を判定する工程と、 c) using an ultrasonic transducer to detect the photoacoustic signal, and determining the distribution of new blood vessels in the breast tissue,
d)前記光音響信号の検出において使用する前記光音響検出振動子と位置合わせした超音波振動子を使って同時にまたは順に、前記人間の胸の組織の形態学の超音波画像を生成及び検出する工程と、 d) simultaneously or sequentially with an ultrasonic transducer which is aligned with said photoacoustic detection transducers used in the detection of the photoacoustic signal, and generates and detects an ultrasound image of the morphology of the human breast tissue and a step,
e)前記光音響ヘモグロビン分布画像を前記超音波形態学画像に重ねて胸の異なる形態学的構造における血管の分布の合成画像を生成し、前記形態学的構造は目的の腫瘍である工程と、 A step to generate a composite image of the distribution of blood vessels, the morphological structure is a tumor of the object e) said photoacoustic hemoglobin distribution image in different morphological structures breast superimposed on the ultrasound morphology image,
f)前記腫瘍上の前記新生血管の分布に基づいて診断の可能性を予測する工程とを含む、人間の乳がんを診断するための方法である。 f) on the basis of the new blood vessel distribution on the tumor and the step of predicting the likelihood of diagnosis is a method for diagnosing human breast cancer.

本発明の方法と装置を使用して、人間の正常な組織と悪性の組織における化学療法物質の濃度を判定することができ、よって治療の潜在的効果を引き出すための方法を提供する。 Using the method and apparatus of the present invention, it is possible to determine the concentration of chemotherapeutic substances in human normal tissue and malignant tissue, thus to provide a method for deriving the potential effects of the treatment. このようなクラスの治療物質は、光力学療法に使用するものがある。 Therapeutic agents such classes are those used in photodynamic therapy. よって、より良い、そしてより正確な診断を助けるだけでなく、本発明の方法と装置は、治療への方向付けのために使用することもできる。 Therefore, better, and not only it helps a more accurate diagnosis, the method and apparatus of the present invention can also be used for the orientation of the treatment.

光の波長は、組織の水分や組織の色素によってあまり吸収されないで組織の中に十分に深く浸透できるものよりも、波長が長い可視近赤外線スペクトルの域のものである。 The wavelength of the light, than can sufficiently deep penetration into the tissue is not significantly absorbed by the tissue water and tissue pigments, wavelength is of pass long visible near-infrared spectrum. 好ましいスペクトル域は530nmから1300nmの間である。 Preferred spectral range is between 1300nm from 530 nm.

本発明の方法と装置に使用する光音響検出素子と超音波検出素子は共通である。 Photoacoustic detection elements and the ultrasound detection elements used in the method and apparatus of the present invention are common. これにより、二つの画像の間の位置合わせを最大限とし、二つの撮像方法の間の検出器と体の間の境界面の変化を最低限に抑えることができる。 Thus, maximize alignment between the two images, it is possible to minimize the change in the interface between the detector and the body between the two imaging methods.

超音波振動子は、圧電セラミクス、またはフッ化ポリビニルピロリドンのような高分子フィルムのような圧電素子である。 Ultrasonic transducer is a piezoelectric element such as a polymeric film, such as a piezoelectric ceramic or a fluorinated polyvinylpyrrolidone. 好ましい材料はPZNT(鉛・ジルコニウム・ニオブ・チタン)単結晶である。 A preferred material is PZNT (lead-zirconium-niobium-titanium) single crystal.

本発明のもう一つの局面は、しこりや腫瘍のような組織の形態的特性においてヘモグロビンのような物質の濃度を判定し、人間の乳がんのような病気の診断を改善するための装置である。 Another aspect of the present invention determines the concentration of a substance, such as hemoglobin in morphological properties of tissue, such as lump or tumor, is an apparatus for improving the diagnosis of diseases such as human breast cancer. この装置は、 This device,
a)特定の波長成分を有する光を生成する光生成装置と、 A light generator for generating light having a a) specific wavelength component,
b)光生成装置によって生成された光を検査を受ける被検者に照射する照射装置と、 An irradiation device for irradiating the subject being examined the generated light by b) a light generating device,
c)光生成装置によって生成した光を照射装置に誘導する導波手段と、 And waveguide means for guiding the light generated by c) a light generating device to the irradiation device,
d)照射装置によって照射された光によって被検者内で生成された音波を、複数の電子音響変換素子の配列を使用することによって電気信号に変換するための第1の電子音響変換手段と、 A first electro-acoustic conversion means for converting into an electric signal by the light emitted by d) irradiating device sound waves generated within the subject, using an array of a plurality of electro-acoustic transducers,
e)第1の電子音響変換手段によって得た信号に基づいて第1の画像データを生成するための第1の画像データ生成手段と、 e) a first image data generating means for generating a first image data on the basis of a signal obtained by the first electroacoustic conversion means,
f)超音波を被検者に伝送する超音波伝送手段と、 f) ultrasonic transmitting means for transmitting ultrasonic waves to the subject,
g)超音波伝送手段によって伝送され、被検者の体内で反射した超音波の成分を、複数の電子音響変換素子の配列を使って、電気信号に変換する第2の電子音響変換手段と、 g) transmitted by the ultrasonic transmission means, the ultrasonic wave component reflected by the body of the subject, using an array of a plurality of electro-acoustic transducer, and a second electro-acoustic converting means for converting into an electric signal,
h)第2の電子音響変換手段によって得た信号に基づいて第2の画像データを生成するための第2の画像データ生成手段と、 h) a second image data generating means for generating a second image data based on a signal obtained by the second electroacoustic conversion means,
i)第1の画像データと第2の画像データを表示するための表示手段とを備えている。 i) and a display means for displaying the first image data and second image data.

この被検者情報撮像装置としての一般化された申請において、本発明の装置のいくつかの局面を次に示す8つの実施形態において説明する。 In generalized application as the subject information imaging apparatus will be described in the eight embodiments shown below several aspects of the apparatus of the present invention.

(第1の実施の形態) (First Embodiment)
以下、本発明の第1の実施の形態について図1乃至図6を用いて説明する。 Hereinafter, a first embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS.

この第1の実施の形態で述べる生体情報映像装置は、乳癌の診断を目的とした生体内のヘモグロビン分布の画像化を可能とするものであり、その特徴は、電気音響変換部に配列して置かれた電気音響変換素子の間隙に光照射部の光ファイバ出力端を配置することによって光照射部と一体化した電気音響変換部を形成する。 The first subject-information imaging apparatus described in the embodiment is to enable imaging of hemoglobin distribution in vivo for the purpose of diagnosis of breast cancer, its features are arranged in the electroacoustic transducer forming an electroacoustic conversion unit integrated with the light irradiation unit by placing the optical fiber output end of the light irradiation portion in the gap placed the electroacoustic transducer. そして、生体内の同一部位に対してこの電気音響変換部を用いた光音響イメージング法および従来のパルスエコー法によって得られるそれぞれの画像データを合成表示することにある。 Then, it is to synthesize display each image data obtained by the electroacoustic conversion unit photoacoustic imaging method using and conventional pulse echo method for the same in vivo location.

なお、以下では光音響イメージング法によって発生する音波を音響波と呼び、通常のパルスエコー法において送受信される音波を超音波と呼ぶ。 Incidentally, referred to as acoustic wave sound waves generated by the photoacoustic imaging method in the following, the sound waves transmitted and received in the normal pulse echo method is referred to as ultrasonic.

図1および図2を用いて第1の実施の形態における生体情報映像装置の構成を説明する。 The configuration of the biological information imaging apparatus according to the first embodiment will be described with reference to FIGS. 図1は第1の実施の形態における生体情報映像装置全体の概略構成を示すブロック図であり、図2は生体情報映像装置の画像データ生成部2のブロック図を示す。 Figure 1 is a block diagram showing the schematic configuration of the entire subject-information imaging apparatus of the first embodiment, FIG. 2 shows a block diagram of an image data generating unit 2 of the subject-information imaging apparatus.

この生体情報映像装置は、被検体7に所定波長の光を照射する光送信部1と、この光を被検体7に照射することによって得られる音響波に基づく光音響画像データと従来の超音波画像データを生成する画像データ生成部2と、この光音響画像データおよび超音波画像データを表示する表示部6と、操作者が患者情報や装置の撮影条件を入力するための操作部5と、これら各ユニットを統括的に制御するシステム制御部4とを備えている。 The subject-information imaging apparatus includes an optical transmission unit 1 for radiating light of a predetermined wavelength to the subject 7, photoacoustic image data and the conventional ultrasonic based on the acoustic wave obtained by irradiating the light to the subject 7 an image data generating unit 2 for generating image data, a display unit 6 for displaying the photoacoustic image data and ultrasonic image data, an operation unit 5 for the operator to input the photographing condition of the patient information and device, and a system control unit 4 for controlling the respective units overall.

光送信部1は、波長の異なる複数の光源を備える光源部11と、複数の波長の光を同一光軸上に合成する光合波部12と、この光を被検体7の体表面まで導く多チャンネルの導波部14と、この導波部14において使用するチャンネルを切り換えて走査を行う光走査部13と、導波部14によって供給される光を被検体7に照射する光照射部15とを備えている。 Optical transmission unit 1 includes a light source unit 11 comprises a plurality of different light sources wavelength, the optical multiplexer 12 for combining multiple wavelengths of light on the same optical axis, multi-directs the light to the body surface of the subject 7 a waveguide 14 of the channel, an optical scanning unit 13 for scanning by switching the channel to be used in the waveguide 14, a light irradiation unit 15 for irradiating light supplied by the waveguide 14 to the subject 7 It is equipped with a.

光源部11は、異なる波長の光を発生する複数個の光源を有する。 Light source unit 11 has a plurality of light sources for generating light of different wavelengths. 光源として、特定の波長成分又はその成分を含む単色光を発生する半導体レーザ(LD)、発光ダイオード(LED)、固体レーザ、ガスレーザ等の発光素子を用いる。 Light source as a semiconductor laser for generating a monochromatic light containing a specific wavelength component or components thereof (LD), a light emitting diode (LED), solid-state laser, using the light-emitting element of the gas laser or the like. 例えば、被検体7のヘモグロビン濃度を測定する場合には、固体レーザの一種である波長が約1000nmのNd:YAGレーザや、ガスレーザの一種である633nmのHe-Neガスレーザを用い、10nsec程度のパルス幅を有したレーザ光を形成する。 For example, when measuring the hemoglobin concentration of the analyte. 7, a wavelength of about 1000nm, which is a kind of solid-state laser Nd: YAG laser and using a 633nm of He-Ne gas laser which is a kind of gas laser, about 10nsec pulse forming a laser beam having a width. 生体内のヘモグロビンは、その状態(酸化ヘモグロビン、還元ヘモグロビン、メトヘモグロビン、炭酸ガスヘモグロビン、等)により光学的な吸収特性が異なるが、一般的には600nmから1000nmの光を吸収する。 Hemoglobin in vivo, its state (oxyhemoglobin, deoxyhemoglobin, methemoglobin, carbon dioxide hemoglobin, etc) by although optical absorption characteristics differ, generally absorb light 1000nm from 600 nm.

また、LDやLED等の小型発光素子を用いる場合には、発光波長が550〜650nm程度ではInGaAlP、発光波長が650〜900nm程度ではGaAlAs、発光波長が900〜2,300nm程度ではInGaAsもしくはInGaAsPなどの材料を用いた素子を使用することができる。 In the case of using a small light emitting element such as LD or LED is, InGaAlP emission wavelength at about 550 to 650 nm, emission wavelength GaAlAs is about 650~900Nm, emission wavelength and InGaAs or InGaAsP is about 900~2,300nm it can be used an element using the materials. また最近では、波長が550nm以下で発光する InGaNを用いた発光素子も使用可能になりつつある。 Recently the light-emitting element also are becoming available with InGaN wavelength emits light at 550nm or less.

更には、波長可変可能な非線形光学結晶を用いたOPO(Optical Parametrical Oscillators)レーザを用いることもできる。 Furthermore, it is also possible to use a OPO (Optical Parametrical Oscillators) laser using a wavelength tunable possible nonlinear optical crystal.

光合波部12は、複数個の光源から発生する波長の異なる光を同一光軸に重ね合わせるためのものであり、それぞれの光は、まずコリメートレンズによって平行光線に変換され、次に直角プリズムやダイクロイックプリズムにより、光軸が合わせられる。 Optical multiplexing section 12 is for superposing light of different wavelengths originating from a plurality of light sources on the same optical axis, each of the light is converted into parallel beams by the first collimator lens, Ya then right-angle prism by the dichroic prism, the optical axis is aligned. このような構成により比較的小型の合波光学系とすることができるが、光通信用に開発されている市販の多重波長合波・分波器を用いてもよい。 Can be a relatively small multiplexing optical system by such a structure may be used a commercially available multi-wavelength multiplexing-demultiplexer that has been developed for optical communication. また光源部11に前述の波長が連続的に変更可能なOPOレーザ等の発生源を使用する場合は、この光合波部12は必ずしも必要ではない。 Also when the wavelength of the above light source unit 11 uses the source of such continuously alterable OPO laser, the optical multiplexing unit 12 is not necessarily required.

導波部14は、光合波部12から出力される光を被検体7まで導くためのものであり、効率のよい光伝搬を行うために光ファイバや薄膜光導波路を用いるが、直接空間伝搬することも可能である。 Waveguide 14, the light output from the optical multiplexing section 12 is for guiding to a subject 7, using the optical fiber or a thin film optical waveguide in order to perform efficient light propagation, but directly space propagation it is also possible. 本発明の第1の実施の形態において使用する導波部14は、後述する複数の光ファイバ71から構成されており、これらの複数の光ファイバ71の中から所定の光ファイバ71を選択して光の供給を行う。 Waveguide 14 used in the first embodiment of the present invention is composed of a plurality of optical fibers 71 to be described later, by selecting a predetermined optical fiber 71 from the plurality of optical fibers 71 to supply the light.

光走査部13は、導波部14において配列される複数の光ファイバ71を順次選択しながら光の供給を行うことによって被検体7に対して光による走査を行う。 The optical scanning unit 13 performs scanning by light to the subject 7 by performing the supply of light while sequentially selecting a plurality of optical fibers 71 arranged in the waveguide 14.

光照射部15は、導波部14の出力端であり、後述する電気音響変換部23と一体化されている。 Light irradiation unit 15 is an output end of the waveguide 14 is integrated with the electroacoustic conversion unit 23 to be described later. 例えば、この光照射部15における光ファイバ71の出力端部は、電気音響変換部23を構成する配列型の変換素子54に隣接して配置される。 For example, the output end of the optical fiber 71 in a light irradiation unit 15 is disposed adjacent to the transducer 54 of the array type constituting the electroacoustic conversion unit 23.

一方、生体情報映像装置の画像データ生成部2は、音響信号と電気信号の変換を行う電気音響変換部23と、この電気音響変換部23を選択駆動し、また電気音響変換部23からの受信信号を選択受信すると共に、送受信信号に所定の遅延時間を与え、整相加算を行う送受信部22と、電気音響変換部23の選択動作や送受信部22の遅延時間を制御する走査制御部24と、被検体7の内部に放射する送信超音波の繰り返し周期を設定するためのレートパルスを出力するレート信号発生部21と、送受信部22から得られる受信信号に対して各種の処理を行う信号処理部25とを備えている。 On the other hand, the image data generating unit 2 of the subject-information imaging apparatus includes an electroacoustic conversion unit 23 for converting an acoustic signal and an electric signal, and selectively driving the electroacoustic conversion unit 23, also received from the electroacoustic conversion unit 23 while selecting receive signals, gives a predetermined delay time for transmission and reception signals, a transceiver 22 for performing phasing addition, a scan control unit 24 for controlling the delay time of the electroacoustic conversion unit 23 of the selected operation or transceiver 22 , a rate signal generating unit 21 that outputs a rate pulse for setting the repetition period of transmission ultrasonic waves radiated into the subject 7, the signal processing for performing various processes on the received signals obtained from the transceiver 22 and a part 25.

