JP5683383B2 - Photoacoustic imaging apparatus and method of operating the same - Google Patents
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Description
本発明は、超音波画像および光音響画像を撮像することが可能な光音響撮像装置およびその作動方法に関するものである。 The present invention relates to a photoacoustic imaging apparatus capable of capturing an ultrasonic image and a photoacoustic image, and an operating method thereof.
従来、被検体の内部の断層画像を取得する方法としては、超音波が被検体内に照射されることにより被検体内で反射した超音波を検出して超音波画像を生成し、被検体内の形態的な断層画像を得る超音波イメージングが知られている。一方、被検体の検査においては形態的な断層画像だけでなく機能的な断層画像を表示する装置の開発も近年進められている。そして、このような装置の一つに光音響分析法を利用した装置がある。この光音響分析法は、所定の波長を有する光（例えば、可視光、近赤外光又は中間赤外光）を被検体に照射し、被検体内の特定物質がこの光のエネルギーを吸収した結果生じる弾性波である光音響波を検出して、その特定物質の濃度を定量的に計測するものである。被検体内の特定物質とは、例えば血液中に含まれるグルコースやヘモグロビンなどである。このように光音響波を検出しその検出信号に基づいて光音響画像を生成する技術は、光音響イメージング（ＰＡＩ：Photoacoustic Imaging）或いは光音響トモグラフィーと呼ばれる。 Conventionally, as a method for acquiring a tomographic image inside a subject, an ultrasonic image is generated by detecting ultrasonic waves reflected in the subject by irradiating the subject with ultrasonic waves. Ultrasonic imaging for obtaining a morphological tomographic image is known. On the other hand, in the examination of a subject, development of an apparatus that displays not only a morphological tomographic image but also a functional tomographic image has been advanced in recent years. One of such devices is a device using a photoacoustic analysis method. This photoacoustic analysis method irradiates a subject with light having a predetermined wavelength (for example, visible light, near infrared light, or mid infrared light), and a specific substance in the subject absorbs the energy of this light. A photoacoustic wave, which is the resulting elastic wave, is detected and the concentration of the specific substance is quantitatively measured. The specific substance in the subject is, for example, glucose or hemoglobin contained in blood. A technique for detecting a photoacoustic wave and generating a photoacoustic image based on the detection signal is called photoacoustic imaging (PAI) or photoacoustic tomography.
例えば特許文献１は、上記のような光音響イメージングを応用し、被検体の体表に超音波探触子を当てて超音波画像および光音響画像を同時に取得できる生体情報画像化装置を開示している。 For example, Patent Document 1 discloses a biological information imaging apparatus that applies photoacoustic imaging as described above and applies an ultrasonic probe to the body surface of a subject to simultaneously acquire an ultrasonic image and a photoacoustic image. ing.
また近年では、光音響イメージングを例えば特許文献２のような超音波内視鏡に応用する試みもなされ始めている。 In recent years, attempts have been made to apply photoacoustic imaging to an ultrasonic endoscope as disclosed in Patent Document 2, for example.
しかしながら、光音響イメージングを内視鏡に応用する場合には、内視鏡の先端部の小型化に伴う空間的な制約によって、当該先端部にある超音波検出部により規定される画像化可能領域のすべてを、光音響波を発生させるための測定光で照射することが難しいという問題がある。このように測定光の照明領域に含まれない画像化可能領域が存在すると、例えば光音響画像中の像が表れていない箇所に関して、その箇所に光音響波の発生源があるにもかかわらずその箇所が測定光の照明領域から外れているために光音響波が発生しなかった場合と、その箇所に光音響波の発生源自体がなかったために光音響波が発生しなかった場合とが考えられ、正確な診断評価ができなくなる可能性がある。 However, when photoacoustic imaging is applied to an endoscope, the imageable region defined by the ultrasonic detection unit at the distal end portion due to spatial restrictions accompanying the downsizing of the distal end portion of the endoscope. There is a problem that it is difficult to irradiate all of these with measurement light for generating photoacoustic waves. Thus, when there is an imageable region that is not included in the illumination region of the measurement light, for example, regarding a portion where an image in the photoacoustic image does not appear, the source of the photoacoustic wave exists in that portion. There are cases where the photoacoustic wave does not occur because the location is out of the illumination area of the measurement light, and when the photoacoustic wave does not occur because the source of the photoacoustic wave does not exist at that location. And accurate diagnostic evaluation may not be possible.
なお、内視鏡の先端部を操作者が直接視認できないという観点から、上記のような問題は光音響イメージングを内視鏡に応用する場合に特に顕著となるが、特許文献１のような体表に当てて測定するための超音波探触子においても測定光の照明領域に含まれない画像化可能領域が存在する場合には同様の問題が起こりうる。 From the viewpoint that the operator cannot directly see the distal end portion of the endoscope, the above-mentioned problem becomes particularly noticeable when photoacoustic imaging is applied to an endoscope. A similar problem may occur in an ultrasonic probe for measuring against a table if there is an imageable area that is not included in the illumination area of the measurement light.
本発明は上記問題に鑑みてなされたものであり、光音響撮像において、測定光の照明領域に含まれない画像化可能領域の存在による診断の信頼性の低下を抑制することを可能とする光音響撮像装置およびその作動方法を提供することを目的とするものである。 The present invention has been made in view of the above problems, and in photoacoustic imaging, light that can suppress a decrease in diagnostic reliability due to the presence of an imageable region that is not included in the illumination region of measurement light. An object of the present invention is to provide an acoustic imaging apparatus and an operation method thereof.
上記課題を解決するために、本発明に係る光音響撮像装置は、
被検体内に測定光を照射し、測定光の照射により被検体内で発生した光音響波を検出して光音響波を電気信号に変換し、電気信号に基づいて光音響画像を生成する光音響撮像装置において、
被検体内に測定光を照射する光照射部と、
音響波の照射および検出を行う電気音響変換部と、
電気音響変換部により検出された音響波のうち電気音響変換部が超音波を照射することにより被検体内で反射した超音波に基づいて超音波画像を生成し、電気音響変換部により検出された音響波のうち光照射部が測定光を照射することにより被検体内で発生した光音響波に基づいて光音響画像を生成し、超音波画像を用いて、超音波画像中の照明領域に対応する領域を示す照明領域表示が適用された表示画像を生成する画像生成手段と、
画像生成手段により生成された表示画像を表示する画像表示部とを備えることを特徴とするものである。
In order to solve the above-described problems, a photoacoustic imaging device according to the present invention includes:
Light that irradiates the subject with measurement light, detects photoacoustic waves generated in the subject due to measurement light irradiation, converts the photoacoustic waves into electrical signals, and generates a photoacoustic image based on the electrical signals In an acoustic imaging device,
A light irradiator for irradiating measurement light into the subject;
An electroacoustic transducer for irradiating and detecting acoustic waves;
Of the acoustic waves detected by the electroacoustic transducer, the electroacoustic transducer generates an ultrasonic image based on the ultrasonic waves reflected in the subject by irradiating the ultrasonic wave, and is detected by the electroacoustic transducer A photoacoustic image is generated based on the photoacoustic wave generated in the subject when the light irradiating unit emits measurement light, and an ultrasonic image is used to correspond to the illumination area in the ultrasonic image. Image generating means for generating a display image to which an illumination area display indicating an area to be applied is applied;
And an image display unit for displaying the display image generated by the image generation means.
本明細書において、「超音波」とは電気音響変換部の振動により被検体内に発生した弾性波およびその反射波を意味し、「光音響波」とは測定光の照射による光音響効果により被検体内に発生した弾性波を意味する。そして、「音響波」とは超音波および光音響波を含む意味である。 In this specification, “ultrasonic wave” means an elastic wave and its reflected wave generated in a subject due to vibration of the electroacoustic transducer, and “photoacoustic wave” means a photoacoustic effect caused by irradiation of measurement light. It means an elastic wave generated in the subject. The “acoustic wave” is meant to include ultrasonic waves and photoacoustic waves.
「照明領域」とは、所定の強度以上の測定光によって照明される被検体内の領域を意味する。 The “illumination area” means an area in the subject that is illuminated with measurement light having a predetermined intensity or higher.
「照明領域表示」とは、表示画像に関しての表示であって超音波画像中の照明領域に対応する領域を識別可能とするための表示を意味する。 “Illumination area display” refers to a display related to a display image so that an area corresponding to the illumination area in the ultrasonic image can be identified.
「超音波画像を用いて」表示画像を生成するとは、超音波画像に照明領域表示を適用して表示画像を生成すること、並びに、超音波画像およびその他の画像（例えば光音響画像）が重畳された合成画像に照明領域表示を適用して表示画像を生成することを含む意味である。 Generating a display image “using an ultrasonic image” means generating a display image by applying an illumination area display to the ultrasonic image, and superimposing an ultrasonic image and other images (for example, a photoacoustic image). This means that the display area is generated by applying the illumination area display to the synthesized image.
