WO2013076986A1 - Photoacoustic signal processing device and method - Google Patents

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辻田　和宏
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Abstract

[Problem] To enable an absorption distribution to be correctly obtained from a detected signal in a photoacoustic signal processing device, even if variations occur in the light pulse waveform. [Solution] A photoacoustic signal is generated in a test sample when the test sample is irradiated with light. The photoacoustic signal, which is detected using a probe (11), is sampled in an AD conversion means (22) via a reception circuit (21). A differential optical waveform signal generation means (25) uses a function to generate a differential optical waveform signal which is a differential waveform of the temporal waveform of the light intensity of the pulse beam with which the test sample was irradiated. The aforementioned function represents a temporal waveform of the optical intensity of the pulse beam or a differential waveform obtained by differentiating the temporal waveform, and uses the pulse time width of the pulse beam as an independent variable. A differential optical waveform signal deconvolution means (26) deconvolves a differential optical waveform signal from the photoacoustic signal. The absorption distribution is obtained using this deconvolution.

Description

光音響信号処理装置及び方法Photoacoustic signal processing apparatus and method
　本発明は、光音響信号処理装置及び方法に関し、更に詳しくは、被検体に照射されたパルス光により被検体内で生じた光音響信号を信号処理する光音響信号処理装置及び方法に関する。 The present invention relates to a photoacoustic signal processing apparatus and method, and more particularly to a photoacoustic signal processing apparatus and method for processing a photoacoustic signal generated in a subject by pulse light irradiated to the subject.
　生体内部の状態を非侵襲で検査できる画像検査法の一種として、超音波検査法が知られている。超音波検査では、超音波の送信及び受信が可能な超音波探触子を用いる。超音波探触子から被検体（生体）に超音波を送信させると、その超音波は生体内部を進んでいき、組織界面で反射する。超音波探触子でその反射音波を受信し、反射超音波が超音波探触子に戻ってくるまでの時間に基づいて距離を計算することで、内部の様子を画像化することができる。 Ultrasonography is known as a type of imaging that can noninvasively inspect the internal condition of a living body. In ultrasonic examination, an ultrasonic probe capable of transmitting and receiving ultrasonic waves is used. When ultrasonic waves are transmitted from the ultrasonic probe to a subject (living body), the ultrasonic waves travel inside the living body and are reflected at the tissue interface. The internal appearance can be imaged by calculating the distance based on the time it takes for the ultrasound probe to receive the reflected sound and the reflected ultrasound to return to the ultrasound probe.
　また、光音響効果を利用して生体の内部を画像化する光音響イメージングが知られている。一般に光音響イメージングでは、パルスレーザ光を生体内に照射する。生体内部では、例えば生体組織がパルスレーザ光のエネルギーを吸収し、そのエネルギーによる断熱膨張により超音波（光音響信号）が発生する。この光音響信号を超音波プローブなどで検出し、検出信号に基づいて光音響画像を構成することで、光音響信号に基づく生体内の可視化が可能である。 Moreover, photoacoustic imaging which image-forms the inside of a biological body using a photoacoustic effect is known. In general, in photoacoustic imaging, pulsed laser light is applied to the inside of a living body. Inside the living body, for example, living tissue absorbs the energy of pulse laser light, and adiabatic expansion due to the energy generates an ultrasonic wave (photoacoustic signal). This photoacoustic signal is detected by an ultrasonic probe or the like, and a photoacoustic image is constructed based on the detection signal, whereby visualization in the living body based on the photoacoustic signal is possible.
　ここで、通常の再構成方法（例えばフーリエドメイン法（ＦＴＡ法）や遅延加算法（Delay&Sum法））は、実質的に圧力分布を画像化しており、生成された光音響画像は光吸収体の分布画像にはなっていない。圧力分布を画像化した光音響画像では、１本の血管が二重に表示されることがある。この現象は、以下のように説明できる。すなわち、微小要素（微小吸収体）が発生する圧力波形をミクロ波形とすると、マクロ構造物としての血管から発生する圧力波形は、ミクロ波形の重ね合わせとして捉えることができる。微小吸収体で発生したミクロ波形を重ね合わせていくと、血管内部で発生したミクロの圧力波形は近接した前後のミクロ波形と重ね合わされてキャンセルされる。血管から出たミクロの圧力波形を全て重ね合わせると、最終的に血管表面で発生した圧力波形の一部（前端）と裏面で発生した圧力波形の一部（後端）とがキャンセルされずに残り、これらが観測されることになる。そのため、血管が二重に表示される。１本の血管が二重に表示されると、画像判定上、血管の位置の確認が困難になるという問題が生じる。また、複数の異なる波長で取得した画像同士を計算する際に、位置がずれやすく適切な結果が得られないなどの問題も生じる。 Here, the ordinary reconstruction method (for example, Fourier domain method (FTA method) or delay-and-add method (Delay & Sum method) substantially images the pressure distribution, and the generated photoacoustic image is a light absorber. It is not a distribution image. In a photoacoustic image obtained by imaging a pressure distribution, a single blood vessel may be displayed in duplicate. This phenomenon can be explained as follows. That is, when a pressure waveform generated by a minute element (minute absorber) is a micro waveform, a pressure waveform generated from a blood vessel as a macro structure can be grasped as an overlap of micro waveforms. When the microwaves generated by the microabsorber are superimposed, the micro pressure waveform generated inside the blood vessel is superimposed on the adjacent front and back microwaves and canceled. When all the micro pressure waveforms emitted from the blood vessel are superimposed, a part (front end) of the pressure waveform finally generated on the surface of the blood vessel and a part (rear end) of the pressure waveform generated on the back side are not canceled The rest will be observed. Therefore, blood vessels are displayed in duplicate. When one blood vessel is displayed in duplicate, there arises a problem that it is difficult to confirm the position of the blood vessel in image determination. In addition, when calculating images acquired at a plurality of different wavelengths, there is a problem that the position is easily shifted and an appropriate result can not be obtained.
　圧力分布画像に代えて、吸収分布画像を生成する技術がこれまでにいくつか知られている。例えば特許文献１には、試料の熱的インパルス応答から光音響画像の分解能劣化を修復する逆フィルタを求め、得られた光音響画像に逆フィルタを作用させることで、理想的な光音響画像、すなわち試料表面の点光源によって励起され、検出されるその点（無限小）における熱的インピーダンス情報（＝無限小なる点熱源の集合）を得ることが記載されている。 Several techniques for generating an absorption distribution image instead of a pressure distribution image are known to date. For example, in Patent Document 1, an ideal photoacoustic image is obtained by obtaining an inverse filter for repairing the resolution deterioration of the photoacoustic image from the thermal impulse response of the sample and applying the inverse filter to the obtained photoacoustic image. That is, it is described to obtain thermal impedance information (= a set of infinitely small point heat sources) at the point (infinitely small) which is excited and detected by a point light source on the sample surface.
　特許文献１では、より詳細には、まず、試料の熱インパルス応答ｈ（ｘ，ｙ）を計算し、次いで光音響画像ｐ（ｘ，ｙ）を構成する。熱的インパルス応答は、無限小なる一点の温度変化が試料表面の微小変位に変換されるまでの伝達関数と定義されている。その後、熱インパルス応答ｈ（ｘ，ｙ）と光音響画像ｐ（ｘ，ｙ）とをそれぞれフーリエ変換し、フーリエ変換像Ｈ（μ，υ）、Ｐ（μ，υ）を得る。１／Ｈ（μ，υ）を逆フィルタとして用い、Ｑ（μ，υ）＝Ｐ（μ，υ）・（１／Ｈ（μ，υ））により、Ｑ（μ，υ）を計算する。そのようにして計算されたＱ（μ，υ）をフーリエ逆変換することで、理想的な光音響画像ｑ（ｘ，ｙ）が得られる。 In Patent Document 1, more specifically, the thermal impulse response h (x, y) of the sample is first calculated, and then the photoacoustic image p (x, y) is constructed. The thermal impulse response is defined as a transfer function until an infinitesimal single point temperature change is converted to a minute displacement of the sample surface. Thereafter, the thermal impulse response h (x, y) and the photoacoustic image p (x, y) are respectively subjected to Fourier transform to obtain Fourier transform images H (μ, υ) and P (μ, υ). Using 1 / H (μ, υ) as the inverse filter, calculate Q (μ, υ) by Q (μ, υ) = P (μ, υ) · (1 / H (μ, υ)). By inverse Fourier transform of the Q (μ, 計算) thus calculated, an ideal photoacoustic image q (x, y) is obtained.
　上記特許文献の他にも、非特許文献１には、論理的には、有限の時間幅を持つ光パルスη（ｔ）をフーリエ変換したものをη（ｋ）としたとき、その微分をｉη（ｋ）として考慮することが記載されている。実験的には、超音波検出素子であるＰＺＴ（チタン酸ジルコン酸鉛）での検出帯域以内に励起光パルス波形が入るように光パルス幅を長くしたマイクロ波を被検体に照射し、通常のＰＺＴプローブで光音響信号を検出し、吸収分布を再構成している。 In addition to the above-mentioned patent documents, in the non-patent document 1, logically, the derivative of an optical pulse 光 (t) having a finite time width is Fourier-transformed into を (k), and the derivative thereof is iη It is stated to be considered as (k). Experimentally, the subject is irradiated with a microwave whose light pulse width is extended so that the excitation light pulse waveform falls within the detection zone of PZT (lead zirconate titanate), which is an ultrasonic detection element, The photoacoustic signal is detected by the PZT probe to reconstruct the absorption distribution.
　また、非特許文献２には、被写体中の微小要素からの圧力波形として被写体中の微小要素からの圧力波形として光パルス微分関数と装置インパルス応答関数とを合わせたミクロ波形と、吸収分布とを、観測圧力波形に関連付けることが記載されている。吸収像再構成は、光微分とシステム応答とを不可分な状態で含むｐｄ０を測定して、各素子の圧力波形からｐｄ０をデコンボリューションしたのちに、フィルタ補正逆投影法（Filtered Backprojection法）を用いて行う。実験的には、光パルス幅の短いパルスレーザ光で励起し、超音波の検出帯域を通常の超音波診断装置よりも広げて、ハイドロホンとオシロスコープとで光音響信号を検出し、吸収分布を再構成する。 Further, in Non-Patent Document 2, as a pressure waveform from a minute element in an object, a micro waveform obtained by combining an optical pulse differential function and a device impulse response function as a pressure waveform from a minute element in an object and an absorption distribution are shown. It has been described to relate to the observed pressure waveform. Absorption image reconstruction measures p d0 including optical differentiation and system response in an indivisible state, and after deconvoluting p d0 from the pressure waveform of each element, the filtered back projection method (filtered backprojection method) Using. Experimentally, excitation is performed with pulsed laser light with a short light pulse width, the detection band of ultrasonic waves is broadened compared to a normal ultrasonic diagnostic device, and a photoacoustic signal is detected with a hydrophone and an oscilloscope to obtain absorption distribution. Reconfigure.
特開平３－１５６３６２号公報Japanese Patent Laid-Open No. 3-156362
　非特許文献１では、光パルスをフーリエ変換したη（ｋ）を位置依存の関数η（ｒ，ｋ）として扱っていない。このため、ｔ＝０に再構成できる（検出した波形を基に時間を遡って光が入射した瞬間（ｔ＝０）に発生した圧力分布を推定する計算を行うことができる）場合には正確な吸収分布を得ることができるものの、ｔ≠０に再構成した場合（光が入射した瞬間（ｔ＝０）の圧力分布を再構成できずに、時刻ｔ＝０からしばらく時間が経った後の圧力分布を推定することになる場合）には、光パルス幅成分が除去できず、圧力分布となる。 Non-Patent Document 1 does not treat η (k) obtained by Fourier-transforming an optical pulse as a position dependent function η (r, k). For this reason, it is accurate in the case where it can be reconfigured to t = 0 (a calculation can be made to estimate the pressure distribution generated at the moment when light is incident (t = 0) by tracing back the time based on the detected waveform) While it is possible to obtain a good absorption distribution, when reconstruction is performed at t ≠ 0 (the pressure distribution at the moment of light incidence (t = 0) can not be reconstructed, and after a while from time t = 0, it takes a while) In the case of estimating the pressure distribution of (1), the light pulse width component can not be removed, resulting in a pressure distribution.
　また、非特許文献１及び２では、励起レーザと超音波検出装置とのどちらかを実用的な範囲から外してレーザ発光時間と超音波検出時とを合わせて再構成している。このため、非特許文献１及び２では問題は明確には現れないものの、実用的な装置構成を考えた場合、非特許文献１及び２の手法では、ｔ＝０とする再構成が困難である。すなわち、例えば実用的な装置構成として、
　・サンプリング周波数１００ＭＨｚ以下で、ＰＺＴなどを利用した狭帯域プローブを用いた超音波検出装置
　・強い光音響信号が出る１－１００ｎｓオーダーの光パルス幅を持つ励起レーザ
を用いた場合、レーザ発光が超音波検出時間と比較して短時間の現象のため、ｔ＝０に相当する状態（吸収分布と圧力分布とが比例する時間帯）に正確に再構成できない。 Further, in Non-Patent Documents 1 and 2, either the excitation laser or the ultrasonic detection device is removed from the practical range, and the laser light emission time and the ultrasonic detection time are combined and reconfigured. For this reason, although the problem does not appear clearly in Non-Patent Documents 1 and 2, when considering a practical apparatus configuration, the method of Non-Patent Documents 1 and 2 makes it difficult to reconstruct t = 0 . That is, for example, as a practical device configuration,
・ Ultrasonic detector with narrow band probe using PZT etc. at sampling frequency 100 MHz or less ・ In case of using excitation laser with light pulse width on the order of 1-100 ns from which strong photoacoustic signal is emitted, laser emission is super Due to the phenomenon of a short time as compared with the sound wave detection time, it is not possible to accurately reconstruct the state corresponding to t = 0 (the time zone in which the absorption distribution and the pressure distribution are proportional).
　ここで、「時刻ｔ＝０の圧力分布」は「吸収分布」を表すので、時刻ｔ＝０の圧力分布が求められれば吸収分布を得ることができる。しかし、一般的な超音波検出装置のサンプリング間隔は２５ｎｓ程度であり、光が当たった瞬間の時刻ｔ＝０のつもりで計算しても、実際はｔ＝±１２．５ｎｓ程度の時間幅でずれが生じる。例えば光パルス幅が１００ｎｓと長い場合には、上記のずれ（±１２．５ｎｓ）は誤差と考えればよいものの、光パルス幅が１０ｎｓであれば、上記のずれは誤差とは呼べなくなり、光が当たった瞬間の圧力分布というよりも圧力波の伝播過程の圧力分布に移行することとなる。その「圧力波の伝播過程の圧力分布」は、「吸収分布」に一致しない。 Here, the “pressure distribution at time t = 0” represents the “absorption distribution”, so that the absorption distribution can be obtained if the pressure distribution at time t = 0 is obtained. However, the sampling interval of a general ultrasonic detection device is about 25 ns, and even if it is calculated with the intention of time t = 0 at the moment when light strikes, the deviation is actually in a time width of about t = ± 12.5 ns. It occurs. For example, when the light pulse width is as long as 100 ns, the above deviation (± 12.5 ns) may be considered as an error, but when the light pulse width is 10 ns, the above deviation can not be called an error. It will transfer to the pressure distribution of the propagation process of the pressure wave rather than the pressure distribution at the moment of contact. The "pressure distribution in the pressure wave propagation process" does not match the "absorption distribution".
　更に、実験的な生体等のサンプルにおいては、ｔ＝０の圧力分布を定義することが困難である。生体内の音速を例えば１５３０ｍ／ｓと仮定し、検出時刻とレーザ照射時刻との差を伝播時間とすると、伝播時間から伝播距離が求められる。生体内の音速が１５３０ｍ／ｓで一定であれば、伝播時間から求めた伝播距離は実際の伝播距離と一致する。しかし、実際には、音速は生体内で一様ではなく、計算上の伝播距離と実際の伝播距離とにずれが生じる。従って、検出信号から伝播距離を推定する場合には、音速差に起因する伝搬距離のあいまいさが残る。生体内の伝播距離のあいまいさを伝播時間のあいまいさと捉えると、時刻ｔ＝０も曖昧性を持つことになり、ｔ＝０の圧力分布というのもあいまいになり、定義が困難となる。ｔ＝０の分布が吸収分布であるのに対し、ｔ＞０の分布は伝播時の圧力分布であり、これらが混ざると吸収分布とは言えなくなる。 Furthermore, in an experimental biological sample, it is difficult to define a pressure distribution of t = 0. Assuming that the sound velocity in the living body is 1530 m / s, for example, and the difference between the detection time and the laser irradiation time is the propagation time, the propagation distance can be obtained from the propagation time. If the sound velocity in the living body is constant at 1530 m / s, the propagation distance obtained from the propagation time matches the actual propagation distance. However, in practice, the speed of sound is not uniform in the living body, and a deviation occurs between the calculated propagation distance and the actual propagation distance. Therefore, when the propagation distance is estimated from the detection signal, the ambiguity of the propagation distance due to the sound velocity difference remains. If the ambiguity of the propagation distance in the living body is regarded as the ambiguity of the propagation time, the time t = 0 also has an ambiguity, the pressure distribution of t = 0 also becomes ambiguity, and the definition becomes difficult. While the distribution at t = 0 is the absorption distribution, the distribution at t> 0 is the pressure distribution at the time of propagation, and when these are mixed, the absorption distribution can not be said.
　上記考察から、本発明者は、観測波形又は再構成後の圧力波形から、光パルス波形の微分波形をデコンボリューションすることが有利であることを見出した。観測波形から光パルス微分波形をデコンボリューションすることで、吸収分布を得ることができる。しかしながら、被検体に照射されるパルスレーザ光の時間波形は、常に一定であるとは限らない。例えば複数波長でパルスレーザ光を照射する場合に、ある波長のパルスレーザ光の時間波形と、別の波長のパルスレーザ光の時間波形とに違いが生じることがある。その違いを考慮せずに、双方の波長に対して同一波形の光微分波形をデコンボリューションすると、観測波形に重畳されている実際の光微分波形とは異なる波形でデコンボリューションが行われ、正しく吸収分布を求めることができなくなる。 From the above consideration, the inventor has found that it is advantageous to deconvolute the differential waveform of the light pulse waveform from the observed waveform or the pressure waveform after reconstruction. An absorption distribution can be obtained by deconvolving the light pulse differential waveform from the observed waveform. However, the time waveform of the pulsed laser light irradiated to the subject is not always constant. For example, when irradiating pulsed laser light with a plurality of wavelengths, a difference may occur between the temporal waveform of pulsed laser light of a certain wavelength and the temporal waveform of pulsed laser light of another wavelength. If deconvoluting an optical differential waveform with the same waveform for both wavelengths without considering the difference, deconvolution is performed with a waveform different from the actual optical differential waveform superimposed on the observed waveform, and absorption is correctly performed. It will not be possible to determine the distribution.
　本発明は、上記に鑑み、光パルス波形に変化が生じるような場合でも、検出信号から正しく吸収分布を求めることができる光音響信号処理装置及び方法を提供することを目的とする。 In view of the above, it is an object of the present invention to provide a photoacoustic signal processing apparatus and method capable of obtaining an absorption distribution correctly from a detection signal even when a change occurs in an optical pulse waveform.