電気音響変換部23は、1次元にM個配列される微小な変換素子54をその先端部に有しており、被検体7の体表面に対してその先端部を接触させ音響波や超音波の送受信を行う。 Electroacoustic conversion unit 23 has M number sequences minute conversion element 54 which is one-dimensionally at its distal end, an acoustic wave or ultrasonic contacting the tip with respect to the body surface of the subject 7 for transmitting and receiving. この変換素子54は、送信時において電気的な駆動パルスを送信超音波に変換し、また受信時においては音響波や受信超音波を電気信号に変換する機能を有している。 The transducer 54 has a function of converting an acoustic wave or received ultrasonic wave into an electric signal and converts the electrical drive pulses to transmit ultrasound, also during the reception at the time of transmission. この電気音響変換部23は、一般に超音波プローブとも呼ばれ、小型、軽量に構成されており、多チャンネルケーブルによって後述する送受信部22に接続される。 The electroacoustic conversion unit 23 are generally also called ultrasonic probe, small size, light weight are configured to be connected to the transceiver unit 22 to be described later by a multi-channel cable. この電気音響変換部23は、セクタ走査対応、リニア走査対応、コンベックス走査対応等の中から診断部位に応じて選択されるが、本実施の形態ではリニア走査用の電気音響変換部23を用いた場合について述べる。 The electroacoustic conversion unit 23, a sector-scanning, linear scanning corresponding, but is selected according to the diagnostic region from the convex scan corresponding etc., using an electro-acoustic transducer unit 23 for the linear scan in the present embodiment If we describe.

送受信部22は、図2に示すように、送信遅延回路51と、パルサ52と、電子スイッチ53と、プリアンプ55と、受信遅延回路56と、加算器57とを備えている。 Transceiver 22, as shown in FIG. 2, a transmission delay circuit 51, a pulser 52, an electronic switch 53, and a preamplifier 55, a reception delay circuit 56, an adder 57.

送信遅延回路51は、送信時における送信超音波の収束距離を設定するための遅延回路であり、電気音響変換部23を構成するM個の変換素子54のうちのN'個(M>N')の変換素子54を駆動するタイミングをレート信号発生部21から出力されるレートパルスに与え、パルサ52に供給する。 The transmission delay circuit 51 is a delay circuit for setting the convergence distance of transmission ultrasonic waves at the time of transmission, N of the M conversion elements 54 constituting the electroacoustic conversion unit 23 'number (M> N' the timing of driving the conversion elements 54) applied to the rate pulse output from the rate signal generating unit 21, and supplies the pulser 52.

また、パルサ52は、N'個の変換素子54を駆動するための高圧パルスを生成する駆動回路であり、送信遅延回路51の出力信号をトリガ信号として、例えば、波高値が数百Vのインパルスを形成する。 Further, the pulser 52 is a drive circuit for generating a high voltage pulse for driving the N 'pieces of the conversion element 54, the output signal of the transmission delay circuit 51 as a trigger signal, for example, impulse peak value of several hundred V to form.

電子スイッチ53は、パルスエコー法の送信時において、電気音響変換部23を構成するM個の変換素子54の中から隣接するN'個の変換素子54を選択する。 Electronic switch 53 during the transmission of the pulse echo method, to select the N 'number of conversion elements 54 adjacent from the M conversion elements 54 constituting the electroacoustic conversion unit 23. また、光音響イメージング法の受信時においては、M個の変換素子54から隣接するN個の変換素子54を選択し、パルスエコー法の受信時においては、N'個の変換素子54を選択する。 Further, at the time of receiving the photoacoustic imaging method selects N transform elements 54 adjacent from the M conversion elements 54, at the time of reception of the pulse echo method, to select the N 'number of conversion elements 54 . そして、これらN個、N'個の変換素子54によって得られるそれぞれの受信信号をプリアンプ55に供給する。 And provides these N, a respective received signals obtained by the N 'pieces of the conversion element 54 to the preamplifier 55.

一方、プリアンプ55は、電子スイッチ53によって選択されるN'個の変換素子54によって受信される微小な受信信号を増幅し、十分なS/Nを確保する。 On the other hand, pre-amplifier 55 amplifies the small reception signals received by the N 'number of conversion elements 54 selected by the electronic switch 53, to ensure sufficient S / N.

受信遅延回路56は、電子スイッチ53によって選択されるN個、あるいはN'(M>N'、M>N)の変換素子54から得られる音響受信信号、あるいは超音波受信信号に対して、所定の部位からの音響波、あるいは受信超音波の位相を一致させて収束受信ビーム形成するための遅延時間を与える。 Reception delay circuit 56, N pieces are selected by the electronic switch 53 against or N '(M> N', M> N) acoustic reception signals obtained from the conversion elements 54 of or ultrasonic reception signal, a predetermined acoustic waves from the site of, or to match the received ultrasonic phase provides a delay time for converging received beamforming.

加算器57は、N'チャンネルの超音波受信信号、あるいはNチャンネルの音響受信信号を加算することによって1つの受信信号に纏める。 The adder 57 is combined into a single received signal by adding the ultrasonic reception signals N 'channels or the acoustic reception signals of N channels. このN'チャンネル、あるいはNチャンネルの加算によって所定の深さからの受信信号は整相加算され、受信収束点が設定される。 The N 'channel reception signals from a predetermined depth or by addition of N-channel, is phasing addition, the reception convergence point is set.

レート信号発生部21は、所定の繰り返し周波数によって行う超音波パルスの送信タイミングを設定するためのクロックパルスを発生する。 Rate signal generating unit 21 generates clock pulses for setting the transmission timing of ultrasonic pulses for performing a predetermined repetition frequency. この繰り返し周波数は、画像の視野深度に依存するが本実施の形態では4KHz〜8KHzに設定される。 The repetition frequency depends on the image depth of field, but in this embodiment is set to 4KHz~8KHz.

走査制御部24は変換素子選択制御回路68とビーム集束制御回路67を備え、変換素子選択制御回路68は電子スイッチ53によって選択される送信時のN'個の変換素子54および受信時のN個あるいはN'個の変換素子54の位置情報を電子スイッチ53に供給する。 Scan control unit 24 includes a conversion element selection control circuit 68 and beam focusing control circuit 67, N pieces of N 'number of conversion elements 54 and upon receipt at the time of transmitting the conversion element selection control circuit 68 which is selected by the electronic switch 53 or it supplies the position information of N 'number of conversion elements 54 in the electronic switch 53. 一方、ビーム集束制御回路67は、上記N個の変換素子54およびN'個の変換素子54が形成する送信収束点および受信収束点を形成するための遅延時間情報を送信遅延回路51および受信遅延回路56に供給する。 On the other hand, beam focusing control circuit 67, the transmission delay circuit 51 and reception delay the delay time information for the formation of transmission convergence point and reception convergence point the N conversion elements 54 and N 'pieces of the conversion element 54 is formed It is supplied to the circuit 56.

信号処理部25は、フィルタ66と、対数変換器58と、包絡線検波器59と、A/D変換器60と画像データメモリA61および画像データメモリB62とを備えている。 The signal processing unit 25 includes a filter 66, and a logarithmic converter 58, an envelope detector 59, an A / D converter 60 and the image data memory A61 and image data memory B62. 送受信部22の加算器57の出力は、信号処理部25のフィルタ66において不要なノイズを除去した後、対数変換器58にて受信信号の振幅を対数変換し、弱い信号を相対的に強調する。 The output of the adder 57 of the transceiver unit 22, after removal of the unwanted noise in the filter 66 of the signal processing unit 25, logarithmically converting the amplitude of the received signal at the logarithmic converter 58, relatively emphasize weak signal . 一般に、被検体7からの受信信号は、80dB以上の広いダイナミックレンジをもった振幅を有しており、これを23dB程度のダイナミックレンジをもつ通常のCRTモニタに表示するためには弱い信号を強調する振幅圧縮が必要となる。 In general, the received signal from the subject 7 has an amplitude with a more wide dynamic range 80 dB, it highlighted the weak signals in order to display it in the usual CRT monitor with a dynamic range of about 23dB amplitude compression that is required.

なお、フィルタ66は、帯域通過特性を有し、受信信号における基本波を抽出するモードと高調波成分を抽出するモードを有している。 The filter 66 has a bandpass characteristic has a mode of extracting the fundamental wave in the received signal a mode of extracting harmonic components. 包絡線検波器59は、対数変換された受信信号に対して包絡線検波を行い、A/D変換器60は、この包絡線検波器59の出力信号をA/D変換し画像データを形成する。 Envelope detector 59 performs envelope detection on log-transformed received signal, A / D converter 60, the output signal of the envelope detector 59 to form the A / D conversion to the image data .

なお、この画像データとは、光音響イメージング法によって被検体7に光を入射させた場合に得られる音響受信信号に基づいて生成される画像データ(以下、光音響画像データ)と、通常のパルスエコー法において広く行われているように、被検体7に送信超音波を送信した場合に反射波として得られる超音波受信信号に基づいて生成される画像データ(以下、超音波画像データ)をいう。 Note that the image data, the image data generated on the basis of the acoustic reception signal obtained when light is incident on the specimen 7 by the photoacoustic imaging method (hereinafter, photoacoustic image data) and a normal pulse as prevailing in echo method means the image data generated based on the ultrasonic reception signal obtained as a reflected wave in the case of transmitting the transmission ultrasonic waves to the object 7 (hereinafter, the ultrasound image data) . 画像データメモリA61は、前者の光音響画像データを保存する記憶回路であり、画像データメモリB62は、後者の超音波画像データを保存する記憶回路である。 Image data memory A61 is a memory circuit that stores the former photoacoustic image data, the image data memory B62 is a storage circuit that stores the latter ultrasonic image data.

表示部6は、表示用画像メモリ63と変換器64とCRTモニタ65を備えている。 Display unit 6 is provided with a transducer 64 and a CRT monitor 65 and the display image memory 63. 表示用画像メモリ63は、CRTモニタ65に表示する画像データを一時的に保存するバッファメモリであり、画像データメモリA61に保存される光音響画像データと画像データメモリB62に保存される超音波画像データは、この表示用画像メモリ63において合成される。 Display image memory 63 is a buffer memory that temporarily stores image data to be displayed on the CRT monitor 65, an ultrasonic image is stored in the photoacoustic image data and the image data memory B62 stored in the image data memory A61 data is synthesized in the display image memory 63. 変換器64は、表示用画像メモリ63から読み出された合成画像データに対してD/A変換とテレビフォーマット変換を行い、その出力はCRTモニタ65において表示される。 Converter 64 performs D / A conversion and TV format conversion on the combined image data read out from the display image memory 63, the output is displayed in the CRT monitor 65.

操作部5は、操作パネル上にキーボード、トラックボール、マウス等を備え、装置操作者が患者情報や装置の撮影条件など必要な情報を入力するために用いられる。 Operation unit 5 includes a keyboard on the operation panel, a track ball, a mouse or the like, device operator is used to enter the required information such as the shooting conditions of patient information and device.

システム制御部4は、図示しないCPUと図示しない記憶回路を備え、操作部5からのコマンド信号に従って光送信部1、画像データ生成部2、表示部6などの各ユニットの制御やシステム全体の制御を統括して行う。 The system control unit 4 includes a storage circuit (not shown) with the not shown CPU, the optical transmission unit 1 in accordance with a command signal from the operation unit 5, the image data generating unit 2, control of the overall control and system of each unit such as the display unit 6 perform oversees. 特に、内部のCPUには、操作部5を介して送られる操作者の入力コマンド信号が保存される。 In particular, inside the CPU, an input command signal of the operator sent via the operation unit 5 are stored.

次に、光照射部15と電気音響変換部23を一体化したアプリケータ70について図3および図4を用いて説明する。 Next, the applicator 70 with an integrated light irradiation unit 15 and electroacoustic conversion unit 23 will be described with reference to FIGS. 図3(a)は導波部14を構成する光ファイバ71と電気音響変換部23を構成する変換素子54の配列方法の具体例を示したものであり、長さs、厚みt、幅aを有するM本の変換素子54−1〜54−Mが配列間隔dで1次元に配列されている。 3 (a) is illustrates a specific example of a method of arranging conversion elements 54 constituting the optical fiber 71 and electroacoustic conversion unit 23 constituting the waveguide 14, a length s, thickness t, the width a transducer 54-1 to 54-M of the M having a are arranged in a one-dimensional array spacing d. 一方、光ファイバ71は、この変換素子54の配列隙間内で、且つ長さ方向の中心付近において変換素子54の配列方向と同一方向に配列されている。 On the other hand, the optical fiber 71, in the array gaps of the transducer 54, are arranged in sequence in the same direction of the conversion elements 54 in and a length direction near the center of.

図3(b)は図3(a)のA−A断面におけるアプリケータ70の断面図を示す。 3 (b) shows a sectional view of the applicator 70 in the A-A cross section in FIG. 3 (a). すなわち、被検体7の体表面に直接接触し、照射光および送信超音波の照射と音響波および受信超音波の受信を行うアプリケータ70は、光照射用の光ファイバ71と、音響信号の受信および超音波の送受信を行う変換素子54とを備えている。 That is, in direct contact with the body surface of the subject 7, the applicator 70 to receive the irradiation and the acoustic wave and receiving ultrasonic waves irradiated light and transmitting ultrasonic waves, the optical fiber 71 for light irradiation, the reception of acoustic signals and a conversion element 54 for transmitting and receiving ultrasonic waves. そして、この変換素子54の第1の面(上面)および第2の面(下面)には、駆動信号の供給や、受信信号取り出しのための電極73−1、73−2がそれぞれ装着され、この電極73−1は支持台72に固定されている。 Then, the first surface (upper surface) and second surface of the transducer 54 (the lower surface), the supply and the drive signal, the electrodes 73-1 and 73-2 for the extraction received signals are respectively mounted, the electrode 73-1 is secured to the support 72. また、他の電極73−2には、超音波の送受信を効率良く行うための音響マッチング層74が設けられ、更に、その表面は保護膜75によって覆われている。 Further, the other electrode 73-2, the acoustic matching layer 74 for transmitting and receiving ultrasonic waves efficiently is provided, further, the surface thereof is covered with a protective film 75. なお、図3(a)では支持台72、音響マッチング層74および保護膜75は省略されている。 Incidentally, FIGS. 3 (a) the support platform 72, acoustic matching layer 74 and protective film 75 are omitted.

図4は前記アプリケータ70の外観図であり、このアプリケータ70の左面に配置される電気音響変換部23と光照射部15は、被検体7の表面に接触し、照射光の照射と音響波の受信および超音波の送受信が行われる。 Figure 4 is an external view of the applicator 70, electroacoustic conversion unit 23 and the light irradiation unit 15 disposed on the left surface of the applicator 70 contacts the surface of the subject 7, irradiation and acoustic irradiation light transmission and reception of the reception and the ultrasonic wave is performed. 一方、光照射部15に繋がる光ファイバ71と変換素子54の電極73に接続される同軸ケーブル77は被覆76によって纏められ、この光ファイバ71の他の端部は光走査部13に、また同軸ケーブル77の他の端部は画像データ収集部2の送受信部22に接続されている。 On the other hand, the coaxial cable 77 to be connected to the optical fiber 71 leading to the light irradiation unit 15 to the electrodes 73 of the conversion element 54 is gathered by the coating 76, the other end of the optical fiber 71 in the optical scanning unit 13, also coaxial the other end of the cable 77 is connected to the transceiver unit 22 of the image data acquisition unit 2.

次に本発明の第1の実施の形態における光音響画像データの生成手順について図1乃至図6を用いて説明する。 Next a first procedure for generating photoacoustic image data in the embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS. 但し、図5はアプリケータ70における照射光の照射方法を、また図6は同じアプリケータ70における音響波の受信方法を示す図であり、この図においても支持台72、音響マッチング層74および保護膜75は省略されている。 However, Figure 5 is a diagram illustrating a method of receiving acoustic waves irradiation method of the irradiation light, and FIG. 6 is at the same applicator 70 in the applicator 70, also support table in FIG. 72, the acoustic matching layer 74 and protective film 75 are omitted.

操作者は、光音響イメージング法およびパルスエコー法における必要な画像撮影条件を操作部5において設定する。 The operator sets the required image capturing conditions in the photoacoustic imaging method and pulse echo method in the operation unit 5. 画像撮影条件として、フレーム数、視野深度、レート周波数、画像表示方法の他にアプリケータ70の各種仕様などがある。 As imaging conditions, the number of frames, depth of field, rate frequency, there are various specifications of the applicator 70 in addition to the image display method. 更に、操作者は、光音響イメージングに用いる光波長など光源に関する諸条件の設定についても同時に行い、設定されたこれらの撮影条件をシステム制御部4の図示しない記憶回路に保存する。 Furthermore, the operator can also perform simultaneous setting of various conditions relating to the light source such as light wavelength used for photoacoustic imaging, to save these image capturing conditions set in the memory circuit (not shown) of the system control unit 4.