そして、本発明に係る光音響撮像装置において、光照射部、電気音響変換部および電気音響変換部の向きを変更する湾曲部を先端部に有する内視鏡と、
内視鏡を操作する者が操作可能な位置に設けられた、電気音響変換部を所定の向きに向ける旨の指示を湾曲部に対して与える湾曲操作部と、
上記指示に基づいて超音波画像中における上記対応する領域の位置を計算する照明領域計算手段とを備え、
画像生成手段は、照明領域計算手段により得られた位置に照明領域表示が適用された表示画像を生成するものであることが好ましい。
And, in the photoacoustic imaging device according to the present invention, an endoscope having a bending portion that changes the direction of the light irradiation unit, the electroacoustic conversion unit, and the electroacoustic conversion unit at the distal end, and
A bending operation unit that is provided at a position where a person who operates the endoscope can operate, and that gives an instruction to the bending unit to direct the electroacoustic conversion unit in a predetermined direction;
Illumination area calculation means for calculating the position of the corresponding area in the ultrasonic image based on the instruction,
Preferably, the image generation means generates a display image in which the illumination area display is applied to the position obtained by the illumination area calculation means.
この場合において、照明領域計算手段は、電気音響変換部の向きと超音波画像中における照明領域表示の位置との関係を示すテーブル情報を予め記憶しており、このテーブル情報に基づいて上記対応する領域の位置を計算するものであることが好ましい。 In this case, the illumination area calculation means stores in advance table information indicating the relationship between the orientation of the electroacoustic conversion unit and the position of the illumination area display in the ultrasonic image, and the above correspondence is made based on this table information. It is preferable to calculate the position of the region.
そして、本発明に係る光音響撮像装置において、照明領域表示は、超音波画像中の領域に関して測定光の閾値強度を結んだ境界を線で示すこと、または、超音波画像中の上記対応する領域を強調表示することであることが好ましい。 In the photoacoustic imaging apparatus according to the present invention, the illumination area display indicates a boundary connecting the threshold intensity of the measurement light with respect to the area in the ultrasonic image, or the corresponding area in the ultrasonic image. Is preferably highlighted.
そして、本発明に係る光音響撮像装置において、画像生成手段は、照明領域表示が適用された表示画像を生成する場合と照明領域表示が適用されていない表示画像を生成する場合とを切り換えるものであることが好ましい。この場合において、画像生成手段は、照明領域表示が適用された表示画像を、測定光の照射に連動して生成するものであることが好ましい。 In the photoacoustic imaging apparatus according to the present invention, the image generation means switches between a case where a display image to which the illumination area display is applied and a case where a display image to which the illumination area display is not applied are generated. Preferably there is. In this case, it is preferable that the image generation means generates a display image to which the illumination area display is applied in conjunction with the measurement light irradiation.
そして、本発明に係る光音響撮像装置において、内視鏡は、コンベックス走査型またはリニア走査型であることが好ましい。 In the photoacoustic imaging apparatus according to the present invention, the endoscope is preferably a convex scanning type or a linear scanning type.
さらに、本発明に係る光音響撮像装置の作動方法は、
被検体内に測定光を照射し、測定光の照射により被検体内で発生した光音響波を検出して光音響波を電気信号に変換し、電気信号に基づいて光音響画像を生成する光音響撮像装置の作動方法において、
被検体内に測定光を照射する光照射部が作動し、
音響波の照射および検出を行う電気音響変換部が作動し、
電気音響変換部により検出された音響波のうち電気音響変換部が超音波を照射することにより被検体内で反射した超音波に基づいて超音波画像を生成し、電気音響変換部により検出された音響波のうち光照射部が測定光を照射することにより被検体内で発生した光音響波に基づいて光音響画像を生成し、超音波画像を用いて、超音波画像中の照明領域に対応する領域を示す照明領域表示が適用された表示画像を生成する画像生成手段が作動し、
画像生成手段により生成された表示画像を表示する画像表示部が作動することを特徴とするものである。
Furthermore, the operation method of the photoacoustic imaging device according to the present invention is as follows.
Light that irradiates the subject with measurement light, detects photoacoustic waves generated in the subject due to measurement light irradiation, converts the photoacoustic waves into electrical signals, and generates a photoacoustic image based on the electrical signals In the operation method of the acoustic imaging apparatus,
The light irradiation unit that irradiates the measurement light into the subject is activated,
The electroacoustic transducer that performs acoustic wave irradiation and detection is activated,
Of the acoustic waves detected by the electroacoustic transducer, the electroacoustic transducer generates an ultrasonic image based on the ultrasonic waves reflected in the subject by irradiating the ultrasonic wave, and is detected by the electroacoustic transducer A photoacoustic image is generated based on the photoacoustic wave generated in the subject when the light irradiating unit emits measurement light, and an ultrasonic image is used to correspond to the illumination area in the ultrasonic image. An image generating means for generating a display image to which an illumination area display indicating an area to be applied is applied;
The image display unit for displaying the display image generated by the image generation means is activated.
そして、本発明に係る光音響撮像装置の作動方法において、光音響撮像装置は、光照射部、電気音響変換部および電気音響変換部の向きを変更する湾曲部を先端部に有する内視鏡を備えたものであり、
内視鏡を操作する者の操作に応じて、電気音響変換部を所定の向きに向ける旨の指示を湾曲部に対して与える湾曲操作部が作動し、
内視鏡用の内視鏡の先端に設けられた、電気音響変換部の向きを変更する湾曲部が作動し、
上記指示に基づいて超音波画像中における上記対応する領域の位置を計算する照明領域計算手段が作動し、
画像生成手段は、照明領域計算手段により得られた上記位置に照明領域表示が適用された表示画像を生成するように作動することが好ましい。
And in the operating method of the photoacoustic image pickup device according to the present invention, the photoacoustic image pickup device comprises an endoscope having a light irradiation part, an electroacoustic conversion part, and a bending part for changing the direction of the electroacoustic conversion part at the tip part. It is equipped with
In response to an operation of a person who operates the endoscope, a bending operation unit that gives an instruction to the bending unit to direct the electroacoustic conversion unit to a predetermined direction is activated.
The bending part that changes the direction of the electroacoustic conversion part provided at the distal end of the endoscope for the endoscope operates,
Illumination area calculation means for calculating the position of the corresponding area in the ultrasonic image based on the instruction operates,
The image generation means preferably operates so as to generate a display image in which the illumination area display is applied to the position obtained by the illumination area calculation means.
そして、本発明に係る光音響撮像装置の作動方法において、照明領域計算手段は、電気音響変換部の向きと超音波画像中における上記対応する領域の位置との関係を示すテーブル情報を予め記憶しており、このテーブル情報に基づいて上記対応する領域の位置を計算するように作動することが好ましい。 In the operation method of the photoacoustic imaging apparatus according to the present invention, the illumination area calculation means stores in advance table information indicating the relationship between the orientation of the electroacoustic transducer and the position of the corresponding area in the ultrasonic image. It is preferable to operate to calculate the position of the corresponding area based on the table information.
そして、本発明に係る光音響撮像装置の作動方法において、画像生成手段は、照明領域表示が適用された表示画像を生成する場合と照明領域表示が適用されていない表示画像を生成する場合とを切り換えるように作動することが好ましい。この場合において、画像生成手段は、照明領域表示が適用された表示画像を、測定光の照射に連動して生成するように作動することが好ましい。 In the operation method of the photoacoustic imaging device according to the present invention, the image generation means generates a display image to which the illumination area display is applied and generates a display image to which the illumination area display is not applied. It preferably operates to switch. In this case, it is preferable that the image generation unit operates so as to generate a display image to which the illumination area display is applied in conjunction with the irradiation of the measurement light.
本発明に係る光音響撮像装置は、特に、電気音響変換部により検出された音響波のうち電気音響変換部が超音波を照射することにより被検体内で反射した超音波に基づいて超音波画像を生成し、電気音響変換部により検出された音響波のうち光照射部が測定光を照射することにより被検体内で発生した光音響波に基づいて光音響画像を生成し、超音波画像を用いてまたは超音波画像および光音響画像を用いて、超音波画像中の照明領域に対応する領域を示す照明領域表示が適用された表示画像を生成する画像生成手段を備える。これにより、画像化可能領域のどの部分が照明領域に属しているのかを装置の操作者が表示画像で確認することができる。この結果、測定光の照明領域に含まれない画像化可能領域の存在による診断の信頼性の低下を抑制することが可能となる。 The photoacoustic imaging device according to the present invention is an ultrasonic image based on ultrasonic waves reflected in a subject by irradiating ultrasonic waves by the electroacoustic conversion unit, among acoustic waves detected by the electroacoustic conversion unit. The photoacoustic image is generated based on the photoacoustic wave generated in the subject by the light irradiation unit irradiating the measurement light among the acoustic waves detected by the electroacoustic conversion unit, and the ultrasonic image is generated. Or an image generation means for generating a display image to which an illumination area display indicating an area corresponding to the illumination area in the ultrasound image is applied using an ultrasound image and a photoacoustic image. Thus, the operator of the apparatus can confirm on the display image which part of the imageable area belongs to the illumination area. As a result, it is possible to suppress a decrease in diagnostic reliability due to the presence of an imageable region that is not included in the illumination region of the measurement light.