　上記課題を解決するために、本発明は、被検体に対するパルス光の出射後に、パルス光より被検体内で生じた光音響信号をサンプリングするサンプリング手段と、パルス光の光強度の時間波形又はそれを微分した微分波形を表し、パルス光のパルス時間幅を独立変数とする関数を使用して、被検体に対して出射されたパルス光の光強度の時間波形の微分波形である光波形微分信号を生成する光波形微分信号生成手段と、サンプリングされた光音響信号から光波形微分信号生成手段で生成された光波形微分信号をデコンボリューションした信号を生成する光波形微分信号逆畳込み手段とを備えたことを特徴とする光音響信号処理装置を提供する。 In order to solve the above problems, according to the present invention, sampling means for sampling a photoacoustic signal generated in a subject from pulsed light after emitting pulsed light to the subject, time waveform of light intensity of pulsed light or the like An optical waveform differential signal which is a differential waveform of a time waveform of light intensity of pulsed light emitted to a subject using a function that represents a differential waveform obtained by differentiating and using the pulse time width of pulsed light as an independent variable An optical waveform differential signal generating means for generating the light waveform differential signal deconvoluting means for generating a signal obtained by deconvolving the optical waveform differential signal generated by the optical waveform differential signal generating means from the sampled photoacoustic signal; Provided is a photoacoustic signal processing apparatus characterized by comprising.
　本発明の光音響信号処理装置では、光波形微分信号生成手段が、パルス光に関連した発光条件と、その発光条件下で被検体に出射されるパルス光のパルス時間幅との対応関係を示す光パルス幅情報を参照し、その光パルス幅情報と被検体に出射されたパルス光の発光条件とに基づいて、被検体に出射されたパルス光のパルス時間幅を推定する光パルス幅推定部と、推定されたパルス時間幅を関数に適用する関数適用部とを含む構成を採用することができる。 In the photoacoustic signal processing apparatus according to the present invention, the light waveform differential signal generation means indicates the correspondence between the light emission condition associated with the pulse light and the pulse time width of the pulse light emitted to the object under the light emission condition. An optical pulse width estimation unit that estimates the pulse time width of pulsed light emitted to a subject based on the optical pulse width information and the light emission condition of pulsed light emitted to the subject with reference to the optical pulse width information And a function application unit that applies the estimated pulse duration to the function.
　光パルス幅情報は、発光条件とパルス時間幅とを対応付けたテーブルを含んでいてもよい。 The light pulse width information may include a table in which the light emission condition and the pulse time width are associated with each other.
　光パルス幅推定部は、被検体に出射されたパルス光の発光条件に合致する発光条件がテーブルに存在しないときは、テーブルに存在するパルス時間幅に基づいて補間により被検体に出射されたパルス光のパルス時間幅を推定することとしてもよい。 When there is no light emission condition in the table matching the light emission condition of the pulsed light emitted to the object, the light pulse width estimation unit outputs the pulse emitted to the object by interpolation based on the pulse time width existing in the table The pulse time width of light may be estimated.
　パルス光は、パルスレーザ光であってもよい。 The pulsed light may be pulsed laser light.
　発光条件は、パルスレーザ光の波長、レーザ発光のトリガからレーザ発光までの遅延時間、パルスレーザ光の発光周波数、レーザ光源におけるレーザ結晶の励起エネルギー、レーザ光源における経時変化に関する条件、レーザ光源におけるレーザ結晶温度のうちの少なくとも１つを含むことができる。 The light emission conditions are: wavelength of pulse laser light, delay time from trigger of laser light emission to laser light emission frequency of pulse laser light, excitation energy of laser crystal in laser light source, condition regarding temporal change in laser light source, laser in laser light source It can include at least one of the crystal temperatures.
　関数は、事前に実測されたパルス光の時間波形のフィッティング曲線、ガウス関数、ローレンツ関数、若しくは擬フォークト関数、又は、これら関数を組み合わせたものとすることができる。 The function may be a fitting curve of a time waveform of pulse light measured in advance, a Gaussian function, a Lorentz function, a pseudo-folk function, or a combination of these functions.
　本発明の光音響信号処理装置が、被検体に対して出射されたパルス光のパルス時間幅を測定する光パルス幅測定手段を更に備え、光波形微分信号生成手段が、光パルス幅測定手段で測定されたパルス時間幅を関数に適用することとしてもよい。 The photoacoustic signal processing apparatus according to the present invention further comprises optical pulse width measurement means for measuring the pulse time width of the pulsed light emitted to the subject, and the optical waveform differential signal generation means is an optical pulse width measurement means. The measured pulse duration may be applied to the function.
　上記の場合、被検体に出射されるパルス光の光源の光出射端から被検体に対してパルス光が出射されるまでの間の光路中に、被検体に出射されるパルス光の一部を分岐する分岐部を設けておき、光パルス幅測定手段が、光路から分岐されたパルス光の光強度に基づいて被検体に対して出射されたパルス光のパルス時間幅を測定するようにしてもよい。 In the above case, part of the pulsed light emitted to the subject is included in the optical path from when the light emitting end of the light source of the pulsed light emitted to the subject emits the pulsed light to the subject. A branching unit may be provided to branch, and the light pulse width measuring unit may measure the pulse time width of the pulsed light emitted to the subject based on the light intensity of the pulsed light branched from the optical path. Good.
　本発明の光音響信号処理装置では、光波形微分信号逆畳込み手段が、サンプリングされた光音響信号をフーリエ変換する第１のフーリエ変換手段と、光波形微分信号を所定のサンプリングレートでサンプリングした信号をフーリエ変換する第２のフーリエ変換手段と、フーリエ変換された光波形微分信号の逆数を逆フィルタとして求める逆フィルタ演算手段と、フーリエ変換された光音響信号に逆フィルタを適用するフィルタ適用手段と、逆フィルタが適用された光音響信号をフーリエ逆変換するフーリエ逆変換手段とを有する構成を採用することができる。 In the photoacoustic signal processing apparatus according to the present invention, the light waveform differential signal deconvoluting means performs first Fourier transform means for Fourier transforming the sampled photoacoustic signal, and the light waveform differential signal is sampled at a predetermined sampling rate. Second Fourier transform means for Fourier transforming a signal, Inverse filter operation means for obtaining inverse of Fourier transformed light waveform differential signal as inverse filter, and filter application means for applying inverse filter to Fourier transformed photoacoustic signal And an inverse Fourier transform means for inverse Fourier transform of the photoacoustic signal to which the inverse filter has been applied.
　本発明では、光音響信号が第１のサンプリングレートでサンプリングされ、光波形微分信号が第１のサンプリングレートよりも高い第２のサンプリングレートでサンプリングされた信号に相当し、第１のサンプリングレートでサンプリングされた光音響信号を、第２のサンプリングレートでリサンプルするリサンプル手段を更に備え、第１のフーリエ変換手段が、リサンプル手段でリサンプルされた光音響信号をフーリエ変換する構成を採用できる。 In the present invention, the photoacoustic signal is sampled at a first sampling rate, and the light waveform differential signal corresponds to a signal sampled at a second sampling rate higher than the first sampling rate, and at the first sampling rate The apparatus further comprises resampling means for resampling the sampled photoacoustic signal at a second sampling rate, and the first Fourier transform means adopts a configuration for Fourier transforming the photoacoustic signal resampled by the resampling means. it can.
　上記に代えて、光音響信号が第１のサンプリングレートでサンプリングされ、光波形微分信号が第１のサンプリングレートよりも高い第２のサンプリングレートでサンプリングされた信号に相当し、かつ、第１のフーリエ変換手段が第１のデータ点数でフーリエ変換を行い、第２のフーリエ変換手段が、第１のデータ点数よりも多い第２のデータ点数でフーリエ変換を行うものであり、フーリエ変換された光音響信号に対して、第１のデータ点数と第２のデータ点数との差の分だけ中央に０を付加するゼロパディングを行うゼロパディング手段を更に備え、フィルタ適用手段が、ゼロパディング手段でゼロパディングが施された信号に対して逆フィルタを適用する構成としてもよい。 Alternatively, the photoacoustic signal is sampled at a first sampling rate, and the light waveform differential signal corresponds to a signal sampled at a second sampling rate higher than the first sampling rate, and The Fourier transform means performs Fourier transform with a first number of data points, and the second Fourier transform means performs Fourier transform with a second number of data points greater than the first number of data points. The audio signal further comprises zero padding means for zero padding in which zero is added at the center by the difference between the first data score and the second data score, and the filter applying means is zeroed by the zero padding means. An inverse filter may be applied to the signal subjected to the padding.
　また、光音響信号が第１のサンプリングレートでサンプリングされ、光波形微分信号が第１のサンプリングレートよりも高い第２のサンプリングレートでサンプリングされた信号に相当し、かつ、第１のフーリエ変換手段が第１のデータ点数でフーリエ変換を行い、第２のフーリエ変換手段が、第１のデータ点数よりも多い第２のデータ点数でフーリエ変換を行うものであり、フーリエ変換された光波形微分信号から、第１のデータ点数と第２のデータ点数の差の分だけ高周波成分サンプル点を除去する高周波成分サンプル点除去手段を更に備え、逆フィルタ演算手段が、フーリエ変換された光波形微分信号から高周波成分サンプル点を除去した信号の逆数を逆フィルタとして求めることとしてもよい。 Further, the photoacoustic signal is sampled at a first sampling rate, and the light waveform differential signal corresponds to a signal sampled at a second sampling rate higher than the first sampling rate, and a first Fourier transform means Performs the Fourier transform with the first number of data points, and the second Fourier transform means performs the Fourier transformation with the second number of data points larger than the first number of data points, and the Fourier-transformed optical waveform differential signal The apparatus further comprises high-frequency component sample point removing means for removing high-frequency component sample points by the difference between the first data score and the second data score, and the inverse filter computing means comprises the Fourier-transformed optical waveform differential signal The inverse of the signal from which the high frequency component sample points have been removed may be obtained as an inverse filter.
　光音響信号のサンプリング間隔は、被検体に出射された光のパルス時間幅よりも長くしてもよい。 The sampling interval of the photoacoustic signal may be longer than the pulse time width of the light emitted to the subject.
　本発明の光音響信号処理装置は、複数の検出素子で検出され、サンプリング手段でサンプリングされた光音響信号に基づいて光音響信号を再構成する光音響信号再構成手段を更に備え、光波形微分信号逆畳込み手段が、光音響信号再構成手段で再構成された光音響信号から光波形微分信号をデコンボリューションする構成を採用することができる。 The photoacoustic signal processing apparatus according to the present invention further includes photoacoustic signal reconstruction means for reconstructing a photoacoustic signal based on the photoacoustic signal detected by the plurality of detection elements and sampled by the sampling means, A configuration may be adopted in which the signal deconvolution unit deconvolutes the light waveform differential signal from the photoacoustic signal reconstructed by the photoacoustic signal reconstruction unit.
　光波形微分信号逆畳込み手段は、光音響信号から、光波形微分信号に装置応答関数を掛け合わせたものをデコンボリューションしてもよい。 The light waveform differential signal deconvoluting means may deconvolute the photowave signal from the light waveform differential signal by the device response function.
　本発明では、被検体に対する出射光が複数の波長の光を含み、サンプリング手段が各波長の光に対応した光音響信号をサンプリングし、光波形微分信号逆畳込み手段が各波長の光に対応した光音響信号から光波形微分信号をデコンボリューションした信号を生成するものであってもよく、その場合、各波長の光に対応した、光音響信号から光波形微分信号をデコンボリューションした信号を演算処理する２波長データ演算手段を更に備えた構成とすることができる。 In the present invention, the light emitted to the object contains light of a plurality of wavelengths, the sampling means samples the photoacoustic signal corresponding to the light of each wavelength, and the light waveform differential signal deconvoluting means corresponds to the light of each wavelength A signal obtained by deconvolving the light waveform differential signal from the photoacoustic signal may be generated. In that case, the signal obtained by deconvolving the light waveform differential signal from the photoacoustic signal corresponding to the light of each wavelength is calculated It can be set as the structure further provided with the 2 wavelength data calculating means to process.
　光音響信号から光波形微分信号をデコンボリューションした信号に基づいて光音響画像を生成する光音響画像生成手段を更に備える構成としてもよい。 It is good also as composition further provided with the photoacoustic image generation means which generates a photoacoustic image based on the signal which deconvoluted the light waveform differential signal from the photoacoustic signal.
　サンプリング手段が、更に被検体に対して送信された音響波に対する反射音響波をサンプリングするものであり、サンプリングされた反射音響波に基づいて反射音響波画像を生成する反射音響波画像生成手段と、光音響画像と反射音響波画像とを合成する画像合成手段とを更に備える構成を採用してもよい。 Reflection acoustic wave image generation means for generating a reflection acoustic wave image based on the sampled reflection acoustic wave, the sampling means further sampling the reflection acoustic wave with respect to the acoustic wave transmitted to the subject; A configuration further including image combining means for combining the photoacoustic image and the reflected acoustic wave image may be employed.
　画像合成手段は、光音響画像と反射音響波画像とを重畳することで画像合成を行ってもよい。 The image combining means may perform image combining by superimposing the photoacoustic image and the reflected acoustic wave image.
　本発明は、また、被検体に対するパルス光の出射後に、そのパルス光に起因して被検体内で発生した光音響信号を検出するステップと、パルス光の光強度の時間波形又はそれを微分した微分波形を表し、パルス光のパルス時間幅を独立変数とする関数を使用して、被検体に出射されたパルス光の光強度の時間波形の微分波形である光波形微分信号を生成するステップと、検出された光音響信号から、生成された光波形微分信号をデコンボリューションするステップとを有する光音響信号処理方法を提供する。 The present invention further includes the steps of detecting a photoacoustic signal generated in the subject due to the pulsed light after emitting the pulsed light to the subject, and differentiating a temporal waveform of light intensity of the pulsed light or the step Generating an optical waveform differential signal that is a differential waveform of a light intensity temporal waveform of the pulsed light emitted to the object using a function representing the differential waveform and using the pulse time width of the pulsed light as an independent variable; And D. deconvolving the generated light waveform differential signal from the detected photoacoustic signal.
　本発明の光音響信号処理装置及び方法では、パルス光の光強度の時間波形、又はその時間波形を微分した微分波形を表し、パルス光のパルス時間幅を独立変数とする関数を使用して、被検体に照射されたパルス光の光強度の時間波形の微分波形である光波形微分信号を生成する。パルス時間幅を独立変数とする関数を用いて光波形微分信号を生成することで、被検体に照射されるパルス光の光強度の時間波形が常に一定ではなく、パルス時間幅に変動が生じる場合でも、パルス時間幅に応じた光波形微分信号を生成することができる。そのように生成された光波形微分信号をデコンボリューションすることで、光音響信号の検出信号から吸収分布を正しく求めることができる。 In the photoacoustic signal processing apparatus and method of the present invention, a time waveform of light intensity of pulse light or a differentiated waveform obtained by differentiating the time waveform is represented, and a function using pulse time width of pulse light as an independent variable is used. A light waveform differential signal is generated which is a differential waveform of the time waveform of the light intensity of the pulsed light irradiated to the object. When the light waveform differential signal is generated using a function having the pulse time width as an independent variable, the time waveform of the light intensity of the pulse light irradiated to the object is not always constant, and the pulse time width fluctuates However, it is possible to generate an optical waveform differential signal according to the pulse time width. By deconvolving the light waveform differential signal generated as such, the absorption distribution can be correctly obtained from the detection signal of the photoacoustic signal.
光パルス微分波形デコンボリューションの基本アルゴリズムを示すブロック図。The block diagram which shows the basic algorithm of light pulse differential waveform deconvolution. 再構成後の光音響信号を示す波形図。The wave form diagram which shows the photoacoustic signal after reconstruction. ＦＦＴ後の光音響信号ＦＦＴを示す波形図。The wave form diagram which shows the photoacoustic signal FFT after FFT. 光パルス微分波形（ｈ）を示す波形図。The wave form diagram which shows a light pulse differential waveform (h). ＦＦＴ後の光パルス微分波形ＦＦＴ（ｆｆｔ＿ｈ）を示す波形図。The wave form diagram which shows the light pulse differential waveform FFT (fft_h) after FFT. 光パルス微分波形ＦＦＴフィルタを示す波形図。The wave form diagram which shows a light pulse differential waveform FFT filter. デコンボリューション後のＦＦＴ波形を示す波形図。The wave form diagram which shows the FFT waveform after deconvolution. 逆変換された光音響信号を示す波形図。The wave form diagram which shows the photoacoustic signal by which reverse conversion was carried out. 再構成後の光音響信号に基づいて生成した光音響画像を示す図。The figure which shows the photoacoustic image produced | generated based on the photoacoustic signal after reconstruction. デコンボリューション後の光音響信号に基づいて生成した光音響画像を示す図。The figure which shows the photoacoustic image produced | generated based on the photoacoustic signal after deconvolution. 本発明の第１実施形態の光音響信号処理装置を含む光音響画像生成装置を示すブロック図。BRIEF DESCRIPTION OF THE DRAWINGS The block diagram which shows the photoacoustic image generating apparatus containing the photoacoustic signal processing apparatus of 1st Embodiment of this invention. 光波形微分信号生成手段を示すブロック図。The block diagram which shows an optical waveform differential signal generation means. 光波形微分信号逆畳込み手段を示すブロック図。The block diagram which shows an optical waveform differential signal deconvoluting means. 光音響画像生成の動作手順を示すフローチャート。The flowchart which shows the operation | movement procedure of photoacoustic image generation. 本発明の第２実施形態における光波形微分信号逆畳込み手段を示すブロック図。The block diagram which shows the light waveform differential signal deconvoluting means in 2nd Embodiment of this invention. サンプリングレート４００ＭＨｚ相当の光波形微分信号を示す波形図。The wave form diagram which shows the optical waveform differential signal of sampling rate 400MHz equivalent. サンプリングレート４０ＭＨｚ相当の光波形微分信号を示す波形図。The wave form diagram which shows the optical waveform differential signal of sampling rate 40MHz equivalent. 本発明の第３実施形態における光波形微分信号逆畳込み手段を示すブロック図。The block diagram which shows the light waveform differential signal deconvoluting means in 3rd Embodiment of this invention. 光音響信号（周波数領域）を示すグラフ。The graph which shows a photoacoustic signal (frequency domain). ゼロパディング後の光音響信号を示すグラフ。The graph which shows the photoacoustic signal after zero padding. 本発明の第４実施形態における光波形微分信号逆畳込み手段を示すブロック図。The block diagram which shows the light waveform differential signal deconvoluting means in 4th Embodiment of this invention. 光波形微分信号（周波数領域）を示すグラフ。The graph which shows a light waveform differential signal (frequency domain). 高周波成分サンプル点が除去された光波形微分信号を示すグラフ。The graph which shows the light waveform differential signal from which the high frequency component sample point was removed. 本発明の第５実施形態の光音響画像生成装置を示すブロック図。The block diagram which shows the photoacoustic image generating apparatus of 5th Embodiment of this invention. 本発明の第６実施形態の光音響画像生成装置を示すブロック図。The block diagram which shows the photoacoustic image generating apparatus of 6th Embodiment of this invention. 本発明の変形例の光音響画像生成装置を示すブロック図。The block diagram which shows the photoacoustic image generation apparatus of the modification of this invention.
　本発明の実施の形態の説明に先立って、本発明の概要について説明する。光吸収体であるミクロ吸収粒子を考え、このミクロ吸収粒子がパルスレーザ光を吸収して圧力波（光音響圧力波）が生じることを考える。時刻をｔとして、位置ｒにあるあるミクロ吸収粒子から発生する光音響圧力波を、位置Ｒで観測した場合の圧力波形ｐｍｉｃｒｏ（Ｒ，ｔ）は、[Phys. Rev. Lett. 86(2001)3550.]より、以下の球面波となる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
 　ここで、Ｉ（ｔ）は励起光の光強度の時間波形であり、係数ｋは、粒子が光を吸収して音響波を出力する際の変換係数であり、ｖｓは被検体の音速である。また、位置ｒ、Ｒは、空間上の位置を示すベクトルである。ミクロ吸収粒子から発生する圧力は、上記式に示すように、光パルス微分波形に比例した球面波となる。 Prior to the description of the embodiments of the present invention, the outline of the present invention will be described. Consider a micro-absorbent particle, which is a light absorber, and consider that this micro-absorbent particle absorbs pulse laser light to generate a pressure wave (photoacoustic pressure wave). The pressure waveform p micro (R, t) when a photoacoustic pressure wave generated from a micro-absorbing particle at position r is observed at position R, where t is time, is [Phys. Rev. Lett. 86 (2001) ] 3550.], it becomes the following spherical waves.
