JP6251267B2 - 光音響イメージングのための小型レーザ及び効率的なパルス送出 - Google Patents

Description

本発明は、光音響（PA：photoacoustic）プローブに関し、特に波長変換アセンブリからの出力を誘導するPAプローブに関する。

センチネルリンパ節検査は、癌の段階を判断し、リンパ系を介して転移するリスクを判断する手段である。センチネルリンパ節は、腫瘍からリンパ排液を受け取る最初の節である。癌がセンチネルリンパ節に広がった場合、更に広がっている可能性がある。放射性トレーサー及び／又は非イオン化ブルー色素（non-ionizing blue dye）が、検査を容易にするために適用される。腫瘍からの青色の排出経路は、手術及び生体組織への医師の直接的な注視によって視覚的に区別される。

光音響イメージング（画像化）は、超音波分解と光コントラストとを組み合わせた非侵襲的な非イオン化の画像診断法である。超音波イメージングは、超音波アレイ・トランスデューサにより検出可能な圧力波を生成するために、光音響効果に依存する。典型的には、短いレーザパルスが組織を照射し、光吸収をもたらす。これに続いて、圧力波を生成する急速な加熱及び熱弾性膨張がある。光音響画像は、従来のアレイ・トランスデューサを用いた超音波検出に従って再構成され得るため、超音波イメージングと非常に相性がよい。同じ検出機構は、光音響画像と超音波画像との間の空間的登録をかなり簡略化する。

光音響イメージングは、血液のヘモグロビンからのような自然状態の組織のコントラストに基づいて身体を画像化することができ、造影剤の利用は、医療の光音響イメージングのための用途の広いスペクトルを扱うことができる。例えば、メチレンブルー色素は、センチネルリンパ節検検査のために臨床上の実施において普通に使用され、適切な光波長の光音響イメージングにより検出可能である。

光音響波の効率的な生成は、熱及び圧力の制限の条件を満たす急速なエネルギー付与に依存する。実際には、光音響イメージングのために組織を照射するために、約10nsのパルス期間を有する高エネルギー出力のQスイッチパルスレーザが使用される。

高エネルギーのレーザパルスの送出のために、関節でつながったアームの内側にある一式のミラーが考えられる。光波長変換のための色素を含浸したポリマーロッドを組み込んだ関節でつながったアームは、コスメティックレーザ用途（すなわち、入れ墨の除去等）に商用で利用可能であるが（http://www.conbio.com/cynosure/aesthetic-lasers-sub/revlite）（以下、“Cynosureレーザ”と呼ぶ)、レーザはイメージングのために設計されていない。

本発明の態様は、従来技術に関して前述した１つ以上の欠点に対処することを対象とする。

医療の光音響イメージングで使用される造影剤は、典型的には光波長に敏感である。その特性は、背景の組織信号から造影剤信号を区別するのに有用であるが、イメージングに使用されるレーザ源が造影剤の光吸収スペクトル特性に一致することを必要とする。典型的には、標準的なレーザ出力波長（Nd:YAGでは1064ナノメートル（nm）又はルビーでは約694nmになるレーザ利得媒体により規定されるようなもの）から所望の波長に光を変換する必要がある。光学パラメータ式発振器（OPO：optical parametric oscillator）システム及び色素レーザは、まさにこれを行う２つの対策である。

従来の超音波スキャナで光音響イメージングを実行する機能は、臨床環境に適合する小型の頑丈なレーザ源を必要とする。光音響イメージングに現在使用されている研究用レーザは扱いにくすぎて、重すぎて、実用的な設置面積内で商用段階の超音波スキャナ又はイメージングワークステーションに組み込まれるほど十分にロバストではない。

超音波イメージングは、リアルタイムの画像診断法であり、現在のスキャナは、ベッドわきから処置室に動かされ、病院の部門の間で共有され得る。光音響を備えた超音波システムの開発は、光学部品の再調整なしに適度な程度の携帯性に対応できる適切なレーザを必要とする。

現在利用可能なレーザは、光波長の限られた選択肢を提供する。これは、光音響的に画像化され得る光吸収体（すなわち、イメージング用造影剤）の範囲を制限する。一般的に使用されるレーザは、Nd:YAG（1064nm）、ルビー（694.3nm）及びアレキサンドライト（755nm）レーザを含む。高調波発生器は、パルスエネルギー及びパルス対パルスの安定性を犠牲にして、より短い波長を実現するために使用され得る（例えば、Nd:YAGレーザによる高調波発生器は532nm、355nm、266nm及び213nmに達する）。ファンクショナル光音響イメージング、又は吸収におけるスペクトルの差に基づく光吸収体を区別する機能は、複数のレーザ波長を必要とする。