以下、本発明の実施形態について図面を用いて説明するが、本発明はこれに限られるものではない。なお、視認しやすくするため、図面中の各構成要素の縮尺等は実際のものとは適宜異ならせてある。 Hereinafter, although an embodiment of the present invention is described using a drawing, the present invention is not limited to this. In addition, for easy visual recognition, the scale of each component in the drawings is appropriately changed from the actual one.
図１は、本発明の実施形態の光音響撮像装置１０の基本構成を示すブロック図である。この光音響撮像装置１０は、超音波探触子１１、超音波ユニット１２、およびレーザユニット１３を備えている。なおこの光音響撮像装置１０は、超音波画像と光音響画像との双方を生成可能に構成されている。 FIG. 1 is a block diagram showing a basic configuration of a photoacoustic imaging apparatus 10 according to an embodiment of the present invention. The photoacoustic imaging apparatus 10 includes an ultrasonic probe 11, an ultrasonic unit 12, and a laser unit 13. The photoacoustic imaging apparatus 10 is configured to be able to generate both an ultrasonic image and a photoacoustic image.
レーザユニット１３は、被検体に照射すべきレーザ光を測定光として出射する。レーザユニット１３は、例えば所定の波長の光を発生する１以上の光源を有する。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）、固体レーザ、ガスレーザ等の発光素子を用いることができる。例えば本実施形態においてレーザユニット１３は、励起光源であるフラッシュランプ３５とレーザ発振を制御するＱスイッチ３６とを含むＱスイッチパルスレーザ光源である。レーザユニット１３は、トリガ制御回路３２がフラッシュランプトリガ信号を出力すると、フラッシュランプ３５を点灯し、Ｑスイッチパルスレーザを励起する。 The laser unit 13 emits laser light to be irradiated on the subject as measurement light. The laser unit 13 includes, for example, one or more light sources that generate light having a predetermined wavelength. As the light source, a light emitting element such as a semiconductor laser (LD), a solid-state laser, or a gas laser that generates a specific wavelength component or monochromatic light including the component can be used. For example, in this embodiment, the laser unit 13 is a Q-switch pulse laser light source including a flash lamp 35 that is an excitation light source and a Q switch 36 that controls laser oscillation. When the trigger control circuit 32 outputs a flash lamp trigger signal, the laser unit 13 turns on the flash lamp 35 and excites the Q switch pulse laser.
レーザユニット１３は、レーザ光として１〜１００ｎｓｅｃのパルス幅を有するパルス光を出力するものであることが好ましい。レーザ光の波長は、計測の対象となる被検体内の物質の光吸収特性によって適宜決定される。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。したがって、例えば計測対象が生体内のヘモグロビンである場合（つまり、血管を撮像する場合）には、一般的には６００〜１０００ｎｍ程度とすることが好ましい。さらに、被検体の深部まで届くという観点から、上記レーザ光の波長は７００〜１０００ｎｍであることが好ましい。そして、上記レーザ光の出力は、レーザ光と光音響波の伝搬ロス、光音響変換の効率および現状の検出器の検出感度等の観点から、１０μＪ／ｃｍ２〜数１０ｍＪ／ｃｍ２であることが好ましい。さらに、パルス光出力の繰り返しは、画像構築速度の観点から、１０Ｈｚ以上であることが好ましい。また、レーザ光は上記パルス光が複数並んだパルス列とすることもできる。レーザユニット１３から出力されたレーザ光は、例えば光ファイバ、導光板、レンズおよびミラー等の導光手段を用いて超音波探触子１１の近傍まで導光され、超音波探触子１１の近傍から被検体に照射される。 The laser unit 13 preferably outputs pulsed light having a pulse width of 1 to 100 nsec as laser light. The wavelength of the laser light is appropriately determined according to the light absorption characteristics of the substance in the subject to be measured. Although hemoglobin in a living body has different optical absorption characteristics depending on its state (oxygenated hemoglobin, reduced hemoglobin, methemoglobin, carbon dioxide hemoglobin, etc.), it generally absorbs light of 600 nm to 1000 nm. Therefore, for example, when the measurement target is hemoglobin in a living body (that is, when a blood vessel is imaged), it is generally preferable to set the thickness to about 600 to 1000 nm. Furthermore, from the viewpoint of reaching the deep part of the subject, the wavelength of the laser light is preferably 700 to 1000 nm. The output of the laser beam is 10 μJ / cm 2 to several tens of mJ / cm 2 from the viewpoints of propagation loss of laser beam and photoacoustic wave, efficiency of photoacoustic conversion, detection sensitivity of the current detector, and the like. Is preferred. Further, the repetition of the pulsed light output is preferably 10 Hz or more from the viewpoint of the image construction speed. Further, the laser beam may be a pulse train in which a plurality of the above pulsed beams are arranged. The laser light output from the laser unit 13 is guided to the vicinity of the ultrasonic probe 11 using light guide means such as an optical fiber, a light guide plate, a lens, and a mirror, for example, and the vicinity of the ultrasonic probe 11. To the subject.
超音波探触子１１は、被検体に向けて超音波を照射し、被検体内を伝搬する音響波を検出するものである。すなわち、超音波探触子１１は、被検体に対する超音波の照射（送信）、および被検体から反射して戻って来るその超音波の反射波の検出（受信）を行う。さらに超音波探触子１１は、被検体内の観察対象物がレーザ光を吸収することにより被検体内に発生した光音響波の検出も行う。そのために超音波探触子１１は、例えば一次元または二次元に配列された複数の超音波振動子から構成される振動子アレイを有する。この超音波振動子が本発明における電気音響変換部に相当する。超音波振動子は、例えば、圧電セラミクス、またはポリフッ化ビニリデン（ＰＶＤＦ）のような高分子フィルムから構成される圧電素子である。超音波振動子は、音響波を受信した場合にその受信信号を電気信号に変換する機能を有している。この電気信号は後述する受信回路２１に出力される。この超音波探触子１１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。 The ultrasonic probe 11 irradiates an object with ultrasonic waves and detects an acoustic wave propagating through the object. That is, the ultrasonic probe 11 performs irradiation (transmission) of ultrasonic waves to the subject and detection (reception) of the reflected waves of the ultrasonic waves that are reflected back from the subject. Further, the ultrasonic probe 11 also detects photoacoustic waves generated in the subject as the observation object in the subject absorbs the laser light. For this purpose, the ultrasonic probe 11 has a transducer array including, for example, a plurality of ultrasonic transducers arranged one-dimensionally or two-dimensionally. This ultrasonic transducer corresponds to the electroacoustic transducer in the present invention. The ultrasonic vibrator is a piezoelectric element composed of a polymer film such as piezoelectric ceramics or polyvinylidene fluoride (PVDF). The ultrasonic transducer has a function of converting a reception signal into an electric signal when an acoustic wave is received. This electrical signal is output to the receiving circuit 21 described later. The ultrasonic probe 11 is selected according to the diagnostic region from among sector scanning, linear scanning, and convex scanning.
超音波探触子１１は、音響波を効率よく検出するために音響整合層を振動子アレイの表面に備えてもよい。一般に圧電素子材料と生体では音響インピーダンスが大きく異なるため、圧電素子材料と生体が直接接した場合には、界面での反射が大きくなり音響波を効率よく検出することができない。このため、圧電素子材料と生体の間に中間的な音響インピーダンスを有する音響整合層が配置されることにより、音響波を効率よく検出することができる。音響整合層を構成する材料の例としては、エポキシ樹脂や石英ガラスなどが挙げられる。 The ultrasonic probe 11 may include an acoustic matching layer on the surface of the transducer array in order to efficiently detect acoustic waves. In general, the acoustic impedance of the piezoelectric element material and the living body are greatly different. Therefore, when the piezoelectric element material and the living body are in direct contact with each other, the reflection at the interface is increased and the acoustic wave cannot be detected efficiently. For this reason, an acoustic wave can be efficiently detected by arranging an acoustic matching layer having an intermediate acoustic impedance between the piezoelectric element material and the living body. Examples of the material constituting the acoustic matching layer include epoxy resin and quartz glass.