上記の各種撮影条件の設定が終了したならば、操作者は、アプリケータ70を被検体7の所定の位置に設置した後、光音響イメージングにおける光音響画像データの収集開始コマンドを操作部5より入力する。 If setting of the various imaging conditions is completed, the operator, after the setting of the applicator 70 at a predetermined position of the object 7, the operation unit 5 to the collection start command photoacoustic image data in photoacoustic imaging input.

この光音響画像データの収集開始コマンドを受けたシステム制御部4は、内部の記憶回路から光源に関する設定条件を読み出し、この設定条件に従って光源部11より、例えばNd・YAGレーザを選択して1000nmの波長を有する単色光を発生する。 The system control unit 4 which has received the acquisition start command of the photoacoustic image data, reads out the setting conditions relating to the light source from the internal storage circuit, from the light source unit 11 according to the setting conditions, 1000 nm of select example Nd · YAG laser generating a monochromatic light having a wavelength. 光源部11で発生した単色光は、光合波部12を介して光走査部13に送られ、光走査部13は、図5に示すように配列された複数本の光ファイバ71(71−1〜71−M−1)の中の、例えば光ファイバ71−3を選択して上記単色光を供給する。 Monochromatic light generated by the light source unit 11 is sent to the optical scanning unit 13 via the optical multiplexing unit 12, the optical scanning unit 13, a plurality of optical fibers 71 which are arranged as shown in FIG. 5 (71-1 ~71-M-1) in, for supplying the monochromatic light, for example, select the optical fiber 71-3. 選択された光ファイバ71−3は、この光をアプリケータ70の光照射部15まで導き、その先端部より被検体7に照射する。 Optical fiber 71-3 selected guides the light to the light irradiation portion 15 of the applicator 70, is irradiated from the distal end to the subject 7. この場合、光ファイバ71−3から照射された単色光は、図5の矢印で示すように、アプリケータ70の被検体接触面に対してほぼ垂直の方向に照射される。 In this case, the monochromatic light irradiated from the optical fiber 71-3, as indicated by the arrows in FIG. 5, is irradiated in a substantially vertical direction with respect to the subject contact surface of the applicator 70.

被検体7の血液中のヘモグロビンは、照射された単色光のエネルギーを吸収して温度上昇を引き起こし、この温度上昇に起因する圧力変化によって音響波を発生する。 Hemoglobin in the subject 7 blood causes a temperature rise by absorbing energy of the irradiated monochromatic light, it generates an acoustic wave by the pressure change due to the temperature rise. このとき発生する音響波は、100KHz〜2MHzの広帯域スペクトル成分を有するパルス波である。 Acoustic wave generated at this time is a pulse wave having a broadband spectrum component of 100KHz~2MHz.

なお、光音響効果では、計測しようとする物質によって照射する光の波長が決定され、この波長による照射の結果得られる音響波の大きさから、その成分量を定量化することが可能となる。 In the photoacoustic effect, the wavelength of the light irradiated by the substance to be measured is determined from the magnitude of the acoustic wave obtained as a result of irradiation with this wavelength, it is possible to quantify the component amount. すなわち、上記Nd・YAGレーザにより1000nmの波長を有する単色光を被検体7に照射することによって、照射部位におけるヘモグロビンの量を定量的に計測することができる。 That is, by irradiating a monochromatic light having a wavelength of 1000nm by the Nd · YAG laser in the subject 7, it is possible to quantitatively measure the amount of hemoglobin in the irradiation region.

この被検体7への光の照射に引き続いて音響波の受信を行う。 To receive the acoustic wave subsequent to irradiation of light to the subject 7. 例えば、図6に示すようなアプリケータ70の被検体接触面から距離Lの部位の血管領域において発生する音響波に対して、システム制御部4は、その記憶回路に予め保存されている走査情報の中の変換素子54の選択情報を走査制御部24の変換素子選択制御回路68に供給し、また受信時の焦点距離設定に関する遅延時間情報を同じ走査制御部24のビーム収束制御回路67に供給する。 For example, with respect to the acoustic wave generated in the vascular region of the site of the distance L from the subject contact surface of the applicator 70 as shown in FIG. 6, the system control unit 4, the scanning information stored in advance in the storage circuit the selection information of the conversion element 54 is supplied to the conversion element selection control circuit 68 of the scan control unit 24 in the, also supplies delay time information concerning focal length setting at the time of reception to the beam convergence control circuit 67 of the same scan control unit 24 to.

電子スイッチ53は、変換素子選択制御回路68の制御信号に基づいて、アプリケータ70のM個の変換素子54−1〜54−Mの中から隣接するN本(N=6)の変換素子54−1〜54−6を選択する。 Electronic switch 53, based on the control signal of the conversion element selection control circuit 68, conversion device 54 of the N adjacent from the M conversion elements 54-1 to 54-M of the applicator 70 (N = 6) to select the -1~54-6. 一方、受信遅延回路56は、ビーム収束制御回路67の制御信号に基づいて、これらの変換素子54によって得られた受信信号に対して受信焦点距離をLに設定するための遅延時間を与える。 On the other hand, the reception delay circuit 56 based on the control signal of the beam focusing control circuit 67, provides a delay time for setting the reception focal length L with respect to reception signals obtained by these conversion element 54. すなわち、変換素子選択制御回路68は、システム制御部4から供給される変換素子54の選択情報に基づいて、電子スイッチ53−1〜53−N(N=6)をON状態にし、光照射時に選択して用いた光ファイバ71−3を中心として変換素子54−1〜54−6を受信用の変換素子54として選択する。 That is, transducer selection control circuit 68, based on the selection information of the conversion element 54 supplied from the system control unit 4, the electronic switches 53-1 to 53-N to (N = 6) to the ON state at the time of light irradiation selecting a transducer 54-1~54-6 as conversion elements 54 for reception around the optical fiber 71-3 using select. 被検体7の内部で発生した音響波は、変換素子54−1〜54−6で電気信号に変換された後、電子スイッチ53を介してプリアンプ55に供給され、所定の振幅に増幅されて受信遅延回路56に入力される。 Acoustic waves generated inside the subject 7 is converted into an electric signal by the transducer 54-1~54-6 is supplied to the preamplifier 55 via the electronic switch 53, it is amplified to a predetermined amplitude received is input to the delay circuit 56.

Nチャンネルから構成される受信遅延回路56において、n番目の受信遅延回路56は、変換素子54−nによって得られる受信信号に対して次式で示す遅延時間τ(n)を与える。 In the reception delay circuit 56 composed of N-channel, n-th reception delay circuit 56 gives a delay time tau (n) indicated by the following equation for the received signal obtained by the conversion element 54-n.

τ(n)=d (N−1) −(2n−N−1) /8CFo τ (n) = d 2 ( N-1) 2 - (2n-N-1) 2 / 8CFo ・・・(1) ... (1)
但し、dは変換素子54の配列間隔、Cは被検体7の音響波伝播速度(約1500m/sec)、Foは受信焦点距離であり、Fo=Lに設定すれば変換素子54−1〜54−6によって得られる受信信号に対して上記の遅延時間が与えられた後加算器57において加算することにより、距離Lにおいて発生した音響波の位相を一致させて加算合成することできる。 However, d is the arrangement interval of the conversion elements 54, C is the acoustic wave propagation speed of the subject 7 (approximately 1500 m / sec), Fo is the reception focal length conversion element is set to Fo = L 54-1 to 54 by the above delay time to the received signal obtained by -6 added in the adder 57 after having been given, to match the acoustic wave phase generated in the distance L can be added synthesized.

本実施の形態によれば、光が被検体7に照射されてから音響波が変換素子54によって受信されるまでの時間は距離Lの大きさに比例する。 According to this embodiment, the optical acoustic waves from being applied to the subject 7 is proportional to the magnitude of the time distance L to be received by the transducer 54. 従って、音響波の受信において上記(1)式における受信焦点距離Foの値を時間的に増加させる、いわゆるダイナミック収束法が適用でき、光ファイバ71−3の照射によって発生する音響波は、深さ(距離)によらず、常に収束状態で受信されるため、これらの受信信号から良好な感度と空間分解能を有した光音響画像データを生成することが可能となる。 Accordingly, in the reception of acoustic waves increases the value of the reception focal length Fo in equation (1) time, the so-called dynamic convergence method can be applied, an acoustic wave generated by the irradiation of the optical fiber 71-3, the depth (distance) regardless, since always received in a converged state, it is possible to generate a photoacoustic image data having a good sensitivity and spatial resolution from the received signals.

加算器57において合成された変換素子54−1〜54−6の受信信号は、信号処理部25のフィルタ66においてノイズ成分が除去された後、対数変換器58および包絡線検波59において振幅圧縮と検波がなされ、更にA/D変換器60にてデジタル信号に変換されて、光音響画像データ用の画像データメモリA61に保存される。 Receiving signals of the conversion elements 54-1~54-6 synthesized in the adder 57, after which the noise components have been removed in the filter 66 of the signal processing unit 25, and the amplitude compression in a logarithmic converter 58 and envelope detector 59 detection is made, it is further converted into a digital signal by the a / D converter 60 and stored in the image data memory A61 for photoacoustic image data.

上記の手順によって光音響イメージングにおける第1の走査が終了したならば、 If the first scan in photoacoustic imaging is completed by the above procedure,
光ファイバ71−4を使用して第2の走査を行う。 Performing a second scan using the optical fiber 71-4. システム制御部4の制御信号に従い、光走査部13は、光ファイバ71(71−1〜71−M−1)の中の光ファイバ71−4を選択し、光源部11の単色光をアプリケータ70の光照射部15より被検体7に照射する。 In accordance with the control signal of the system control unit 4, the optical scanning unit 13 selects the optical fiber 71-4 in the optical fiber 71 (71-1~71-M-1), the applicator monochromatic light source unit 11 irradiating the specimen 7 from the light irradiation part 15 of 70.

光ファイバ71−4による光の照射によって被検体7の内部で発生する新たな音響波に対して、変換素子選択制御回路68は、システム制御部4から供給される変換素子54の選択情報に基づいて、電子スイッチ53−2〜53−7をON状態にし、光の照射時に選択して用いた光ファイバ71−4を中心として変換素子54−2〜54−7を受信用の変換素子54として選択する。 For the new acoustic waves generated inside the subject 7 by irradiation of light by the optical fiber 71-4, the conversion element selection control circuit 68, based on the selection information of the conversion element 54 supplied from the system controller 4 Te, the electronic switch 53-2~53-7 the oN state, the transducer 54-2~54-7 around the optical fiber 71-4 using selected upon irradiation of light as the conversion elements 54 for reception select. このとき、変換素子54−2〜54−6は、第1の走査と同様に電子スイッチ53−2〜53−6を介してプリアンプ55−2〜55−6、更には受信遅延回路56−2〜56−6に接続されるが、変換素子54−7は、電子スイッチ53−7を介してプリアンプ55−1、更には受信遅延回路56−1に接続される。 At this time, transducer 54-2~54-6 includes a preamplifier 55-2~55-6 via an electronic switch 53-2~53-6 as in the first scan, more reception delay circuit 56-2 are connected to the ~56-6 conversion element 54-7 includes a preamplifier 55-1 through the electronic switch 53-7, and further connected to the reception delay circuit 56-1.

この場合、変換素子54−2〜54−6の受信信号が供給される受信遅延回路56−2〜56−6を#1〜#5、また変換素子54−7の受信信号が供給される受信遅延回路56−1を#6とすると、#nの受信遅延回路56に供給される変換素子54の受信信号に対して前式(1)で示す遅延時間が与えられ、加算器57において加算合成される。 In this case, the received signal # 1 to # 5, also converting element 54-7 and reception delay circuit 56-2~56-6 the received signal is supplied transducer 54-2~54-6 is supplied received When # 6 a delay circuit 56-1, is given a delay time indicated by equation (1) with respect to the received signal of the transducer 54 is supplied to the reception delay circuit 56 of the # n, additive synthesis in adder 57 It is. なお、この場合も第1の走査と同様にダイナミック収束法を適用し、被検体7の内部で発生する音響波を深さによらずに常に収束状態で受信することができる。 Incidentally, it is possible in this case also the applied dynamic convergence method as in the first scan, to receive always converged state regardless of the acoustic wave the depth generated inside the subject 7. 加算器57において合成された変換素子54−2〜54−7の受信信号は、フィルタ66、対数変換器58および包絡線検波59においてノイズ除去や振幅圧縮更には包絡線検波がなされ、更にA/D変換器60にてデジタル信号に変換されて、画像データメモリA61に保存される。 Received signal of the adder 57 transducer 54-2~54-7 synthesized in the filter 66, the logarithmic converter 58 and envelope detector 59 noise removal and further amplitude compression envelope detection is made, further A / at D converter 60 is converted into a digital signal, is stored in the image data memory A61.

以下同様にして、システム制御部4は、光走査部13において光ファイバ71−5、光ファイバ71−6・・・光ファイバ71−M−3を選択して被検体7に光を照射し、このとき新たに発生する音響波を電子スイッチ53により変換素子54−3〜54−8、変換素子54−4〜54−9・・変換素子54−M−5〜54−Mを選択して受信する。 In the same manner, the system control unit 4, the optical fiber 71-5 in the optical scanning unit 13 selects the optical fiber 71-6 ... optical fiber 71-M-3 is irradiated with light to the subject 7, at this time selectively receives a new conversion element 54-3~54-8 by the electronic switch 53 the acoustic wave generated, transducer 54-4~54-9 .. conversion element 54-M-5~54-M to. そして各々6チャンネルの受信信号は、プリアンプ55、受信遅延回路56、フィルタ66、対数変換器58、包絡線検波59、更にはA/D変換器60を介して光音響画像データとして画像データメモリA61に順次保存され、1枚分の画像データの収集を終了する。 And each received signal of 6 channels, a preamplifier 55, reception delay circuits 56, filter 66, logarithmic converter 58, an envelope detector 59, further image data memory A61 as photoacoustic image data via the A / D converter 60 sequentially stored, it ends the collection of image data for one sheet to.

以上の手順により、光音響イメージング法による光音響画像データの収集が終了したならば、この光音響画像データと同時表示するパルスエコー法による超音波画像データの収集に移行する。 By the above procedure, if the collection of the photoacoustic image data by the photoacoustic imaging method has been completed, the process proceeds to collect ultrasonic image data by the pulse echo method to the photoacoustic image data and displayed simultaneously. 装置の操作者は、上記の光音響画像データの収集が終了したことを確認したならば、操作部5よりパルスエコー法による超音波画像データ収集の開始コマンドを入力する。 The operator of the device, if it was confirmed that the above collection of photoacoustic image data is completed, and inputs the start command of the ultrasonic image data acquisition from the operation unit 5 by the pulse echo method.

システム制御部4からパルスエコー法の第1走査の指示信号を受けた走査制御部24のビーム収束制御回路67は、送信超音波および受信超音波の収束点の設定に関するデータを送信用遅延回路51および受信用遅延回路56に送り、遅延時間の設定を行う。 Beam focusing control circuit of the scan control unit 24 receives the instruction signal of the first scan pulse echo method from the system control unit 4 67 transmits ultrasound and receives ultrasound transmission delay circuit data regarding setting of the convergence point 51 and sent to the reception delay circuit 56, to set the delay time. 一方、走査制御回部24の変換素子選択制御回路68は、電子スイッチ53に対し、この第1の走査において選択して使用する電気音響変換部23の変換素子54に関するデータを供給し、所定のチャンネルをON状態に設定する。 On the other hand, the conversion element selection control circuit 68 of the scan control times unit 24 to the electronic switch 53 supplies the data for the conversion elements 54 of the electroacoustic conversion unit 23 selected for use in the first scan, a given to set the channel to the oN state.

これらの設定が終了すると同時にレート信号発生部21から最初の超音波パルスの送信タイミングを決定するパルスがN'チャンネルで構成される送信遅延回路51に送られ、ここで送信超音波の収束距離を決定する遅延時間τfが与えられた後、パルサ52に供給される。 Pulse these settings to determine the transmission timing of the first ultrasonic pulse at the same time from the rate signal generating unit 21 upon completion is sent to the transmission delay circuit 51 constituted by N 'channels, the convergence distance transmission ultrasonic here after determining the delay time τf is given, it is supplied to the pulser 52. ここでn'(n'=1〜N')番目の遅延回路における遅延時間τf(n)は、次のように設定される。 Where n '(n' = 1~N ') th of the delay time in the delay circuit .tau.f (n) is set as follows.

τf(n')=d {(N'−1) ー(2n'−N'−1) }/8CF ・・・(2)但し、dは変換素子54の配列間隔、Cは被検体7の音響波伝播速度、Foは送信集束点である。 τf (n ') = d 2 {(N'-1) 2 over (2n'-N'-1) 2 } / 8CF 0 ··· (2) where, d is the arrangement interval of the conversion elements 54, C is the acoustic wave propagation speed of the subject 7, Fo is the transmission convergence point.