一般的に、チューナブル（可変波長）レーザは扱いにくく、複雑で、信頼性がなく（高度なユーザメンテナンスを必要とする）、高価である。これは、従来の超音波スキャナと一体化することを困難にする。

光波長の間の切り替えは、特に分光分析光音響イメージング（spectroscopic photoacoustic imaging）又は光音響吸収体を区別するのに有用である。しかし、通常で利用可能な高出力のチューナブルレーザは、２つの波長の間を切り替えるために数秒を必要とする。以下に提案されるものに従って、切り替えは、リアルタイムで（例えば、100Hzで）行われ得る。従って、リアルタイムイメージングによって進行中の検査手順を支援する。

光学パラメータ式発振器（OPO）レーザは、波長同調のために動かされる（pumped）ことがあるが、限られた出力電力を有する。また、ビーム形状、特にパルスの安定性は劣っている。

色素レーザ（dye laser）も、波長同調のために動かされることがあるが、商用に利用可能なシステムのサイズは、光音響イメージングのための小型の光送出に適していない。

前述のCynosureコスメティックレーザは、色素レーザであるが、約2ヘルツ（Hz）のそのパルス繰り返し周波数（PRF：pulse repetition frequency）は、イメージング用には低すぎる。典型的には、イメージングのために、20Hzより大きいPRFが望まれる。また、Cynosureコスメティックレーザの色素を含浸したポリマーは、約10,000回のレーザのショットのみの比較的短い寿命を有する。

更に、強力な医療用レーザは、関心のある点への光送出の手段として、関節でつながったアームを利用する。関節でつながったアームは、１つずつの治療上の使用に有効に働くが、一般的に高い柔軟性を必要とするイメージング用途には適切ではない。

要するに、光音響イメージングに使用される現在利用可能な商用のレーザは、以下の問題のうち１つ以上を有する。第１に、レーザのサイズが大きすぎる。第２に、レーザにより供給される波長は、所望の光吸収体をイメージングするのに適していない。例えば、メチレンブルーの吸収のピークは665nmであり、これは、OPOレーザで実現するのに困難な波長である。第３に、レーザは十分にロバストでなく（すなわち、信頼性がなく）、臨床環境で容易に使用することができない。第４に、ポンプレーザ（例えば、Qスイッチ、Nd:YAG）、チューナブルレーザ（例えば、OPO又は色素レーザ）及び分光分析光音響イメージングのための関節でつながったアームで構成された組み合わせシステムは複雑であり、複雑な調整、かなり熟練したユーザ、頻繁なメンテナンスを必要とし、また、扱いにくすぎる。

ここで提案されるものは、光音響イメージングに使用される小型レーザ及び効率的な光送出システムである。

本発明の態様では、光音響医療用イメージングデバイスは、目標の波長でレーザパルスを出力するように構成された波長変換アセンブリを含む。これは、患者に音響結合し、このパルスを向け、これに応じて光音響イメージングのための無線周波数データを取得するように構成された光音響プローブを更に含む。

下位の態様では、このデバイスは、光ファイババンドルを更に含む。

更なる下位の態様では、バンドルは、入力端を有する光ファイバを含む。このデバイスは、その端においてファイバの受光角に一致させるように、均一ビームで照射するように構成される。

関連する下位の態様では、このデバイスは、光コリメータと、コリメータからの出力されたレーザパルスを受け取るディフューザ（diffuser）とを含む。

この更なる下位の態様として、ディフューザは、バンドルの異なる構成の光ファイバにより受け取られるパルス光のエネルギーを、それぞれの入力直径に従って配分するために、光ファイババンドルの入力開口でパルス光の焦点を拡散するように構成される。

更に更なる下位の態様では、このデバイスは、ディフューザからのパルス光を受け取り、受光角に特に一致するように焦点を生成するように構成されたレンズを含む。

異なる下位の態様では、このデバイスは、他の目標の波長の他のレーザパルスを出力するように構成される。これは、それぞれ目標の波長及び他の目標の波長で取得された画像フレームの間の画像の減算（画像の減法混色）を実行するように更に構成される。

更なる下位の態様では、目標の波長は、690ナノメートルより大きくなく、640ナノメートルより小さくない。他の目標の波長は、内因性の光音響コントラスト源（contrast source）を区別するのに有効である。