本実施形態においては、レーザ光の導光手段および超音波探触子１１として内視鏡を使用した場合を例にして具体的に説明する。図２は、超音波探触子および上記レーザ光を導光するための光ファイバを備える内視鏡５を示す概略図であり、図３は、内視鏡５の挿入部の先端部を示す概略図である。本実施形態の内視鏡５は、図２に示すように、挿入部５１、操作部５２、接続コード５３およびユニバーサルコード５４から構成される。本実施形態において、光ファイバ５９は、挿入部５１、操作部５２およびユニバーサルコード５４に亘って通されており、ユニバーサルコード５４の上流側の接続部５４ａで、レーザユニット１３の図示しない出力部に接続される。 In the present embodiment, the case where an endoscope is used as the laser light guiding means and the ultrasonic probe 11 will be specifically described. FIG. 2 is a schematic diagram showing an endoscope 5 including an ultrasonic probe and an optical fiber for guiding the laser light, and FIG. 3 shows a distal end portion of an insertion portion of the endoscope 5. FIG. As shown in FIG. 2, the endoscope 5 according to this embodiment includes an insertion portion 51, an operation portion 52, a connection cord 53, and a universal cord 54. In the present embodiment, the optical fiber 59 is passed through the insertion portion 51, the operation portion 52, and the universal cord 54, and is connected to an output portion (not shown) of the laser unit 13 at the connection portion 54 a on the upstream side of the universal cord 54. Connected.
内視鏡５の挿入部５１は、患者の体内に挿入することができるように細長い可撓性の管状となっている。操作部５２は、挿入部５１の基端に設けられている。内視鏡５は、接続コード５３を介して光音響撮像装置本体の電気系統に接続され、ユニバーサルコード５４を介してレーザユニット１３及び例えば図示しない光学観測装置に接続されている。 The insertion portion 51 of the endoscope 5 has an elongated flexible tubular shape so that it can be inserted into the patient's body. The operation unit 52 is provided at the proximal end of the insertion unit 51. The endoscope 5 is connected to the electrical system of the photoacoustic imaging apparatus main body via a connection cord 53, and is connected to the laser unit 13 and, for example, an optical observation device (not shown) via a universal cord 54.
内視鏡５の挿入部５１の先端部５５ａには、コンベックス型の振動子アレイ５７が設けられている。また挿入部５１の先端部５５ａでは、光ファイバ５９によるレーザ光の照明領域が振動子アレイ５７による超音波の受信領域（すなわち超音波に基づく画像化可能領域）と重なるように、光ファイバ５９の端部が配置されている。本実施形態において、この光ファイバ５９の出射端部が本発明の光照射部に相当する。振動子アレイ５７は、レーザ光の照射に起因して生じる光音響波を受信して複数の受信信号を光音響撮像装置本体の受信回路に出力する。また、内視鏡５の操作部５２には、例えば鉗子および穿刺針等の手術用の処置具が挿入される処置具挿入口５２ａが形成されている。処置具を通すための挿入孔は処置具挿入口５２ａから挿入部５１の先端部５５ａまで繋がっている（図示省略）。 A convex transducer array 57 is provided at the distal end portion 55 a of the insertion portion 51 of the endoscope 5. Further, at the distal end portion 55 a of the insertion portion 51, the optical fiber 59 has an illumination area of the laser beam overlapped with an ultrasonic reception area (that is, an imageable area based on the ultrasonic wave) of the transducer array 57. The end is arranged. In the present embodiment, the emission end portion of the optical fiber 59 corresponds to the light irradiation portion of the present invention. The transducer array 57 receives a photoacoustic wave generated due to the irradiation of the laser light, and outputs a plurality of reception signals to the reception circuit of the photoacoustic imaging apparatus main body. In addition, a treatment instrument insertion port 52a into which a surgical treatment instrument such as forceps and a puncture needle is inserted is formed in the operation unit 52 of the endoscope 5. The insertion hole for passing the treatment tool is connected from the treatment tool insertion port 52a to the distal end portion 55a of the insertion portion 51 (not shown).
内視鏡５の挿入部５１の先端部５５ａには、湾曲機構操作手段１６の指示に基づいて、超音波探触子５６の向きを変更する湾曲機構６０が設けられている。ここで、「超音波探触子の向き」とは、内視鏡５の挿入部５１の長手方向に対する振動子アレイ５７の位置関係を説明するための便宜的な方向であり、長手方向に対する振動子アレイ５７の位置関係を規定できればどのように決めてもよい。例えば、振動子アレイ５７の中心部における法線方向（図３中の矢印Ｘ）を超音波探触子の向きとするのが一般的である。例えば、湾曲機構６０は、図４に示すような超音波探触子の基準の状態から図５に示すような超音波探触子が曲がった状態となるように超音波探触子の向きを変更する。 A bending mechanism 60 that changes the direction of the ultrasonic probe 56 based on an instruction from the bending mechanism operating means 16 is provided at the distal end portion 55 a of the insertion portion 51 of the endoscope 5. Here, “the direction of the ultrasound probe” is a convenient direction for explaining the positional relationship of the transducer array 57 with respect to the longitudinal direction of the insertion portion 51 of the endoscope 5, and vibration with respect to the longitudinal direction. Any method may be used as long as the positional relationship of the child array 57 can be defined. For example, the direction of the ultrasonic probe is generally the normal direction (arrow X in FIG. 3) at the center of the transducer array 57. For example, the bending mechanism 60 changes the orientation of the ultrasonic probe so that the ultrasonic probe is bent as shown in FIG. 5 from the reference state of the ultrasonic probe as shown in FIG. change.
湾曲機構操作手段１６は、内視鏡を操作する者の操作に基づいて、超音波探触子５６（或いは振動子アレイ５７）を所定の向きに向ける旨の指示を上記湾曲機構６０に与える。当該指示の情報は制御手段３４を介して照明領域計算手段３０に送られる。 The bending mechanism operating means 16 gives an instruction to the bending mechanism 60 to turn the ultrasonic probe 56 (or the transducer array 57) in a predetermined direction based on the operation of the person who operates the endoscope. Information on the instruction is sent to the illumination area calculation unit 30 via the control unit 34.
超音波ユニット１２は、受信回路２１、ＡＤ変換手段２２、受信メモリ２３、データ分離手段２４、光音響画像再構成手段２５ａ、光音響画像再構成手段２５ａからの信号を受信する検波・対数変換手段２６ａ、光音響画像を構築する画像構築手段２７ａ、超音波画像再構成手段２５ｂ、超音波画像再構成手段２５ｂからの信号を受信する検波・対数変換手段２６ｂ、超音波画像を構築する画像構築手段２７ｂ、画像合成手段２８、表示画像生成手段２９、照明領域計算手段３０、トリガ制御回路３２、送信制御回路３３および制御手段３４を有している。接続を示す表示は図中では省略されているが、制御手段３４は、超音波ユニット１２内の各部を制御するため当該各部に接続されている。超音波ユニット１２は本発明における画像生成手段に相当する。 The ultrasonic unit 12 includes a reception circuit 21, an AD conversion unit 22, a reception memory 23, a data separation unit 24, a photoacoustic image reconstruction unit 25a, and a detection / logarithmic conversion unit that receives signals from the photoacoustic image reconstruction unit 25a. 26a, image construction means 27a for constructing a photoacoustic image, ultrasonic image reconstruction means 25b, detection / logarithm conversion means 26b for receiving signals from the ultrasonic image reconstruction means 25b, and image construction means for constructing an ultrasonic image 27b, image composition means 28, display image generation means 29, illumination area calculation means 30, trigger control circuit 32, transmission control circuit 33, and control means 34. Although the display indicating the connection is omitted in the drawing, the control means 34 is connected to each part in order to control each part in the ultrasonic unit 12. The ultrasonic unit 12 corresponds to the image generation means in the present invention.
受信回路２１は、超音波探触子１１から出力された音響波の電気信号を受信する。ＡＤ変換手段２２はサンプリング手段であり、受信回路２１が受信した電気信号を例えばクロック周波数４０ＭＨｚのＡＤクロック信号に同期してサンプリングしてデジタル信号に変換する。ＡＤ変換手段２２は、例えば外部から入力されるＡＤクロック信号に同期して、所定のサンプリング周期で上記電気信号をサンプリングする。 The receiving circuit 21 receives the electrical signal of the acoustic wave output from the ultrasonic probe 11. The AD conversion means 22 is a sampling means, which samples the electric signal received by the receiving circuit 21 in synchronization with an AD clock signal with a clock frequency of 40 MHz, for example, and converts it into a digital signal. The AD conversion means 22 samples the electric signal at a predetermined sampling period in synchronization with, for example, an AD clock signal input from the outside.