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
 Here, I (t) is a time waveform of the light intensity of the excitation light, the coefficient k is a conversion coefficient when the particle absorbs light and outputs an acoustic wave, and v s is the sound velocity of the object is there. Positions r and R are vectors indicating positions in space. The pressure generated from the micro-absorbing particles is a spherical wave proportional to the light pulse differential waveform as shown in the above equation.
　実際にイメージングする対象から得られる圧力波形は、よりマクロな吸収体のサイズを有しているため、上記のミクロ吸収波形を重ね合わせた波形になると考える（重ね合わせの原理）。ここで、マクロな光音響波を発する粒子の吸収分布をＡ（ｒ－Ｒ）とし、そのマクロな吸収体からの圧力の観測波形をｐｍａｃｒｏ（Ｒ，ｔ）とする。観測位置Ｒでは、各時刻において、観測位置Ｒから半径ｖｓｔに位置する吸収粒子からの光音響波が観測されることになるため、観測波形ｐｍａｃｒｏ（Ｒ，ｔ）は、以下の圧力波形の式で示される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
 　上記式（１）からわかるように、観測波形は、光パルス微分のコンボリューション型を示す。そこで、本発明では、デコンボリューション処理において、光パルス微分項を考慮してデコンボリューションを行うこととする。 The pressure waveform obtained from the subject to be actually imaged is considered to be a waveform obtained by superimposing the above-mentioned micro absorption waveform because it has a more macroscopic absorber size (the principle of superposition). Here, let A (r−R) be the absorption distribution of particles that emit macro photoacoustic waves, and let p macro (R, t) be an observed waveform of pressure from the macro absorber. At the observation position R, the photoacoustic wave from the absorbing particle located at the radius v s t from the observation position R is observed at each time, so the observation waveform p macro (R, t) has the following pressure It is shown by a waveform equation.
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
 As can be seen from the above equation (1), the observed waveform shows a convolution type of light pulse differentiation. Therefore, in the present invention, in the deconvolution processing, deconvolution is performed in consideration of the light pulse differential term.
　更に、本発明では、従来の超音波システムにおいても用いられている圧力分布を求める再構成（ＦＴＡ法、ＤｎＳ法、ＢＰ法など）を適用後に、再構成後の画像がｔ≠０の圧力分布、すなわち圧力波の伝播過程の圧力分布であることを認識の上で、これを吸収分布に変換することを考えた。圧力分布再構成の基本的な考え方としては、検出位置Ｒ＝（ｘ，ｙ，０）の再構成後の圧力分布ｐｒｅｃ（Ｒ，ｔ）は、各時刻ｔにおける、Ｒの検出軸（ｒ－Ｒ）上の｜ｒ－Ｒ｜位置に存在する吸収体から発生する球面波を、周囲の圧電素子の信号も含めて足し合わせてその位置における圧力強度を計算して得られる。従って、検出軸（ｒ－Ｒ）に存在するミクロの吸収体から発生し、伝播する光音響波を重ねあわせたｐｒｅｃ（Ｒ，ｔ）は以下のように表記できる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000003
 このように吸収分布を１次元で考えて良くなることで、上記式のような圧力表記が可能となる。上記式（２）は、検出軸（ｒ－Ｒ）をｚ軸、検出素子からの距離｜ｒ－Ｒ｜をｚとすると、下記のように表すことができる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000004
 　更に、式（３）から積分とは関係ないｘ，ｙは表記を省略し、ｚ軸を時間で表記すると、上記式は、下記式のように表すことができる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000005
 　このように、（ｘ，ｙ，０）に位置する検出素子における１軸（時間軸又はｚ’軸）のコンボリューション表記が可能となる。 Furthermore, according to the present invention, after applying reconstruction (FTA method, DnS method, BP method, etc.) for obtaining pressure distribution which is also used in the conventional ultrasonic system, the pressure distribution after reconstruction is t ≠ 0. That is, on the basis of the recognition that it is the pressure distribution of the pressure wave propagation process, it was considered to convert it into the absorption distribution. As a basic idea of pressure distribution reconstruction, the pressure distribution p rec (R, t) after reconstruction of the detection position R = (x, y, 0) is the detection axis (r of r at each time t). The spherical wave generated from the absorber present at the | r−R | position on the −R) is added including the signals of the surrounding piezoelectric elements, and obtained by calculating the pressure intensity at that position. Therefore, p rec (R, t) in which the photoacoustic waves generated and propagating from the micro absorber present in the detection axis (r−R) are superimposed can be expressed as follows.
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000003
 As described above, by considering the absorption distribution in one dimension, a pressure can be expressed as in the above equation. The above equation (2) can be expressed as follows, where the detection axis (r−R) is the z axis and the distance | r−R | from the detection element is z.
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000004
 Further, from the equation (3), x and y which are not related to integration are omitted, and when the z-axis is represented by time, the above equation can be represented as the following equation.
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000005
 Thus, convolution notation of one axis (time axis or z 'axis) in the detection element located at (x, y, 0) becomes possible.
　上記式（４）の両辺をフーリエ変換し、周波数軸において、圧力分布のフーリエ係数を光パルスの時間微分のフーリエ係数で割ることで、光パルス微分をデコンボリューションすることができる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000006
 　デコンボリューション後、得られた式を、フーリエ逆変換することで、Ａ（ｘ，ｙ，ｖｓｔ）を求め、吸収分布を画像化することができる。ここで求めたＡ（ｘ，ｙ，ｖｓｔ）には、検出素子受信角度依存性Ｄ（ｘ，ｙ，ｚ）や、プローブ帯域の固有振動が重畳されている可能性がある。例えば、装置関数Ｄ（ｘ，ｙ，ｚ）を事前に求めておいた上でその逆数をＡ（ｘ，ｙ，ｖｓｔ）に掛けることで、検出素子受信角度依存性の影響を除去できる。また、帯域の固有振動に関してはヒルベルト変換や直交検波処理により強度画像化すれば、その影響を除去することができる。更に、検体に入射する光空間分布Ｌ（ｘ，ｙ，ｚ）を別に観測やシミュレーションにより求め、吸収係数に比例する画素値μ（ｘ，ｙ，ｚ）を、μ（ｘ，ｙ，ｚ）＝Ａ（ｘ，ｙ，ｖｓｔ）／Ｌ（ｘ，ｙ，ｚ）により求めてもよい。この場合、より生体組織と密接な関係のある物理量である吸収係数の分布画像を得ることができる。 The light pulse differential can be deconvoluted by Fourier transforming both sides of the equation (4) and dividing the Fourier coefficient of the pressure distribution by the Fourier coefficient of the time differential of the light pulse on the frequency axis.
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000006
 After deconvolution, it is possible to obtain A (x, y, v s t) and to image the absorption distribution by performing inverse Fourier transform on the obtained equation. The detection element reception angle dependency D (x, y, z) and the natural vibration of the probe band may be superimposed on A (x, y, v s t) obtained here. For example, by multiplying device function D (x, y, z) and its inverse on which has been determined in advance on A (x, y, v s t), it can eliminate the influence of detector elements receiving angular dependence . In addition, regarding the natural vibration of the band, the influence can be eliminated if intensity imaging is performed by Hilbert transform or orthogonal detection processing. Further, the light spatial distribution L (x, y, z) incident on the sample is separately obtained by observation or simulation, and the pixel value μ (x, y, z) proportional to the absorption coefficient is μ (x, y, z) = A (x, y, v s t) / L (x, y, z) may be obtained by. In this case, it is possible to obtain a distribution image of the absorption coefficient, which is a physical quantity closely related to the living tissue.
　図１は、光パルス微分波形デコンボリューションの基本アルゴリズムを示す。再構成後の光音響信号を入力し、再構成後の光音響信号をＦＦＴ（Fast Fourier Transform）によりフーリエ変換する（ステップＳ１０１）。図２Ａに再構成後の光音響信号を示し、図２ＢにＦＦＴ後の光音響信号ＦＦＴを示す。フーリエ変換することで、図２Ａに示す時間領域の信号が、図２Ｂに示すような周波数領域の信号に変換される。なお、図２Ｂでは、光音響信号ＦＦＴの絶対値を示しているが、実際の処理では複素数のまま処理される。 FIG. 1 shows the basic algorithm of optical pulse differential waveform deconvolution. The reconstructed photoacoustic signal is input, and the reconstructed photoacoustic signal is Fourier-transformed by FFT (Fast Fourier Transform) (step S101). The photoacoustic signal after reconstruction is shown in FIG. 2A, and the photoacoustic signal FFT after FFT is shown in FIG. 2B. By Fourier transform, the signal in the time domain shown in FIG. 2A is converted to the signal in the frequency domain as shown in FIG. 2B. Although FIG. 2B shows the absolute value of the photoacoustic signal FFT, it is processed as it is in a complex number in actual processing.
　光パルス微分波形ｈをＦＦＴによりフーリエ変換する（ステップＳ１０２）。図２Ｃに光パルス微分波形（ｈ）を示し、図２ＤにＦＦＴ後の光パルス微分波形ＦＦＴ（ｆｆｔ＿ｈ）を示す。フーリエ変換することで、図２Ｃに示す時間領域の信号（波形）が、図２Ｄに示す周波数領域の信号に変換される。なお、図２Ｃにおける黒丸は、光パルス微分波形におけるサンプリング点を表している。また、図２Ｄでは、光パルス微分波形ＦＦＴの絶対値を示しているが、実際の処理では複素数のまま処理される。 The light pulse differential waveform h is subjected to Fourier transform by FFT (step S102). The light pulse differential waveform (h) is shown in FIG. 2C, and the light pulse differential waveform FFT (fft_h) after the FFT is shown in FIG. 2D. By Fourier transform, the signal (waveform) in the time domain shown in FIG. 2C is converted into the signal in the frequency domain shown in FIG. 2D. Note that black circles in FIG. 2C represent sampling points in the light pulse differential waveform. Also, although FIG. 2D shows the absolute value of the light pulse differential waveform FFT, it is processed as it is in a complex number in actual processing.
　ステップＳ１０２で得られたＦＦＴ後の光パルス微分波形ＦＦＴ（ｆｆｔ＿ｈ）の逆数を、光パルス微分波形ＦＦＴフィルタ（逆フィルタ）として求める（ステップＳ１０３）。光パルス微分波形ＦＦＴフィルタは、具体的にはconj(fft_h)/abs(fft_h)2で求めることができる。ここで、conj(fft_h)はfft_hの共役複素数、abs(fft_h)はfft_hの絶対値を表す。図２Ｅに、光パルス微分波形ＦＦＴフィルタを示す。図２Ｄに示す光パルス微分波形ＦＦＴの逆数を求めることで、図２Ｅに示すような光パルス微分波形ＦＦＴフィルタを得ることができる。 The reciprocal of the light pulse differential waveform FFT (fft_h) after FFT obtained in step S102 is determined as a light pulse differential waveform FFT filter (inverse filter) (step S103). Specifically, the light pulse differential waveform FFT filter can be obtained by conj (fft_h) / abs (fft_h) 2 . Here, conj (fft_h) represents a conjugate complex number of fft_h, and abs (fft_h) represents an absolute value of fft_h. FIG. 2E shows an optical pulse differential waveform FFT filter. By obtaining the reciprocal of the light pulse differential waveform FFT shown in FIG. 2D, it is possible to obtain a light pulse differential waveform FFT filter as shown in FIG. 2E.
　上記のようにして求めた光パルス微分ＦＦＴフィルタと、再構成後の光音響信号ＦＦＴとを要素ごとに乗算し、光音響信号ＦＦＴから光パルス微分波形をデコンボリューションする（ステップＳ１０４）。図２Ｆに、デコンボリューション後のＦＦＴ波形を示す。図２Ｂに示す光音響信号ＦＦＴと図２Ｅに示す光パルス微分波形ＦＦＴフィルタとの乗算を行うことで、図２Ｆに示すＦＦＴ波形が得られる。 The light pulse differential FFT filter obtained as described above and the reconstructed photoacoustic signal FFT are multiplied for each element to deconvolute the light pulse differential waveform from the photoacoustic signal FFT (step S104). FIG. 2F shows the FFT waveform after deconvolution. By multiplying the photoacoustic signal FFT shown in FIG. 2B by the light pulse differential waveform FFT filter shown in FIG. 2E, the FFT waveform shown in FIG. 2F is obtained.
　ステップＳ１０４で光パルス微分波形をデコンボリューションしたＦＦＴ波形を、逆ＦＦＴによりフーリエ逆変換し、周波数領域の信号を時間領域の信号に戻す（ステップＳ１０５）。図２Ｇは、逆変換された光音響信号を示す。図２Ｆに示すＦＦＴ波形（周波数領域の信号）を逆ＦＦＴすることで、図２Ｇに示すデコンボリューション後の光音響信号（時間領域の信号）が得られる。このデコンボリューション後の光音響信号は、光吸収分布に光パルス微分波形（図２Ｃ）がコンボリューションされた再構成後の光音響信号（図２Ａ）から、光パルス微分波形をデコンボリューションした吸収分布に相当する。 The FFT waveform obtained by deconvolving the light pulse differential waveform in step S104 is subjected to inverse Fourier transform by inverse FFT, and the signal in the frequency domain is returned to the signal in the time domain (step S105). FIG. 2G shows the inverse converted photoacoustic signal. By inverse FFT the FFT waveform (signal in the frequency domain) shown in FIG. 2F, the photoacoustic signal (signal in the time domain) after deconvolution shown in FIG. 2G is obtained. The photoacoustic signal after this deconvolution is an absorption distribution obtained by deconvoluting the light pulse differential waveform from the reconstructed photoacoustic signal (FIG. 2A) in which the light pulse differential waveform (FIG. 2C) is convoluted to the light absorption distribution It corresponds to
　図３Ａに、再構成後の光音響信号（図２Ａ）に基づいて生成した光音響画像を示し、図３Ｂに、デコンボリューション後の光音響信号（図２Ｇ）に基づいて生成した光音響画像を示す。図３Ａに示す、再構成後の光音響信号に基づいて生成した光音響画像は、実質的に圧力分布を画像化したものであり、１本の血管が二重に表示されるなど、画像判定上、血管の位置が確認しづらい。これに対し、図３Ｂに示すデコンボリューション後の光音響信号に基づいて生成した光音響画像は、光パルス微分波形をデコンボリューションしていることで吸収体の分布を画像化できており、血管の位置を確認しやすくなっている。 FIG. 3A shows a photoacoustic image generated based on the reconstructed photoacoustic signal (FIG. 2A), and FIG. 3B shows a photoacoustic image generated based on the deconvoluted photoacoustic signal (FIG. 2G) Show. The photoacoustic image generated on the basis of the photoacoustic signal after reconstruction shown in FIG. 3A is substantially an image of the pressure distribution, and an image determination such as displaying one blood vessel in a double manner is performed. Above, it is difficult to confirm the position of the blood vessel. On the other hand, in the photoacoustic image generated based on the deconvoluted photoacoustic signal shown in FIG. 3B, the distribution of the absorber can be imaged by deconvoluting the light pulse differential waveform, and the blood vessel It is easy to check the position.
　以下、図面を参照し、本発明の実施の形態を詳細に説明する。図４は、本発明の第１実施形態の光音響信号処理装置を含む光音響画像生成装置を示す。光音響画像生成装置（光音響画像診断装置）１０は、超音波探触子（プローブ）１１、超音波ユニット１２、及び光源ユニット（レーザユニット）１３を備える。 Hereinafter, embodiments of the present invention will be described in detail with reference to the drawings. FIG. 4 shows a photoacoustic image generating apparatus including the photoacoustic signal processing apparatus according to the first embodiment of the present invention. The photoacoustic image generation apparatus (photoacoustic image diagnostic apparatus) 10 includes an ultrasound probe (probe) 11, an ultrasound unit 12, and a light source unit (laser unit) 13.
　レーザユニット１３は、被検体に照射するレーザ光を生成する。レーザ光の波長は、観察対象物に応じて適宜設定すればよい。レーザユニット１３が出射するレーザ光は、例えば光ファイバなどの導光手段を用いてプローブ１１まで導光され、プローブ１１から被検体に照射される。プローブ１１は、レーザユニット１３から出射した光が被検体に照射された後に、被検体内の光吸収体がレーザ光を吸収することで生じた超音波（光音響信号）を検出する。プローブ１１は、例えば一次元配列された複数の超音波振動子を有する。 The laser unit 13 generates a laser beam to be irradiated to the subject. The wavelength of the laser light may be appropriately set according to the object to be observed. The laser beam emitted from the laser unit 13 is guided to the probe 11 using a light guiding means such as an optical fiber, for example, and is irradiated onto the subject from the probe 11. The probe 11 detects an ultrasonic wave (photoacoustic signal) generated by the light absorber in the subject absorbing the laser light after the subject is irradiated with the light emitted from the laser unit 13. The probe 11 has, for example, a plurality of ultrasonic transducers arranged in a one-dimensional manner.
　超音波ユニット１２は、光音響信号処理装置に相当する。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、光音響画像再構成手段２４、光波形微分信号生成手段２５、光波形微分信号逆畳込み手段２６、検波・対数変換手段２７、光音響画像構築手段２８、トリガ制御回路２９、及び制御手段３０を有する。受信回路２１は、プローブ１１で検出された光音響信号を受信する。ＡＤ変換手段２２は、サンプリング手段であり、受信回路２１が受信した光音響信号を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、外部から入力する所定周波数のＡＤクロック信号に基づいて、所定のサンプリング周期で光音響信号をサンプリングする。受信メモリ２３は、ＡＤ変換手段２２でサンプリングされた光音響信号を記憶する。 The ultrasound unit 12 corresponds to a photoacoustic signal processor. The ultrasound unit 12 includes a receiving circuit 21, an AD conversion unit 22, a reception memory 23, a photoacoustic image reconstruction unit 24, an optical waveform differential signal generation unit 25, an optical waveform differential signal inverse convolution unit 26, and a detection / logarithmic conversion unit 27, a photoacoustic image constructing unit 28, a trigger control circuit 29, and a control unit 30. The receiving circuit 21 receives the photoacoustic signal detected by the probe 11. The AD conversion means 22 is a sampling means, samples the photoacoustic signal received by the receiving circuit 21 and converts it into a digital signal. The AD conversion means 22 samples the photoacoustic signal at a predetermined sampling cycle based on, for example, an AD clock signal of a predetermined frequency input from the outside. The reception memory 23 stores the photoacoustic signal sampled by the AD conversion unit 22.
　光音響画像再構成手段２４は、受信メモリ２３から光音響信号を読み出し、プローブ１１の複数の超音波振動子で検出された光音響信号に基づいて、光音響画像の各ラインのデータを生成する。光音響画像再構成手段２４は、例えばプローブ１１の６４個の超音波振動子からのデータを、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）。光音響画像再構成手段２４は、遅延加算法に代えて、ＢＰ法（Back Projection）により再構成を行ってもよい。あるいは光音響画像再構成手段２４は、ハフ変換法又はフーリエ変換法を用いて再構成を行ってもよい。 The photoacoustic image reconstruction means 24 reads the photoacoustic signal from the reception memory 23, and generates data of each line of the photoacoustic image based on the photoacoustic signal detected by the plurality of ultrasonic transducers of the probe 11. . The photoacoustic image reconstruction means 24 adds, for example, data from 64 ultrasonic transducers of the probe 11 with a delay time according to the position of the ultrasonic transducer, and generates data for one line (delay Addition). The photoacoustic image reconstruction means 24 may perform reconstruction by the BP method (Back Projection) instead of the delay addition method. Alternatively, the photoacoustic image reconstruction means 24 may perform reconstruction using a Hough transform method or a Fourier transform method.