また、プローブが光ファイババンドルの少なくとも一部を含む下位の態様もある。

更なる下位の態様では、このデバイスは、バンドルとアセンブリとの間に動作可能に結合された光結合システムを更に有する。

更に更なる下位の態様では、バンドルは、光インタフェース部を有する入力端を有し、このシステムは、光インタフェース部に特に拡がり、受光角に一致するように、光の均一ビームの焦点を合わせるように構成される。

１つの他の下位の態様では、光ファイババンドルの少なくとも一部は、光音響イメージングのビームの最適なサイズに基づいて構成される。患者に入射する最適なビームのサイズは、イメージングの深さと、その深さにおける光音響イメージングの経路の生体組織のそれぞれの光学的特性の推定との関数である。

更なる構成上の下位の態様では、プローブは、横方向を有する超音波トランスデューサを特徴とする。光ファイババンドルの一部は、トランスデューサの反対側からパルスを送出するために、２つの分岐に分けられる。２つの分岐のそれぞれは、横方向に並列になるサブバンドル（sub-bundle）を含む。

補足的な下位の態様では、プローブは、超音波イメージングのための超音波の放射及び超音波イメージングのための超音波の受信のうち少なくとも１つを行うように構成される。

１つの更なる下位の態様では、プローブは、ハンドヘルド型プローブである。

更に他の下位の態様では、アセンブリは、プローブ内に存在する。

１つの更に更なる下位の態様では、プローブは、アセンブリから、自由空間光通信及び／又は光ガイドを介して外部からパルス光を誘導するように構成される。

別の下位の態様又は補足的な下位の態様として、アセンブリは、レーザ媒体として固体の色素を含浸したポリマー（solid dye-impregnated polymer）を含む。

特定の下位の態様によれば、アセンブリは、出力のために、少なくとも10ヘルツのレートで周期的にa)複数の色素セルに共通の入力ビームを向け直すように、及び／又はb)光ファイババンドルへの共通の光結合システムにそれぞれの複数の色素セルからの出力ビームを向け直すように構成された回転式ビーム経路切り替え器を含む。

１つの更に異なる下位の態様では、このデバイスは、光学部品の再調整の必要なしに、臨床上の設定で部屋から部屋に持ち運べるように移動性があるように構成され、一体化して固定される。

或る変形では、下位の態様として、アセンブリは、目標の波長に変換するための色素を含む。

同様に、或る変形では、アセンブリは、レーザ媒体として液体色素を含む。

特に更なる下位の態様として、プローブは、目標のイメージングの深さに応じて、前進（advancement）及び後退（retraction）させるように光ファイバを動的に調整するように構成される。

本発明による光音響イメージングのための小型レーザ及び効率的なパルス送出のデバイスの概略図 本発明による一体化された超音波及び光音響イメージングプローブの正面図及び側面図、並びに、他のこのようなプローブの側面図の概略図 本発明による一体化された超音波及び光音響イメージングプローブの設計処理のフローチャート 本発明による複数の色素セル及びリアルタイムの波長切り替えの構成の概略図 本発明による交互に実行される光音響及び超音波イメージングのフローチャート

添付図面を用いて、新規な小型の光音響医療用イメージングデバイスの詳細が以下に示される。添付図面は縮尺通りに描かれていない。

図１は、例示的な非限定的な実施例により、光音響イメージングのための小型レーザ及び効率的なレーザパルス送出のデバイス100を示している。デバイス100は、コンソールを有する超音波スキャナ104と、２次元又は３次元画像を提示するスクリーンのようなユーザディスプレイと、イメージングのためのユーザコントロールとを含む。デバイスは、波長変換アセンブリ108と、ポンプレーザ112と、光結合システム116とを更に含む。周波数逓倍Nd:YAGレーザは、ポンプレーザ112として機能する。これは、200ナノ秒（ns）未満のパルス幅でパルス形成されてもよい。光ファイババンドル120の片端は、光結合システム116を、ファイババンドルの他端の一体化された超音波及び光音響（以下では“US/PA”と呼ぶ）プローブ124に結合する。従って、プローブ124は、光ファイババンドル120の部分126を含む。図１の破線は、その部分126がプローブ124に伸びることを表す。通信線128は、スキャナ104をポンプレーザ112及びプローブ124に接続する。

スキャナ104は、１つ以上の集積回路のような、コンピュータ読み取り可能媒体を有するマイクロプロセッサ又はマイクロコントローラを含んでもよい。コンピュータ読み取り可能媒体は、デバイス100の動作を管理する命令を具現する。この動作は、超音波ビームフォーミングの制御、光音響及び超音波データの取得、光音響画像の減算、画像表示等を含む。デバイス100の動作は、ソフトウェア、ハードウェア及びファームウェアのいずれかの組み合わせにより実施されてもよい。