ＡＤ変換手段２２は、サンプリングしたデジタル信号（サンプリングデータ）を受信メモリ２３に格納する。受信メモリ２３に格納されたサンプリングデータは、光音響波に関するデータ（光音響データ）、超音波に関するデータ（超音波データ）またはこれらの混合データである。 The AD conversion means 22 stores the sampled digital signal (sampling data) in the reception memory 23. The sampling data stored in the reception memory 23 is data related to photoacoustic waves (photoacoustic data), data related to ultrasonic waves (ultrasound data), or a mixed data thereof.
データ分離手段２４は、受信メモリ２３に格納されたサンプリングデータを光音響データと超音波データとに分離する。サンプリングデータを分離する方法は特に限定されない。例えば、超音波の照射と測定光の照射とを時間的にずらして実施した場合には、サンプリングデータをある時刻で分けることによりサンプリングデータを光音響データと超音波データとに分離することができる。また例えば、光音響データおよび超音波データそれぞれに関する周波数や遅延量の違いを利用してもサンプリングデータを光音響データと超音波データとに分離することができる。データ分離手段２４は、分離された光音響データを光音響画像再構成手段２５ａに入力し、超音波データを超音波画像再構成手段２５ｂに出力する。 The data separation means 24 separates the sampling data stored in the reception memory 23 into photoacoustic data and ultrasonic data. A method for separating the sampling data is not particularly limited. For example, when the ultrasonic irradiation and the measurement light irradiation are performed while being shifted in time, the sampling data can be separated into photoacoustic data and ultrasonic data by dividing the sampling data at a certain time. . In addition, for example, sampling data can be separated into photoacoustic data and ultrasonic data by utilizing the difference in frequency and delay amount relating to the photoacoustic data and ultrasonic data. The data separation unit 24 inputs the separated photoacoustic data to the photoacoustic image reconstruction unit 25a, and outputs the ultrasonic data to the ultrasonic image reconstruction unit 25b.
光音響画像再構成手段２５ａは、例えば超音波探触子１１の６４個の超音波振動子の各出力信号から得られた上記光音響データを、超音波振動子の位置に応じた遅延時間で加算し、１ライン分のデータを生成する（遅延加算法）。なお、この光音響画像再構成手段２５ａは、遅延加算法に代えて、ＣＢＰ法（Circular Back Projection）により再構成を行うものでもよい。あるいは光音響画像再構成手段２５ａは、ハフ変換法又はフーリエ変換法を用いて再構成を行うものでもよい。光音響画像再構成手段２５ａは、上記のようにして加算整合された光音響データを検波・対数変換手段２６ａに出力する。 For example, the photoacoustic image reconstruction unit 25a obtains the photoacoustic data obtained from the output signals of 64 ultrasonic transducers of the ultrasonic probe 11 with a delay time corresponding to the position of the ultrasonic transducer. Addition to generate data for one line (delay addition method). In addition, this photoacoustic image reconstruction means 25a may be reconstructed by the CBP method (Circular Back Projection) instead of the delay addition method. Alternatively, the photoacoustic image reconstruction unit 25a may perform reconstruction using a Hough transform method or a Fourier transform method. The photoacoustic image reconstruction means 25a outputs the photoacoustic data added and matched as described above to the detection / logarithm conversion means 26a.
検波・対数変換手段２６ａは、光音響画像再構成手段２５ａから出力された光音響データの包絡線を生成し、次いでその包絡線を対数変換してダイナミックレンジを広げる。そして、検波・対数変換手段２６ａは、上記のようにして信号処理した光音響データを画像構築手段２７ａに出力する。 The detection / logarithm conversion means 26a generates an envelope of the photoacoustic data output from the photoacoustic image reconstruction means 25a, and then logarithmically converts the envelope to widen the dynamic range. Then, the detection / logarithm conversion means 26a outputs the photoacoustic data subjected to signal processing as described above to the image construction means 27a.
画像構築手段２７ａは、対数変換が施された各ラインの光音響データに基づいて、断層画像（光音響画像）を構築する。画像構築手段２７ａは、例えば光音響データの時間軸の位置を、断層画像における深さを表す変位軸の位置に変換して光音響画像を構築する。 The image construction unit 27a constructs a tomographic image (photoacoustic image) based on the photoacoustic data of each line subjected to logarithmic transformation. For example, the image construction unit 27a constructs a photoacoustic image by converting the position of the time axis of the photoacoustic data into the position of the displacement axis representing the depth in the tomographic image.
一方、超音波画像再構成手段２５ｂは、例えば超音波探触子１１の６４個の超音波振動子の各出力信号から得られた上記超音波データを、超音波振動子の位置に応じた遅延時間で加算し、１ライン分のデータを生成する（遅延加算法）。なお、この超音波画像再構成手段２５ｂは、遅延加算法に代えて、ＣＢＰ法（Circular Back Projection）により再構成を行うものでもよい。あるいは超音波画像再構成手段２５ｂは、ハフ変換法又はフーリエ変換法を用いて再構成を行うものでもよい。超音波画像再構成手段２５ｂは、上記のようにして加算整合された超音波データを検波・対数変換手段２６ｂに出力する。 On the other hand, the ultrasonic image reconstruction unit 25b delays the ultrasonic data obtained from the output signals of the 64 ultrasonic transducers of the ultrasonic probe 11 according to the positions of the ultrasonic transducers, for example. Add by time to generate data for one line (delay addition method). The ultrasound image reconstruction means 25b may perform reconstruction by the CBP method (Circular Back Projection) instead of the delay addition method. Alternatively, the ultrasonic image reconstruction unit 25b may perform reconstruction using a Hough transform method or a Fourier transform method. The ultrasonic image reconstruction means 25b outputs the ultrasonic data added and matched as described above to the detection / logarithm conversion means 26b.
検波・対数変換手段２６ｂは、超音波画像再構成手段２５ｂから出力された超音波データの包絡線を生成し、次いでその包絡線を対数変換してダイナミックレンジを広げる。そして、検波・対数変換手段２６ｂは、上記のようにして信号処理した超音波データを画像構築手段２７ｂに出力する。 The detection / logarithm conversion means 26b generates an envelope of the ultrasonic data output from the ultrasonic image reconstruction means 25b, and then logarithmically converts the envelope to widen the dynamic range. Then, the detection / logarithm conversion means 26b outputs the ultrasonic data signal-processed as described above to the image construction means 27b.
画像構築手段２７ｂは、対数変換が施された各ラインの超音波データに基づいて、断層画像（超音波画像）を構築する。画像構築手段２７ｂは、例えば超音波データの時間軸の位置を、断層画像における深さを表す変位軸の位置に変換して超音波画像を構築する。 The image construction unit 27b constructs a tomographic image (ultrasonic image) based on the ultrasonic data of each line subjected to logarithmic transformation. For example, the image construction unit 27b constructs an ultrasonic image by converting the position of the time axis of the ultrasonic data into the position of the displacement axis representing the depth in the tomographic image.
トリガ制御回路３２は、レーザユニット１３にフラッシュランプトリガ信号及びＱスイッチトリガ信号を出力し、レーザユニット１３からレーザ光を出射させる。また、トリガ制御回路３２は、送信制御回路３３に超音波送信トリガ信号を出力し、プローブ１１から超音波を出力させる。更に、トリガ制御回路３２は、レーザ光の照射又は超音波送信と同期してＡＤ変換手段２２に対してＡＤトリガ信号を出力し、ＡＤ変換手段２２におけるサンプリングを開始させる。 The trigger control circuit 32 outputs a flash lamp trigger signal and a Q switch trigger signal to the laser unit 13 to emit laser light from the laser unit 13. The trigger control circuit 32 outputs an ultrasonic transmission trigger signal to the transmission control circuit 33 and causes the probe 11 to output ultrasonic waves. Further, the trigger control circuit 32 outputs an AD trigger signal to the AD conversion means 22 in synchronization with the laser light irradiation or ultrasonic transmission, and starts sampling in the AD conversion means 22.