　光波形微分信号生成手段２５には、パルス光の光強度の時間波形を表す関数が実装されている。光波形微分信号生成手段２５は、その関数を使用して、被検体に照射されたパルス光（典型的にはパルスレーザ光）の光強度の時間波形の微分波形である光波形微分信号を生成する。パルスレーザ光の光強度の時間波形を表す関数は、パルスレーザ光のパルス時間幅を独立変数とする。光波形微分信号生成手段２５は、被検体に照射されたパルスレーザ光のパルス時間幅を関数に適用することで、パルスレーザ光の光強度の時間波形を求め、その波形を微分した微分波形を光波形微分信号として求める。 The light waveform differential signal generation means 25 has a function representing a time waveform of the light intensity of the pulsed light. The light waveform differential signal generation means 25 uses the function to generate a light waveform differential signal which is a differential waveform of the light waveform of the light intensity of the pulsed light (typically, pulsed laser light) irradiated to the object. Do. The function representing the time waveform of the light intensity of the pulsed laser light uses the pulse time width of the pulsed laser light as an independent variable. The light waveform differential signal generation means 25 obtains the time waveform of the light intensity of the pulse laser beam by applying the pulse time width of the pulse laser beam irradiated to the object to a function, and differentiates the waveform. It is determined as an optical waveform differential signal.
　光波形微分信号生成手段２５は、パルスレーザ光の光強度の時間波形を表す関数に代えて、パルスレーザ光の光強度の時間波形を微分した光微分波形を表す関数を実装していてもよい。その場合、光波形微分信号生成手段２５は、被検体に照射されたパルスレーザ光のパルス時間幅を関数に適用することで、光波形微分信号を求めればよい。 The light waveform differential signal generation means 25 may have a function representing a light differential waveform obtained by differentiating the time waveform of the light intensity of the pulse laser light instead of the function representing the time waveform of the light intensity of the pulse laser light. . In that case, the light waveform differential signal generation means 25 may obtain the light waveform differential signal by applying the pulse time width of the pulsed laser light irradiated to the object to a function.
　光波形微分信号生成手段２５は、生成した光波形微分信号を光波形微分信号逆畳込み手段２６に入力する。光波形微分信号逆畳込み手段２６には、再構成された光音響信号から、光波形微分信号をデコンボリューションした信号を生成する。光波形微分信号をデコンボリューションすることで、ｔ≠０に再構成した圧力分布から、ｔ＝０に再構成した圧力分布、すなわち吸収分布を求めることができる。光波形微分信号逆畳込み手段２６は、再構成前の光音響信号に対してデコンボリューションを行ってもよい。 The light waveform differential signal generation unit 25 inputs the generated light waveform differential signal to the light waveform differential signal deconvoluting unit 26. The light waveform differential signal deconvoluting means 26 generates a signal obtained by deconvolving the light waveform differential signal from the reconstructed photoacoustic signal. By deconvoluting the light waveform differential signal, the pressure distribution reconstructed at t = 0, that is, the absorption distribution can be obtained from the pressure distribution reconstructed at t ≠ 0. The light waveform differential signal deconvoluting means 26 may deconvolute the photoacoustic signal before reconstruction.
　検波・対数変換手段２７は、デコンボリューション後の各ラインのデータの包絡線を求め、求めた包絡線を対数変換する。包絡線を求める検波手段としては、ヒルベルト変換や直交検波など従来から用いられている手法を用いることができる。これにより、超音波振動子の固有振動による帯域の影響が除去できる。光音響画像構築手段２８は、対数変換が施された各ラインのデータに基づいて、光音響画像を生成する。光音響画像構築手段２８は、例えば光音響信号（ピーク部分）の時間軸方向の位置を光音響層画像における深さ方向の位置に変換して光音響画像を生成する。 The detection / logarithmic conversion means 27 finds the envelope of the data of each line after deconvolution, and logarithmically transforms the found envelope. As a detection means for obtaining the envelope, it is possible to use a conventionally used method such as Hilbert transform or quadrature detection. Thereby, the influence of the band due to the natural vibration of the ultrasonic transducer can be removed. The photoacoustic image construction means 28 generates a photoacoustic image based on the data of each line subjected to logarithmic conversion. The photoacoustic image construction means 28 converts, for example, the position in the time axis direction of the photoacoustic signal (peak portion) into the position in the depth direction in the photoacoustic layer image to generate a photoacoustic image.
　制御手段３０は、超音波ユニット１２内の各部を制御する。トリガ制御回路２９は、光音響画像生成に際して、レーザユニット１３にフラッシュランプトリガ信号を送る。また、フラッシュランプトリガ信号の出力後に、Ｑスイッチトリガ信号を送る。レーザユニット１３は、フラッシュランプ３１とＱスイッチ３２とを含む。レーザユニット１３は、フラッシュランプトリガ信号を受けてフラッシュランプ３１を点灯し、レーザ励起を開始する。レーザユニット１３は、Ｑスイッチトリガ信号が入力されるとＱスイッチをＯＮにし、パルスレーザ光を出射する。トリガ制御回路２９は、被検体に対するレーザ光照射と同期してＡＤ変換手段２２にサンプリングトリガ信号を送り、ＡＤ変換手段２２における光音響信号のサンプリング開始タイミングを制御する。 The control means 30 controls each part in the ultrasonic unit 12. The trigger control circuit 29 sends a flash lamp trigger signal to the laser unit 13 at the time of photoacoustic image generation. Also, after the flash lamp trigger signal is output, a Q switch trigger signal is sent. The laser unit 13 includes a flash lamp 31 and a Q switch 32. The laser unit 13 receives a flash lamp trigger signal, turns on the flash lamp 31, and starts laser excitation. When the Q switch trigger signal is input, the laser unit 13 turns on the Q switch and emits pulsed laser light. The trigger control circuit 29 sends a sampling trigger signal to the AD conversion means 22 in synchronization with the laser light irradiation to the subject, and controls the sampling start timing of the photoacoustic signal in the AD conversion means 22.
　なお、光波形微分信号逆畳込み手段２６の後段に補正手段を設け、その補正手段が、光波形微分信号がデコンボリューションされた信号から、プローブ１１における超音波振動子の受信角度依存特性の影響を除去する構成としてもよい。補正手段が、受信角度依存特性に加えて、又はこれらに代えて、光波形微分信号がデコンボリューションされた信号から被検体における光の入射光分布の影響を除去することとしてもよい。 In addition, a correction means is provided at the subsequent stage of the light waveform differential signal deconvoluting means 26, and the correction means influences the reception angle dependence characteristic of the ultrasonic transducer in the probe 11 from the signal in which the light waveform differential signal is deconvoluted. May be removed. The correction means may remove the influence of the incident light distribution of the light on the object from the signal in which the light waveform differential signal is deconvoluted in addition to or instead of the reception angle dependent characteristic.
　図５は、光波形微分信号生成手段２５を示す。光波形微分信号生成手段２５は、光パルス幅推定部２５１と、関数適用部２５２と、光パルス幅情報記憶部２５３とを有する。光パルス幅情報記憶部２５３は、パルスレーザ光に関連した発光条件（レーザ発光条件）と、その発光条件下で被検体に照射されるパルスレーザ光のパルス時間幅（光パルス幅）との対応関係を示す光パルス幅情報を記憶する。レーザ発光条件は、例えばパルスレーザ光の波長、レーザ光源におけるレーザ発光のトリガからレーザ発光までの遅延時間、パルスレーザ光の発光周波数、レーザ光源におけるレーザ結晶の励起エネルギー、レーザ光源における経時変化に関する条件、レーザ光源におけるレーザ結晶温度のうちの少なくとも１つを含む。光パルス幅推定部２５１は、光パルス幅情報記憶部２５３を参照し、光パルス幅情報と被検体に照射されたパルスレーザ光の発光条件とに基づいて、被検体に照射されたパルスレーザ光の光パルス幅を推定する。 FIG. 5 shows the light waveform differential signal generation means 25. The light waveform differential signal generation unit 25 includes a light pulse width estimation unit 251, a function application unit 252, and a light pulse width information storage unit 253. The light pulse width information storage unit 253 corresponds the light emission condition (laser light emission condition) associated with the pulse laser light to the pulse time width (light pulse width) of the pulse laser light irradiated to the object under the light emission condition. The light pulse width information indicating the relationship is stored. The laser emission conditions include, for example, the wavelength of the pulsed laser light, the delay time from the trigger of the laser emission in the laser light source to the laser emission, the emission frequency of the pulsed laser light, the excitation energy of the laser crystal in the laser light source, and the time change in the laser light source , At least one of the laser crystal temperatures in the laser light source. The light pulse width estimation unit 251 refers to the light pulse width information storage unit 253, and based on the light pulse width information and the light emission condition of the pulse laser light irradiated to the object, the pulse laser light irradiated to the object Estimate the light pulse width of
　関数適用部２５２は、推定された光パルス幅を、パルスレーザ光の光強度の時間波形、又はその微分波形を表す関数に適用し、光波形微分信号を生成する。パルスレーザ光の光強度の時間波形、又はその微分波形を表す関数には、事前に実測されたパルスレーザ光の時間波形又はその微分波形のフィッティング曲線、ガウス関数、ローレンツ関数、又は擬フォークト関数を用いることができる。あるいは、それら関数を組み合わせたものを用いてもよい。例えば時刻ｔ＝０からある時刻まではガウス関数を用い、ある時刻以降はフィッティング曲線を用いることも可能である。 The function application unit 252 applies the estimated light pulse width to a time waveform of the light intensity of the pulse laser light or a function representing its differential waveform to generate a light waveform differential signal. The time waveform of the light intensity of the pulsed laser light or the function representing the differential waveform thereof is a fitting curve of a temporal waveform of the pulsed laser light or its differential waveform measured in advance, a Gaussian function, a Lorentz function, or a pseudo Voigt function It can be used. Alternatively, a combination of these functions may be used. For example, it is possible to use a Gaussian function from time t = 0 to a certain time, and use a fitting curve after a certain time.
　例えば光パルス幅情報記憶部２５３は、パルスレーザ光の波長と、光パルス幅とを対応付けて記憶する。光パルス幅情報記憶部２５３は、例えば、波長λ１と光パルス幅Ｔｐ１、波長λ２と光パルス幅Ｔｐ２、波長λ３と光パルス幅Ｔｐ３を、それぞれ対応付けたテーブル形式で光パルス幅情報を記憶する。光パルス幅推定部２５１は、例えば制御手段３０（図４）から、被検体に対して照射されたパルスレーザ光の波長に関する情報を入手する。光パルス幅推定部２５１は、例えば被検体に対して照射されたパルスレーザ光の波長がλ１のときは、光パルス幅をＴｐ１と推定する。この場合、レーザユニット１３（図４）が出射するパルスレーザ光の光パルス幅が波長に応じて変化するときでも、各波長のパルスレーザ光の光パルス幅を正しく推定できる。 For example, the light pulse width information storage unit 253 stores the wavelength of the pulse laser light and the light pulse width in association with each other. Optical pulse width information storage unit 253, for example, the wavelength lambda 1 and the light pulse width T p1, the wavelength lambda 2 and the light pulse width T p2, the wavelength lambda 3 and the optical pulse width T p3, the light respectively associated table format Store pulse width information. The light pulse width estimation unit 251 obtains, for example, information on the wavelength of the pulsed laser light emitted to the object from the control unit 30 (FIG. 4). Optical pulse width estimator 251, for example, the wavelength of the pulsed laser light irradiated to the subject is when the lambda 1, to estimate the optical pulse width T p1. In this case, even when the light pulse width of the pulse laser light emitted from the laser unit 13 (FIG. 4) changes according to the wavelength, the light pulse width of the pulse laser light of each wavelength can be correctly estimated.
　光パルス幅情報記憶部２５３は、レーザユニット１３に対するレーザ発光のトリガから実際のレーザ発光までの遅延時間を、光パルス幅と対応付けて記憶してもよい。光パルス幅情報記憶部２５３は、例えば、遅延時間と、各遅延時間の場合の光パルス幅とを対応付けたテーブル形式で光パルス幅情報を記憶する。光パルス幅推定部２５１は、被検体に対してパルスレーザ光が照射されたときに、レーザ発光のトリガから実際のレーザ発光までの遅延時間を入手する。レーザ発光のトリガから実際のレーザ発光までの遅延時間は、例えばレーザユニット１３（図４）に対してＱスイッチトリガ信号が出力されたタイミングから、プローブ１１の超音波検出素子に対してパルスレーザ光が入射し、焦電効果による信号が検出されたタイミングまでの間の時間差で求めることができる。光パルス幅推定部２５１は、光パルス幅情報記憶部２５３を参照し、入手した遅延時間に対応する光パルス幅を、被検体に照射されたパルスレーザ光のパルス幅として推定する。この場合、遅延時間の差に起因してパルスレーザ光の光パルス幅が変化するようなときでも、被検体に照射されたパルスレーザ光の光パルス幅を正しく推定することができる。 The light pulse width information storage unit 253 may store the delay time from the trigger of the laser light emission to the laser unit 13 to the actual laser light emission in association with the light pulse width. The light pulse width information storage unit 253 stores, for example, light pulse width information in the form of a table in which delay times are associated with light pulse widths for the respective delay times. The light pulse width estimation unit 251 obtains the delay time from the trigger of the laser emission to the actual laser emission when the object is irradiated with the pulse laser beam. The delay time from the trigger of the laser light emission to the actual laser light emission is, for example, the pulse laser light to the ultrasonic detection element of the probe 11 from the timing when the Q switch trigger signal is output to the laser unit 13 (FIG. 4) Can be determined by the time difference between the timing at which the pyroelectric effect signal is detected. The light pulse width estimation unit 251 refers to the light pulse width information storage unit 253 and estimates the light pulse width corresponding to the obtained delay time as the pulse width of the pulsed laser light irradiated to the subject. In this case, even when the light pulse width of the pulse laser light changes due to the difference in delay time, the light pulse width of the pulse laser light irradiated to the object can be correctly estimated.
　光パルス幅情報記憶部２５３は、パルスレーザ光の発光周波数を、光パルス幅と対応付けて記憶してもよい。光パルス幅情報記憶部２５３は、例えば、発光周波数と、各発光周波数遅延時間の場合の光パルス幅とを対応付けたテーブル形式で光パルス幅情報を記憶する。ここで、パルスレーザ光の発光周波数は、レーザユニット１３から繰り返し定期的にパルスレーザ光を出射する際のレーザ出射の頻度を表す。光パルス幅推定部２５１は、例えば制御手段３０から、パルスレーザ光の発光周波数を取得する。光パルス幅推定部２５１は、光パルス幅情報記憶部２５３を参照し、取得した発光周波数に対応する光パルス幅を、被検体に照射されたパルスレーザ光のパルス幅として推定する。例えば、レーザユニット１３がパルスレーザ光を出射する頻度が高いときと、頻度が低いときとで、パルスレーザ光の光パルス幅が変化することが考えられる。パルスレーザ光の発光周波数と光パルス幅とを対応付けた光パルス幅情報を用いることで、パルスレーザ光の発光周波数に起因してパルスレーザ光の光パルス幅が変化するようなときでも、被検体に照射されたパルスレーザ光の光パルス幅を正しく推定できる。 The light pulse width information storage unit 253 may store the light emission frequency of the pulse laser light in association with the light pulse width. The light pulse width information storage unit 253 stores, for example, light pulse width information in the form of a table in which the light emission frequency is associated with the light pulse width in the case of each light emission frequency delay time. Here, the emission frequency of the pulse laser beam represents the frequency of laser emission when the laser unit 13 repeatedly and periodically emits the pulse laser beam. The light pulse width estimation unit 251 acquires the emission frequency of the pulse laser light from, for example, the control unit 30. The light pulse width estimation unit 251 refers to the light pulse width information storage unit 253 and estimates the light pulse width corresponding to the acquired light emission frequency as the pulse width of the pulsed laser light irradiated to the subject. For example, it is conceivable that the light pulse width of the pulsed laser light changes between when the frequency of the laser unit 13 emits pulsed laser light is high and when the frequency is low. By using the light pulse width information in which the light emission frequency of the pulse laser light is associated with the light pulse width, even when the light pulse width of the pulse laser light changes due to the light emission frequency of the pulse laser light, The light pulse width of the pulsed laser light irradiated to the sample can be correctly estimated.
　光パルス幅情報記憶部２５３は、レーザユニット１３におけるレーザ結晶の励起エネルギーに関連した情報を、光パルス幅と対応付けて記憶してもよい。光パルス幅情報記憶部２５３は、例えば、レーザ結晶の励起エネルギーに関連した情報と、各励起エネルギーの場合の光パルス幅とを対応付けたテーブル形式で光パルス幅情報を記憶する。励起エネルギーに関連した情報としては、レーザユニット１３のフラッシュランプ３１の印加電圧が考えられる。光パルス幅推定部２５１は、被検体に対してパルスレーザ光が照射されたときに、例えばレーザユニット１３から、フラッシュランプ３１に印加された電圧に関する情報を、励起エネルギーに関連した情報として入手する。光パルス幅推定部２５１は、光パルス幅情報記憶部２５３を参照し、入手した印加電圧（励起エネルギー）に対応する光パルス幅を、被検体に照射されたパルスレーザ光のパルス幅として推定する。レーザユニット１３におけるレーザ結晶の励起エネルギーは、フラッシュランプの印加電圧に応じて変動するものと考えられ、励起エネルギーが変化すると、パルスレーザ光の光パルス幅に変動が生じると考えられる。レーザ結晶の励起エネルギーと光パルス幅とを対応付けた光パルス幅情報を用いることで、励起エネルギーの変化に起因してパルスレーザ光の光パルス幅が変化するようなときでも、被検体に照射されたパルスレーザ光の光パルス幅を正しく推定できる。 The light pulse width information storage unit 253 may store information related to the excitation energy of the laser crystal in the laser unit 13 in association with the light pulse width. The light pulse width information storage unit 253 stores, for example, light pulse width information in a table format in which information associated with the excitation energy of the laser crystal is associated with the light pulse width in the case of each excitation energy. Information applied to the flash lamp 31 of the laser unit 13 can be considered as the information related to the excitation energy. The light pulse width estimation unit 251 acquires information on a voltage applied to the flash lamp 31 from the laser unit 13 as information related to excitation energy, for example, when the object is irradiated with pulsed laser light. . The light pulse width estimation unit 251 refers to the light pulse width information storage unit 253, and estimates the light pulse width corresponding to the acquired applied voltage (excitation energy) as the pulse width of the pulse laser light irradiated to the subject. . It is considered that the excitation energy of the laser crystal in the laser unit 13 fluctuates according to the applied voltage of the flash lamp, and that when the excitation energy changes, the light pulse width of the pulsed laser light fluctuates. By using the light pulse width information in which the excitation energy of the laser crystal is associated with the light pulse width, the object is irradiated even when the light pulse width of the pulse laser light changes due to the change of the excitation energy. It is possible to correctly estimate the light pulse width of the pulsed laser light that has been
　光パルス幅情報記憶部２５３は、レーザユニット１３における経時変化に関する条件に関連した情報と、光パルス幅とを対応付けて記憶してもよい。経時変化に関する条件に関連した情報としては、例えばレーザユニット１３におけるフラッシュランプ３１の累積発光回数、累積発光時間などが考えられる。光パルス幅情報記憶部２５３は、例えば、フラッシュランプの累積発光回数／発光時間と、各累積発光回数／発光時間の場合の光パルス幅とを対応付けたテーブル形式で光パルス幅情報を記憶する。光パルス幅推定部２５１は、被検体に対してパルスレーザ光が照射されたときに、例えばレーザユニット１３から、フラッシュランプ３１の累積発光回数又は発光時間を入手する。光パルス幅推定部２５１は、光パルス幅情報記憶部２５３を参照し、入手した累積発光回数／発光時間に対応する光パルス幅を、被検体に照射されたパルスレーザ光のパルス幅として推定する。フラッシュランプ３１の性能は、発光時間／発光回数が増えるに従って低下していくものと考えられ、それに伴って、レーザ結晶の励起エネルギーも低下していくと考えられる。そして、レーザ結晶の励起エネルギーの低下に伴い、パルスレーザ光の光パルス幅が変化すると考えられる。レーザユニット１３における経時変化に関する条件と光パルス幅とを対応付けた光パルス幅情報を用いることで、経時変化に起因してパルスレーザ光の光パルス幅が変化するようなときでも、被検体に照射されたパルスレーザ光の光パルス幅を正しく推定できる。 The light pulse width information storage unit 253 may store information associated with the condition regarding the temporal change in the laser unit 13 in association with the light pulse width. As information related to the condition related to the temporal change, for example, the cumulative number of times of light emission of the flash lamp 31 in the laser unit 13, the cumulative light emission time, and the like can be considered. The light pulse width information storage unit 253 stores, for example, light pulse width information in a table format in which the cumulative number of times of light emission / light emission time of the flash lamp and the light pulse width in the case of each cumulative number of light emission times / light emission time . The light pulse width estimation unit 251 obtains the accumulated number of times of light emission or the light emission time of the flash lamp 31 from, for example, the laser unit 13 when the object is irradiated with the pulsed laser light. The light pulse width estimation unit 251 refers to the light pulse width information storage unit 253, and estimates the light pulse width corresponding to the obtained accumulated number of times of light emission / light emission time as the pulse width of the pulse laser light irradiated to the object. . The performance of the flash lamp 31 is considered to decrease as the light emission time / number of times of light increase, and it is considered that the excitation energy of the laser crystal is also reduced accordingly. Then, it is considered that the light pulse width of the pulse laser light changes as the excitation energy of the laser crystal decreases. By using the light pulse width information in which the condition regarding the temporal change in the laser unit 13 is associated with the light pulse width, even when the light pulse width of the pulse laser light changes due to the temporal change, The light pulse width of the irradiated pulsed laser light can be estimated correctly.