センチネルリンパ節検査を支援するために形成されたメチレンブルー色素の排出経路のもののような光音響画像は、ユーザディスプレイに表示可能である。また、カラーフロー・ドップラーイメージング（color flow Doppler imaging）のような超音波解剖イメージング及び超音波ファンクショナルイメージング（ultrasound functional imaging）も表示可能である。

波長変換アセンブリ108の構成要素は、色素セル（dye cell）132と、全反射共振ミラー（fully reflective resonator-mirror）136と、部分反射共振ミラー（partially reflective resonator-mirror）140とを含む。説明の簡略化のため、ポンプレーザ112は、色素セル132の上からポンプするように描かれている。しかし、実際には、ポンプビーム144が共振ビームと水平に並ぶように側面からポンプしている。波長変換アセンブリ108は、それぞれのポンプパルス152でレーザパルス148を出力する。別法として、ポンプレーザ112は、同一直線上に配置される。従って、全反射共振ミラー136は、代わりに、ポンプビーム（例えば、532nmの波長）及び全反射放出（例えば、645nmの波長）を通過させるダイクロイックミラー（dichroic mirror）になる。

色素セル132は、ジメチルスルホキシド（DMSO：dimethyl sulfoxide）と混合されたDCM（4-dicyanomethlene-2-methyl-6-dimethylaminostyryl-4H-pyran）色素のようなレーザ媒体145を含む。波長変換は、目標の波長で蛍光する有機色素を用いて実行される。DMSO溶媒と混合されたDCM色素は、入射の532nmの光を、センチネルリンパ節におけるメチレンブルー色素の蓄積をイメージングするために適した波長である651nmの光に変換する。色素セル132は、色素の劣化を制限するために、レーザ媒体145を攪拌する磁気攪拌ロッド（図示せず）を更に含む。色素セル132は、溶液が交換可能なポート（図示せず）を有する。色素及び溶媒に応じて、これらは１〜２４時間の連続使用後に交換されてもよい。フィードバック機構は、レーザの安定性を維持するために、連続的なレーザのショットにおけるレーザ出力を動的に調整する。この機構は、レーザ色素又は利得媒体の劣化及び共振成分の加熱を光学的に検出し、時間と共にポンプを増大させることにより劣化を補ってもよい。

或いは、波長変換アセンブリ108は、レーザ媒体145として、固体の色素を含浸したポリマーを有する固体の色素レーザとして実現されてもよい。全体のアセンブリ108は、ユニットとして交換可能である。

ファイババンドルの拡大図により図１に示すように、高エネルギーのレーザパルス148の効率的な結合は、ファイババンドルを有する光ファイバ164の入力開口数（又は“受光角”）160内の全ての可能な入射角でファイババンドル120の入力端156を照射する均一レーザビーム152を必要とする。色素セル132からの光148は十分に視準されていないため、色素セルからファイババンドル120に光を送出するために一連の光学部品が必要になる。

光結合システム116は、Salesの米国特許第6,859,326号の図２から分かるようなマイクロレンズアレイを有するディフューザ（diffuser）168を特徴とする。Engineered Diffuser^TMとしても知られるディフューザ168は、’326特許に記載されているように、また、Gretton他の米国特許第6,835,535号及びMorris他の米国特許第7,033,736号に詳述されているように構成されてもよい。全ての３つの特許の全内容を援用する。ディフューザ168は、レンズと組み合わせて、光の均一ビームが効率的にファイババンドル120に結合されることを確保する。従って、光結合システム116は、凹レンズ172と、凹レンズにより照射される入力凸レンズ又はコリメータ176と、出力凸レンズ180とを更に含む。２つの凸レンズ176、180は、ディフューザ168を挟む。ディフューザ168は、それぞれの入力直径192に従ってバンドル120の異なる構成の光ファイバ164により受け取られる光のエネルギー188を配分するために（すなわち、等しい直径の通常の場合にエネルギーを均等にするために）、光ファイババンドル120の入力開口184でパルス光168の焦点を拡散するように構成される。実際に、レーザパルス148の光は、ファイバ164の入力開口数160を満たす小さいスポットに焦点を合わされ、ディフューザ168は、ファイババンドル120の入力開口でレーザビームの焦点を拡散する。これにより、等しい入力直径の各ファイバ164は、等しいパルスエネルギーを送受信する。より具体的には、ファイババンドル120の入力端156は、光インタフェース部196を有する。光インタフェース部196は、ここでは送出のための光を受け取る不連続な横断面として規定され、従って、ファイバコアに対応し、コア内の伝搬する光を反射によって保持するそれぞれの外側クラッド（outer cladding）197を除く。光結合システム116は、光インタフェース部に特に拡がり、ファイババンドル120を構成する構成の光ファイバ164のものからの受光角160に一致するように、均一ビーム152の焦点を合わせるように構成される。均一ビーム152及び正確な受光角160は、効率的な光結合を与え、ファイババンドル120に入射する光を構成のファイバ164のファイバ損傷閾値の下に保持する。