トリガ制御回路３２は、レーザユニット１３に対して光の出力を指示するフラッシュランプトリガ信号を出力する。これによりレーザユニット１３では、フラッシュランプトリガ信号に応答してフラッシュランプ３５が点灯し、レーザ励起が開始される。その後、トリガ制御回路３２は、所定のタイミングでＱスイッチトリガ信号を出力する。これによりレーザユニット１３では、Ｑスイッチ３６がＱスイッチトリガ信号に応答してＯＮ状態になり、レーザ光が出力されて、被検体にレーザ光が照射される。フラッシュランプ３５の点灯からＱスイッチパルスレーザが十分な励起状態となるまでに要する時間は、Ｑスイッチパルスレーザの特性などから見積もることができる。トリガ制御回路３２からＱスイッチを制御するのに代えて、レーザユニット１３内において、Ｑスイッチパルスレーザを十分に励起させた後にＱスイッチ３６をＯＮ状態にしてもよい。その場合は、Ｑスイッチ３６をＯＮ状態にした旨を示す信号を超音波ユニット１２側に通知してもよい。 The trigger control circuit 32 outputs a flash lamp trigger signal that instructs the laser unit 13 to output light. Thereby, in the laser unit 13, the flash lamp 35 is turned on in response to the flash lamp trigger signal, and laser excitation is started. Thereafter, the trigger control circuit 32 outputs a Q switch trigger signal at a predetermined timing. As a result, in the laser unit 13, the Q switch 36 is turned on in response to the Q switch trigger signal, the laser light is output, and the subject is irradiated with the laser light. The time required from when the flash lamp 35 is turned on until the Q-switch pulse laser is sufficiently excited can be estimated from the characteristics of the Q-switch pulse laser. Instead of controlling the Q switch from the trigger control circuit 32, the Q switch 36 may be turned on after the Q switch pulse laser is sufficiently excited in the laser unit 13. In that case, a signal indicating that the Q switch 36 is turned on may be notified to the ultrasonic unit 12 side.
またトリガ制御回路３２は、超音波送信を指示する超音波トリガ信号を送信制御回路３３に出力する。送信制御回路３３は、上記超音波トリガ信号を受けると、超音波探触子１１から超音波を送信させる。トリガ制御回路３２は、先にフラッシュランプトリガ信号を出力し、その後超音波トリガ信号を出力する。つまりトリガ制御回路３２は、フラッシュランプトリガ信号の出力に後続して、超音波トリガ信号を出力する。フラッシュランプトリガ信号が出力されることで被検体に対するレーザ光の照射および光音響波の検出が行われた後、超音波トリガ信号が出力されることで被検体に対する超音波の送信およびその反射波の検出が行われる。 The trigger control circuit 32 outputs an ultrasonic trigger signal that instructs ultrasonic transmission to the transmission control circuit 33. When receiving the ultrasonic trigger signal, the transmission control circuit 33 transmits ultrasonic waves from the ultrasonic probe 11. The trigger control circuit 32 outputs a flash lamp trigger signal first, and then outputs an ultrasonic trigger signal. That is, the trigger control circuit 32 outputs an ultrasonic trigger signal following the output of the flash lamp trigger signal. After the flash lamp trigger signal is output and the subject is irradiated with laser light and the photoacoustic wave is detected, the ultrasonic trigger signal is output and the ultrasonic wave is transmitted to the subject and its reflected wave. Is detected.
トリガ制御回路３２はさらに、ＡＤ変換手段２２に対して、サンプリング開始を指示するサンプリングトリガ信号を出力する。このサンプリングトリガ信号は、前記フラッシュランプトリガ信号が出力された後で、かつ超音波トリガ信号が出力される前、より好ましくは被検体に実際にレーザ光が照射されるタイミングで出力される。そのためにサンプリングトリガ信号は、例えばトリガ制御回路３２がＱスイッチトリガ信号を出力するタイミングに同期して出力される。ＡＤ変換手段２２は上記サンプリングトリガ信号を受けると、超音波探触子１１にて検出された上記電気信号のサンプリングを開始する。 The trigger control circuit 32 further outputs a sampling trigger signal for instructing the AD conversion means 22 to start sampling. This sampling trigger signal is output after the flash lamp trigger signal is output and before the ultrasonic trigger signal is output, more preferably at the timing when the subject is actually irradiated with the laser light. Therefore, the sampling trigger signal is output in synchronization with the timing at which the trigger control circuit 32 outputs the Q switch trigger signal, for example. When receiving the sampling trigger signal, the AD conversion means 22 starts sampling the electric signal detected by the ultrasonic probe 11.
画像合成手段２８は、画像構築手段２７ａおよび２７ｂにそれぞれ構築された光音響画像および超音波画像を合成する。画像合成手段２８は、合成されて得られた画像（合成画像）を表示画像生成手段２９に出力する。なお、合成画像を表示しない場合には光音響画像および超音波画像はそれぞれ合成処理されないまま、画像合成手段２８から出力されてもよい。 The image synthesizing unit 28 synthesizes the photoacoustic image and the ultrasonic image constructed in the image constructing units 27a and 27b, respectively. The image synthesizing unit 28 outputs an image (synthesized image) obtained by synthesizing to the display image generating unit 29. In the case where the synthesized image is not displayed, the photoacoustic image and the ultrasonic image may be output from the image synthesizing unit 28 without being synthesized.
表示画像生成手段２９は、画像合成手段２８により出力された合成画像あるいは画像合成手段２８によりそのまま出力された超音波画像に照明領域表示を適用して画像表示手段１４に表示するための最終的な画像（表示画像）を生成する。この表示画像中の照明領域表示は、照明領域Ａ２に相当する超音波画像中の領域を目安として示す表示である。照明領域Ａ２として表示する範囲は、照明領域計算手段３０からの情報に基づいて、所定の強度以上のレーザ光が届いている領域として適宜設定される。照明領域Ａ２を示すための照明領域表示の適用方法は、超音波画像中の照明領域Ａ２に対応する領域（対応領域）をその他の領域から識別して視認できる方法であれば特に限定されない。例えば、超音波画像中の領域に関してレーザ光の閾値強度を結んだ境界を線で示したり、超音波画像中の対応領域を強調表示したりする方法を採用することができる。境界を線（境界線）で示す場合には、超音波画像や光音響画像の表示色と異なる色で表示することが好ましい。例えば、超音波画像を白および黒で表示し、光音響画像を赤および黒で表示にする場合には、上記境界線を緑、黄、青またはこれらの組み合わせで表示することが好ましい。境界線は実線であっても点線であってもよい。超音波画像中の対応領域を強調表示する方法としては、例えば対応領域のみ超音波画像および／または光音響画像を表示する（つまり対応領域外の画像を表示しない）方法および対応領域外の画像の輝度を下げる方法が挙げられる。このような場合には、上記で説明したような境界線を付加する必要がないため、付加的な表示要素を画像上に増やすことなく、より広い視野を確保することができる。また、波長の異なるレーザ光を同時に使う場合には、波長に応じて到達距離が異なることを考慮して、波長ごとの照明領域表示を同時に適用しても良い。 The display image generating unit 29 applies the illumination area display to the combined image output from the image combining unit 28 or the ultrasonic image output as it is from the image combining unit 28 and displays it on the image display unit 14. An image (display image) is generated. The illumination area display in the display image is a display that shows an area in the ultrasonic image corresponding to the illumination area A2 as a guide. A range to be displayed as the illumination area A2 is appropriately set as an area where a laser beam having a predetermined intensity or more reaches based on information from the illumination area calculation unit 30. The application method of the illumination area display for indicating the illumination area A2 is not particularly limited as long as the area (corresponding area) corresponding to the illumination area A2 in the ultrasonic image can be identified and visually recognized from other areas. For example, it is possible to adopt a method in which a boundary connecting laser beam threshold intensities with respect to a region in the ultrasonic image is indicated by a line, or a corresponding region in the ultrasonic image is highlighted. When the boundary is indicated by a line (boundary line), it is preferable to display in a color different from the display color of the ultrasonic image or the photoacoustic image. For example, when displaying an ultrasonic image in white and black and displaying a photoacoustic image in red and black, it is preferable to display the boundary line in green, yellow, blue, or a combination thereof. The boundary line may be a solid line or a dotted line. As a method for highlighting the corresponding area in the ultrasonic image, for example, an ultrasonic image and / or a photoacoustic image is displayed only in the corresponding area (that is, an image outside the corresponding area is not displayed) and an image outside the corresponding area is displayed. A method for lowering the brightness is mentioned. In such a case, since it is not necessary to add the boundary line as described above, a wider field of view can be ensured without increasing additional display elements on the image. In addition, when laser beams having different wavelengths are used at the same time, an illumination area display for each wavelength may be applied at the same time in consideration of the difference in reach depending on the wavelength.