　光パルス幅情報記憶部２５３は、レーザユニット１３におけるレーザ結晶温度に関連した情報と、光パルス幅とを対応付けて記憶してもよい。レーザ結晶温度に関連した情報としては、例えばレーザユニット１３における固体レーザ結晶の冷却水の温度などが考えられる。光パルス幅情報記憶部２５３は、例えば、固体レーザ結晶の冷却水温度と、各冷却水温度の場合の光パルス幅とを対応付けたテーブル形式で光パルス幅情報を記憶する。レーザユニット１３は、固体レーザ結晶の冷却水の温度をモニターしている。光パルス幅推定部２５１は、被検体に対してパルスレーザ光が照射されたときに、例えばレーザユニット１３から、固体レーザ結晶の冷却水温度を入手する。光パルス幅推定部２５１は、光パルス幅情報記憶部２５３を参照し、入手した冷却水温度に対応する光パルス幅を、被検体に照射されたパルスレーザ光のパルス幅として推定する。この場合、レーザユニット１３が出射するパルスレーザ光の光パルス幅がレーザ結晶温度に応じて変化するときでも、各波長のパルスレーザ光の光パルス幅を正しく推定できる。 The light pulse width information storage unit 253 may store information associated with the laser crystal temperature in the laser unit 13 in association with the light pulse width. As information related to the laser crystal temperature, for example, the temperature of cooling water of the solid-state laser crystal in the laser unit 13 can be considered. The light pulse width information storage unit 253 stores, for example, light pulse width information in the form of a table in which the cooling water temperature of the solid laser crystal and the light pulse width in the case of each cooling water temperature are associated. The laser unit 13 monitors the temperature of the cooling water of the solid laser crystal. The light pulse width estimation unit 251 obtains the cooling water temperature of the solid-state laser crystal from, for example, the laser unit 13 when the object is irradiated with the pulsed laser light. The light pulse width estimation unit 251 refers to the light pulse width information storage unit 253, and estimates the light pulse width corresponding to the obtained cooling water temperature as the pulse width of the pulsed laser light irradiated to the subject. In this case, even when the light pulse width of the pulse laser light emitted from the laser unit 13 changes according to the laser crystal temperature, the light pulse width of the pulse laser light of each wavelength can be correctly estimated.
　なお、上記したレーザ発光条件は、組み合わせて使用することもできる。例えば、パルスレーザ光の波長と発光周波数との２つを組み合わせ、それら２つの組み合わせから光パルス幅を推定してもよい。その場合、光パルス幅情報記憶部２５３には、例えば波長及び発光周波数と、光パルス幅とを対応付けた二次元テーブルを記憶しておけばよい。 The above-described laser emission conditions can also be used in combination. For example, the light pulse width may be estimated from the combination of the two of the wavelength of the pulsed laser light and the light emission frequency. In that case, the light pulse width information storage unit 253 may store, for example, a two-dimensional table in which the wavelength and the light emission frequency are associated with the light pulse width.
　また、光パルス幅の推定に際して、被検体に照射されたパルスレーザ光のレーザ発光条件に合致するレーザ発光条件が光パルス幅情報（テーブル）に存在しないときは、テーブルに存在するパルス時間幅に基づいて、補間により、被検体に照射されたパルスレーザ光のパルス時間幅を推定すればよい。例えば、被検体に対して照射されたパルスレーザ光の波長と等しい波長に対するパルス時間幅が光パルス幅情報記憶部２５３に記憶されていないときは、テーブルに存在する前後の波長に対するパルス時間幅に基づいて、被検体に照射されたパルスレーザ光の波長に対するパルス時間幅を補間推定してもよい。具体的に、被検体に対して照射されたパルスレーザ光の波長がλ１とλ２との間の波長である場合には、光パルス幅Ｔｐ１とＴｐ２との間の値を光パルス幅として推定すればよい。 Also, when the light pulse width is estimated, if there is no light emission condition in the light pulse width information (table) that matches the laser light emission condition of the pulsed laser light irradiated to the object, the pulse time width existing in the table Based on the pulse time width of the pulsed laser light irradiated to the object may be estimated by interpolation. For example, when the pulse time width for the wavelength equal to the wavelength of the pulsed laser light irradiated to the object is not stored in the light pulse width information storage unit 253, the pulse time width for the wavelength before and after existing in the table Based on this, the pulse time width for the wavelength of the pulsed laser light irradiated to the subject may be interpolated and estimated. Specifically, when the wavelength between the two wavelengths lambda 1 and lambda pulse laser light irradiated to the subject, the light pulses a value between the optical pulse width Tp 1 and Tp 2 It can be estimated as the width.
　図６に、光波形微分信号逆畳込み手段２６を示す。光波形微分信号逆畳込み手段２６は、フーリエ変換手段４１、４２と、逆フィルタ演算手段４３と、フィルタ適用手段４４と、フーリエ逆変換手段４５とを有する。フーリエ変換手段（第１のフーリエ変換手段）４１は、離散フーリエ変換により、再構成された光音響信号を時間領域の信号から周波数領域の信号へと変換する。フーリエ変換手段（第２のフーリエ変換手段）４２は、離散フーリエ変換により、光波形微分信号を時間領域の信号から周波数領域の信号へと変換する。フーリエ変換のアルゴリズムにはＦＦＴを用いることができる。 The light waveform differential signal deconvoluting means 26 is shown in FIG. The light waveform differential signal deconvoluting means 26 has Fourier transforming means 41 and 42, an inverse filter computing means 43, a filter applying means 44, and a Fourier inverse transforming means 45. The Fourier transform means (first Fourier transform means) 41 transforms the reconstructed photoacoustic signal from a time domain signal into a frequency domain signal by discrete Fourier transform. The Fourier transform means (second Fourier transform means) 42 converts the light waveform differential signal from the time domain signal to the frequency domain signal by discrete Fourier transform. An FFT can be used as an algorithm of the Fourier transform.
　本実施形態においては、光音響信号のサンプリングレートと光波形微分信号のサンプリングレートとは等しいものとする。例えば光音響信号は、Ｆｓ＝４０ＭＨｚのサンプリングクロックに同期してサンプリングされている。光波形微分信号は、Ｆｓ＿ｈ＝４０ＭＨｚのサンプリングレートでサンプリングされた信号に相当する。フーリエ変換手段４１は、４０ＭＨｚでサンプリングされた光音響信号を、例えば１０２４点のフーリエ変換でフーリエ変換する。また、フーリエ変換手段４２は、４０ＭＨｚでサンプリングされた信号に相当する光波形微分信号を１０２４点のフーリエ変換でフーリエ変換する。 In this embodiment, it is assumed that the sampling rate of the photoacoustic signal and the sampling rate of the light waveform differential signal are equal. For example, the photoacoustic signal is sampled in synchronization with a sampling clock of Fs = 40 MHz. The light waveform differential signal corresponds to a signal sampled at a sampling rate of Fs_h = 40 MHz. The Fourier transform means 41 Fourier-transforms the photoacoustic signal sampled at 40 MHz, for example, by 1024-point Fourier transform. Further, the Fourier transform means 42 Fourier-transforms the light waveform differential signal corresponding to the signal sampled at 40 MHz by 1024-point Fourier transform.
　逆フィルタ演算手段４３は、フーリエ変換された光波形微分信号の逆数を逆フィルタとして求める。例えば逆フィルタ演算手段４３は、光波形微分信号ｈをフーリエ変換した信号をｆｆｔ＿ｈとしたとき、conj(fft_h)/abs(fft_h)2を逆フィルタとして求める。フィルタ適用手段４４は、フーリエ変換手段４１でフーリエ変換された光音響信号に、逆フィルタ演算手段４３で求められた逆フィルタを適用する。フィルタ適用手段４４は、例えば、要素ごとに、光音響信号のフーリエ係数と逆フィルタのフーリエ係数とを乗算する。逆フィルタが適用されることで、周波数領域の信号において、光波形微分信号がデコンボリューションされる。フーリエ逆変換手段４５は、フーリエ逆変換により、逆フィルタが適用された光音響信号を、周波数領域の信号から時間領域の信号へと変換する。フーリエ逆変換により、時間領域の吸収分布信号が得られる。 The inverse filter computing means 43 finds the inverse of the Fourier transformed light waveform differential signal as an inverse filter. For example, when the signal obtained by subjecting the light waveform differential signal h to Fourier transform is fft_h, the inverse filter computing means 43 obtains conj (fft_h) / abs (fft_h) 2 as an inverse filter. The filter application unit 44 applies the inverse filter obtained by the inverse filter operation unit 43 to the photoacoustic signal Fourier-transformed by the Fourier transform unit 41. The filter application means 44 multiplies, for example, the Fourier coefficient of the photoacoustic signal and the Fourier coefficient of the inverse filter, element by element. By applying the inverse filter, the light waveform differential signal is deconvoluted in the frequency domain signal. The Fourier inverse transform means 45 transforms the photoacoustic signal to which the inverse filter is applied from the signal of the frequency domain into the signal of the time domain by the inverse Fourier transform. The inverse Fourier transform provides an absorption distribution signal in the time domain.
　図７は、動作手順を示す。トリガ制御回路２９は、レーザユニット１３に対してフラッシュランプトリガ信号を出力する。レーザユニット１３は、フラッシュランプトリガ信号を受けてフラッシュランプ３１を点灯する。トリガ制御回路２９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。レーザユニット１３は、Ｑスイッチトリガ信号が入力されると、Ｑスイッチ３２をＯＮにし、パルスレーザ光を出射する。出射したパルスレーザ光は、例えばプローブ１１まで導光され、プローブ１１から被検体に照射される（ステップＳ１）。 FIG. 7 shows an operation procedure. The trigger control circuit 29 outputs a flash lamp trigger signal to the laser unit 13. The laser unit 13 lights the flash lamp 31 in response to the flash lamp trigger signal. The trigger control circuit 29 outputs a Q switch trigger signal at a predetermined timing. When the Q switch trigger signal is input, the laser unit 13 turns on the Q switch 32 and emits pulsed laser light. The emitted pulse laser light is, for example, guided to the probe 11 and irradiated onto the subject from the probe 11 (step S1).
　プローブ１１は、パルスレーザ光の照射後、パルスレーザ光の照射により被検体内で発生した光音響信号を検出する（ステップＳ２）。超音波ユニット１２の受信回路２１は、プローブ１１で検出された光音響信号を受信する。トリガ制御回路２９は、被検体に対する光照射のタイミングに合わせてＡＤ変換手段２２にサンプリングトリガ信号を送る。ＡＤ変換手段２２は、サンプリングトリガ信号を受けて光音響信号のサンプリングを開始し、光音響信号のサンプリングデータを受信メモリ２３に格納する。光音響画像再構成手段２４は、受信メモリ２３から光音響信号のサンプリングデータを読み出し、読み出した光音響信号のサンプリングデータに基づいて、光音響信号を再構成する（ステップＳ３）。 The probe 11 detects the photoacoustic signal generated in the subject by the irradiation of the pulse laser light after the irradiation of the pulse laser light (step S2). The receiving circuit 21 of the ultrasound unit 12 receives the photoacoustic signal detected by the probe 11. The trigger control circuit 29 sends a sampling trigger signal to the AD conversion means 22 in accordance with the timing of light irradiation on the subject. The AD conversion means 22 receives the sampling trigger signal, starts sampling of the photoacoustic signal, and stores sampling data of the photoacoustic signal in the reception memory 23. The photoacoustic image reconstruction means 24 reads out the sampling data of the photoacoustic signal from the reception memory 23, and reconstructs the photoacoustic signal based on the sampling data of the read out photoacoustic signal (step S3).
　光波形微分信号生成手段２５は、例えばレーザ発光条件に基づいて光パルス幅を推定し、推定した光パルス幅を、パルスレーザ光の光強度の時間波形又はその微分波形を表す関数に適用することで、光波形微分信号を生成する（ステップＳ４）。光波形微分信号逆畳込み手段２６は、ステップＳ３で再構成された光音響信号から、ステップＳ４で生成された光波形微分信号をデコンボリューションする（ステップＳ５）。このデコンボリューションにより、吸収分布を示す光音響信号が得られる。 The light waveform differential signal generation means 25 estimates the light pulse width based on, for example, a laser emission condition, and applies the estimated light pulse width to a time waveform of light intensity of pulse laser light or a function representing the differential waveform thereof. Then, an optical waveform differential signal is generated (step S4). The light waveform differential signal deconvoluting means 26 deconvolutes the light waveform differential signal generated in step S4 from the photoacoustic signal reconstructed in step S3 (step S5). By this deconvolution, the photoacoustic signal which shows absorption distribution is obtained.
　検波・対数変換手段２７は、デコンボリューションが行われた光音響信号の包絡線を求め、求めた包絡線を対数変換する。光音響画像構築手段２８は、対数変換が施された各ラインのデータに基づいて、光音響画像を生成する（ステップＳ６）。この光音響信号は、吸収分布を画像化した吸収分布画像である。画像表示手段１４は、表示画面上に、吸収分布画像である光音響画像を表示する（ステップＳ７）。 The detection / logarithmic conversion means 27 calculates the envelope of the photoacoustic signal subjected to the deconvolution, and logarithmically converts the obtained envelope. The photoacoustic image construction means 28 generates a photoacoustic image based on the data of each line subjected to the logarithmic conversion (step S6). The photoacoustic signal is an absorption distribution image obtained by imaging the absorption distribution. The image display means 14 displays the photoacoustic image which is an absorption distribution image on a display screen (step S7).
　本実施形態では、ひとまず、光音響画像再構成手段２４にて、通常の再構成法により発光時刻（ｔ＝０）の圧力分布として光音響信号（光音響画像）を再構成する。次に、光の発光時間は実際には有限の長さを持つことから、再構成時にｔ＝０としていた時刻を有限の長さの時間と考え、光波形微分信号逆畳込み手段２６にて、再構成後の光音響画像から光波形微分信号をデコンボリューションする。光波形微分信号をデコンボリューションすることで、吸収分布を得ることができ、吸収分布画像を生成することができる。このような手法を採用することで、実用的な光パルス幅と実用的な超音波システム、或いは実際の生体を観測した場合でも、吸収分布を画像化することができる。これは、現状システムの検出器の帯域やＡＤサンプリングを使用できる利点がある。また、本実施形態においては光音響画像の再構成で圧力分布を一度出しているため、既存の超音波アルゴリズム、装置との親和性が高い。 In the present embodiment, the photoacoustic image reconstructing means 24 reconstructs a photoacoustic signal (photoacoustic image) as a pressure distribution at the light emission time (t = 0) by the ordinary reconstruction method. Next, since the light emission time actually has a finite length, the time taken to be t = 0 at the time of reconstruction is considered as a time of a finite length, and the light waveform differential signal deconvoluting means 26 And deconvolute the light waveform differential signal from the reconstructed photoacoustic image. By deconvolving the light waveform differential signal, an absorption distribution can be obtained and an absorption distribution image can be generated. By adopting such a method, it is possible to image the absorption distribution even when observing a practical light pulse width and a practical ultrasound system or an actual living body. This has the advantage of being able to use detector bandwidth and AD sampling in current systems. Further, in the present embodiment, since the pressure distribution is obtained once by the reconstruction of the photoacoustic image, the affinity with the existing ultrasonic algorithm and apparatus is high.
　本実施形態では、光波形微分信号生成手段２５に、光パルスの光強度の時間波形又はその微分波形を表し、光パルス幅を独立変数とする関数を実装しており、その関数を用いて被検体に照射されたパルスレーザ光の光強度の時間波形を微分した光波形微分信号を生成している。関数を用いて光波形微分信号を生成することで、実際に被検体に対して照射されたパルスレーザ光の時間波形の微分波形に近い光波形微分信号を生成することができる。そのように生成された光波形微分信号をデコンボリューションに用いることで、固定的な光波形微分信号をデコンボリューションする場合に比して、より正確に吸収分布を得ることができる。 In the present embodiment, the light waveform differential signal generation means 25 is implemented with a function representing a time waveform of the light intensity of the light pulse or its differential waveform and having the light pulse width as an independent variable. A light waveform differential signal is generated by differentiating the time waveform of the light intensity of the pulsed laser light irradiated to the sample. By generating the light waveform differential signal using a function, it is possible to generate a light waveform differential signal close to the differential waveform of the time waveform of the pulsed laser light actually irradiated to the object. By using the light waveform differential signal generated in such a manner for deconvolution, it is possible to obtain an absorption distribution more accurately than in the case of deconvolving a fixed light waveform differential signal.
　また、本実施形態では、レーザ発光条件と光パルス幅とを対応付けた光パルス幅情報を用いて光パルス幅を推定している。光パルス幅情報を用い、レーザ発光条件に基づいて被検体に対して照射されたパルスレーザ光の光パルス幅を推定することで、例えばレーザ波長、レーザ発光周波数、発光のトリガから実際のレーザ発光までの遅延時間などのレーザ発光条件の変化に起因して変化するパルスレーザ光の光パルス幅を正しく推定することができる。そのように推定された光パルス幅を関数に適用して光波形微分信号を生成することで、デコンボリューションに用いられる光波形微分信号を、被検体に対して実際に照射されたパルスレーザ光の時間波形の微分波形に近づけることができる。 Further, in the present embodiment, the light pulse width is estimated using the light pulse width information in which the laser emission condition is associated with the light pulse width. By estimating the light pulse width of the pulsed laser light irradiated to the subject based on the laser light emission condition using the light pulse width information, for example, the laser light, the laser light emission frequency, the actual laser light emission from the light emission trigger It is possible to correctly estimate the light pulse width of the pulsed laser light, which changes due to the change of the laser emission condition such as the delay time up to. By applying the light pulse width thus estimated to the function to generate the light waveform differential signal, the light waveform differential signal used for the deconvolution is the pulse laser light actually irradiated to the object. It can be approximated to the differential waveform of the time waveform.