光音響イメージングのための小型レーザ及び効率的なレーザパルス送出のデバイス100は、臨床環境における部屋から部屋にデバイスの移動を行うための車輪198を更に含む。関係して、波長変換アセンブリ108及び光結合システム116の光学部品112、132-140、168-180は、光学部品の再調整の必要のない携帯性のために、頑丈なユニットとして一体化して固定されている。デバイス100の小型形状の要素及び少ない構成要素は、携帯性を向上させる。

図２は、例示的な一体化された超音波及び光音響（US/PA）イメージングプローブ204の正面図200及び側面図202である。図２はまた、２つの他の例示的なPAイメージングプローブ208、209の側面図206、207も提示している。

正面図及びそれぞれの側面図200、202を参照すると、プローブ204は、２つの同一平面の透明なウィンドウ212を含む面210を有する。プローブ204は、面210から上にわずかに突き出る超音波トランスデューサ又はトランスデューサアレイ214を含む。トランスデューサアレイ214は、音響的に伝達可能なカバー（図示せず）におり覆われる。アレイ214は、音響的に伝達可能なジェルのような結合物質及びカバーを用いて、患者220の皮膚218に音響的に結合216されるように構成される。図２の矢印の対221から分かるように、アレイ214は、光音響イメージングのための無線周波数（RF：radiofrequency）データを取得するために超音波を受け取り、超音波イメージングのための超音波を放射し、超音波イメージングのための超音波を有するRFデータを受け取ってもよい。

２つのウィンドウ212のそれぞれの後ろに、所定の挿入距離224で、２つの光ファイババンドルの分岐226のそれぞれの出力端がある。光ファイババンドル120は、プローブ204内で２つの分岐226に分かれる228。分岐226は、光経路230に沿ってトランスデューサアレイ214の向かい側150、152から拡散したレーザパルス148を送出するために広がる際に互いにわずかに曲がっている。２つの分岐226のそれぞれは、横方向232に並列になるサブバンドル230で構成される。各サブバンドル230は、そのそれぞれの分岐226の光ファイバ164のサブセットで構成され、開口サイズ（又は“直径”）229を有する。サブバンドル230は、それぞれトランスデューサアレイ214の全体に横方向に拡がる。図１の実施例とは異なり、固体の波長変換アセンブリ108及び光結合システム116は、プローブ104内に配置される。定期的なメンテナンスの一部として、アセンブリ108は、取り替えられてもよい。アセンブリ108への入力は、ポンプレーザ112からの光ファイババンドル又は光パイプに沿って伝達される。光ファイババンドルの一部のみがプローブに存在する図１の実施例とは異なり、この実施例のプローブ204は、全体の光ファイババンドルを含む。

プローブ208は、代わりに、自由空間光通信を介して（すなわち、空気のような固体でない伝送媒体）を介して波長変換された光を送出してもよい。分かれた偏向ミラーは、側面図206の矢印で示すように、双方の側の曲面鏡に光を向ける。

側面図207に示す光ガイドを組み込んだプローブ209は、分けられた光ファイババンドル120に類似するように見える構造を有する。しかし、この構造は、共通の光ガイド238が分かれる２つの光ガイド（又は“光パイプ”）236で構成される。或いは、トランスデューサを囲む単一の光ガイドが形成されてもよい。２つの側面図202、207の他の違いは、光ガイドを組み込んだプローブ209が波長変換アセンブリ108に直接結合される点にある。

前述のUS/PAプローブ124、204、208、209のいずれかの設計処理300は、図３に示されている。光エネルギーを生物組織内の埋め込まれた目標の物体に送出するための最適なレーザビーム直径は、Monte Carlo simulation in L. V. Wang, W. R. Chen, and R. E. Nordquist, “Optimal beam size for light delivery to absorption-enhanced tumors buried in biological tissues and effect of multiple beam delivery: a Monte Carlo study,” Applied Optics 36, 8286-8291 (1997)及びNordquist他の米国特許第6,099,554号に記載されている。双方の刊行物は熱処理に関し、これらの全内容を援用する。この方法論は、イメージングにも適用可能である。刊行物に記載されているように、入射する（すなわち、患者の皮膚へのその入射における）レーザビームの最適な半径（r）は、
r=[δ(2d_t-2L_t’+δ)]^1/2
により与えられる。ただし、δは組織の光の侵入度であり、d_tは物体の中心から組織表面までの距離であり、L_t’は１つの輸送平均自由行路（transport mean free path）である。