(2)式の送信遅延時間が与えられたレート信号発生部21の出力は、パルサ52に供給され、変換素子54を駆動して被検体7に超音波を放射するための駆動パルスが形成される。 (2) transmitting the output of the delay time is given rate signal generating unit 21 of the formula is supplied to the pulser 52, the drive pulses for radiating an ultrasonic wave to the subject 7 is formed by driving the conversion elements 54 that. パルサ52の出力、すなわち変換素子54の駆動信号は、電子スイッチ53を介してM個配列された変換素子54のうちのN'個の変換素子54−1〜54−N'を選択駆動して送信超音波を被検体7に放射する。 The output of the pulser 52, that is, the driving signal of the conversion element 54 is selectively driven to the N 'number of conversion elements 54-1 to 54-N' of the M arrayed conversion elements 54 via the electronic switch 53 emitting a transmission ultrasonic wave to the subject 7.

被検体7の内部に放射された超音波の一部は、臓器の境界面あるいは生体組織の音響散乱体にて反射し、受信超音波として再び変換素子54によって受信され、電気信号に変換される。 Some of inside emitted ultrasound of the object 7 is reflected at the acoustic scatterers organ boundary surface or body tissue, it is received again by the transducer 54 as a received ultrasonic wave is converted into an electrical signal . 電子スイッチ53は、変換素子54−1〜54−N'によって得られる超音波受信信号を選択し、これらのN'チャンネルの受信信号は、それぞれプリアンプ55を介して受信遅延回路56に送られ、受信超音波のビーム収束に必要な遅延時間が与えられた後、加算器57に供給される。 Electronic switch 53 'selects the ultrasonic wave reception signals obtained by these N' conversion elements 54-1 to 54-N received signal of the channel is sent to the reception delay circuit 56 through a preamplifier 55, respectively, after the delay time required for beam focusing of the received ultrasound is applied, it is supplied to the adder 57. この加算器57においてN'チャンネルの超音波受信信号は、加算合成され、更にフィルタ66、対数変換器58、包絡線検波器59においてノイズ除去や対数圧縮、更には包絡線検波が行われた後、A/D変換され、画像データメモリB62に第1の走査における画像データとして保存される。 Ultrasonic receiving signal N 'channel in the adder 57 is additively synthesized, further filter 66, logarithmic converter 58, the envelope detector 59 noise removal and logarithmic compression, after further envelope detection is performed are converted a / D, is stored as image data in the first scan in the image data memory B62. なお、受信時においては、ダイナミック収束法を適用することが好適であるが、その方法は、既に述べた光音響イメージング法の場合と同様であるため、詳細な説明は省略する。 At the time of reception, but it is preferable to apply the dynamic convergence method, the method is similar to the case of the already mentioned photoacoustic imaging method, a detailed description thereof will be omitted.

以上述べた第1の走査と同様な手順を繰り返すことによって第2以降の走査を行う。 To scan the second and subsequent by repeating the first scanning and the same procedure as described above. すなわち、第2の走査では、電子スイッチ53によって変換素子54−2〜54−N'+1を選択し、また、第3の走査では、変換素子54−3〜54−N'+2を選択して超音波の送受信を行い、このような動作は、変換素子54−M−N+1〜54−Mが選択駆動されるまで繰り返される。 That is, in the second scan, the conversion elements 54-2~54-N by the electronic switch 53 'selects the + 1, also, in the third scan, the conversion elements 54-3~54-N' Select + 2 send and receive ultrasonic waves, such an operation, the conversion element 54-M-N + 1~54-M is repeated until the selected drive. また、送信遅延回路51や受信遅延回路56によって送信超音波ビームおよび受信超音波ビームの収束が行われるが、その遅延時間の設定方法についても光音響イメージング法の場合とほぼ同様であるため、詳細な説明は省略する。 Further, since although the convergence of the transmitted ultrasonic beam and receiving the ultrasonic beam is performed by the transmission delay circuit 51 and reception delay circuit 56 is substantially the same as that of the photoacoustic imaging method is also how to set the delay time, details Do description thereof is omitted.

以上述べた手順により、パルスエコー法によって得られる1枚分の画像データは、信号処理部25の画像データメモリB62に保存される。 By the procedure described above, the image data of one sheet obtained by the pulse echo method is stored in the image data memory B62 of the signal processing unit 25. システム制御部4は、光音響画像データおよび超音波画像データの収集が終了したならば、光音響画像データと超音波画像データを画像データメモリA61および画像データメモリB62から読み出し、表示用画像メモリ63にて合成して一旦保存する。 The system control unit 4, if the collection of the photoacoustic image data and ultrasonic image data is completed, reads out the photoacoustic image data and ultrasonic image data from the image data memory A61 and image data memory B62, the display image memory 63 synthesized and in the store once. 更に合成した画像データを変換回路64に供給してD/A変換とTVフォーマット変換を行った後、CRTモニタ65において表示する。 After D / A conversion and TV format conversion by supplying further synthesized image data to the conversion circuit 64, and displays the CRT monitor 65.

このようにして光音響画像データと超音波画像データの収集を繰り返して行い、このとき得られる夫々の画像データを合成してCRTモニタ65に表示することによって、この合成画像を操作者は、リアルタイムで観測することが可能となる。 Thus was repeated collection of photoacoustic image data and ultrasonic image data, by displaying on the CRT monitor 65 by combining the image data of each obtained in this case, the operator of this composite image, real-time in it is possible to observe.

なお、上記表示用画像メモリ63において光音響画像データと超音波画像データを合成してCRTモニタ65にて表示する場合、それぞれの画像データを重畳して表示することによって光音響画像による音響波発生源の把握が容易となる。 In the case of displaying by the CRT monitor 65 by combining the photoacoustic image data and ultrasonic image data in the display image memory 63, an acoustic wave generated by the photoacoustic image by displaying superimposed each image data understanding of the source is facilitated. この場合、例えば白黒の超音波画像に赤色の光音響画像を重畳表示するなど、両者を色によって識別して表示する方法が好適である。 In this case, for example, black and white display superimposed red photoacoustic image to ultrasound image, a method of displaying both being identified by the color is suitable.

以上述べた第1の実施の形態によれば、光音響画像と超音波画像が同一の変換素子54を用いて収集できるため、それぞれの画像を精度よく重畳表示することが可能となる。 According to the first embodiment described above, since the photoacoustic image and ultrasonic image can be acquired using the same conversion elements 54, it is possible to the respective image accurately superimposed. 特に、光音響画像の生成においては、多くの変換素子54から得られる音響受信信号の位相を合わせて加算する、いわゆる整相加算方式を行っているため、例え、被検体7に照射された光が散乱あるいは拡散しても音響波の発生源を正確に捉えることが可能となる。 In particular, in the generation of the photoacoustic image, because doing adds to match the phase of the acoustic reception signals obtained from many conversion elements 54, a so-called delay-and-sum method, for example, it is applied to the subject 7 Light There it is possible to capture accurately the source of acoustic waves be scattered or diffused.

なお、上記の第1の実施の形態の説明において、光音響イメージングの音響受信信号の収集に使用した変換素子数は、説明の都合上6としたが、これに限定されない。 In the description of the first embodiment described above, the number of conversion elements used to collect acoustic signals received photoacoustic imaging has been the convenience 6 of illustration and not limitation. また、パルスエコー法に使用した送信用変換素子数と受信用変換素子数は、いずれもN'としたが、夫々異なる変換素子数によって送受信を行ってもよい。 The pulse echo method receiving transducer number and transmission conversion element number used include, but are both set to N ', may transmit and receive the mutually different conversion element number.

また、この実施の形態の説明においては、光音響画像データの収集後に超音波画像データの収集を行ったが、これらの画像データの収集順序については限定されない。 Further, in the description of this embodiment, after collection of the photoacoustic image data were subjected to collection of the ultrasound image data is not limited for acquisition order of these image data. また、光音響画像データと超音波画像データをそれぞれ複数枚収集して前者を画像データメモリA61に、また後者を画像データメモリB62に一旦保存し、この画像データメモリA61および画像データメモリB62から所望の画像を選択して表示用画像メモリ63において合成してもよい。 Furthermore, the former and photoacoustic image data and ultrasonic image data respectively collected plurality in the image data memory A61, also temporarily store the latter in the image data memory B62, desired from the image data memory A61 and image data memory B62 images may be synthesized in the display image memory 63 by selecting the.

一方、光音響画像データを収集する場合、1つの物質に対して複数の波長の光を用いて、その成分量を求めてもよい。 On the other hand, when collecting photoacoustic image data, by using light of a plurality of wavelengths for a single substance, it may be determined that component amount. 例えば、ヘモグロビンの成分量を計測する場合、前述の通り生体内のヘモグロビンは600nmから1000nmの光を吸収するが、600nm近傍では酸化ヘモグロビンに比べ還元ヘモグロビンの吸収が相対的に大きく、1000nm近傍では還元ヘモグロビンに比べ酸化ヘモグロビンの吸収が大きい。 For example, when measuring the component amount of hemoglobin, but absorbs light hemoglobin from 600nm to 1000nm in previously described vivo absorption is relatively large reduced hemoglobin compared to oxyhemoglobin at 600nm vicinity, the reduction in 1000nm vicinity It is greater absorption of oxygenated hemoglobin compared to the hemoglobin. この様な吸収特性の違いを利用する事により、生体内中の酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンを分離して定量化したり、総ヘモグロビン量を求めることができる。 By utilizing the difference of such absorption properties, or quantified by separating the oxidized hemoglobin and reduced hemoglobin in the living body, it is possible to determine the total amount of hemoglobin. 上記の1000nmのNd:YAGレーザや、633nmのHe-Neガスレーザを用い、それぞれの波長によって得られる計測結果を異なる色で識別して表示してもよい。 Of the above 1000 nm Nd: YAG laser and using a 633nm of He-Ne gas laser may be displayed to identify the used measurement results obtained by the respective wavelengths in different colors. この場合、光音響画像は超音波画像と重畳表示してもよいが、並べて表示することも可能である。 In this case, the photoacoustic image may be displayed superimposed on the ultrasound image, it is possible to tiling.

また、同じ被検体7の部位に対して、コレステロールやグルコースなど、ヘモグロビン以外の物質についても最適な波長の単色光を用いて同様な手順で計測を行ない、その計測結果とヘモグロビンの計測結果を異なる色で識別して表示してもよい。 Further, with respect to the site of the same subject 7, such as cholesterol or glucose, it performs measurements in a similar procedure using the monochromatic light of the optimal wavelengths for substances other than hemoglobin, different measurement results of the measurement result and hemoglobin it may be displayed and identified by color. この場合も光音響画像は超音波画像と重畳表示してもよいが、並べて表示することも可能であり、その表示方法は限定されない。 Again photoacoustic image may be displayed superimposed on the ultrasound image, it is also possible to tiling, the display method is not limited.

(第2の実施の形態) (Second Embodiment)
次に、本発明の第2の実施の形態として、超音波画像データをハーモニックイメージング法によって収集する場合につき図7を用いて説明する。 Next, a second embodiment of the present invention will be described with reference to attached Figure 7 when acquiring ultrasound image data by harmonic imaging method. なお、本実施の形態における光音響画像データの収集方法およびパルスエコー法における超音波の送信方法は、第1の実施の形態と同様であるため説明を省略する。 Incidentally, the ultrasonic transmission method in collection method and pulse echo method of photoacoustic image data in this embodiment is omitted because it is similar to the first embodiment.

光音響イメージング法における音響波の周波数スペクトラムは、1MHzを中心周波数として200KHz〜2MHzの範囲に分布しており、従って、電気音響変換部23の変換素子54は、この周波数成分に対応した特性を有するものを用いる必要があるが、これは通常のパルスエコー法の中心周波数(fo:例えば3.5MHz)と比較すると低い。 Frequency spectrum of the acoustic wave in the photoacoustic imaging method, 1MHz is distributed in the range of 200KHz~2MHz as center frequency, thus, transducer 54 of the electroacoustic conversion unit 23 has corresponding characteristics in this frequency component it is necessary to use an object, which is the center frequency of the normal pulse echo method (fo: eg 3.5 MHz) and compared low.

第1の実施の形態では、光音響画像データと超音波画像データの収集を同一の変換素子54を用いて行うため、従来のパルスエコー法を適用して得られる超音波画像において空間分解能の劣化を招くことになる。 In the first embodiment, for the collection of the photoacoustic image data and ultrasonic image data by using the same conversion elements 54, deterioration of the spatial resolution in the ultrasonic image obtained by applying the conventional pulse echo method which leads to.

このような問題点を改善するために、ハーモニックイメージング法を適用した超音波画像データの収集について説明する。 To solve such a problem, it will be described collection of ultrasound image data to which the harmonic imaging method. ハーモニックイメージング法とは、被検体7の組織において生ずる超音波非線形現象を有効に利用したイメージング法であり、例えば、中心周波数がfoの超音波パルスを被検体7に放射した場合、被検体組織の非線型現象によって、例えば2倍の高調波成分(2fo)が新たに発生し、この高調波成分は、基本波成分(fo)とともに変換素子54によって受信される。 The harmonic imaging method is a method of imaging utilizing effectively the ultrasonic nonlinear phenomenon that occurs in the tissue of the subject 7, for example, when the center frequency is emitted ultrasonic pulses fo the subject 7, the subject tissue by non-linear phenomena, e.g., 2-fold harmonic component (2fo) is newly generated, the harmonic component is received by the transducer 54 along with the fundamental wave component (fo). この高調波成分の発生は、被検体7の組織性状や反射部位までの伝搬距離、あるいは反射部位における超音波強度に依存する。 The generation of the harmonic component depends on the ultrasound intensity at propagation distance or reflection sites to tissue properties or reflecting region of the object 7.

超音波画像データの収集において、被検体7に放射された送信超音波の一部は、音響インピーダンスの異なる被検体7の臓器の境界面あるいは組織にて反射する。 In the collection of ultrasonic image data, some of the transmission ultrasonic waves emitted to the subject 7 are reflected at the boundary surface or tissue of an organ of a different subject 7 acoustic impedances. これらの超音波は、組織の非線型特性により、中心周波数が2foの超音波パルスが新たに発生する。 These ultrasonic waves, by the non-linear properties of the tissue, the center frequency ultrasonic pulse 2fo are newly generated. 従って、被検体7の組織内にて反射して変換素子54に戻る受信超音波は、送信時の中心周波数foの超音波パルス(基本波成分)と中心周波数が2foの超音波パルス(高調波成分)が混在したものとなる。 Therefore, the reception ultrasonic wave back to the conversion element 54 is reflected by the tissue of the subject 7, an ultrasonic pulse (harmonic ultrasonic pulse (fundamental wave component) and the center frequency of the center frequency fo at the time of transmission is 2fo It becomes the component) are mixed.

このときの受信超音波の周波数スペクトラムを図7に示す。 It shows the frequency spectrum of the reception ultrasonic wave at this time is shown in FIG. 図7(a)は被検体7に送信される送信超音波の周波数スペクトラムであり、foを中心に分布している。 7 (a) is a frequency spectrum of the transmission ultrasonic waves to be transmitted to the object 7 are distributed around the fo. これに対して図7(b)に示した被検体7からの受信超音波の周波数スペクトラムは、foを中心に分布する基本波成分と、2foを中心に分布する高調波成分とで構成され、一般に、高調波成分は、基本波成分に対して約20dB小さい。 This frequency spectrum of the reception ultrasonic wave from the subject 7 shown in FIG. 7 (b) For a fundamental wave component distributed around fo, is composed of a harmonic component to be distributed around 2fo, in general, harmonic components is about 20dB less with respect to the fundamental wave component. 因みに、この高調波の発生原因は超音波パルスの被検体組織内の伝播速度が超音波の音圧に依存するためであり、この性質のために受信信号に波形歪が生じ、高調波成分が発生することが知られている。 Incidentally, the cause of harmonic is because the propagation speed of the subject in the organization of the ultrasonic pulse is dependent on the sound pressure of the ultrasonic wave, the waveform distortion in the received signal for this property occurs, the harmonic component It has been known to occur.