　次いで、本発明の第２実施形態を説明する。第１実施形態では、光音響信号のサンプリングレートと光波形微分信号のサンプリングレートとが一致しており、双方の信号を同じデータ点数でフーリエ変換した。本実施形態では、光音響信号を低速サンプリングする一方で、光パルス波形微分信号を高速サンプリングの信号とする。つまり、光波形微分信号を、光音響信号のサンプリングレートよりも高いサンプリングレートでサンプリングされた信号に相当する信号とする。例えば光音響信号のサンプリング間隔（サンプリングレートの逆数）は、被検体に照射される光のパルス時間幅よりも長く設定される。フーリエ変換に際しては、低サンプリングレートの光音響信号を、光波形微分信号のサンプリングレートと同じサンプリングレートでリサンプル（アップサンプル）した上で、フーリエ変換を行う。その他の点は、第１実施形態と同様でよい。 Next, a second embodiment of the present invention will be described. In the first embodiment, the sampling rate of the photoacoustic signal coincides with the sampling rate of the light waveform differential signal, and both signals are subjected to Fourier transform with the same number of data points. In the present embodiment, while the photoacoustic signal is sampled at low speed, the light pulse waveform differential signal is used as a signal of high speed sampling. That is, the light waveform differential signal is a signal corresponding to a signal sampled at a sampling rate higher than the sampling rate of the photoacoustic signal. For example, the sampling interval (the reciprocal of the sampling rate) of the photoacoustic signal is set to be longer than the pulse time width of the light irradiated to the object. In the case of the Fourier transform, the low-sampling-rate photoacoustic signal is resampled (up-sampled) at the same sampling rate as the sampling rate of the light waveform differential signal, and then the Fourier transform is performed. The other points may be the same as in the first embodiment.
　図８は、本実施形態における光波形微分信号逆畳込み手段２６ａを示す。本実施形態における光波形微分信号逆畳込み手段２６ａは、図６に示す第１実施形態における光波形微分信号逆畳込み手段２６の構成に加えて、リサンプル手段４６及び４７を有する。リサンプル手段４６は、アップサンプル手段であり、低いサンプリングレートでサンプリングされた光音響信号のサンプリングデータを、光波形微分信号のサンプリングレートと同じサンプリングレートでアップサンプルする。リサンプル手段４６は、例えば、低サンプリングレートでサンプリングされた光音響信号のサンプル点間にゼロを付加し、アップサンプル前のナイキスト周波数でカットするローパスフィルタをかけることでアップサンプルを行う。 FIG. 8 shows the light waveform differential signal deconvoluting means 26a in the present embodiment. The light waveform differential signal deconvoluting means 26a in the present embodiment has resampling means 46 and 47 in addition to the configuration of the light waveform differential signal deconvolving means 26 in the first embodiment shown in FIG. The resampling means 46 is an upsampling means, and upsamples sampling data of the photoacoustic signal sampled at a low sampling rate at the same sampling rate as the sampling rate of the light waveform differential signal. The resampling means 46 performs upsampling, for example, by applying a low pass filter that adds zeros between sample points of the photoacoustic signal sampled at a low sampling rate and cuts it at the Nyquist frequency before upsampling.
　例えば、ＡＤ変換手段２２（図４）における光音響信号のサンプリングレート（第１のサンプリングレート）が４０ＭＨｚであり、光波形微分信号のサンプリングレート（第２のサンプリングレート）が４００ＭＨｚであったとする。この場合、リサンプル手段４６は、４０ＭＨｚの光音響信号を４００ＭＨｚの信号にアップサンプルする。フーリエ変換手段４１は、リサンプル手段４６でアップサンプルされた光音響信号をフーリエ変換する。光音響信号をフーリエ変換するフーリエ変換手段４１と、光波形微分信号をフーリエ変換するフーリエ変換手段４２とは、同じデータ点数でフーリエ変換を行う。例えばフーリエ変換手段４１は光音響信号を８１９２点の周波数領域の信号に変換し、フーリエ変換手段４２は光波形微分信号を８１９２点の周波数領域の信号に変換する。 For example, it is assumed that the sampling rate (first sampling rate) of the photoacoustic signal in the AD conversion means 22 (FIG. 4) is 40 MHz, and the sampling rate (second sampling rate) of the light waveform differential signal is 400 MHz. In this case, the resampling means 46 upsamples the 40 MHz photoacoustic signal to a 400 MHz signal. The Fourier transform means 41 Fourier transforms the photoacoustic signal upsampled by the resampling means 46. The Fourier transform means 41 for performing a Fourier transform on the photoacoustic signal and the Fourier transform means for performing a Fourier transform on the light waveform differential signal perform the Fourier transform with the same number of data points. For example, the Fourier transform means 41 converts the photoacoustic signal into a signal in the frequency domain of 8192 points, and the Fourier transform means 42 converts the light waveform differential signal into a signal in the frequency domain of 8192 points.
　フィルタ適用手段４４は、アップサンプルされた光音響信号をフーリエ変換した信号に対して逆フィルタを適用する。フーリエ逆変換手段４５は、逆フィルタが適用された信号を、周波数領域の信号から時間領域の信号（吸収分布）へと変換する。時間領域の信号に戻された吸収分布信号は、例えば４００ＭＨｚにアップサンプルされた状態の信号となっている。リサンプル手段４７は、吸収分布信号が、光音響信号の元のサンプルリングレートでサンプリングされた信号となるように、吸収信号をダウンサンプルする。リサンプル手段４７は、例えば４００ＭＨｚの吸収信号を４０ＭＨｚの吸収信号にダウンサンプルする。ダウンサンプリングは、例えばダウンサンプル後のナイキスト周波数でカットするローパスフィルタをかけた後に、サンプル点を間引くことで行う。 The filter application means 44 applies an inverse filter to the Fourier-transformed signal of the upsampled photoacoustic signal. The Fourier inverse transform means 45 transforms the signal to which the inverse filter is applied, from the signal in the frequency domain to the signal in the time domain (absorption distribution). The absorption distribution signal returned to the time domain signal is, for example, a signal in a state of being upsampled to 400 MHz. The resampling means 47 downsamples the absorption signal so that the absorption distribution signal becomes a signal sampled at the original sampling rate of the photoacoustic signal. The resampling means 47 downsamples, for example, the 400 MHz absorption signal to a 40 MHz absorption signal. Downsampling is performed, for example, by decimating sample points after applying a low pass filter that cuts at the Nyquist frequency after downsampling.
　図９Ａに、サンプリングレート４００ＭＨｚに相当する光波形微分信号を示し、図９Ｂに、サンプリングレート４０ＭＨｚに相当する光波形微分信号を示す。サンプリングレート４００ＭＨｚでは、図９Ａに示すように、パルスレーザ光の光強度の時間波形を微分した波形を正確に再現できる。一方、光波形微分信号のサンプリングレートを光音響信号のサンプリングレートに合わせ、４０ＭＨｚ相当の信号とすると、図９Ｂに示すように、光微分波形を正確に再現できなくなる。 FIG. 9A shows an optical waveform differential signal corresponding to a sampling rate of 400 MHz, and FIG. 9B shows an optical waveform differential signal corresponding to a sampling rate of 40 MHz. At a sampling rate of 400 MHz, as shown in FIG. 9A, it is possible to accurately reproduce a waveform obtained by differentiating the time waveform of the light intensity of the pulse laser light. On the other hand, if the sampling rate of the light waveform differential signal is matched to the sampling rate of the photoacoustic signal and it is a signal equivalent to 40 MHz, as shown in FIG. 9B, the light differential waveform can not be reproduced accurately.
　フィルタ適用手段４４にて光音響信号をフーリエ変換した信号に逆フィルタを適用する際には、双方のデータ点数が揃っている必要がある。光音響信号のサンプリングレートに合わせて光波形微分信号のサンプリングレートを設定すると、図９Ｂに示したように、波形変化に対してサンプリング周波数が低すぎ、光微分波形が正確に再現できない。このような光波形微分信号から求めた逆フィルタを適用した場合、光パルス微分項を正確にデコンボリューションできずに、吸収分布を正しく求められないこともある。 When applying the inverse filter to the signal obtained by Fourier-transforming the photoacoustic signal by the filter application means 44, it is necessary that both data points be uniform. When the sampling rate of the light waveform differential signal is set in accordance with the sampling rate of the photoacoustic signal, as shown in FIG. 9B, the sampling frequency is too low for waveform change, and the light differential waveform can not be accurately reproduced. When an inverse filter obtained from such a light waveform differential signal is applied, the light pulse differential term may not be accurately deconvoluted, and the absorption distribution may not be obtained correctly.
　一方、光微分波形を正確に再現するために光波形微分信号を４００ＭＨｚ相当の信号とし、光音響信号のサンプリングレートを４００ＭＨｚに合わせるとした場合は、光パルス微分項を正確にデコンボリューションでき、吸収分布を正しく求めることができる。しかしながら、その場合、ＡＤ変換手段２２には高速なＡＤ変換器が要求され、また、サンプリングデータの総数が増えることから、受信メモリ２３（図４）に要求されるメモリ容量が増大する。更に、光音響画像再構成手段２４で取り扱うデータが増えるため、再構成に要する時間も長くなる。 On the other hand, if the light waveform differential signal is a signal equivalent to 400 MHz to accurately reproduce the light differential waveform, and the sampling rate of the photoacoustic signal is 400 MHz, the light pulse differential term can be accurately deconvoluted and absorbed. The distribution can be determined correctly. However, in that case, a high speed AD converter is required for the AD conversion means 22 and the total memory of sampling data is increased, so that the memory capacity required for the reception memory 23 (FIG. 4) is increased. Furthermore, since the data handled by the photoacoustic image reconstruction means 24 increases, the time required for the reconstruction also increases.
　本実施形態では、リサンプル手段４６で、事後的に光音響信号のサンプリングデータをリサンプルする。本実施形態では、検出後の光音響信号を信号処理でアップサンプルしているため、光音響の検出から再構成までは低速サンプリングしつつも、光パルス微分項を正確にデコンボリューションすることができる。本実施形態では、ＡＤ変換手段２２に高速なＡＤ変換器は不要であり、受信メモリ２３に必要なメモリ容量も増大しない。また、光音響信号の再構成に要する時間も増大せず、光音響信号の検出時に高いサンプリングレートでサンプリングする場合に比して、処理時間を短縮することができる。 In the present embodiment, the resampling unit 46 resamples the sampling data of the photoacoustic signal later. In this embodiment, since the photoacoustic signal after detection is upsampled by signal processing, it is possible to accurately deconvolute the light pulse differential term while performing slow sampling from photoacoustic detection to reconstruction. . In the present embodiment, a high speed AD converter is not necessary for the AD conversion unit 22, and the memory capacity required for the reception memory 23 does not increase. In addition, the time required to reconstruct the photoacoustic signal does not increase, and the processing time can be shortened as compared to the case of sampling at a high sampling rate when detecting the photoacoustic signal.
　続いて、本発明の第３実施形態を説明する。本実施形態においても、第２実施形態と同様に、光波形微分信号のサンプリングレートを光音響信号のサンプリングレートよりも高く設定する。第２実施形態では、低サンプリングレートでサンプリングされた光音響信号をアップサンプルし、双方の信号を同じデータ点数でフーリエ変換した。本実施形態では、光波形微分信号のフーリエ変換を、光音響信号のフーリエ変換のデータ点数よりも多いデータ点数で行い、フーリエ変換された光音響信号に対して、データ点数の差の分だけ中央（高周波成分領域）にゼロ点を付加する。その他の点は、第１実施形態と同様でよい。 Subsequently, a third embodiment of the present invention will be described. Also in the present embodiment, as in the second embodiment, the sampling rate of the light waveform differential signal is set higher than the sampling rate of the photoacoustic signal. In the second embodiment, the photoacoustic signals sampled at a low sampling rate are upsampled, and both signals are Fourier transformed with the same data points. In this embodiment, the Fourier transform of the light waveform differential signal is performed with data points that are larger than the data points of the Fourier transform of the photoacoustic signal, and the center of the Fourier transformed photoacoustic signal is the difference of the data points. A zero point is added to (high frequency component region). The other points may be the same as in the first embodiment.
　図１０は、本実施形態における光波形微分信号逆畳込み手段２６ｂを示す。本実施形態における光波形微分信号逆畳込み手段２６ｂは、図６に示す第１実施形態における光波形微分信号逆畳込み手段２６の構成に加えて、ゼロパディング手段４８とゼロ点除去手段４９とを有する。例えば、光音響信号のサンプリングレート（第１のサンプリングレート）は４０ＭＨｚであり、光波形微分信号のサンプリングレート（第２のサンプリングレート）は３２０ＭＨｚであるとする。フーリエ変換手段４１は、例えば４０ＭＨｚの光音響信号を１０２４点（第１のデータ点数）の周波数領域の信号に変換し、フーリエ変換手段４２は、３２０ＭＨｚの光波形微分信号を８１９２点（第２のデータ点数）の周波数領域の信号に変換する。第２のデータ点数は、第１のデータ点数に、第２のサンプリングレートと第１のサンプリングレートとの比を乗じたデータ点数と等しいか、又はそれよりも多い。 FIG. 10 shows the light waveform differential signal deconvoluting means 26b in the present embodiment. The light waveform differential signal deconvoluting means 26b in the present embodiment has a zero padding means 48 and a zero point removing means 49 in addition to the configuration of the light waveform differential signal deconvolving means 26 in the first embodiment shown in FIG. Have. For example, the sampling rate (first sampling rate) of the photoacoustic signal is 40 MHz, and the sampling rate (second sampling rate) of the light waveform differential signal is 320 MHz. The Fourier transform means 41 converts, for example, a 40 MHz photoacoustic signal into a signal of a frequency domain of 1024 points (first data points), and the Fourier transform means 42 converts an optical waveform differential signal of 320 MHz to 8192 points (second Convert to a signal in the frequency domain). The second data score is equal to or greater than the data score obtained by multiplying the first data score by the ratio of the second sampling rate to the first sampling rate.
　ゼロパディング手段４８は、フーリエ変換手段４１から周波数領域の信号に変換された光音響信号を入力する。ゼロパディング手段４８は、フーリエ変換された光音響信号に対して、フーリエ変換後の光音響信号と光波形微分信号のデータ点数の差の分だけ中央にゼロ点（信号値ゼロの点）を付加する。ゼロパディング手段４８は、例えばデータ点数１０２４点の光音響信号（周波数領域）を、周波数帯域の中心周波数で２つに分割し、分割した２つの周波数領域の間にデータ点数の差の分だけゼロ点を付加し、光波形微分信号（周波数領域）のデータ点数と同じデータ点数８１９２点の光音響信号を生成する。ゼロ点の付加は、周波数領域におけるアップサンプリングに相当する。 The zero padding means 48 receives the photoacoustic signal converted from the Fourier transform means 41 into a signal in the frequency domain. The zero padding means 48 adds a zero point (point of signal value zero) at the center of the Fourier-transformed photoacoustic signal by the difference between data points of the photoacoustic signal after the Fourier transform and the light waveform differential signal. Do. The zero padding means 48 divides the photoacoustic signal (frequency domain) of 1024 data points, for example, into two at the center frequency of the frequency band, and makes zero by the difference of the data scores between the two divided frequency domains. A point is added to generate a photoacoustic signal having 8192 data points, which is the same as the data points of the light waveform differential signal (frequency domain). The addition of zeros corresponds to upsampling in the frequency domain.
　フィルタ適用手段４４は、ゼロパディング手段４８でゼロパディングが施された信号に対して逆フィルタを適用する。ゼロ点除去手段４９は、逆フィルタが適用された信号からゼロパディング手段４８で“０”が付加された周波数帯域を除去する。例えばゼロパディング手段４８にてデータ点数１０２４点の光音響信号（周波数領域）がデータ点数８１９２点の信号に変換されていたとき、ゼロ点除去手段４９は、フィルタ適用後の信号（データ点数８１９２点）をデータ点数１０２４点の信号に戻す。ゼロ点の除去は、周波数領域におけるダウンサンプリングに相当する。フーリエ逆変換手段４５は、データ点数１０２４点に戻された信号を、周波数領域の信号から時間領域の信号へと変換する。 The filter application means 44 applies an inverse filter to the signal that has been zero padded by the zero padding means 48. The zero point removal means 49 removes the frequency band to which "0" is added by the zero padding means 48 from the signal to which the inverse filter is applied. For example, when the photoacoustic signal (frequency domain) of 1024 data points is converted to a signal of 8192 data points by the zero padding means 48, the zero point removing means 49 outputs the signal after the filter application (8192 points of data). ) Is returned to the signal of 1024 data points. Removal of the zero corresponds to downsampling in the frequency domain. The inverse Fourier transform means 45 converts the signal returned to 1024 data points from the signal in the frequency domain to the signal in the time domain.
　図１１Ａに、フーリエ変換された光音響信号を示し、図１１Ｂに、ゼロパディング後の光音響信号を示す。例えば、ＡＤ変換手段２２（図４）における光音響信号のサンプリングレートが４０ＭＨｚであるとき、その光音響信号をフーリエ変換した信号は、図１１Ａに示すように、０ＭＨｚから４０ＭＨｚまでの周波数帯域の信号となる。この信号を、ナイキスト周波数（サンプリング周波数の１／２）である２０ＭＨｚを境に２つの領域Ａ、Ｂに２分割する。ゼロパディング手段４８は、図１１Ｂに示すように、２つの領域の間にゼロ点を８１９２－１０２４＝７１６８個挿入する。ゼロ点が付加された結果、領域Ｂの信号は、３００ＭＨｚから３２０ＭＨｚの周波数領域に対応した信号となる。 FIG. 11A shows a photoacoustic signal subjected to Fourier transform, and FIG. 11B shows a photoacoustic signal after zero padding. For example, when the sampling rate of the photoacoustic signal in the AD conversion means 22 (FIG. 4) is 40 MHz, the signal obtained by Fourier transforming the photoacoustic signal is a signal in the frequency band from 0 MHz to 40 MHz as shown in FIG. 11A. It becomes. This signal is divided into two regions A and B at the border of 20 MHz which is the Nyquist frequency (1/2 of the sampling frequency). The zero padding means 48 inserts 8192-1024 = 7168 zero points between the two areas as shown in FIG. 11B. As a result of the zero point being added, the signal in region B becomes a signal corresponding to the frequency region of 300 MHz to 320 MHz.
　本実施形態では、低サンプリングレートでサンプリングされた光音響信号を周波数領域の信号に変換し、変換された周波数領域の信号の高周波成分の領域のゼロ点を付加する。本実施形態と第２実施形態との相違点は、第２実施形態では、光音響信号をアップサンプルするのに対し、本実施形態では、光音響信号を周波数領域でアップサンプルする点である。時間領域に代え、周波数領域において、双方の信号の帯域差を埋めるようにリサンプル（アップサンプル）を行う場合も、第２実施形態と同様に、光音響の検出から再構成までは低速サンプリングしつつも、光パルス微分項を正確にデコンボリューションすることができる。 In the present embodiment, the photoacoustic signal sampled at a low sampling rate is converted into a signal in the frequency domain, and the zero point in the domain of the high frequency component of the converted signal in the frequency domain is added. The difference between the present embodiment and the second embodiment is that in the second embodiment, the photoacoustic signal is upsampled, whereas in the present embodiment, the photoacoustic signal is upsampled in the frequency domain. When resampling (up-sampling) is performed to fill in the band difference between both signals in the frequency domain instead of the time domain, as in the second embodiment, slow sampling is performed from photoacoustic detection to reconstruction. However, the light pulse differential term can be deconvoluted accurately.