光ファイババンドル120の構成（プローブ124内の位置224、出力開口サイズ229等）は、特定の深さの光音響画像を最適化するためにこの式に従って設計されてもよい。この理由は、プローブ124により放射されたレーザ光は、予測可能なレートで分岐するからである。双方の刊行物から分かるように、最適な半径rは、イメージングの深さd_tと、そのイメージングの深さにおけるこの光音響イメージングの経路230の生体組織のそれぞれの光学的特性の推定との関数である。光学的特性は、吸収係数μ_aと、散乱係数μ_sと、異方性gであり、所与の生体組織のこれらの推定は周知である。

最適な半径rの式は、ビームの中心軸に沿って伸びる単一の横断面のスライスの幾何学に基づく。これは、Wangの刊行物の図４に示されている。ビームは丸くない可能性があるため、入射の平面における実際の軸の中心から表面の距離は、表面によって変わる。従って、最適な半径rは、患者への入射におけるビームの“サイズ”として一般的に呼ばれる。ビームは、例えば、全体の表面におけるその平均距離がその計算された“サイズr”に等しくなるように構成されてもよい。

処理300では、イメージングの深さd_tが選択される（ステップS310）。光学的特性の推定が行われる（ステップS320）。推定は、例えば実験による経験からの発散レート（divergence rate）で構成される。d_t、μ_a、μ_s及びgに基づいて、最適なビームサイズrが計算される（ステップS340）。開口サイズ229及び位置224は、最適なビームサイズ4及び発散レートに基づいて計算される（ステップS350）。最初の２つのステップ（ステップS310、S320）は、いずれの順序で実行されてもよい。発散レートの推定（ステップS330）は、バンドルの物理的特性の計算ステップ（S350）の前の如何なる時点で行われてもよい。

プローブ124はまた、現在の超音波設定により規定された目標のイメージングの深さd_tに動的に適応するように設計されてもよい。設定は、イメージングの深さ又は他のオペレータにより提供されるパラメータのような受信ビームフォーミングの入力パラメータでもよい。従って、バンドルの分岐226は、前進又は後退され、これにより、挿入距離224を変化させてその深さにおける光音響イメージングを最適化する。分岐226の固定の環状の外側スリーブは、オペレータにより提供される受信ビームフォーミングの入力パラメータに応じるプローブに存在する電動化機構により、前進又は後退に対応するように押したり引かれたりされる。ファイバ164のような分岐226は柔軟性があるため、プローブ124内の緩みは、前進及び後退を可能にする。従って、プローブ124は、目標のイメージングの深さに応じて、前進及び後退させるように光ファイバ164を動的に調整するように構成される。更なる可能性は、前進／後退は、代わりに、例えばプローブ124の段階的なサムホイールと平行して、手動の調整に依存してもよい。

図４は、波長変換アセンブリとしての、１つの可能な複数の色素セル及びリアルタイムの波長切り替え構成400を示している。向上のため、１つの目標の照射波長404で取得された光音響画像は、他の目標の照射波長408で取得された光音響画像から減算される。これは、超音波パルス反転イメージングに類似する。第１の目標の波長404は、665nmのメチレンブルーの光吸収ピークに近くなるように選択されるが、640nmより大きく690nmより小さくてもよい。第２の目標の波長408は、内因性の光音響コントラスト源を区別するのに有効になるように選択される。一例は、700nmと900nmとの間の波長でメチレンブルーから光学的に区別可能なヘモグロビン（Hb）又はメラニンである。いずれかの内部に導入された外因性の光音響造影剤と組み合わせた、いずれかの内因性の光音響コントラスト源は、ここに提示される意図した範囲内に入る。同様に、それぞれ隣接する組織による異なる光音響物質の目標の摂取又は保持が区別されてもよい。

切り替え構成400は、ポンプレーザ112からの入力レーザビーム412によりポンプされることに応じて、目標の波長のレーザビーム416を光結合システム116に出力する。従って、前述のように、ビーム416は、ファイババンドル120を構成する構成の光ファイバ164の受光角160に一致する。