被検体7からの受信超音波は、変換素子54において超音波から電気信号(超音波受信信号)に変換され、この超音波受信信号は、送受信部22を介して信号処理部25のフィルタ66に送られる。 Receiving ultrasound from the subject 7 is converted in the conversion element 54 from the ultrasound into an electrical signal (ultrasonic reception signal), the ultrasonic reception signal, the filter 66 of the signal processing unit 25 via the transceiver 22 Sent. このフィルタ66は、図7(c)に示すような2foを中心とした帯域通過特性と図示しないfoを中心とした帯域通過特性を有している。 The filter 66 has a bandpass characteristic centered on fo not shown a band pass characteristic centered on 2fo as shown in FIG. 7 (c). ハーモニックイメージング法においては、このフィルタ66によって第2高調波成分が抽出され、その出力は、対数変換器58、包絡線検波器59、A/D変換器60を介して、画像データメモリB62に保存される。 In harmonic imaging method, the second harmonic component by the filter 66 is extracted, its output, through a logarithmic converter 58, an envelope detector 59, A / D converter 60, stored in the image data memory B62 It is. 一方、光音響イメージング法においては、第1の実施の形態と同様にフィルタ66によって基本波成分が抽出され、その出力は対数変換器58、包絡線検波器59、A/D変換器60を介して、画像データメモリB62に保存される。 On the other hand, in the photoacoustic imaging method, the first embodiment as well as the filter 66 is extracted fundamental wave component, its output via the logarithmic converter 58, an envelope detector 59, A / D converter 60 Te, it is stored in the image data memory B62.

次いで、システム制御部4は、画像データメモリB62に保存された超音波画像データと、画像データメモリA61に保存されている光音響画像データを読み出し、表示用画像メモリ63において合成した後、変換回路64を介してCRTモニタ65に表示する。 Next, the system control unit 4, the ultrasound image data stored in the image data memory B62, reads out the photoacoustic image data stored in the image data memory A61, was synthesized in the display image memory 63, converter 64 displayed on the CRT monitor 65 via the.

この第2の実施の形態によれば、超音波画像データは、第1の実施の形態と比較して2倍の周波数成分によって生成される。 According to the second embodiment, ultrasonic image data is generated by frequency component twice as compared with the first embodiment. 従って、光音響画像データと超音波画像データを同一の変換素子54を用いて収集する場合においても解像度の優れた超音波画像に光音響画像を重畳して表示することが可能となり、更に、これらの画像データの収集と表示を同時に行うこともできるため操作性に優れた装置の提供が可能となる。 Therefore, it is possible also displayed superimposed photoacoustic image resolution superior ultrasonic image in the case of collecting the photoacoustic image data and ultrasonic image data by using the same conversion elements 54, and further, these providing excellent device to collect the operation for can be performed simultaneously display of image data it is possible.

なお、上記の本実施の形態の説明においては、第2高調波成分を用いたハーモニックイメージング法について述べたが、これに限定されるものではなく、第3次以上の高調波成分を用いて超音波画像データの生成を行ってもよい。 In the description of the above embodiment has described the harmonic imaging method using the second harmonic component is not limited thereto, using a third order or higher harmonic components Ultra it may be performed to generate the ultrasonic image data.

(第3の実施の形態) (Third Embodiment)
次に、本発明の第3の実施の形態として、光音響イメージングにおける簡易化した受信方法について図8を用いて説明する。 Next, a third embodiment of the present invention, the reception method simplified in photoacoustic imaging will be described with reference to FIG. なお、本実施の形態における超音波画像データの収集方法および光音響イメージング法の光照射方法は、第1の実施の形態と同様であるため説明を省略する。 The light irradiation method of collecting methods and the photoacoustic imaging method of ultrasound image data in this embodiment is omitted because it is similar to the first embodiment.

図8は第3の実施の形態における照射光の照射位置と音響波の受信位置を示した図であり、例えば、この図に示すように光ファイバ71−1を用いて光を被検体7に照射した場合、照射光は細い幅を維持したまま直進するため、強い指向性を有している。 Figure 8 is a diagram showing the received position of the irradiation position and the acoustic wave of the irradiated light in the third embodiment, for example, the subject 7 with light using an optical fiber 71-1 as shown in FIG. when irradiated, for straight while the irradiation light was maintained a narrow width, and has a strong directivity. 従って、音響波を受信する際の整相加算処理を行わなくても光音響画像の生成は可能となる。 Thus, generation of the photoacoustic image without performing phasing addition processing for receiving an acoustic wave is allowed.

光音響イメージングの第1の走査において、光ファイバ71−1からの照射光によって被検体7の血液中のヘモグロビンは、照射された光のエネルギーを吸収して音響波を発生する。 In the first scan of the photoacoustic imaging, hemoglobin of the subject 7 in the blood by irradiation light from the optical fiber 71-1, it generates an acoustic wave by absorbing the energy of irradiated light. この音響波の受信に際して、システム制御部4は、その記憶回路に予め保存されている走査情報の中の変換素子54の選択情報を走査制御部24の変換素子選択制御回路68に供給する。 Upon reception of the acoustic wave, the system control unit 4 supplies selection information of the conversion element 54 in the scanning information stored in advance in the storage circuit to the conversion element selection control circuit 68 of the scan control unit 24.

変換素子選択制御回路68は、システム制御部4から供給される変換素子54の選択情報に基づいて、電子スイッチ53−1〜53−2をON状態にし、光の照射時に選択して用いた光ファイバ71−1の両側に位置する変換素子54−1〜54−2を受信用変換素子として選択する。 Conversion element selection control circuit 68, based on the selection information of the conversion element 54 supplied from the system control unit 4, and an electronic switch 53-1~53-2 the ON state, was used to select at the irradiation with light light selecting conversion elements 54-1~54-2 located on both sides of the fiber 71-1 as a receiving transducer. 被検体7の内部で発生した音響波は、変換素子54−1〜54−6で電気信号に変換された後、電子スイッチ53を介してプリアンプ55に供給され、所定の振幅に増幅されて受信遅延回路56に入力する。 Acoustic waves generated inside the subject 7 is converted into an electric signal by the transducer 54-1~54-6 is supplied to the preamplifier 55 via the electronic switch 53, it is amplified to a predetermined amplitude received is input to the delay circuit 56. この受信遅延回路56は、同時表示される超音波画像データの収集のために備えられており、この光音響画像データ収集においては使用されない。 The reception delay circuit 56 is provided for the collection of ultrasound image data to be simultaneously displayed, not used in this photoacoustic image data acquisition. すなわち、変換素子54−1および54−2によって得られる信号は、この受信遅延回路56をそのまま通過し、加算器57にて合成される。 That is, the signal obtained by the conversion elements 54-1 and 54-2, the reception delay circuit 56 as it passes through, are synthesized by the adder 57.

加算器57において合成された変換素子54−1〜54−2の音響受信信号は、信号処理部25のフィルタ66においてノイズ成分が除去された後、対数変換器58および包絡線検波59において振幅圧縮と検波がなされ、更に、A/D変換器60にてデジタル信号に変換されて、光音響画像データ用の画像データメモリA61に保存される。 Acoustic reception signal conversion element 54-1~54-2 synthesized in the adder 57, after which the noise components have been removed in the filter 66 of the signal processing section 25, amplitude compression in a logarithmic converter 58 and envelope detector 59 detection is made as further converted by the a / D converter 60 into a digital signal, it is stored in the image data memory A61 for photoacoustic image data.

次いで行われる第2の走査では、光ファイバ71−2によって光の照射が行われ、変換素子54−2〜54−3を用いて音響波の受信が行われる。 In the second scan is then carried out, the irradiation of light is performed by the optical fiber 71-2, the reception of the acoustic wave is performed using a transducer 54-2~54-3. そしてこのとき得られた音響画像データも第1の走査と同様に画像データメモリA61に保存される。 The acoustic image data obtained at this time is also stored in the same manner as in the first scan in the image data memory A61. 以上のような動作は光ファイバ71−M−1と変換素子54−M−1〜54−Mを用いた画像データの収集まで繰り返して行われ、このとき得られる1枚分の光音響画像データは画像データメモリA61に保存される。 Performed repeatedly until the above operation is the collection of image data using an optical fiber 71-M-1 and conversion elements 54-M-1~54-M, photoacoustic image data of one sheet obtained this time It is stored in the image data memory A61.

次に、画像データメモリA61に保存された光音響画像データと、後続して行われるパルスエコー法によって収集され、画像データメモリB62に保存される超音波画像データは、表示用画像メモリ63において合成された後、変換回路64を介してCRTモニタ65に表示される。 Next, the photoacoustic image data stored in the image data memory A61, is collected by the pulse echo method which is carried out subsequently, ultrasound image data stored in the image data memory B62 is synthesized in the display image memory 63 after being displayed on the CRT monitor 65 through the conversion circuit 64.

この第3の実施の形態によれば、受信に用いる振動子数を大幅に低減することが出来るため、端部の光ファイバ71を有効に使用することができ、従って広い画像幅(視野幅)を得ることが可能となる。 According to the third embodiment, since it is possible to significantly reduce the number of vibrators used for reception, it is possible to effectively use the optical fiber 71 of the end portion, thus large image width (viewing width) it is possible to obtain a.

なお、上記の第3の実施の形態の説明では、音響波の受信に使用する変換素子数を2としたが、これに限定されない。 In the description of the third embodiment described above, although two the number of conversion elements used to receive acoustic waves is not limited to this.

(第4の実施の形態) (Fourth Embodiment)
既に述べた第1乃至第3の実施の形態では、光ファイバ71と変換素子54を同一方向に複数個配列する際、図3において示したように変換素子54の間隙に光ファイバ71を配置した。 In the first to third embodiments already described, when arranging a plurality optical fibers 71 and conversion elements 54 in the same direction, placing the optical fiber 71 in the gap of the conversion element 54 as shown in FIG. 3 . この場合、各々の変換素子54では、その間隙に光ファイバ71が挿入されたことによって隣接の変換素子54との間で音響的なカップリングが発生して独立な素子としての機能を低下させる。 In this case, the respective conversion elements 54, the optical fiber 71 in the gap reduces the function as independent elements acoustic coupling occurs between the conversion elements 54 of the adjacent by inserted. すなわち、この音響的なカップリングが原因となって、光音響画像および超音波画像のいずれにおいても画質劣化を招く可能性がある。 That is, the acoustic coupling causes, can lead to image quality degradation in any of the photoacoustic image and ultrasonic image.

この第4の実施の形態では、光ファイバ71と変換素子54をアプリケータ70において一体化する場合に、変換素子54の性能を劣化させること無く光ファイバ71を配置する方法について図9乃至図11を用いて説明する。 In the fourth embodiment, in the case of integrated optical fibers 71 and conversion elements 54 in the applicator 70, 9 to how to place without any optical fiber 71 to degrade the performance of the conversion elements 54 11 It will be described with reference to.

図9に本実施の形態に用いられるアプリケータ70の構成を示す。 It shows the configuration of the applicator 70 used in this embodiment in FIG. このアプリケータ70は、第1の実施の形態乃至第3の実施の形態において用いたアプリケータ70と同様に、光ファイバ71の出力端である光照射部15と、変換素子54を備える電気音響変換部23が一体化されているが、光照射部15から照射した光は、電気音響変換部23を透過して被検体7に照射されるように構成されている。 The applicator 70, similar to the applicator 70 used in the embodiment to the third embodiment of the first embodiment, the electro-acoustic comprises a light irradiation unit 15 which is the output end of the optical fiber 71, the transducer 54 Although converter 23 is integrated, light irradiated from the light irradiation unit 15 is configured to be irradiated onto the subject 7 through the electroacoustic conversion unit 23. すなわち、電気音響変換部23は、光の透過が可能な材料によって構成される。 That is, the electroacoustic conversion unit 23 is composed of light transmission material.

このような電気音響変換部23を構成する各々の材料につき図10を用いて説明する。 Such will be described with reference to attached Figure 10 to each of the material constituting the electroacoustic conversion unit 23 such. 但し、図10は第4の実施の形態において使用されるアプリケータ70の構成を示している。 However, Figure 10 shows the configuration of the applicator 70 used in the fourth embodiment. 電気音響変換部23の変換素子54は、透明な圧電材料であるPZNT単結晶ウェハを所定の厚さtに研磨した後、この単結晶板をダイシングソーによってピッチdでアレイ状に切断し、この切断によって生じる幅bの間隙は光学的に透明な樹脂80を充填して硬化する。 Conversion elements 54 of the electroacoustic conversion unit 23, after polishing the PZNT single crystal wafer is transparent piezoelectric material to a predetermined thickness t, and cut in an array at a pitch d of the single crystal plate with a dicing saw, the gap width b caused by the cutting is cured by filling an optically transparent resin 80.

次に、1次元に配列された単結晶の第1の面には、夫々独立した電極73−1を、また第2の面には電極73−2をスパッタにより形成する。 Then, the first surface of the single crystal arranged in one dimension, respectively independent electrodes 73-1 and the second surface forming the electrode 73-2 by sputtering.

更に、電極73−2が装着された面には、音響的な音響マッチング層74と保護膜75を積層する。 Further, the surface on which the electrode 73-2 is mounted, laminated protective film 75 and the acoustic acoustic matching layer 74. 但し、音響マッチング層74や保護膜75にも光学的に透明な樹脂を使用する。 However, the use of optically clear resin in the acoustic matching layer 74 and protective layer 75. また電極73の材料には、例えば、液晶ディスプレイやプラズマディスプレイ等に用いられているITO(indium-tin-oxide)、In (Sn)等の透明導電性物質を用いる。 Also the material of the electrode 73, for example, ITO which is used in liquid crystal displays and plasma display (indium-tin-oxide), In 2 O 3 (Sn) of a transparent conductive material such as. このように透明導電性物質を電極73に用い、音響マッチング層74や保護膜75、更に変換素子54の間隙に充填した樹脂80に光学的に透明な樹脂を用い、変換素子54にも透明な圧電単結晶を使用する。 Using this way the transparent conductive material electrode 73, using an optically transparent resin to the acoustic matching layer 74 and protective film 75, the resin 80 was further filled in the gap of the conversion element 54, transparent to transducer 54 using a piezoelectric single crystal. これらの材料を更に透明な樹脂からなる支持台72に固定して構成した電気音響変換部23は、光学的に透明に構成することが可能となり、光照射部15より照射した光は、電気音響変換部23を透過して被検体7に照射することが可能となる。 Electroacoustic conversion unit 23 constituted by fixing the support table 72 made of these materials from more transparent resin, it becomes possible to form optically clear, light irradiated from the light irradiation section 15, the electro-acoustic passes through the converter 23 can be irradiated to the subject 7.

なお第1乃至第3の実施の形態において、光ファイバ71の配列間隔は、変換素子54の配列間隔によって決定されたが、この第4の実施の形態においては、このような制約が無いため、図11に示すように、高密度に配列することが可能となる。 Note in the first to third embodiments, for the arrangement interval of optical fiber 71 has been determined by the arrangement interval of the conversion elements 54, in the fourth embodiment, there is no such constraint, as shown in FIG. 11, it is possible to densely arranged. 光ファイバ71の配列間隔は、光音響イメージングにおける走査間隔を決定しており、従って、本実施の形態によれば、走査密度の高い光音響画像を得ることが可能となる。 Arrangement interval of optical fibers 71 is to determine the scanning interval in photoacoustic imaging, therefore, according to this embodiment, it is possible to obtain a high photoacoustic images scanned densities. 特に、第3の実施の形態のように照射光の指向性によって画像の空間分解能が決定される場合には、光の高密度走査により画質を改善することができる。 In particular, if the spatial resolution of an image is determined by the directivity of irradiation light as in the third embodiment can improve the image quality by the high-density scanning light.

以上述べた第4の実施の形態によれば、光学的に透明な電気音響変換部23を用いることによって光照射部15をこの電気音響変換部23の後方に配置することが可能となる。 According to the fourth embodiment described above, it is possible to arrange the light irradiating section 15 on the rear side of the electroacoustic conversion unit 23 by using an optically transparent electroacoustic conversion unit 23. 従って、変換素子54における音響的カップリングを低減することができるため、良好な光音響画像およびパルスエコー画像が得られる。 Therefore, it is possible to reduce the acoustic coupling in the conversion elements 54, good photoacoustic images and pulse-echo image is obtained.

更に、この方法によれば、光ファイバ71を高密度に配置することができるため光音響画像の空間分解能を向上させることが可能となる。 Furthermore, according to this method, it becomes possible to improve the spatial resolution of the photoacoustic image it is possible to arrange the optical fiber 71 at a high density.

(第5の実施の形態) (Fifth Embodiment)
上記の第1乃至第4の実施の形態において、光走査部13は、複数配列された光ファイバ71を順次選択することによって、被検体7における照射位置の移動を行ったが、この方法によれば、導波部14における多くの光ファイバ71とこれらを選択する光走査部13が必要となり、装置を複雑にする。 In the first to fourth embodiments described above, the optical scanning unit 13, by sequentially selecting the optical fiber 71 that is arrayed, were subjected to movement of the irradiation position in the subject 7, this method in many of these the required optical scanning unit 13 for selecting the optical fiber 71 in the waveguide 14, which complicates the device.