　引き続いて、本発明の第４実施形態を説明する。本実施形態においても、第２及び第３実施形態と同様に、光波形微分信号のサンプリングレートを光音響信号のサンプリングレートよりも高く設定する。本実施形態では、光波形微分信号のフーリエ変換を、光音響信号のフーリエ変換のデータ点数よりも多いデータ点数で行い、フーリエ変換された光波形微分信号から高周波成分サンプル点を除去し、その逆数を逆フィルタとして求める。その他の点は、第１実施形態と同様でよい。 Subsequently, a fourth embodiment of the present invention will be described. Also in the present embodiment, as in the second and third embodiments, the sampling rate of the light waveform differential signal is set higher than the sampling rate of the photoacoustic signal. In this embodiment, the Fourier transform of the light waveform differential signal is performed with data points larger than the data points of the Fourier transform of the photoacoustic signal, and the high frequency component sample points are removed from the Fourier transformed light waveform differential signal. As an inverse filter. The other points may be the same as in the first embodiment.
　図１２は、本実施形態における光波形微分信号逆畳込み手段２６ｃを示す。本実施形態における光波形微分信号逆畳込み手段２６ｃは、図６に示す第１実施形態における光波形微分信号逆畳込み手段２６の構成に加えて、高周波成分サンプル点除去手段５０を有する。例えば、光音響信号のサンプリングレート（第１のサンプリングレート）は４０ＭＨｚであり、光波形微分信号のサンプリングレート（第２のサンプリングレート）は３２０ＭＨｚであるとする。フーリエ変換手段４１は、例えば４０ＭＨｚの光音響信号を１０２４点（第１のデータ点数）の周波数領域の信号に変換し、フーリエ変換手段４２は、３２０ＭＨｚ相当の光波形微分信号を８１９２点（第２のデータ点数）の周波数領域の信号に変換する。第２のデータ点数は、第１のデータ点数に、第２のサンプリングレートと第１のサンプリングレートとの比を乗じたデータ点数と等しいか、又はそれよりも多い。 FIG. 12 shows the light waveform differential signal deconvoluting means 26c in the present embodiment. The optical waveform differential signal deconvoluting means 26c in the present embodiment has a high frequency component sample point removing means 50 in addition to the configuration of the optical waveform differential signal deconvolving means 26 in the first embodiment shown in FIG. For example, the sampling rate (first sampling rate) of the photoacoustic signal is 40 MHz, and the sampling rate (second sampling rate) of the light waveform differential signal is 320 MHz. The Fourier transform means 41 converts, for example, a photoacoustic signal of 40 MHz into a signal of a frequency domain of 1024 points (first data points), and the Fourier transform means 42 converts an optical waveform differential signal of 320 MHz into 8192 points (second Converted into a signal in the frequency domain of The second data score is equal to or greater than the data score obtained by multiplying the first data score by the ratio of the second sampling rate to the first sampling rate.
　高周波成分サンプル点除去手段５０は、フーリエ変換手段４２から周波数領域の信号に変換された光波形微分信号を入力する。高周波成分サンプル点除去手段５０は、フーリエ変換された光波形微分信号から、フーリエ変換後の光音響信号と光波形微分信号のデータ点数の差の分だけ高周波成分サンプル点を除去する。高周波成分サンプル点除去手段５０は、例えばデータ点数８１９２点の光波形微分信号（周波数領域）から高周波成分に相当する中央のデータ点を削除し、光音響信号（周波数領域）のデータ点数と同じデータ点数１０２４点の光波形微分信号を生成する。高周波成分サンプル点の除去は、周波数領域における光波形微分信号のダウンサンプリングに相当する。 The high frequency component sample point removal means 50 receives the light waveform differential signal converted from the Fourier transform means 42 into a signal in the frequency domain. The high frequency component sample point removing means 50 removes high frequency component sample points from the Fourier-transformed light waveform differential signal by the difference between the data points of the photoacoustic signal after the Fourier transform and the light waveform differential signal. The high frequency component sample point removing means 50, for example, deletes the central data point corresponding to the high frequency component from the light waveform differential signal (frequency domain) of 8192 data points, and the same data as the data score of the photoacoustic signal (frequency domain) An optical waveform differential signal of 1024 points is generated. The removal of high frequency component sample points corresponds to the downsampling of the light waveform differential signal in the frequency domain.
　図１３Ａに、フーリエ変換された光波形微分信号を示し、図１３Ｂに、高周波成分サンプル点が除去された光波形微分信号を示す。例えば、光波形微分信号のサンプリングレートが３２０ＭＨｚであるとき、その光波形微分信号をフーリエ変換した信号（データ点数８１９２点）は、図１３Ａに示すように、０ＭＨｚから３２０ＭＨｚまでの周波数帯域の信号となる。この信号を、１番目のデータ点から５１２番目までの領域（領域Ａ）、５１３番目のデータ点から７６８０番目のデータ点までの領域（領域Ｂ）、及び、７６８１番目のデータ点から８１９２番目のデータ点までの領域（領域Ｃ）の３つの領域に分け、領域Ｂのデータ点を除去する。図１３Ｂに示すように、領域Ａと領域Ｃとをつなげることで、０ＭＨｚから４０ＭＨｚまでの周波数帯域に対応したデータ点数１０２４点の光波形微分信号（周波数領域）が得られる。 FIG. 13A shows a Fourier-transformed light waveform differential signal, and FIG. 13B shows a light waveform differential signal from which high frequency component sample points have been removed. For example, when the sampling rate of the light waveform differential signal is 320 MHz, the signal obtained by subjecting the light waveform differential signal to Fourier transform (the number of data points 8192) is a signal in the frequency band from 0 MHz to 320 MHz as shown in FIG. 13A. Become. This signal is divided into the first data point to the 512th area (area A), the 513th data point to the 7680th data point area (area B), and the 8192th data point from the 7681th data point. Divide into three regions of the region (region C) up to the data point, and remove the data point of the region B. As shown in FIG. 13B, by linking the area A and the area C, an optical waveform differential signal (frequency domain) of 1024 data points corresponding to the frequency band from 0 MHz to 40 MHz can be obtained.
　逆フィルタ演算手段４３は、高周波成分サンプル点が除去された光波形微分信号（周波数領域）の逆数を逆フィルタとして求める。逆フィルタ演算手段４３は、例えばデータ点が８１９２点から１０２４点に削減された光波形微分信号の逆数を逆フィルタとして求める。フィルタ適用手段４４は、例えばデータ点数１０２４点の光音響信号（周波数領域）と逆フィルタとを要素ごとに乗算する。フーリエ逆変換手段４５は、逆フィルタが適用された信号を、周波数領域の信号から時間領域の信号へと変換する。 The inverse filter computing means 43 finds the inverse of the light waveform differential signal (frequency domain) from which the high frequency component sample points have been removed as an inverse filter. For example, the inverse filter calculating unit 43 obtains, as an inverse filter, an inverse number of the light waveform differential signal in which the data points are reduced from 8192 points to 1024 points. The filter application unit 44 multiplies, for each element, the photoacoustic signal (frequency domain) of 1024 data points, for example, and the inverse filter. The inverse Fourier transform means 45 converts the signal to which the inverse filter is applied from the signal in the frequency domain to the signal in the time domain.
　ここで、第３実施形態では、フィルタ適用手段４４は、図１１Ｂに示す高周波成分の領域にゼロ点が付加された光音響信号（周波数領域）と、図１３Ａに示す光波形微分信号（周波数領域）の逆数とを乗算する。光音響信号の高周波成分領域の値は“０”であるため、光波形微分信号の高周波成分（図１３Ａの領域Ｂ）は、逆フィルタ適用後の光音響信号に影響を与えない。従って、本実施形態のように、光波形微分信号の周波数領域の信号から高周波成分サンプル点を除去し、高周波成分を除去した光波形微分信号から逆フィルタを求め、求めた逆フィルタを光音響信号（周波数領域）に適用しても、得られる結果は第３実施形態と同じ結果となる。つまり、本実施形態においても、第３実施形態と同様な効果が得られる。 Here, in the third embodiment, the filter application unit 44 outputs the photoacoustic signal (frequency domain) in which the zero point is added to the high frequency component domain shown in FIG. 11B and the light waveform differential signal (frequency domain shown in FIG. Multiplication with the reciprocal of Since the value of the high frequency component region of the photoacoustic signal is “0”, the high frequency component (region B of FIG. 13A) of the light waveform differential signal does not affect the photoacoustic signal after the inverse filter application. Therefore, as in the present embodiment, the high frequency component sample point is removed from the signal in the frequency domain of the light waveform differential signal, and the inverse filter is determined from the light waveform differential signal from which the high frequency component has been removed. Even when applied to (frequency domain), the obtained result is the same as the third embodiment. That is, also in this embodiment, the same effect as that of the third embodiment can be obtained.
　続いて、本発明の第５実施形態を説明する。図１４は、本発明の第５実施形態の光音響画像生成装置を示す。本実施形態の光音響画像生成装置１０ａにおける超音波ユニット１２ａは、図４に示す第１実施形態の光音響画像生成装置１０における超音波ユニット１２の構成に加えて、送信制御回路３３、データ分離手段３４、超音波画像再構成手段３５、検波・対数変換手段３６、超音波画像構築手段３７、及び画像合成手段３８を備える。本実施形態の光音響画像生成装置１０ａは、光音響画像に加えて、超音波画像の生成を行う点で、第１実施形態の光音響画像生成装置１０と相違する。なお、本実施形態においては音響波として超音波を用いるが、被検対象や測定条件等に応じて適切な周波数を選択することにより、可聴周波数の音響波であっても良い。また、本実施形態を第２から第４実施形態の何れかと組み合わせ、それら実施形態において超音波画像の生成を行うこととしてもよい。 Subsequently, a fifth embodiment of the present invention will be described. FIG. 14 shows a photoacoustic image generation apparatus according to a fifth embodiment of the present invention. In addition to the configuration of the ultrasound unit 12 in the photoacoustic image generation apparatus 10 according to the first embodiment shown in FIG. 4, the ultrasound unit 12a in the photoacoustic image generation apparatus 10a according to the present embodiment includes a transmission control circuit 33 and data separation. Means 34, ultrasound image reconstruction means 35, detection / logarithmic conversion means 36, ultrasound image construction means 37, and image combining means 38 are provided. The photoacoustic image generation apparatus 10a of the present embodiment is different from the photoacoustic image generation apparatus 10 of the first embodiment in that an ultrasonic image is generated in addition to the photoacoustic image. Although an ultrasonic wave is used as an acoustic wave in the present embodiment, an acoustic wave of an audio frequency may be used by selecting an appropriate frequency in accordance with an object to be detected, a measurement condition, and the like. In addition, the present embodiment may be combined with any of the second to fourth embodiments, and an ultrasound image may be generated in these embodiments.
　本実施形態では、プローブ１１は、光音響信号の検出に加えて、被検体に対する音響波（超音波）の出力（送信）、及び送信した超音波に対する被検体からの反射超音波の検出（受信）を行う。トリガ制御回路２９は、超音波画像（反射音響波画像）の生成時は、送信制御回路３３に超音波送信を指示する旨の超音波送信トリガ信号を送る。送信制御回路３３は、トリガ信号を受けると、プローブ１１から超音波を送信させる。プローブ１１は、超音波の送信後、被検体からの反射超音波を検出する。超音波の送受信は分離してもよい。例えばプローブ１１とは異なる位置から超音波の送信を行い、その送信された超音波に対する反射超音波をプローブ１１で受信してもよい。 In this embodiment, in addition to the detection of the photoacoustic signal, the probe 11 outputs (transmits) an acoustic wave (ultrasound) to the object, and detects (receives) reflected ultrasound from the object to the transmitted ultrasonic wave (reception )I do. The trigger control circuit 29 sends an ultrasonic wave transmission trigger signal to instruct the transmission control circuit 33 to transmit an ultrasonic wave when generating an ultrasonic image (reflection acoustic wave image). When receiving the trigger signal, the transmission control circuit 33 causes the probe 11 to transmit an ultrasonic wave. The probe 11 detects the reflected ultrasound from the subject after transmitting the ultrasound. Transmission and reception of ultrasonic waves may be separated. For example, ultrasonic waves may be transmitted from a position different from that of the probe 11, and the reflected ultrasonic waves for the transmitted ultrasonic waves may be received by the probe 11.
　プローブ１１が検出した反射超音波は、受信回路２１を介してＡＤ変換手段２２に入力される。トリガ制御回路２９は、超音波送信のタイミングに合わせてＡＤ変換手段２２にサンプリグトリガ信号を送り、反射超音波のサンプリングを開始させる。ここで、反射超音波はプローブ１１と超音波反射位置との間を往復するのに対し、光音響信号はその発生位置からプローブ１１までの片道である。反射超音波の検出には、同じ深さ位置で生じた光音響信号の検出に比して２倍の時間がかかるため、ＡＤ変換手段２２のサンプリングクロックは、光音響信号サンプリング時の半分、例えば２０ＭＨｚとしてもよい。ＡＤ変換手段２２は、反射超音波のサンプリングデータを受信メモリ２３に格納する。光音響信号の検出（サンプリング）と、反射超音波の検出（サンプリング）とは、どちらを先に行ってもよい。 The reflected ultrasonic waves detected by the probe 11 are input to the AD conversion means 22 through the reception circuit 21. The trigger control circuit 29 sends a sampling trigger signal to the AD conversion means 22 in accordance with the timing of ultrasonic wave transmission to start sampling of reflected ultrasonic waves. Here, while the reflected ultrasonic waves reciprocate between the probe 11 and the ultrasonic wave reflection position, the photoacoustic signal is one way from the generation position to the probe 11. Since the detection of the reflected ultrasound takes twice as long as the detection of the photoacoustic signal generated at the same depth position, the sampling clock of the AD conversion means 22 is half of that at the time of the photoacoustic signal sampling, for example It may be 20 MHz. The AD conversion means 22 stores the sampling data of the reflected ultrasound in the reception memory 23. Either detection (sampling) of the photoacoustic signal or detection (sampling) of the reflected ultrasonic wave may be performed first.
　データ分離手段３４は、受信メモリ２３に格納された光音響信号のサンプリングデータと反射超音波のサンプリングデータとを分離する。データ分離手段３４は、分離した光音響信号のサンプリングデータを光音響画像再構成手段２４に入力する。光波形微分信号の生成及びデコンボリューションを含む光音響画像（吸収分布画像）の生成は、第１実施形態と同様である。データ分離手段３４は、分離した反射超音波のサンプリングデータを、超音波画像再構成手段３５に入力する。 The data separation means 34 separates the sampling data of the photoacoustic signal stored in the reception memory 23 and the sampling data of the reflected ultrasound. The data separation unit 34 inputs sampling data of the separated photoacoustic signal to the photoacoustic image reconstruction unit 24. The generation of the light waveform differential signal and the generation of the photoacoustic image (absorption distribution image) including the deconvolution are the same as in the first embodiment. The data separation means 34 inputs sampling data of the separated reflected ultrasonic waves to the ultrasonic image reconstruction means 35.
　超音波画像再構成手段３５は、プローブ１１の複数の超音波振動子で検出された反射超音波（そのサンプリングデータ）に基づいて、超音波画像の各ラインのデータを生成する。各ラインのデータの生成には、光音響画像再構成手段２４における各ラインのデータの生成と同様に、遅延加算法などを用いることができる。検波・対数変換手段３６は、超音波画像再構成手段３５が出力する各ラインのデータの包絡線を求め、求めた包絡線を対数変換する。 The ultrasonic image reconstruction means 35 generates data of each line of the ultrasonic image based on the reflected ultrasonic waves (the sampling data thereof) detected by the plurality of ultrasonic transducers of the probe 11. Similarly to the generation of the data of each line in the photoacoustic image reconstruction means 24, a delay addition method or the like can be used to generate data of each line. The detection / logarithmic conversion means 36 finds the envelope of the data of each line output from the ultrasonic image reconstruction means 35, and logarithmically transforms the found envelope.
　超音波画像構築手段３７は、対数変換が施された各ラインのデータに基づいて、超音波画像を生成する。超音波画像再構成手段３５、検波・対数変換手段３６、及び超音波画像構築手段３７は、反射超音波に基づいて超音波画像を生成する超音波画像生成手段（反射音響波画像生成手段）を構成する。画像合成手段３８は、光音響画像と超音波画像とを合成する。画像合成手段３８は、例えば光音響画像と超音波画像とを重畳することで画像合成を行う。合成された画像は、画像表示手段１４に表示される。画像合成を行わずに、画像表示手段１４に、光音響画像と超音波画像とを並べて表示し、或いは光音響画像と超音波画像とを切り替えてすることも可能である。 The ultrasound image construction means 37 generates an ultrasound image based on the data of each line subjected to logarithmic transformation. The ultrasonic image reconstruction means 35, the detection / logarithmic conversion means 36, and the ultrasonic image construction means 37 are ultrasonic image generation means (reflection acoustic wave image generation means) for generating an ultrasonic image based on the reflected ultrasonic waves. Configure. The image combining means 38 combines the photoacoustic image and the ultrasound image. The image combining means 38 performs image combining by superimposing a photoacoustic image and an ultrasonic image, for example. The combined image is displayed on the image display means 14. It is also possible to display the photoacoustic image and the ultrasound image side by side on the image display unit 14 or to switch between the photoacoustic image and the ultrasound image without performing image synthesis.
　本実施形態では、光音響画像生成装置は、光音響画像に加えて超音波画像を生成する。超音波画像を参照することで、光音響画像では画像化することができない部分を観察することができる。被検体に照射されたパルスレーザ光の微分波形を表す光波形微分信号を生成し、観測波形から光波形微分信号をデコンボリューションすることで吸収分布を画像化できる点は、第１実施形態と同様である。また、超音波画像の生成と光音響画像の生成とで、画像再構成や検波・対数変換などのアルゴリズムの大部分を共通化でき、ＦＰＧＡ回路構成やソフトの簡略化が可能であるなどの実用上のメリットを有する。 In the present embodiment, the photoacoustic image generation device generates an ultrasound image in addition to the photoacoustic image. By referring to the ultrasound image, it is possible to observe a portion that can not be imaged in the photoacoustic image. The point that the absorption distribution can be imaged by generating an optical waveform differential signal representing the differential waveform of the pulse laser light irradiated to the object and deconvoluting the optical waveform differential signal from the observed waveform is the same as the first embodiment. It is. In addition, most of the algorithms for image reconstruction and detection / logarithmic conversion can be shared by the generation of ultrasonic images and the generation of photoacoustic images, and it is possible to simplify FPGA circuit configuration and software. It has the above merit.
　引き続いて、本発明の第６実施形態を説明する。図１５は、本発明の第６実施形態の光音響画像生成装置を示す。本実施形態は、被検体に対して複数の波長の光を照射する点で、第１実施形態と相違する。本実施形態の光音響画像生成装置１０ｂにおける超音波ユニット１２ｂは、図４に示す第１実施形態の光音響画像生成装置１０における超音波ユニット１２の構成に加えて、複数波長の光に対する光音響信号（光音響画像）の演算を行う２波長データ演算手段４０を備える。なお、本実施形態を第２から第５実施形態の何れかと組み合わせ、それら実施形態において複数波長の光を照射し、複数波長に対する光音響信号（光音響画像）の演算することとしてもよい。 Subsequently, a sixth embodiment of the present invention will be described. FIG. 15 shows a photoacoustic image generation apparatus according to the sixth embodiment of the present invention. The present embodiment is different from the first embodiment in that light of a plurality of wavelengths is emitted to a subject. In addition to the configuration of the ultrasound unit 12 in the photoacoustic image generation apparatus 10 according to the first embodiment shown in FIG. 4, the ultrasound unit 12 b in the photoacoustic image generation apparatus 10 b according to the present embodiment includes photoacoustics for light of multiple wavelengths. A two-wavelength data calculation unit 40 is provided to calculate a signal (photoacoustic image). Note that this embodiment may be combined with any of the second to fifth embodiments, and light of a plurality of wavelengths may be irradiated in those embodiments to calculate photoacoustic signals (photoacoustic images) for a plurality of wavelengths.