構成400は、複数の色素セルを含む。２つの色素セル420、424が図４に示されている。構成400は、光切り替え及び調整光学部品を更に含む。光学部品は、２つの回転式ビーム経路切り替え器428、432と、４つの固定された偏向ミラー436、440、444、448を含む。それぞれの切り替え器428、432は、一方を実線として他方を破線として図４に示すように２つの光偏向方向を有する。切り替え器428、432は、交互のレーザ波長404、408を実現するために、連続するレーザのショットにおいてそれぞれのビーム412、416を切り替えるために使用される高速スキャニング反照検流計として実装されてもよい。他の機構は、小型のLCoS（liquid crystal on silicone）エンジンにあるような回転プリズムのように、２つの色素セル420、424の間のビーム偏向のために使用されてもよい。２つの方向の間の切り替えは、少なくとも10ヘルツのレート452で周期的に生じる。例えば、10ミリ秒毎（ms）に生じてもよい。代わりに、入力のみ又は出力のみに光学部品が実装されてもよい。従って、構成400は、a)複数の色素セル420、424に共通の入力ビーム412を向け直すこと、及びb)光ファイババンドル120への共通の光結合システム116に複数の色素セルのそれぞれからの出力ビーム416を向け直すことのうち少なくとも１つを行う。

光音響及び超音波イメージングは、図５に示すように、小型レーザ及び効率的なレーザパルス送出のデバイス100について交互に実行される。パルスは第１の色素セル420から放たれる（ステップS504）。エコーバックされたRFデータから、光音響画像が取得される（ステップS508）。パルスは、第２の色素セル424から放たれる（ステップS512）。エコーバックされたRFデータから、光音響画像が取得される（ステップS516）。一方の画像を他方から減算することにより、差分画像が形成される（ステップS520）。超音波は、超音波データのフレームを取得するように放射及び受信される（ステップS524）。超音波画像及び差分画像が表示される（ステップS528）。次の画像フレームが表示される場合（ステップS532）、処理はステップS504のはじめから繰り返す。減算ステップS520及び超音波取得ステップS524は、いずれの順序で実行されてもよい。表示ステップS528では、PA画像は、グレースケールのBモード超音波画像に重ねられてもよい。或いは、並んで表示されてもよい。合成されたBモード／PA画像は、カラーフロー（color flow）画像のようにドップラー画像と並んで表示されてもよく、カラーフロー画像は、更なるオーバーレイとして合成画像を色分けしてもよい。

光音響医療用イメージングデバイスは、目標の波長でレーザパルスを出力するように構成された波長変換アセンブリを含む。これは、患者に音響結合し、パルスを向け、これに応じて光音響イメージングのための無線周波数データを取得するように構成された光音響プローブを更に含む。これは、入力端を有する光ファイバを有する光ファイババンドルを含んでもよく、その端においてファイバの受光角に一致させるように、均一ビームで照射するように構成される。これはまた、光コリメータと、コリメータからの出力されたレーザパルスを受け取るディフューザとを含んでもよい。ディフューザは、バンドルの異なる構成の光ファイバにより受け取られるパルス光のエネルギーを均等にするために、バンドルの入力開口でパルス光の焦点を拡散するように構成されてもよい。アセンブリは、色素セルを含んでもよく、デバイス内に存在してもよい。

光音響医療イメージングデバイス100は、光イメージング、特に光音響イメージングに関する広範囲の用途を有する。特に関心のあるものは、画像により誘導されるセンチネルリンパ節検査である。これは、癌の診断／段階判断、脈管形成のイメージング、ファンクショナルイメージング（すなわち、酸素飽和度及び／又はヘモグロビンの総濃度）、及び処置の監視のための用途を有する。小型の光送出システムはまた、光音響分子イメージング、特に分光分析光音響イメージングを使用した背景信号からの造影剤の区別のための用途も有する。

図面及び前述の説明において本発明を詳細に図示及び説明したが、このような図示及び説明は、例証的又は例示的と考えられるべきであり、限定的と考えられるべきではない。本発明は、開示の実施例に限定されない。

例えば、光ファイバサブバンドル230に関して前述した最適な半径の計算は、代わりに、トランスデューサ／患者の接触面（インタフェース）からの距離及びその半径に関して、プローブに存在する光パイプを構成するように適用されてもよい。また、単一のプローブによるパルス・エコー超音波が示されたが、プローブ放射超音波の第２の遠隔の超音波受信機を必要とする設定、又はプローブが遠隔から放射された超音波を受け取る設定も、特許請求の範囲内でカバーされる。