本実施の形態は、このような照射光の形成における問題点の改善を目的に行われるものであり、光音響イメージング法における照射光は、広範囲でほぼ一様な特性を有し、光音響画像の空間分解能は変換素子54における音響波の収束によって決定される。 This embodiment is intended to be performed for the purpose of improving the problem in the formation of such irradiation light, the irradiation light in the photoacoustic imaging method has substantially uniform properties in a wide range, photoacoustic image the spatial resolution of is determined by the convergence of acoustic waves in conversion elements 54. なお、本実施の形態における音響波の受信方法については、第1の実施の形態と同様である。 Note that the method of receiving acoustic waves in this embodiment is the same as in the first embodiment.

以下に、本発明の第5の実施の形態における照射光の形成方法の概要を図12を用いて説明する。 Hereinafter, an overview of a method for forming irradiation light in the fifth embodiment of the present invention will be described with reference to FIG. 12. この図12(a)はこの実施の形態において新たに用いられるスリット板78と変換素子54の位置関係を、また図12(b)は本実施の形態におけるアプリケータ70の概略構成を示す図であり、電気音響変換部23は第4の実施の形態において述べたものと同様に光学的に透明な構成となっている。 The FIG. 12 (a) positional relation between the slit plate 78 and transducer 54 to be newly used in this embodiment, and FIG. 12 (b) is a diagram showing a schematic configuration of the applicator 70 in this embodiment There, the electroacoustic conversion unit 23 have the same optically transparent structure as that described in the fourth embodiment.

この実施の形態では、図12(a)に示すように、変換素子54の配列面に平行にスリット板78が配置される。 In this embodiment, as shown in FIG. 12 (a), a slit plate 78 parallel to the array surface of the conversion element 54 is disposed. このスリット板78のほぼ中央には、変換素子54の配列方向にスリットが開けられており、このスリットを通過した光は、変換素子54の配列方向に対して広いビーム幅を有し、一方、この配列方向と直角なスライス方向においては細いビーム幅を有する。 This is approximately the center of the slit plate 78, and a slit is opened in the array direction of the conversion element 54, light passing through the slit has a wide beam width to the array direction of the transducer 54, whereas, having a narrow beam width in the array direction perpendicular to the slice direction.

図12(b)に示した本実施の形態におけるアプリケータ70は、前記スリット板78の他に、光照射部15から出力された拡散光を進行方向に対して平行ビームに形成するレンズ79を備えている。 Figure 12 (b) applicator 70 in this embodiment shown, the addition to the slit plate 78, a lens 79 to form a parallel beam of diffused light output from the light irradiation unit 15 to the traveling direction It is provided. 光照射部15に供給される光は、光源部11あるいは光合波部12から導波部14によって直接導くことが可能であり、光走査部13は不要となる。 The light supplied to the light irradiation unit 15 is capable of guiding the light source unit 11 or optical multiplexing unit 12 directly by the waveguide 14, the optical scanning unit 13 is unnecessary. この場合の導波部14は、光ファイバ71に限定されず、十分なパワーが得られるものであれば1チャンネルでもよい。 The waveguide 14 in this case is not limited to the optical fiber 71, it may be one channel as long as sufficient power is obtained.

次に本実施の形態における光音響画像データの収集手順を図2、図6および図12を用いて説明する。 Figure 2 collection procedure of the photoacoustic image data in the next present embodiment will be described with reference to FIGS. 6 and 12.

操作者は、光音響イメージング法およびパルスエコー法における必要な画像撮影条件を操作部5において設定する。 The operator sets the required image capturing conditions in the photoacoustic imaging method and pulse echo method in the operation unit 5. 更に、操作者は、計測に使用される光波長など光源に関する諸条件の設定についても同時に行い、システム制御部4は、図示しない内部の記憶回路にこれらの撮影条件を保存する。 Moreover, the operator performs simultaneously the set of terms and conditions of a light source such as light wavelengths used for measurement, the system control unit 4 stores these imaging conditions in an internal storage circuit (not shown). 上記の各種撮影条件の設定が終了したならば、操作者は、アプリケータ70を被検体7の所定の位置に設置した後、光音響画像データ収集の開始コマンドを操作部5より入力する。 If setting of the various imaging conditions is completed, the operator, after the setting of the applicator 70 at a predetermined position of the object 7, and inputs from the operation unit 5 to start command of the photoacoustic image data acquisition.

光音響画像データの収集開始コマンドを受けたシステム制御部4は、記憶回路から光源に関する設定条件を読み出し、この設定条件に従って光源部11における、例えばNd・YAGレーザを選択して1000nmの波長を有する単色光を発生させる。 The system control unit 4 which has received the acquisition start command photoacoustic image data, reads out the setting conditions relating to the light source from the memory circuit, in the light source unit 11, for example by selecting the Nd · YAG laser having a wavelength of 1000nm according to the setting conditions to generate a monochromatic light. 光源部11で発生した単色光は、例えば光ファイバ71で構成される導波部14によってアプリケータ70の光照射部15まで導かれ、その先端部より拡散して照射される。 Monochromatic light generated by the light source unit 11, for example, by the waveguide portion 14 constituted by the optical fiber 71 is guided to the light irradiation portion 15 of the applicator 70, it is irradiated with diffused from its distal end. この拡散光は、レンズ79によって平行ビームに変換され、スリット板78のスリットに供給される。 This diffused light is converted into a parallel beam by a lens 79, it is supplied to the slit of the slit plate 78. スリット板78のスリットを通過した光の配列方向のビーム幅とスライス方向のビーム幅は、スリットのそれぞれの方向における開口幅によって設定される。 Beam width of the beam width and the slice direction in the array direction of the light passing through the slit of the slit plate 78 is set by the opening width in each direction of the slit.

このスリットによってスライス方向のビーム幅が狭められた光は、光学的に透明な電気音響変換部23を透過して図12(b)に示した被検体7の光ビーム照射範囲に照射される。 Light beam width is narrowed in the slice direction by the slit is irradiated to the light beam irradiation range of the subject 7 shown in FIG. 12 (b) passes through the optically transparent electroacoustic conversion unit 23. 被検体7の血液中のヘモグロビンは、この照射光を吸収して音響波を発生する。 Hemoglobin in the subject 7 blood generates acoustic waves absorbs the irradiation light.

図6において、アプリケータ70の被検体接触面から距離Lの部位の血管領域で発生する音響波に対して、アプリケータ70内の電気音響変換部23は、M個の変換素子54−1〜54−Mの中から54−1〜54−N(N=6)が選択され、これらの変換素子54によって受信された音響受信信号に対して受信焦点距離がLに設定される。 6, the electrical conversion unit 23 with respect to the acoustic wave, the applicator 70 that occur in the vascular region of the site of the distance L from the subject contact surface of the applicator 70, M-number of transducers 54-1~ from the 54-M 54-1~54-N (N = 6) is selected, the reception focal length is set to L with respect to received acoustic received signals by these conversion element 54. すなわち、システム制御部4は、その記憶回路に予め保存されている走査情報の中から変換素子54の選択情報を走査制御部24の変換素子選択制御回路68に供給し、また、受信時の焦点距離に対応する遅延時間情報を同じ走査制御部24のビーム収束制御回路67に供給する。 That is, the system control unit 4 supplies selection information of the conversion element 54 from the scanning information stored in advance in the storage circuit to the conversion element selection control circuit 68 of the scan control unit 24, also, the focus at the time of reception supplies delay time information corresponding to the distance to the beam focusing control circuit 67 of the same scan control unit 24.

変換素子選択制御回路68は、システム制御部4から供給される変換素子54の選択情報に基づいて、電子スイッチ53−1〜53−N(N=6)をON状態にし、変換素子54−1〜54−6を受信用変換素子として選択する。 Conversion element selection control circuit 68, based on the selection information of the conversion element 54 supplied from the system control unit 4, and electronic switches 53-1 to 53-N to (N = 6) in the ON state, transducer 54-1 selecting as the receiving transducer the ~54-6. 被検体7の内部で発生する音響波は、変換素子54−1〜54−6で電気信号に変換された後、電子スイッチ53を介してプリアンプ55に供給され、所定の振幅に増幅されて受信遅延回路56に入力する。 Acoustic waves generated inside the subject 7 is converted into an electric signal by the transducer 54-1~54-6 is supplied to the preamplifier 55 via the electronic switch 53, it is amplified to a predetermined amplitude received is input to the delay circuit 56.

Nチャンネルから構成される受信遅延回路56において、n番目の受信遅延回路56に供給される変換素子54−nの音響受信信号に対して、第1の実施の形態の説明において示した式(1)の遅延時間が与えられる。 In the reception delay circuit 56 composed of N-channel, the n-th sound reception signal of the conversion element 54-n to be supplied to the reception delay circuit 56, wherein shown in the description of the first embodiment (1 delay time of) is given. ここでFo=Lとすれば変換素子54−1〜54−6によって得られるN(N=6)チャンネルの音響受信信号に対して上記の遅延時間が与えられた後加算器57において加算することにより、変換素子54−3と54−4の中点からの変換素子配列面に対する垂線(破線で示す)上で、距離Lの位置にて発生した音響波の位相を一致させて合成することができる。 Here by adding in the adder 57 after the above delay time is given to the Fo = L Tosureba N obtained by the conversion element 54-1~54-6 (N = 6) channels of sound received signal Accordingly, on the perpendicular (indicated by a broken line) for the transducer array surface from the midpoint of the conversion element 54-3 and 54-4, it can be synthesized to match the phase of the acoustic wave generated at the position of distance L it can. 更に、本実施の形態においてもダイナミック収束法の適用を行い、深さ(距離)によらず常に収束状態で受信を行う。 Furthermore, involves applying the dynamic convergence method also in this embodiment, it performs reception always converged state regardless of the depth (distance).

加算器57において合成された変換素子54−1〜54−6の音響受信信号は、信号処理部25のフィルタ66においてノイズ成分が除去された後、対数変換器58および包絡線検波器59において振幅圧縮と検波がなされ、更に、A/D変換器60にてデジタル信号に変換されて、光音響画像データ用の画像データメモリA61に保存される。 Acoustic reception signal conversion element 54-1~54-6 synthesized in the adder 57, after which the noise components have been removed in the filter 66 of the signal processing unit 25, the amplitude in logarithmic converter 58 and envelope detector 59 compression and detection is made, further, is converted by the a / D converter 60 into a digital signal, is stored in the image data memory A61 for photoacoustic image data.

上記の手順によって光音響イメージングにおける第1の走査が終了したならば、 If the first scan in photoacoustic imaging is completed by the above procedure,
第1の走査の場合と同様にしてレンズ79とスリット板78を用い、被検体7の光ビーム照射範囲に平行ビームを照射する。 Using a lens 79 and slit plate 78 in the same manner as in the first scan, irradiating the collimated beam to the light beam irradiation range of the subject 7. この照射光によって被検体7の内部で発生する新たな音響波に対して、変換素子選択制御回路68は、システム制御部4から供給される変換素子54の選択情報に基づいて、電子スイッチ53−2〜53−7をON状態にし、変換素子54−2〜54−7を受信用の変換素子54として選択する。 For the new acoustic waves generated inside the subject 7 by the irradiation light, conversion element selection control circuit 68, based on the selection information of the conversion element 54 supplied from the system control unit 4, the electronic switch 53- the 2~53-7 to oN state, selects the conversion elements 54-2~54-7 as conversion elements 54 for reception. このとき、変換素子54−2〜54−6は、第1の走査と同様に電子スイッチ53−2〜53−6を介してプリアンプ55−2〜55−6、更には受信遅延回路56−2〜56−6に接続されるが、変換素子54−7は、電子スイッチ53−7を介してプリアンプ55−1、更には受信遅延回路56−1に接続される。 At this time, transducer 54-2~54-6 includes a preamplifier 55-2~55-6 via an electronic switch 53-2~53-6 as in the first scan, more reception delay circuit 56-2 are connected to the ~56-6 conversion element 54-7 includes a preamplifier 55-1 through the electronic switch 53-7, and further connected to the reception delay circuit 56-1.

この場合、変換素子54−2〜54−6の受信信号が供給される受信遅延回路56−2〜56−6を#1〜#5、また変換素子54−7の受信信号が供給される受信遅延回路56−1を#6とすると、#nの受信遅延回路56に供給される変換素子54の受信信号に対して式(1)で示す遅延時間が与えられ、加算器57において加算合成される。 In this case, the received signal # 1 to # 5, also converting element 54-7 and reception delay circuit 56-2~56-6 the received signal is supplied transducer 54-2~54-6 is supplied received When # 6 a delay circuit 56-1, the delay time shown by the formula (1) given to the received signals of the conversion elements 54 to be supplied to the reception delay circuit 56 of the # n, are additively synthesized in an adder 57 that. なお、この場合も第1の走査と同様にダイナミック収束法を適用し、被検体7の内部で発生する音響波は、深さによらずに常に収束状態で受信することができる。 In this case also applied to the first scan and the dynamic convergence method similarly, the acoustic waves generated inside the subject 7 can be always received in a converged state regardless of the depth. この変換素子54−1〜54−6によって得られるN(N=6)チャンネルの音響受信信号に対して上記の遅延時間が与えられた後、加算器57において加算することにより、変換素子54−4と54−5の中点からの変換素子配列面に対する垂線(破線で示す)上で発生した音響波の位相を一致させて合成することができる。 After the delay time is given to N (N = 6) channels of sound reception signal obtained by the conversion element 54-1~54-6, by adding in the adder 57, transducer 54- 4 (shown in broken lines) normal to the transducer array surface from the midpoint of 54-5 to match the acoustic wave phase generated on can be synthesized.

加算器57において合成された変換素子54−2〜54−7の音響受信信号は、フィルタ66、対数変換器58および包絡線検波器59においてノイズ除去や振幅圧縮、更には包絡線検波がなされ、更にA/D変換器60にてデジタル信号に変換されて、光音響画像データとして画像データメモリA61に保存される。 Acoustic reception signal conversion element 54-2~54-7 synthesized in the adder 57, filter 66, noise removal, amplitude compression in a logarithmic converter 58 and envelope detector 59, and further the envelope detection is performed, further converted into a digital signal by the a / D converter 60 and stored in the image data memory A61 as photoacoustic image data.

以下同様にして第3以降の走査が行われ、システム制御部4は、平行光の照射によって得られる音響信号を電子スイッチ53により変換素子54−3〜54−8、変換素子54−4〜54−9・・変換素子54−M−5〜54−Mを用いて受信する。 Following a similar manner the third and subsequent scan is performed, the system control unit 4, transducer an acoustic signal obtained by the irradiation of parallel light by the electronic switch 53 54-3~54-8, transducer 54-4~54 receiving using -9 · conversion elements 54-M-5~54-M. そして各々6チャンネルの受信信号は、プリアンプ55、受信遅延回路56、フィルタ66、対数変換器58、包絡線検波59、更にはA/D変換器60を介して光音響画像データとして画像データメモリA61に順次保存され、1枚分の音響画像データの生成を終了する。 And each received signal of 6 channels, a preamplifier 55, reception delay circuits 56, filter 66, logarithmic converter 58, an envelope detector 59, further image data memory A61 as photoacoustic image data via the A / D converter 60 sequentially stored, and terminates the generation of the acoustic image data for one sheet to.

次いで、パルスエコー法による画像データの収集を行うが、本実施の形態におけるパルスエコー法の画像データの収集手順は、第1の実施の形態と同様であるため、説明を省略する この第5の実施の形態によれば、導波部14における光ファイバ71の数を大幅に削減することができ、光走査部13も不要となる。 Then, although the collection of image data by the pulse echo method, procedure collecting image data of the pulse echo method in this embodiment is the same as in the first embodiment, description the fifth omitted According to the embodiment, the number of optical fibers 71 in the waveguide 14 can be significantly reduced, the optical scanning unit 13 becomes unnecessary. 更に照射光は配列方向において連続的に照射されているため、受信時の遅延時間設定によって走査密度は自由に設定することが可能であり、光ファイバ71を使用した場合の制約を排除することができる。 Further, since the irradiation light is continuously irradiated in the array direction, the scan density by the delay time setting at the time of reception is possible to freely set, is possible to eliminate the constraints when using the optical fiber 71 it can.