また、表示画像生成手段２９は、必要に応じて、照明領域表示を適用する場合と適用しない場合を切り換えられるものであってもよい。具体的には、照明領域表示は手術または診断において常に必要であるとは限らないため、表示画像生成手段２９は、超音波画像中の対応領域を確認する必要がない場合には、画像合成手段２８により出力された画像に照明領域表示を適用しないように構成することもできる。このような表示画像生成手段２９は、例えば、操作者の手元に設けられた図示しないスイッチに応じて照明領域表示を適用するかしないかを選択できるようにしたり、レーザ光が照射されている間のみレーザ光の照射に連動して照明領域表示を適用するようにしたりすることにより実現できる。 Further, the display image generation means 29 may be switched between the case where the illumination area display is applied and the case where it is not applied, as necessary. Specifically, since the illumination area display is not always necessary in the operation or diagnosis, the display image generation unit 29 determines that the corresponding area in the ultrasonic image does not need to be confirmed. It is also possible to configure so that the illumination area display is not applied to the image output by H.28. Such a display image generation means 29 can select whether or not to apply the illumination area display according to a switch (not shown) provided at the operator's hand, for example, or while the laser light is being irradiated. It can be realized only by applying the illumination area display in conjunction with the laser beam irradiation.
照明領域計算手段３０は、湾曲機構操作手段１６が湾曲機構６０に与えた指示を受け取り、超音波探触子５６によって規定される画像化可能領域Ａ１と光照射部により規定される照明領域Ａ２との位置関係を計算する。例えば、超音波探触子５６の向きと超音波画像中における対応領域の位置との関係を示すテーブル情報が照明領域計算手段３０に予め記憶されており、照明領域計算手段３０はこのテーブル情報に基づいて照明領域表示を適用すべき位置を計算する。テーブル情報は、例えば、湾曲機構操作手段１６が湾曲機構６０に与えた指示に対応して、超音波画像と対応領域との互いの位置関係を特定するための情報を含む。位置関係を特定するための情報としては、超音波探触子の基準の状態における対応領域の形状（基本形状という。例えば扇形）、および当該状態における基本形状の配置が挙げられ、さらに湾曲機構操作手段１６が湾曲機構６０に与えた指示に対応した基本形状の基準の位置（例えば扇形の頂点の位置）、および基本形状の向き（例えば扇形の中心角を二等分する線の傾き）等が挙げられる。なお、画像化可能領域Ａ１および照明領域Ａ２は基本的に互いに独立して決定されるため、上記基本形状のすべてが超音波画像に現れる必要はない。この場合、上記基本形状と超音波画像とが重畳する部分ののみ照明領域表示が適用される。また、照明領域をより正確に示すために、テーブル情報はレーザ光の強度に対応して上記基本形状の大きさを特定するための情報を含むことが好ましい。基本形状の大きさを特定するための情報とは、基本形状の絶対的な大きさを特定するためのパラメータを意味し、例えば基本形状が扇形である場合には、扇形の中心角の大きさ、および頂点から円弧までの長さである。照明領域計算手段３０は、表示画像に表示すべき超音波画像中の対応領域の位置の計算結果を表示画像生成手段２９に出力する。 The illumination area calculation means 30 receives the instruction given to the bending mechanism 60 by the bending mechanism operating means 16 and an imageable area A1 defined by the ultrasonic probe 56 and an illumination area A2 defined by the light irradiation unit. Calculate the positional relationship. For example, table information indicating the relationship between the orientation of the ultrasound probe 56 and the position of the corresponding region in the ultrasound image is stored in advance in the illumination region calculation unit 30, and the illumination region calculation unit 30 stores the table information in this table information. Based on this, the position where the illumination area display should be applied is calculated. The table information includes, for example, information for specifying the mutual positional relationship between the ultrasonic image and the corresponding region in response to an instruction given to the bending mechanism 60 by the bending mechanism operation unit 16. The information for specifying the positional relationship includes the shape of the corresponding region (referred to as a basic shape, for example, a fan shape) in the reference state of the ultrasound probe, and the arrangement of the basic shape in the state, and further, the bending mechanism operation The reference position of the basic shape corresponding to the instruction given by the means 16 to the bending mechanism 60 (for example, the position of the vertex of the sector), the orientation of the basic shape (for example, the inclination of the line that bisects the central angle of the sector), and the like. Can be mentioned. Since the imageable region A1 and the illumination region A2 are basically determined independently of each other, it is not necessary that all the basic shapes appear in the ultrasonic image. In this case, the illumination area display is applied only to the portion where the basic shape and the ultrasonic image overlap. In order to more accurately indicate the illumination area, the table information preferably includes information for specifying the size of the basic shape corresponding to the intensity of the laser beam. The information for specifying the size of the basic shape means a parameter for specifying the absolute size of the basic shape. For example, when the basic shape is a sector shape, the size of the central angle of the sector shape. , And the length from the vertex to the arc. The illumination area calculation unit 30 outputs the calculation result of the position of the corresponding area in the ultrasonic image to be displayed on the display image to the display image generation unit 29.
画像表示手段１４は、表示画像生成手段２９により生成された表示画像を表示する。 The image display unit 14 displays the display image generated by the display image generation unit 29.
以下、本発明の作用を説明する。 Hereinafter, the operation of the present invention will be described.
図６および図７は、例として、生体組織７４および異物７６の形態情報を示す超音波画像に照明領域表示を適用した場合の表示画像の例を示す図である。図６および図７では、超音波画像中の対応領域の基本形状は扇形に設定されている。光音響イメージングを内視鏡に応用する場合には、内視鏡の先端部の小型化に伴う空間的な制約によって、例えば図４に示すように、当該先端部にある超音波検出部により規定される画像化可能領域Ａ１のすべてを、光音響波を発生させるための測定光で照射することが難しいという問題がある。そこで、図６に示すように、表示画像７０中に、所定の強度以上のレーザ光が届いているであろうと思われる領域（照明領域Ａ２。図６中の７２の点線により挟まれた領域である。）を識別できるように表示することにより、その情報を診断材料の１つとして操作者に与えることが可能となる。これにより、測定光の照明領域Ａ２に含まれない画像化可能領域Ａ１が存在しても、表示画像中に光音響画像の像が表れていない箇所に関して、その箇所が測定光の照明領域から外れていることを認識することができるため、誤った診断評価を下すことが少なくなる。この結果、照明領域Ａ２に含まれない画像化可能領域Ａ１の存在による診断の信頼性の低下を抑制することが可能となる。 FIG. 6 and FIG. 7 are diagrams illustrating examples of display images when an illumination area display is applied to an ultrasonic image indicating morphological information of the biological tissue 74 and the foreign matter 76 as an example. 6 and 7, the basic shape of the corresponding region in the ultrasonic image is set to a sector shape. When photoacoustic imaging is applied to an endoscope, it is defined by an ultrasonic detection unit at the distal end, for example, as shown in FIG. 4 due to spatial restrictions accompanying the downsizing of the distal end of the endoscope. There is a problem that it is difficult to irradiate all of the imageable region A1 to be irradiated with measurement light for generating a photoacoustic wave. Therefore, as shown in FIG. 6, in the display image 70, an area (illumination area A2) in which laser light of a predetermined intensity or more is likely to reach has been sandwiched by 72 dotted lines in FIG. If the information is displayed so that it can be identified, the information can be given to the operator as one of the diagnostic materials. As a result, even if there is an imageable area A1 that is not included in the measurement light illumination area A2, the place where the image of the photoacoustic image does not appear in the display image is out of the measurement light illumination area. Therefore, it is less likely to make an erroneous diagnostic evaluation. As a result, it is possible to suppress a decrease in diagnostic reliability due to the presence of the imageable area A1 that is not included in the illumination area A2.
さらに、湾曲部６０に指示を与える湾曲機構操作手段１６とその指示に基づいて画像化可能領域Ａ１と照明領域Ａ２との位置関係を計算する照明領域計算手段３０を備えた場合には、例えば図４の状態から図５の状態へ超音波探触子が変化するのに伴い、表示画像も図６の状態から図７の状態へとリアルタイムに変更することが可能となる。なお、図６および図７では、当該扇形の円弧の部分が表れていないが、レーザ光の強度が弱くなった場合や、照明領域として扱う領域についてのレーザ光の強度の閾値が上がった場合には、当該扇形の円弧の部分が表れてくることとなる。 Further, when the bending mechanism operation means 16 for giving an instruction to the bending portion 60 and the illumination area calculation means 30 for calculating the positional relationship between the imageable area A1 and the illumination area A2 based on the instruction are provided, for example, FIG. As the ultrasound probe changes from the state 4 to the state shown in FIG. 5, the display image can be changed from the state shown in FIG. 6 to the state shown in FIG. 7 in real time. 6 and 7, the fan-shaped arc portion does not appear. However, when the intensity of the laser beam becomes weak or when the threshold value of the intensity of the laser beam for the area to be treated as the illumination area increases. The fan-shaped arc part appears.