図面、開示及び特許請求の範囲の研究から、特許請求の範囲を実施する際に開示の実施例に対する他の変形が当業者により認識されて行われてもよい。特許請求の範囲において“有する”という用語は他の要素又はステップを除外せず、単数の不定冠詞は複数を除外しない。特許請求の範囲におけるいずれかの参照符号はその範囲を限定するものとして解釈されるべきではない。

コンピュータプログラムは、瞬間的、一時的又は長期に、光記憶媒体又はソリッドステート媒体のような適切なコンピュータ読み取り可能媒体に格納されてもよい。このような媒体は、過渡的な伝搬信号でないという意味のみで非過渡的であるが、レジスタメモリ、プロセッサのキャッシュ、RAM及び他の揮発性メモリのような他の形式のコンピュータ読み取り可能媒体も含む。

単一のプロセッサ又は他のユニットは、特許請求の範囲に記載の複数の項目の機能を実行してもよい。特定の手段が相互に異なる従属項に記載されているという単なる事実は、これらの手段の組み合わせが有利に使用できないことを意味するものではない。

Claims (15)

1. 目標の波長でレーザパルスを出力するように構成された波長変換アセンブリと、
   患者に音響結合し、前記パルスを向け、これに応じて光音響イメージングのための無線周波数データを取得するように構成された光音響プローブと
   を有し、
   前記プローブは、光ファイババンドルの少なくとも一部を有し、
   前記少なくとも一部は、前記光音響イメージングの前記患者に入射するビームの最適なサイズに基づいて構成され、
   前記サイズは、イメージングの深さと、前記イメージングの深さにおける前記光音響イメージングの経路の生体組織のそれぞれの光学的特性の複数の推定との関数である光音響医療用イメージングデバイス。
2. 前記プローブは、横方向を有する超音波トランスデューサを有し、
   前記一部は、前記トランスデューサの反対側から前記パルスを送出するために、２つの分岐に分けられ、前記２つの分岐のそれぞれは、前記方向に並列になるサブバンドルを有する、請求項１に記載のデバイス。
3. 前記サブバンドルの中からの１つのサブバンドルは、伸長した構成で前記方向に平行になる、請求項２に記載のデバイス。
4. 前記少なくとも一部は、単なる一部である、請求項１に記載のデバイス。
5. 前記少なくとも一部は、全体の光ファイババンドルを含む、請求項１に記載のデバイス。
6. 前記無線周波数データから前記光音響イメージングを導くように構成されたスキャナを更に有する、請求項１に記載のデバイス。
7. 前記少なくとも一部を構成することは、前記光ファイババンドルの構成要素であるサブバンドルの出力開口のサイズを決定することを含む、請求項１に記載のデバイス。
8. 前記少なくとも一部を構成することは、前記プローブ内で挿入距離の役目をする位置を決定することを含む、請求項１に記載のデバイス。
9. 前記プローブは、面を有し、前記挿入距離は、前記面から前記光ファイババンドルの発光端までの距離である、請求項８に記載のデバイス。
10. 前記一部は、それぞれのサブバンドルを有する分岐に分けられ、
    前記挿入距離は、前記面から前記サブバンドルの中からの１つのサブバンドルの発光端までの距離である、請求項９に記載のデバイス。
11. 前記サイズは、前記ビームの半径である、請求項１に記載のデバイス。
12. 一体化された超音波及び光音響イメージングプローブを作る際に、光ファイババンドルの少なくとも一部を提供する方法であって、
    イメージングの深さを選択するステップと、
    媒体の光学的特性を推定するステップと、
    前記イメージングの深さに適した光音響イメージングで使用されるレーザビームの発散レートを推定するステップと、
    前記イメージングの深さにおける前記光音響イメージングの経路の生体組織の光学的特性に基づいて最適なビームサイズを計算するステップと、
    前記計算された最適なビームサイズと、前記推定された発散レートとに基づいて、前記プローブ内の位置及び開口サイズのうち少なくとも１つを計算するステップと、
    前記計算された開口サイズ及び前記計算された位置のうち少なくとも１つに基づいて前記少なくとも一部を構成するステップと
    を有する方法。
13. 前記計算するステップは、前記サイズ及び前記位置の双方を計算することを有し、
    前記構成するステップは、前記計算されたサイズ及び前記計算された位置の双方に基づく、請求項１２に記載の方法。
14. 前記プローブに面を提供するステップを更に有し、
    前記位置は、前記面からの挿入としての役目をする、請求項１２に記載の方法。
15. 前記サイズは、前記ビームの半径である、請求項１２に記載の方法。

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