なお、第5の実施の形態の説明において、受信収束点は破線で示した変換素子配列面に対する垂線上に設定される場合について述べたが、変換素子54から得られる受信信号の遅延時間制御によって収束点の位置は自由に設定できる。 In the description of the fifth embodiment, the reception convergence point has dealt with the case of being set on the normal to the transducer array surface shown by a broken line, the delay time control of the reception signal obtained from the conversion elements 54 position of the convergence point can be set freely.

次に、本実施の形態における走査方法の変形例について図13を用いて説明する。 Next, a modified example of the scanning method in this embodiment will be described with reference to FIG. 13. 上記の実施の形態における各画像データの収集は、フレーム単位で交互に行う場合について示したが走査単位で交互に行ってもよい。 Collection of each image data in the above embodiment, may be performed alternately scan unit shown, the case of alternately on a frame-by-frame basis. 例えば光音響イメージング法による第1の方向に対する走査が終了したならばパルスエコー法による第1の方向に対する走査を行い、次いで光音響イメージング法の第2の方向に対する走査を行ってもよい。 For example, if the scanning with respect to the first direction by the photoacoustic imaging method is terminated performs scanning with respect to the first direction by the pulse echo method may then be subjected to scanning for the second direction of the photoacoustic imaging method. 更に、上記の実施の形態においては光音響画像データの収集とパルスエコー画像データの収集を分離して行う場合について述べたが、システム制御回路4の制御信号に基づいて光送信部1の光源部11から発生する光パルスと、音響画像データ生成部2のレート信号発生部21から発生するレートパルスのタイミングを揃えることによって光音響画像データと超音波画像データを同時に収集してもよい。 Furthermore, although in the foregoing embodiment has dealt with the case performed by separating the collection of collection and pulse-echo image data of the photoacoustic image data, light source unit of the optical transmission unit 1 based on the control signal of the system control circuit 4 an optical pulse generated from the 11, may be collected photoacoustic image data and ultrasonic image data at the same time by aligning the timing of the rate pulse generated from the rate signal generating unit 21 of the acoustic image data generating unit 2.

図13は上記の走査順序を比較した図であり、図13(a)は第1の実施の形態において述べたフレーム単位の走査方法、また図13(b)は走査単位の走査方法、そして図13(c)は同時走査方法における光音響イメージング法及びパルスエコー法の走査順序を示しており、光音響画像データと超音波画像データはいずれもα方向(θ1乃至θα)の走査によって生成されている。 Figure 13 is a diagram for comparing the scanning order of the scanning method in units of frames as described in the first embodiment FIG. 13 (a) and FIG. 13 (b) scanning method of the scanning unit, and FIG, . 13 (c) are generated by scanning shows a scanning order of the photoacoustic imaging method and pulse echo method in the simultaneous scanning method, both the photoacoustic image data ultrasound image data α direction (.theta.1 to .theta..alpha) there.

即ち、図13(a)に示すフレーム単位の走査方法では、1枚分の光音響画像データ収集のための走査をθ1乃至θα方向に対してα回行った後、超音波画像データ収集のための走査をα回行う。 That is, in the scanning method in units of frames shown in FIG. 13 (a), after α times one sheet of a scan for the photoacoustic image data collected for θ1 to θα direction, for ultrasonic image data acquisition perform the scanning α times. これに対して、図13(b)に示す走査単位の走査方法では、光音響画像データ収集のためのθ1方向の走査を行った後、超音波画像データ収集のためのθ1方向の走査を行い、更に光音響画像データ収集のためのθ2方向の走査を行う。 In contrast, in the scanning method of the scanning unit shown in FIG. 13 (b), after the θ1 direction of the scan for the photoacoustic image data acquisition, perform θ1 direction of the scan for the ultrasonic image data acquisition further performs θ2 direction of the scan for the photoacoustic image data acquisition. このような動作を繰り返す走査単位の走査方法によれば、所定方向におけるデータ間の収集タイミングのズレが大幅に短縮されるため、特に動きの速い臓器あるいは血液が計測の対象の場合であっても同じ時相の計測が可能となる。 According to the scanning method of scanning units repeating such an operation, since the deviation of the acquisition timing between data in a predetermined direction is greatly reduced, in particular fast-moving organs or blood in the case of a target measurement it is possible to measure the same time phase.

なお、図13(b')は図13(b)の変形例であり、例えば光音響イメージングにおいて受信感度を改善するために送信の光量を増大させる場合には、生体安全確保のために単位時間当たりの照射回数を低減させる必要があるため、図13(b')に示すように単位時間当たりの光音響イメージング法の走査数をパルスエコー法の走査数より低減させることが望ましい。 Incidentally, FIG. 13 (b ') is a modification of FIG. 13 (b), the example in the case of increasing the amount of transmission in order to improve the reception sensitivity in photoacoustic imaging, the unit time for biological safety because it is necessary to reduce the number of times of irradiation per, it is desirable to reduce the scanning speed of the pulse echo method scan number of the photoacoustic imaging method per unit time as shown in FIG. 13 (b ').

一方、図13(c)に示した光音響イメージング法の走査とパルスエコー法の走査を同時に行う方法は、画像データ間の収集タイミングのズレがないため、上記走査単位の走査方法より更に動きの速い計測対象に対して正確な計測が可能となる。 Meanwhile, a method of performing scanning of the scan pulse echo method of photoacoustic imaging method shown in FIG. 13 (c) at the same time, because there is no misalignment of the collection timing between the image data, the still motion the scanning method of the scanning unit it is possible to accurate measurement for the fast measurement target. なお、この同時走査方法において、光音響イメージング法における音響波の周波数とパルスエコー法における超音波画像の周波数が同じ場合には、上記の2つの画像データは混合されて受信されるため、夫々をカラーによって識別して表示することは不可能となるが、信号処理部25のA/D変換器60の出力は、直接表示用画像メモリ63に保存すればよいため、画像データメモリA61および画像データメモリB62は削除でき、更に光音響画像データと超音波画像データの合成処理も不要となる。 Incidentally, in this simultaneous scanning method, since the frequency of the ultrasound images in the frequency and pulse echo method of the acoustic wave in the photoacoustic imaging method is when the same, the two image data described above are received and mixed, respectively Although the impossible to display the identification by the color, the output of the a / D converter 60 of the signal processing unit 25, since it is sufficient stored directly display image memory 63, image data memory A61 and image data memory B62 may be deleted, it is not necessary further synthesis process of the photoacoustic image data and ultrasonic image data.

また、電気音響変換部13の変換素子54として2周波数プローブを用いることによって、同時走査方法においても光音響イメージング法とパルスエコー法の画像を識別して表示する。 Further, by using dual-frequency probes as the conversion elements 54 of the electroacoustic conversion unit 13 also displays to identify the image of the photoacoustic imaging method and pulse echo method in the simultaneous scanning method. この2周波数プローブは特開昭61−100237号公報、あるいは特開昭62−39761号公報において記載されているように厚みの異なる2枚の変換素子54を接合することによって2種類の周波数の超音波を受信することができる。 Ultra two frequencies by joining the two frequency probe Sho 61-100237 discloses different two conversion elements 54 in thickness as described in or JP 62-39761, JP- You can receive the sound waves.

したがって、例えば、光音響イメージング法の音響波の周波数を1.5MHz、パルスエコー法の超音波の周波数を3Mzに設定することによって、これらの信号が同時に前記変換素子54によって受信されても、信号処理部22のフィルタ66によって弁別することによって光音響画像データと超音波画像データを独立に生成することが可能となり、更にカラーによって識別して表示部6のCRTモニタ65において表示することができる。 Thus, for example, 1.5 MHz the frequency of the acoustic wave of the photoacoustic imaging method, by setting the frequency of the ultrasonic wave of the pulse-echo method 3mz, even if these signals are received by the transducer 54 at the same time, the signal it is possible to independently generated photoacoustic image data and ultrasonic image data by discriminating the filter 66 of the processing unit 22 can be further displayed on the CRT monitor 65 of the display unit 6 and identified by color. (第6の実施の形態) (Sixth Embodiment)
第6の実施の形態は、上述した実施の形態の電気音響変換部に関する。 Sixth Embodiment relates electroacoustic transducer of the embodiment described above. 図15(a),図15(b)には本発明の第6の実施の形態に係る電気音響変換部の外観図を示している。 FIG. 15 (a), the shows a sixth external view of the electroacoustic transducer according to the embodiment of the present invention in FIG. 15 (b). 図16には図15の電気音響変換部の平面図を示している。 The Figure 16 shows a plan view of the electroacoustic conversion unit of FIG. 図15(a)には光透過性を有するPZNT単結晶を変換素子の圧電体に用いた例を示し、図15(b)には光透過性を有しないPZTセラミクスを変換素子の圧電体に用いた例を示している。 Figure 15 (a) to show an example using a PZNT single crystal having optical transparency in the piezoelectric transducer element, the piezoelectric transducer elements having no PZT ceramic optical transparency in FIG. 15 (b) It shows an example of using.

図15(a)に示すように、光透過性を有する複数の圧電体81が一定の間隔を隔ててマトリスク状(2次元状)に配列される。 As shown in FIG. 15 (a), a plurality of piezoelectric body 81 having optical transparency is arranged in Matorisuku shape (two-dimensional) at regular intervals. 近隣4個の圧電体81に囲まれたスペース各々には、光路83として例えば短い光ファイバが配置される。 The space each surrounded by neighboring four piezoelectric body 81, is in the optical path 83 for example short optical fiber is disposed. なお、光路83は、スキャン方向に関して隣り合う2個の圧電体81の間に配置されてもよい。 The optical path 83 may be disposed between the two piezoelectric body 81 adjacent in the scan direction. 圧電体81及び光路83の隙間には、圧電体81より高く、しかし光ファイバより低い光透過率を有する樹脂82が充填される。 The gap between the piezoelectric body 81 and the optical path 83, higher than the piezoelectric body 81, but the resin 82 having low light transmittance than the optical fiber is filled. 充填された樹脂82の硬化により、電気音響変換部は一体化される。 Curing of the filled resin 82, electroacoustic conversion unit is integrated.

ここで、中心周波数が1MHzであると仮定すると、圧電体81は幅が0.35mmで高さが0.58mmの直方体形状を有する。 Here, when the center frequency is assumed to be 1 MHz, the piezoelectric body 81 has a width and a height 0.35mm has a rectangular parallelepiped shape of 0.58 mm. また、圧電体81は0.18mmの間隔を隔てて配置される。 The piezoelectric body 81 is arranged at a spacing of 0.18 mm. その場合、光路83は、例えば0.25mmの直径を有する。 In that case, the optical path 83 has, for example, 0.25mm diameter.

図16に示すように、スキャン方向に直交する方向に一列に配された複数の圧電体81には光透過性を有する単一の電極パターン87が共通に形成される。 As shown in FIG. 16, a single electrode pattern 87 having optical transparency is commonly formed in a plurality of piezoelectric bodies 81 arranged in a row in a direction perpendicular to the scanning direction. 単一の電極パターン87に共通に接続された複数の圧電体81は、実質的に単一の圧電振動子を構成する。 A plurality of piezoelectric bodies are connected in common to a single electrode pattern 87 81 is substantially constitute a single piezoelectric vibrator.

上記光路83には、光ファイバ71が光学用接着剤で接続される。 The aforementioned optical path 83, the optical fiber 71 is connected with an optical adhesive. 光ファイバ71を経由して導かれた光は、光路83を介して被検体に照射される。 The light guided through the optical fiber 71 is irradiated to the subject through the optical path 83. なお、圧電体81及び樹脂82は、光透過性を有している、すなわち電気音響変換部は、光の透過が可能な材料によって構成されているので、光ファイバ71を光路83に接続して光路83を介して光を出力する構造を採用しなくても、上述した図9乃至図12に示したいずれかの構造を採用することができる。 The piezoelectric body 81 and the resin 82 has an optical transparency, i.e. electroacoustic transducer, since the transmission of light is constituted by a material capable, by connecting the optical fiber 71 in the optical path 83 without employing the structure that outputs the light through the light path 83, it is possible to adopt any of the structures shown in FIGS. 9 to 12 described above.

(第7の実施の形態) (Seventh Embodiment)
第7の実施の形態は、上述した実施の形態の電気音響変換部に関する。 The seventh embodiment relates to electroacoustic transducer of the embodiment described above. 図17(a),図17(b)には本発明の第7の実施の形態に係る電気音響変換部の外観図を示している。 FIG. 17 (a), the shows a seventh external view of the electroacoustic transducer according to the embodiment of the present invention in FIG. 17 (b). 本実施の形態の電気音響変換部には、複数の光ファイバ93がテープ材に一定の間隔で整然と配列された多心光ファイバテープ88が採用される。 The electroacoustic conversion unit according to the present embodiment, the multi-fiber optical fiber ribbon 88 having a plurality of optical fibers 93 are orderly arranged at regular intervals in the tape material is employed. PZNT又はPZTの複数の圧電体90が一列に配列される。 A plurality of piezoelectric bodies 90 of PZNT or PZT are arrayed in a row. 各圧電体90の上下面にはそれぞれ電極が形成され、それにより圧電振動子が構成される。 Each of the upper and lower face electrode of the piezoelectric element 90 is formed, it is constituted thereby the piezoelectric vibrator.

各振動子の前方には音響整合層89が個別に貼り付けられ、背面にはバッキング材91が共通に貼り付けられる。 In front of the transducers attached to the individual acoustic matching layer 89, backing material 91 is attached to the common on the back. 配列された複数の振動子の電極は配線用フレキシブルプリント基板(FPC)92により、配列と直交する向きに引き出される。 The electrodes of the plurality of transducers arranged by wiring a flexible printed circuit board (FPC) 92, drawn in the direction perpendicular to the arrangement. 2セットの振動子アレイ94が、上記多心光ファイバテープ88を挟んで張り合わされる。 Two sets of transducer array 94 are bonded together by sandwiching the multi-core optical fiber tape 88. このような多心光ファイバテープ88の採用は、光ファイバにより光透過性を備えた電気音響変換部の製造を簡易化する。 Adoption of such a multi-core optical fiber tape 88, to simplify the manufacture of the electroacoustic conversion unit having a light transmitting through the optical fiber.

(第8の実施の形態) (Eighth Embodiment)
第8の実施の形態は、上述した実施の形態の電気音響変換部に関する。 The eighth embodiment relates to electroacoustic transducer of the embodiment described above. 図18(a),図18(b)には本発明の第8の実施の形態に係る電気音響変換部の外観図を示している。 FIG. 18 (a), the shows an eighth external view of the electroacoustic transducer according to the embodiment of the present invention in FIG. 18 (b). 図18(a)に示すように、例えば0.05mmの厚さを有するフレキシブルプリント基板(FPC)97には、その略中心部分を挟んでペアの信号側電極98が形成され、同様にペアのグラウンド側電極99が略中心部分を挟んで形成されている。 As shown in FIG. 18 (a), for example, the flexible printed circuit board (FPC) 97 having a thickness of 0.05 mm, the sides of the substantially central portion signal-side electrode 98 of the pair is formed, similarly pairs ground-side electrode 99 is formed across the substantially central portion. このフレキシブルプリント基板97の略中心部分には、例えば0.2mmの直径を有する光ファイバ110が貼り付けられる。 The substantially central portion of the flexible printed circuit board 97, the optical fiber 110 is bonded with e.g. 0.2mm diameter. 光ファイバ110を挟んで一方の側の信号側電極98とグラウンド側電極99とにはPZNT又はPZTを圧電体とする振動子96の信号側電極とグラウンド側電極とがそれぞれAuスパッタ等により電気的に接続される。 Electrically by the respective signal-side electrode and ground-side electrode of the vibrator 96 to the piezoelectric body PZNT or PZT in the signal-side electrode 98 on one side across the optical fiber 110 and the ground-side electrode 99 is Au sputtering It is connected to. 光ファイバ110を挟んで他方の側にも同様に、FPC97の信号側電極98とグラウンド側電極99とには振動子96の信号側電極とグラウンド側電極とがそれぞれAuスパッタ等により電気的に接続される。 Similarly to the other side across the optical fiber 110, electrically connected to the signal-side electrode and ground-side electrode of the vibrator 96 is in a signal-side electrode 98 and the ground side electrode 99 of FPC97 is respectively by Au sputtering It is.

このように構成された複数の振動子板111は、図18(b)に示すように、スキャン方向に関して重ねられ、接着剤により一体に接着される。 The plurality of transducer plate 111 configured as described above, as shown in FIG. 18 (b), superimposed with respect to the scanning direction, are bonded together by an adhesive.

本実施の形態によっても、第7実施の形態と同様に、光ファイバにより光透過性を備えた電気音響変換部の製造を簡易化することができる。 Also according to this embodiment, like the seventh embodiment, the production of electroacoustic conversion unit having a light transmitting through the optical fiber can be simplified.