なお、本発明は、図４および図５に示されたコンベックス走査型の振動子アレイ５７を有する超音波探触子５６の場合に限られない。つまり、図８に示されるようにリニア走査型の振動子アレイ６４を有する超音波探触子６２においても照明領域Ａ２に含まれない画像化可能領域Ａ１が発生しうるため、本発明はリニア走査型の内視鏡の場合にも適用できる。また、超音波探触子と光照射部との位置関係によっては、内視鏡型ではない通常の探触子においても照明領域に含まれない画像化可能領域が発生しうるため、本発明はそのような探触子の場合にも適用できる。 The present invention is not limited to the case of the ultrasonic probe 56 having the convex scanning type transducer array 57 shown in FIGS. That is, as shown in FIG. 8, since the imageable area A1 that is not included in the illumination area A2 can also be generated in the ultrasonic probe 62 having the linear scanning type transducer array 64, the present invention performs linear scanning. It can also be applied to a type of endoscope. Further, depending on the positional relationship between the ultrasonic probe and the light irradiation unit, an imageable region that is not included in the illumination region may occur even in a normal probe that is not an endoscope type. The present invention can also be applied to such a probe.
５ 内視鏡
１０ 光音響撮像装置
１１ 超音波探触子
１２ 超音波ユニット
１３ レーザユニット
１４ 画像表示手段
１６ 湾曲機構操作手段
２１ 受信回路
２２ ＡＤ変換手段
２３ 受信メモリ
２４ データ分離手段
２５ａ 光音響画像再構成手段
２５ｂ 超音波画像再構成手段
２８ 画像合成手段
２９ 表示画像生成手段
３０ 照明領域計算手段
３２ トリガ制御回路
３３ 送信制御回路
３４ 制御手段
５１ 挿入部
５２ 操作部
５２ａ 処置具挿入口
５３ 接続コード
５４ ユニバーサルコード
５４ａ 接続部
５５ａ 先端部
５６ 超音波探触子
５７ 振動子アレイ
５９ 光ファイバ
６０ 湾曲機構
６２ 超音波探触子
６４ 振動子アレイ
７０ 表示画像
Ａ１ 画像化可能領域
Ａ２ 照明領域
5 Endoscope 10 Photoacoustic imaging device 11 Ultrasonic probe 12 Ultrasonic unit 13 Laser unit 14 Image display means 16 Bending mechanism operation means 21 Receiving circuit 22 AD conversion means 23 Reception memory 24 Data separation means 25a Photoacoustic image re-reading Configuration means 25b Ultrasound image reconstruction means 28 Image synthesis means 29 Display image generation means 30 Illumination area calculation means 32 Trigger control circuit 33 Transmission control circuit 34 Control means 51 Insertion part 52 Operation part 52a Treatment instrument insertion port 53 Connection code 54 Universal Code 54a Connection 55a Tip 56 Ultrasonic probe 57 Transducer array 59 Optical fiber 60 Bending mechanism 62 Ultrasonic probe 64 Transducer array 70 Display image A1 Imageable area A2 Illumination area
Claims (12)
被検体内に測定光を照射する光照射部と、
音響波の照射および検出を行う電気音響変換部と、
該電気音響変換部により検出された前記音響波のうち前記電気音響変換部が超音波を照射することにより前記被検体内で反射した前記超音波に基づいて超音波画像を生成し、前記電気音響変換部により検出された前記音響波のうち前記光照射部が前記測定光を照射することにより前記被検体内で発生した光音響波に基づいて光音響画像を生成し、前記超音波画像を用いて、前記超音波画像中の照明領域に対応する領域を示す照明領域表示が適用された表示画像を生成する画像生成手段と、
前記画像生成手段により生成された前記表示画像を表示する画像表示部とを備えることを特徴とする光音響撮像装置。 Irradiating measurement light into a subject, detecting a photoacoustic wave generated in the subject by the irradiation of the measurement light, converting the photoacoustic wave into an electric signal, and photoacoustic image based on the electric signal In the photoacoustic imaging device that generates
A light irradiator for irradiating measurement light into the subject;
An electroacoustic transducer for irradiating and detecting acoustic waves;
Of the acoustic waves detected by the electroacoustic transducer, the electroacoustic transducer generates an ultrasound image based on the ultrasound reflected in the subject by irradiating the ultrasound, and the electroacoustic A photoacoustic image is generated based on a photoacoustic wave generated in the subject by the light irradiation unit irradiating the measurement light among the acoustic waves detected by the conversion unit, and the ultrasonic image is used. Image generating means for generating a display image to which an illumination area display indicating an area corresponding to an illumination area in the ultrasonic image is applied;
A photoacoustic imaging apparatus comprising: an image display unit configured to display the display image generated by the image generation unit.
該内視鏡を操作する者が操作可能な位置に設けられた、前記電気音響変換部の向きを前記湾曲部に対して指示する湾曲操作部と、
前記指示に基づいて前記超音波画像中における前記対応する領域の位置を計算する照明領域計算手段とを備え、
前記画像生成手段が、前記照明領域計算手段により得られた位置に前記照明領域表示が適用された前記表示画像を生成するものであることを特徴とする請求項１に記載の光音響撮像装置。 An endoscope having a distal end portion with a bending portion that changes the direction of the light irradiation portion, the electroacoustic conversion portion, and the electroacoustic conversion portion;
A bending operation unit provided at a position where a person who operates the endoscope can operate, and instructing the bending unit of the direction of the electroacoustic conversion unit;
Illumination area calculation means for calculating the position of the corresponding area in the ultrasonic image based on the instruction,
The photoacoustic imaging apparatus according to claim 1, wherein the image generation unit generates the display image in which the illumination region display is applied to a position obtained by the illumination region calculation unit.
光出射を指示する光出射指示信号を受けて光源から出射した測定光が光照射部から被検体内に照射され、
超音波の照射を指示する超音波照射指示信号を受けて超音波の照射を行い、かつ、被検体内への前記測定光の照射により前記被検体内で発生した光音響波、および前記超音波を被検体内へ照射することにより前記被検体内で反射した反射超音波の検出を行う電気音響変換部が作動し、
該電気音響変換部により検出された前記反射超音波に基づいて超音波画像を生成し、前記電気音響変換部により検出された前記光音響波に基づいて光音響画像を生成し、前記超音波画像を用いて、前記超音波画像中の照明領域に対応する領域を示す照明領域表示が適用された表示画像を生成する画像生成手段が作動し、
前記画像生成手段により生成された前記表示画像を表示する画像表示部が作動することを特徴とする光音響撮像装置の作動方法。 In an operation method of a photoacoustic imaging apparatus that generates a photoacoustic image,
Measuring light emitted from the light source by receiving the light output instruction signal instructing the light emission is morphism irradiation from the light irradiation unit into a subject,
A photoacoustic wave generated in the subject by irradiating the ultrasonic wave in response to the ultrasonic wave irradiation instruction signal instructing the ultrasonic wave irradiation and radiating the measurement light into the subject, and the ultrasonic wave The electroacoustic conversion unit that detects the reflected ultrasonic wave reflected in the subject is activated by irradiating the subject into the subject ,
Generating an ultrasonic image based on the reflected ultrasonic waves detected by the electro-acoustic conversion unit, generates a photoacoustic image on the basis of the photoacoustic wave detected by the electroacoustic transducer, the ultrasound image The image generating means for generating the display image to which the illumination area display indicating the area corresponding to the illumination area in the ultrasonic image is applied is operated,
An operation method of a photoacoustic imaging apparatus, wherein an image display unit that displays the display image generated by the image generation means operates.
前記電気音響変換部の向きを指示する向き指示信号を前記湾曲部に対して与える湾曲操作部が作動し、
前記向き指示信号を受けて、内視鏡用の内視鏡の先端に設けられた、前記電気音響変換部の向きを変更する湾曲部が作動し、
前記指示信号に基づいて前記超音波画像中における前記対応する領域の位置を計算する照明領域計算手段が作動し、
前記画像生成手段が、前記照明領域計算手段により得られた位置に前記照明領域表示が適用された前記表示画像を生成するように作動することを特徴とする請求項８に記載の光音響撮像装置の作動方法。 The photoacoustic imaging device includes an endoscope having a distal end portion with a bending portion that changes the direction of the light irradiation portion, the electroacoustic conversion portion, and the electroacoustic conversion portion,
A bending operation unit that gives a direction instruction signal for instructing the direction of the electroacoustic conversion unit to the bending unit is activated,
In response to the orientation instruction signal, the bending portion provided at the distal end of the endoscope for the endoscope, which changes the orientation of the electroacoustic transducer, operates.
Illumination area calculation means for calculating the position of the corresponding area in the ultrasonic image based on the instruction signal is activated,
9. The photoacoustic imaging apparatus according to claim 8, wherein the image generation unit operates to generate the display image in which the illumination area display is applied to a position obtained by the illumination area calculation unit. Operating method.
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