以上、本発明の実施の形態について述べてきたが、本発明は上記の実施の形態に限定されるものではなく、変形して実施することが可能である。 Having thus described exemplary embodiments of the present invention, the present invention is not intended to be limited to the above embodiments, it can be implemented by modifying. 例えば、上記実施の形態において電気音響変換部23の変換素子54および光照射部15の光ファイバ71は平面状に配列したが、凸面状あるいは凹面状に配列してもよい。 For example, the optical fiber 71 of the conversion element 54 and the light irradiation portion 15 of the electroacoustic conversion unit 23 in the above embodiment has been arranged in a plane may be arranged in convex or concave.

また、表示部6において光音響画像と超音波画像は重畳表示する例を述べたが、光音響画像の重畳表示が超音波画像の観測を妨げる場合には、これら2つの画像は並べて表示してもよい。 Moreover, the photoacoustic image and the ultrasonic image in the display section 6 has been described an example of superimposed display, when the superimposed display of the photoacoustic image prevents observation of the ultrasound image is displayed side by side in the two images it may be.

更に、光音響画像データおよび超音波画像データの収集は、操作者の収集開始コマンドに基づいて行う方法を示したが、例えば光音響画像データの収集が終了したならば自動的に超音波画像データの収集に移行してもよい。 Furthermore, the collection of the photoacoustic image data and ultrasonic image data showed how to do based on the collection start command of the operator, for example, automatically ultrasound image data if the collection of photoacoustic image data is completed it may proceed to the collection of.

一方、本発明においては、光音響画像の表示範囲と超音波画像の表示範囲は一致させる必要はなく、例えば光音響画像において特定物質の分布が表示されている領域につき、超音波画像によって詳細に表示することが可能であり、この領域の選択は操作者が操作部5において入力する指示信号に基づいて操作制御部が行う方法が好適である。 On the other hand, in the present invention, the display range of the display range and the ultrasonic image of the photoacoustic image need not be matched, for example, in the photoacoustic image per area is the distribution of the specific substance is displayed, in detail by ultrasonic image it is possible to display, how the operation control unit is performed based on the instruction signal selection of the region where the operator inputs the operation unit 5 is suitable.

本発明は、生体内の光音響効果を用いて得られる生体情報の映像化(光音響イメージング法)において、操作性に優れたデータ収集システムを備え、更に、高いコントラスト分解能と空間分解能を有する画像データを生成することが可能な分野に利用可能性がある。 The present invention, visualization of the biological information obtained by using the photoacoustic effect in vivo in (photoacoustic imaging method), with excellent data acquisition system operability, further, an image having high contrast resolution and spatial resolution there is availability in the field capable of generating data.

1…光送信部2…画像データ生成部4…システム制御部5…操作部6…表示部7…被検体11…光源部12…光合波部13…光走査部14…導波部15…光照射部21…レート信号発生部22…送受信部23…電気音響変換部24…走査制御部25…信号処理部 1 ... optical transmission unit 2 ... image data generating unit 4 ... system control unit 5 ... operation unit 6 ... display unit 7 ... specimen 11 ... light source section 12 ... optical multiplexer 13 ... optical scanning unit 14 ... waveguide 15 ... light irradiation section 21 ... rate signal generating unit 22 ... transceiver 23 ... electroacoustic conversion unit 24 ... scanning control unit 25 ... signal processing unit

Claims (24)

  1. 特定波長成分を含む光を発生する光発生部と、 A light generator for generating light containing a specific wavelength component,
    前記光を伝送する複数の光ファイバと、 A plurality of optical fibers for transmitting the light,
    音響波と電気信号とを相互に変換する配列された複数の電気音響変換素子を有する電気音響変換部と、 And electroacoustic conversion unit having a plurality of electroacoustic transducer elements arranged to convert an acoustic wave and an electric signal mutually,
    前記光ファイバの開口部から出力される前記光によって前記被検体内で発生する音響波に由来する前記電気音響変換部による検出信号に基づいて第1の画像データを生成する第1の画像データ生成部と、 The first image data generation for generating first image data based on the detection signal from the electroacoustic conversion unit derived from an acoustic wave generated in the inside of the subject by the light output from the opening of the optical fiber and parts,
    前記電気音響変換部を介して前記被検体内を超音波で走査する走査部と、 The within the subject through the electroacoustic conversion unit and a scanning unit for scanning ultrasound,
    前記超音波のエコーに由来する前記電気音響変換部による検出信号に基づいて第2の画像データを生成する第2の画像データ生成部と、 And second image data generation unit that generates the second image data based on the detection signal from the electroacoustic conversion unit derived from said ultrasonic echo,
    前記第1の画像データと前記第2の画像データとを表示する表示部とを備え、 And a display unit for displaying the first image data and the second image data,
    前記複数のファイバの開口部と前記複数の電気音響変換素子は、 同一方向に配設されることを特徴とする生体情報映像装置。 Wherein the plurality of the the opening of the optical fiber and the plurality of electroacoustic transducer elements, subject-information imaging apparatus characterized by being arranged in the same direction.
  2. 前記複数の光ファイバの開口部と前記複数の電気音響変換素子は、ほぼ同一平面上に配設されることを特徴とする請求項1記載の生体情報映像装置。 Wherein the plurality of the the opening of the optical fiber a plurality of electroacoustic transducer elements, subject-information imaging apparatus according to claim 1, characterized in that it is disposed generally coplanar.
  3. 前記複数の光ファイバの開口部は、前記複数の電気音響変換素子の間隙に配置されることを特徴とする請求項1記載の生体情報映像装置。 Wherein the plurality of apertures of the optical fiber, said plurality of subject-information imaging apparatus according to claim 1, characterized in that it is arranged in the gap of the electro-acoustic transducer.
  4. 前記電気音響変換部は、前記複数の電気音響変換素子のうち隣接する複数の電気音響変換素子を選択して用いて前記音響波を電気信号に変換することを特徴とする請求項1記載の生体情報映像装置。 The electroacoustic transducer, the biological of claim 1, wherein selected and used a plurality of electroacoustic transducer elements adjacent and converting the acoustic wave into an electric signal of the plurality of electroacoustic transducer information the video equipment.
  5. 前記第1の画像データ生成は、前記電気音響変換において選択された電気音響変換素子によって得られる複数の電気信号に対して整相加算処理を行なうことを特徴とする請求項1記載の生体情報映像装置。 The first image data generation unit, according to claim 1, wherein the performing phasing addition processing for a plurality of electric signals obtained by the electroacoustic transducer elements selected in the previous SL electrical conversion unit of the biological information imaging apparatus.
  6. 前記複数の光ファイバの中から所定の光ファイバを選択して前記所定の光ファイバの開口部に光を供給する光走査部をさらに備えることを特徴とする請求項1記載の生体情報映像装置。 Wherein the plurality of predetermined subject-information imaging apparatus according to claim 1, further comprising a light scanning unit for supplying light to the opening of the selected optical fiber predetermined optical fiber from the optical fiber.
  7. 記電気音響変換において選択される複数の電気音響変換素子の中心位置は、前記所定の光ファイバの開口部の位置とほぼ一致することを特徴とする請求項6記載の生体情報映像装置。 The center position of a plurality of electroacoustic transducer elements selected in the previous SL electrical conversion unit, the predetermined biological information imaging apparatus according to claim 6, characterized in that substantially coincides with the position of the opening of the optical fiber .
  8. 記複数の電気音響変換素子は、チタン酸鉛を含む圧電単結晶から構成されことを特徴とする請求項1記載の生体情報映像装置。 Before SL plurality of electroacoustic transducer elements, subject-information imaging apparatus according to claim 1, wherein the that consists of a piezoelectric single crystal containing lead titanate.
  9. 前記複数の電気音響変換素子の各々は、前記複数の光ファイバの開口部と被検体の間に配置され、 前記複数の光ファイバの開口部から出力される光は、前記複数の電気音響変換素子を透過して前記被検体に照射することを特徴とする請求項8記載の生体情報映像装置。 Each of said plurality of electroacoustic transducer elements, the plurality of disposed between the opening and the subject optical fiber, the light output from the opening of the plurality of optical fibers, said plurality of electroacoustic transducer subject-information imaging apparatus according to claim 8, wherein the transmitting to the irradiated on the subject.
  10. 記複数の光ファイバ開口部の配列密度は、前記複数の電気音響変換素子の配列密度より高いことを特徴とする請求項9記載の生体情報映像装置。 Before the arrangement density of the opening of Kifuku of the optical fiber, said plurality of subject-information imaging apparatus according to claim 9, wherein the higher than the arrangement density of the electroacoustic transducer.
  11. 前記複数の光ファイバの開口部と前記複数の電気音響変換素子の間に光学レンズを更に備え、 前記光学レンズは、前記複数の光ファイバの開口部から出力される光を前記複数の電気音響変換素子の配列方向において所定の幅に設定することを特徴とする請求項9記載の生体情報映像装置。 Further comprising a plurality of optical lenses between the opening of the optical fiber and said plurality of electroacoustic transducer elements, the optical lens, said plurality of said plurality of electro-acoustic light output from the aperture of the optical fiber subject-information imaging apparatus according to claim 9, wherein the set to a predetermined width in the array direction of the transducer.
  12. 前記光学レンズと前記複数の電気音響変換素子の間にスリット板を更に備え、 前記スリット板は、前記光学レンズから出力される光に対して、前記複数の電気音響変換素子の配列方向に直交するスライス方向のビーム幅を設定することを特徴とする請求項11記載の生体情報映像装置。 Further comprising a slit plate between the optical lens and said plurality of electroacoustic transducer elements, the slit plate, to the light output from the optical lens, perpendicular to the array direction of said plurality of electroacoustic transducer subject-information imaging apparatus according to claim 11, wherein setting the slice direction of the beam width.
  13. 前記第2の画像データ生成は、前記電気音響変換によって収集される受信信号の高調波成分を抽出し画像データを生成することを特徴とする請求項1記載の生体情報映像装置。 Said second image data generating unit, subject-information imaging apparatus according to claim 1, wherein the generating the extracted image data harmonic component of the received signals collected by the previous SL electrical conversion unit.
  14. 前記第1の画像データを生成するための前記光発生部による前記光ファイバを介した光の照射と、前記第2の画像データを生成するための前記走査部による前記電気音響変換部を介した超音波の送信は交互に行われることを特徴とする請求項1記載の生体情報映像装置。 And irradiation of light through the optical fiber by the light generating portion for generating said first image data, via the electro-acoustic transducer unit according to the scanning unit for generating the second image data subject-information imaging apparatus according to claim 1, wherein the transmission of the ultrasonic wave are alternately performed.
  15. 前記光発生部による前記光ファイバを介した光の照射と、前記走査部による前記電気音響変換部を介した超音波の送信は、複数の方向の各々に対して交互に行うことを特徴とする請求項14記載の生体情報映像装置。 And irradiation of light through the optical fiber by the light generating unit, the transmission of ultrasonic waves through the electroacoustic conversion unit according to the scanning unit is characterized by performing alternately to each of a plurality of directions subject-information imaging apparatus according to claim 14, wherein.
  16. 前記光発生部が前記光ファイバを介して複数の方向に対して順次光を照射することによって1枚分の前記第1の画像データの生成が終了した後、前記走査部は、前記複数の方向に対して順次超音波を送信することによって1枚分の前記第2の画像データの生成を行うことを特徴とする請求項1記載の生体情報映像装置。 After generation of the first image data for one sheet is completed by the light generating unit illuminates the frame sequential light to a plurality of directions through the optical fiber, wherein the scanning unit, the plurality of directions subject-information imaging apparatus according to claim 1, characterized in that the generation of the second image data for one sheet by sending a sequential ultrasonic waves to.
  17. 前記第1の画像データを生成するための前記光発生部による前記光ファイバを介した光の照射と、前記第2の画像データを生成するための前記走査部による前記電気音響変換部を介した超音波の送信はほぼ同時に行われることを特徴とする請求項1記載の生体情報映像装置。 And irradiation of light through the optical fiber by the light generating portion for generating said first image data, via the electro-acoustic transducer unit according to the scanning unit for generating the second image data subject-information imaging apparatus according to claim 1, wherein the ultrasonic transmission is performed substantially simultaneously.
  18. 前記表示は、前記第1の画像データと前記第2の画像データを同一モニタ上に表示することを特徴とする請求項1記載の生体情報映像装置。 The display unit, the first subject-information imaging apparatus according to claim 1, wherein the displaying on the same monitor image data and the second image data.
  19. 前記表示は、前記第1の画像データと前記第2の画像データを重畳表示することを特徴とする請求項18記載の生体情報映像装置。 The display unit, the subject-information imaging apparatus according to claim 18, wherein that the first superimposition display and image data of the second image data.
  20. 前記表示は、前記第1の画像データと前記第2の画像データを色別して表示することを特徴とする請求項19記載の生体情報映像装置。 The display unit, the first image data and the subject-information imaging apparatus according to claim 19, wherein the displaying by color-coded the second image data.
  21. 前記光発生部における光の発生と、前記走査部による超音波の発生はほぼ同時に行なうことを特徴とする請求項1記載の生体情報映像装置。 The light and generation of light in generating portion, the biological information imaging apparatus according to claim 1, wherein the performing ultrasound occur substantially simultaneously by the scanning unit.
  22. 前記電気音響変換部は前記複数の電気音響変換素子として複数の圧電振動子を有し 、前記複数の圧電振動子は、一定の間隔を隔ててマトリクス状に配列され、前記複数の圧電振動子の間隙には、前記複数の光ファイバにそれぞれ接続される複数の光路が形成されていることを特徴とする請求項1記載の生体情報映像装置。 The electroacoustic transducer includes a plurality of piezoelectric vibrators as the plurality of electroacoustic transducer elements, said plurality of piezoelectric vibrators are arranged in a matrix at regular intervals, the plurality of piezoelectric vibrators the gap, the plurality of biological information imaging apparatus according to claim 1, wherein a plurality of optical paths respectively connected to the optical fiber is formed.
  23. 前記電気音響変換部は前記複数の電気音響変換素子として複数の圧電振動子を有し前記複数の圧電振動子は複数の第1の圧電振動子と複数の第2の圧電振動子とを有し、前記複数の第1の圧電振動子と前記複数の第2の圧電振動子とは平行に配列され、前記複数の第1の圧電振動子と前記複数の第2の圧電振動子との各々は前記同一方向に沿って一列に配列され、前記複数の第1の圧電振動子と前記複数の第2の圧電振動子とは、多心光ファイバテープを挟んで張り合わされることを特徴とする請求項1記載の生体情報映像装置。 The electroacoustic transducer includes a plurality of piezoelectric vibrators as the plurality of electroacoustic transducer elements, said plurality of piezoelectric transducers have a plurality first piezoelectric vibrator and a plurality of second piezoelectric vibrators and, each of said plurality of first piezoelectric vibrator and the plurality of second piezoelectric vibrators arranged in parallel, said plurality of first piezoelectric vibrator and the plurality of second piezoelectric vibrators are arranged in a row along the same direction, said a plurality of first piezoelectric vibrator and the plurality of second piezoelectric vibrator, characterized by being bonded together across the multi-core fiber tape subject-information imaging apparatus according to claim 1.
  24. 前記電気音響変換部は前記複数の電気音響変換素子として複数の圧電振動子を有し The electroacoustic transducer includes a plurality of piezoelectric vibrators as the plurality of electroacoustic transducer elements,
    前記電気音響変換部は、複数の振動子板を有し、前記複数の振動子板の各々は、前記複数の圧電振動子のうちの第1の圧電振動子と第2の圧電振動子とが前記光ファイバと共にフレキシブルプリント基板に貼り付けられてなり、 The electroacoustic transducer includes a plurality of transducer plate, each of said plurality of transducer plate, and the first piezoelectric resonator and the second piezoelectric vibrator of the plurality of piezoelectric vibrators be affixed to the flexible printed circuit board together with said optical fiber,
    前記複数の振動子板は、前記複数の振動子板に含まれる複数の第1の圧電振動子と光ファイバと第2の圧電振動子とは前記同一方向に沿って配列されるように、重ねられ接着剤により一体に接着されることを特徴とする請求項1記載の生体情報映像装置。 Wherein the plurality of vibrator plate, as the plurality of oscillation panel of the plurality first included in the piezoelectric resonator and the optical fiber and the second piezoelectric vibrator is arranged along the same direction, overlapping They are adhesives subject-information imaging apparatus according to claim 1, wherein that you are bonded together by.
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