　本実施形態では、レーザユニット１３は、複数の波長の光を切り替えて出射可能に構成されている。レーザユニット１３は、例えば波長７５０ｎｍのパルスレーザ光と波長８００ｎｍのパルスレーザ光を切り替えて出射する。プローブ１１は、各波長のパルスレーザ光の出射後に被検体からの光音響信号を検出し、受信メモリ２３には、各波長に対応した光音響信号のサンプリングデータが格納される。格納された各波長に対応した光音響信号は、それぞれ光音響画像再構成手段で再構成される。 In the present embodiment, the laser unit 13 is configured to be able to switch and emit light of a plurality of wavelengths. The laser unit 13 switches and emits, for example, pulsed laser light with a wavelength of 750 nm and pulsed laser light with a wavelength of 800 nm. The probe 11 detects a photoacoustic signal from the subject after emission of pulsed laser light of each wavelength, and the reception memory 23 stores sampling data of the photoacoustic signal corresponding to each wavelength. The photoacoustic signals corresponding to the stored wavelengths are respectively reconstructed by the photoacoustic image reconstruction means.
　光波形微分信号逆畳込み手段２６は、光音響画像再構成手段２４による再構成後、各波長に対応した光音響信号（光音響画像）から、光波形微分信号生成手段２５が生成した各波長に対応した光波形微分信号をそれぞれデコンボリューションする。各波長に対応した光波形微分信号がデコンボリューションされた光音響信号は、２波長データ演算手段４０にて処理される。 The light waveform differential signal deconvolution unit 26 generates each wavelength generated by the light waveform differential signal generation unit 25 from the photoacoustic signal (photoacoustic image) corresponding to each wavelength after the reconstruction by the photoacoustic image reconstruction unit 24. Deconvolute the light waveform differential signal corresponding to. The photoacoustic signal in which the light waveform differential signal corresponding to each wavelength is deconvoluted is processed by the two-wavelength data calculating means 40.
　ここで、生体組織の多くは光吸収特性が光の波長に応じて変わり、また一般に、その光吸収特性も組織ごとに特有のものとなっている。例えば、ヒトの動脈に多く含まれる酸素化ヘモグロビン（酸素と結合したヘモグロビン:oxy-Hb）の波長７５０ｎｍにおける分子吸収係数は波長８００ｎｍにおけるそれも低い。また、静脈に多く含まれる脱酸素化ヘモグロビン（酸素と結合していないヘモグロビンdeoxy-Hb)の波長７５０ｎｍにおける分子吸収係数は波長８００ｎｍにおけるそれよりも高い。この性質を利用し、波長８００ｎｍで得られた光音響信号に対して、波長７５０ｎｍで得られた光音響信号が相対的に大きいのか小さいのかを調べることで、動脈からの光音響信号と静脈からの光音響信号とを判別することができる。 Here, most of the living tissues change in light absorption characteristics according to the wavelength of light, and generally, the light absorption characteristics are also unique to each tissue. For example, the molecular absorption coefficient at a wavelength of 750 nm of oxygenated hemoglobin (hemoglobin combined with oxygen: oxy-Hb) abundant in human arteries is also low at a wavelength of 800 nm. In addition, the molecular absorption coefficient at a wavelength of 750 nm of deoxygenated hemoglobin (hemoglobin deoxy-Hb not bound to oxygen) abundant in veins is higher than that at a wavelength of 800 nm. From this photoacoustic signal from the artery and the vein by examining whether the photoacoustic signal obtained at the wavelength 750 nm is relatively large or small with respect to the photoacoustic signal obtained at the wavelength 800 nm using this property And the photoacoustic signal of
　２波長データ演算手段４０は、例えば複数波長に対応した光音響信号間の相対的な大小関係を比較する。具体的には、２波長データ演算手段４０は、波長７５０ｎｍの光が照射されたときに検出された光音響信号と、波長８００ｎｍの光が照射されたときに検出された光音響信号とを比較し、どちらがどれだけ大きいかを調べる。画像表示に際しては、波長７５０ｎｍの光が照射されたときに検出された光音響信号が大きければ静脈からの光音響信号と判断できるため、その部分を青色で表示するとよい。また、波長８００ｎｍの光が照射されたときに検出された光音響信号が大きければ動脈からの光音響信号と判断できるため、その部分を赤色で表示するとよい。 The two-wavelength data computing means 40 compares, for example, relative magnitude relationships between photoacoustic signals corresponding to a plurality of wavelengths. Specifically, the two-wavelength data computing means 40 compares the photoacoustic signal detected when the light of wavelength 750 nm is irradiated with the photoacoustic signal detected when the light of wavelength 800 nm is irradiated. And find out which one is bigger. When displaying an image, if the photoacoustic signal detected when the light with a wavelength of 750 nm is irradiated is large, it can be judged as a photoacoustic signal from a vein, so that part may be displayed in blue. In addition, if the photoacoustic signal detected when the light with a wavelength of 800 nm is irradiated is large, it can be judged as a photoacoustic signal from an artery, so that portion may be displayed in red.
　本実施形態では、２波長データ演算手段４０は、光波形微分信号のデコンボリューション後に、複数波長に対応した光音響信号の演算を行う。複数の波長の光を被検体に照射する場合、例えば１つ目の波長の光を被検体に照射した光音響信号を検出した後、２つ目の光を被検体に照射して光音響信号を検出するとき、体動などの影響で、波長間で位置ずれが生じることがある。複数波長間での光音響信号を比較する際には、同じ場所から発生した光音響信号同士を比較することが好ましい。光波形微分信号をデコンボリューションしない場合は、図３Ａに示したように１本の血管が二重に表示されるなど、画像判定上、血管の位置が確認しづらく、位置ずれ補正がしにくい。光波形微分信号をデコンボリューションすることで、図３Ｂに示したように光吸収分布を画像化でき、血管の位置が確認しやすくなり、位置ずれ補正も容易となる。 In the present embodiment, the two-wavelength data computing means 40 computes photoacoustic signals corresponding to a plurality of wavelengths after deconvolution of the light waveform differential signal. In the case of irradiating the subject with light of a plurality of wavelengths, for example, after detecting a photoacoustic signal obtained by irradiating the subject with light of the first wavelength, the photoacoustic signal is irradiated with the second light to the subject When detecting the position, there may be positional deviation between the wavelengths due to the influence of body movement and the like. When comparing photoacoustic signals among a plurality of wavelengths, it is preferable to compare photoacoustic signals generated from the same place. When the light waveform differential signal is not deconvoluted, as shown in FIG. 3A, for example, one blood vessel is displayed in a double manner, and the position of the blood vessel is difficult to confirm in image determination. By deconvoluting the light waveform differential signal, as shown in FIG. 3B, the light absorption distribution can be imaged, the position of the blood vessel can be easily confirmed, and the positional deviation correction can be facilitated.
　また、図３Ａに示したように１本の血管が二重に表示される場合は血管の内部に相当する部分には信号が存在せず（信号レベルが所定レベルよりも低い）、複数波長の画像間で位置ずれが生じていると、信号が存在する部分すなわち血管の重複部分が少なくなる。この場合、複数波長間で光音響信号の相対的な大小関係を適切に比較することが難しくなる。これに対し、図３Ｂに示したように光吸収分布を画像化した場合は、血管内の多くの部分が信号が存在する部分となり、多少位置ずれが生じたとしても、複数波長の画像間で多くの部分が重複する。従って、本実施形態において、双方の画像を位置合わせずに比較する場合でも、位置ずれの影響を軽減することができる。 Further, as shown in FIG. 3A, when one blood vessel is displayed in double, no signal is present in a portion corresponding to the inside of the blood vessel (the signal level is lower than a predetermined level), and Misalignment between images reduces the portion where the signal is present, ie, the overlap of blood vessels. In this case, it becomes difficult to appropriately compare the relative magnitude relationship of the photoacoustic signals among a plurality of wavelengths. On the other hand, when the light absorption distribution is imaged as shown in FIG. 3B, many parts in the blood vessel become parts where signals are present, and even if some positional deviation occurs, between images of a plurality of wavelengths. Many parts overlap. Therefore, in the present embodiment, even in the case where both images are compared without alignment, the influence of misalignment can be reduced.
　なお、上記各実施形態では、光音響信号及び光波形微分信号を周波数領域の信号に変換し、周波数領域でデコンボリューション後に時間領域の信号に戻しているが、これには限定されない。光波形微分信号のデコンボリューションを時間領域で行うことも可能である。また、光波形微分信号逆畳込み手段２６は、デコンボリューション時に、光音響信号に対して何らかのフィルタをかける処理を行ってもよい。例えば光波形微分信号逆畳込み手段２６が、デコンボリューション時に、ノイズ増幅周波数帯をフィルタリングするようにしてもよい。あるいは、光波形微分信号に装置応答関数（圧電素子や電気系の周波数フィルタ）を掛け合わせたものをデコンボリューションしてもよい。 In each of the above embodiments, the photoacoustic signal and the light waveform differential signal are converted into signals in the frequency domain, and after being deconvoluted in the frequency domain, they are converted back into signals in the time domain, but the present invention is not limited thereto. It is also possible to perform deconvolution of the light waveform differential signal in the time domain. In addition, the light waveform differential signal deconvoluting means 26 may perform some kind of filtering process on the photoacoustic signal at the time of deconvolution. For example, the light waveform differential signal deconvoluting means 26 may filter the noise amplification frequency band at the time of deconvolution. Alternatively, the product of the light waveform differential signal and the device response function (piezoelectric element or frequency filter of electrical system) may be deconvoluted.
　上記各実施形態では、光音響信号から光波形微分信号をデコンボリューションした後に光音響画像（吸収分布画像）を生成することとしているが、これに加えて、又はこれに代えて、光波形微分信号をデコンボリューションせずに光音響画像（圧力分布画像）を生成してもよい。例えば、ユーザが、スイッチや表示モニタ上で操作を行うことで、デコンボリューション処理の有無を選択できるようにしておき、ユーザがデコンボリューション処理の実施を選択したときには光波形微分信号のデコンボリューションを行った上で光音響画像を生成し、ユーザがデコンボリューション処理の不実施を選択したときは光波形微分信号のデコンボリューションを行わずに光音響画像を生成してもよい。例えば、光波形微分信号のデコンボリューションを行ったときは、光音響信号を赤・黒の色に対応付けて表示し、デコンボリューションなしのときは、光音響信号を青・黒の色に対応付けて表示してもよい。 In the above embodiments, the photoacoustic image (absorption distribution image) is generated after the light waveform differential signal is deconvoluted from the photoacoustic signal, but in addition to or instead of this, the light waveform differential signal is generated. A photoacoustic image (pressure distribution image) may be generated without deconvolution. For example, the user can select the presence or absence of the deconvolution processing by performing an operation on the switch or the display monitor, and when the user selects the execution of the deconvolution processing, the optical waveform differential signal is deconvoluted. In addition, a photoacoustic image may be generated, and the photoacoustic image may be generated without performing deconvolution of the light waveform differential signal when the user selects non-execution of the deconvolution processing. For example, when deconvolution of the light waveform differential signal is performed, the photoacoustic signal is displayed in association with red and black colors, and when no deconvolution is performed, the photoacoustic signal is associated with blue and black colors. May be displayed.
　また、デコンボリューションなしの場合の光音響画像を生成し、コンピュータがその光音響画像を解析することで、血管部分が２本に分かれているか否かを判定し、血管が２本に分かれていると判定されたときに、その血管部分のみを対象に光波形微分信号のデコンボリューション処理を行うようにしてもよい。その際、デコンボリューション処理を実施した血管部分の表示色を、他の未処理の血管部分の表示色とは異なる色とし、デコンボリューション処理が行われた血管と、他の未処理の血管とが容易に判別可能になるようにしてもよい。 In addition, a photoacoustic image without deconvolution is generated, and the computer analyzes the photoacoustic image to determine whether or not the blood vessel portion is divided into two, and the blood vessel is divided into two. When it is determined that the light waveform differential signal is determined, the light waveform differential signal may be deconvoluted only for the blood vessel portion. At that time, the display color of the blood vessel portion subjected to the deconvolution processing is set to a color different from the display color of the other unprocessed blood vessel portions, and the blood vessel subjected to the deconvolution processing and the other unprocessed blood vessels It may be easily distinguishable.
　また、上記各実施形態では、レーザ発光条件に基づいて被検体に照射されたパルスレーザ光の光パルス幅を推定したが、これには限定されない。例えば、光パルス幅を測定し、実測された光パルス幅を関数に適用することで光波形微分信号を生成してもよい。図１６は、変形例の光音響画像生成装置を示す。変形例の光音響画像生成装置１０ｃにおける超音波ユニット１２ｃは、図４に示す超音波ユニット１２の構成に加えて光パルス幅測定手段３９を更に備える。光パルス幅測定手段３９は、被検体に対して照射されたパルスレーザ光のパルス時間幅を測定する。光波形微分信号生成手段２５は、推定された光パルス幅に代えて、光パルス幅測定手段３９によって実測された光パルス幅を関数に適用し、光波形微分信号を生成する。このように、実測された光パルス幅と関数とにより光パルス波形微分信号を生成するようにしてもよい。 In each of the above embodiments, the light pulse width of the pulsed laser light irradiated to the subject is estimated based on the laser emission condition, but the present invention is not limited to this. For example, the light waveform differential signal may be generated by measuring the light pulse width and applying the measured light pulse width to the function. FIG. 16 shows a photoacoustic image generation apparatus according to a modification. The ultrasound unit 12c in the photoacoustic image generation apparatus 10c of the modification further includes an optical pulse width measurement unit 39 in addition to the configuration of the ultrasound unit 12 shown in FIG. The light pulse width measuring means 39 measures the pulse time width of the pulsed laser light emitted to the subject. The light waveform differential signal generation means 25 applies the light pulse width measured by the light pulse width measurement means 39 to the function in place of the estimated light pulse width to generate a light waveform differential signal. Thus, the light pulse waveform differential signal may be generated by the measured light pulse width and the function.
　光パルス幅測定手段３９は、例えば、光を検出するフォトディテクタと、フォトディテクタが光を検出する時間の長さを測定する演算部とを含む。例えば、レーザユニット１３（図４）の光出射端から、被検体に対してパルスレーザ光が照射されるまでの間の光路（例えば光ファイバ）には、被検体に照射されるべきパルスレーザ光の一部を分岐する分岐部が設けられている。フォトディテクタは、例えば分岐部で分岐されたパルスレーザ光の一部が所定の光強度以上のとき、その旨を示す電気信号を出力する。演算部は、フォトディテクタの出力信号に基づいて、フォトディテクタが検出する光の光強度がしきい値以上となっている時間を、光パルス幅として測定する。 The light pulse width measurement unit 39 includes, for example, a photodetector that detects light, and an arithmetic unit that measures the length of time during which the photodetector detects light. For example, in an optical path (for example, an optical fiber) from the light emitting end of the laser unit 13 (FIG. 4) to when the pulsed laser light is irradiated to the subject, the pulsed laser light to be irradiated to the subject There is provided a branch portion which branches a part of. The photodetector outputs an electric signal indicating that, for example, when part of the pulse laser light branched by the branching unit has a predetermined light intensity or more. The arithmetic unit measures, as the light pulse width, the time during which the light intensity of the light detected by the photodetector is equal to or higher than the threshold value, based on the output signal of the photodetector.
　上記の分岐部には、例えば透過率が高いミラー、具体的には透過率９５％以上のミラーを用いることができる。そのようなミラーを、例えば被検体方向に向かうレーザ本流に対して４５°の角度で配置し、ミラーの反射成分を光パルス幅測定手段３９のフォトディテクタの方向に分岐する。分岐部に、ミラーに代えて透明ガラスを用い、透明ガラスの反射成分を光パルス幅測定手段３９のフォトディテクタの方向に分岐するようにしてもよい。また、別例として、例えば多数の光ファイバを束ねたバンドルファイバなどを用いてレーザ光を導光しているような場合であれば、複数本の光ファイバのうちのいくつか（例えば一本）を用いて、光パルス幅測定手段３９のフォトディテクタにパルスレーザ光の一部を導光してもよい。 For example, a mirror having a high transmittance, specifically, a mirror having a transmittance of 95% or more can be used for the above-described branch portion. Such a mirror is disposed, for example, at an angle of 45 ° with respect to the main stream of the laser directed to the subject direction, and the reflection component of the mirror is branched in the direction of the photodetector of the light pulse width measuring means 39. Instead of a mirror, a transparent glass may be used at the branch portion, and the reflection component of the transparent glass may be branched in the direction of the photodetector of the light pulse width measurement unit 39. As another example, in the case where a laser beam is guided using, for example, a bundle fiber in which a large number of optical fibers are bundled, some (for example, one) of a plurality of optical fibers , And may guide part of the pulsed laser light to the photodetector of the light pulse width measurement means 39.
　以上、本発明をその好適な実施形態に基づいて説明したが、本発明の光音響信号処理装置及び方法は、上記実施形態にのみ限定されるものではなく、上記実施形態の構成から種々の修正及び変更を施したものも、本発明の範囲に含まれる。 As mentioned above, although this invention was demonstrated based on the suitable embodiment, the photoacoustic signal processing apparatus and method of this invention are not limited only to the said embodiment, The various corrections from the structure of the said embodiment Also, modifications are included in the scope of the present invention.

Claims (21)

  1. 　被検体に対するパルス光の出射後に、該パルス光より被検体内で生じた光音響信号をサンプリングするサンプリング手段と、
    　前記パルス光の光強度の時間波形又は該時間波形を微分した微分波形を表し、パルス光のパルス時間幅を独立変数とする関数を使用して、前記被検体に対して出射されたパルス光の光強度の時間波形の微分波形である光波形微分信号を生成する光波形微分信号生成手段と、
    　前記サンプリングされた光音響信号から前記光波形微分信号生成手段で生成された光波形微分信号をデコンボリューションした信号を生成する光波形微分信号逆畳込み手段とを備えたことを特徴とする光音響信号処理装置。     Sampling means for sampling a photoacoustic signal generated in the subject from the pulsed light after emitting the pulsed light to the subject;
    A time waveform of light intensity of the pulsed light or a differential waveform obtained by differentiating the time waveform, and using a function having a pulse time width of the pulsed light as an independent variable, the pulsed light emitted to the subject A light waveform differential signal generating means for generating a light waveform differential signal which is a differential waveform of a light intensity time waveform;
    And an optical waveform differential signal deconvoluting means for generating a signal obtained by deconvolving the optical waveform differential signal generated by the optical waveform differential signal generating means from the sampled photoacoustic signal. Signal processor.
  2. 　前記光波形微分信号生成手段が、
    　パルス光に関連した発光条件と、該発光条件下で被検体に出射されるパルス光のパルス時間幅との対応関係を示す光パルス幅情報を参照し、該光パルス幅情報と前記被検体に出射されたパルス光の発光条件とに基づいて、前記被検体に出射されたパルス光のパルス時間幅を推定する光パルス幅推定部と、
    　前記推定されたパルス時間幅を前記関数に適用する関数適用部とを含むことを特徴とする請求項１に記載の光音響信号処理装置。     The light waveform differential signal generation means
    The light pulse width information indicating the correspondence between the light emission condition related to the pulse light and the pulse time width of the pulse light emitted to the object under the light emission condition is referred to, and the light pulse width information and the object A light pulse width estimation unit configured to estimate a pulse time width of the pulsed light emitted to the subject based on the emission condition of the emitted pulsed light;
    The photoacoustic signal processing apparatus according to claim 1, further comprising: a function application unit that applies the estimated pulse time width to the function.
  3. 　前記光パルス幅情報が、前記発光条件と前記パルス時間幅とを対応付けたテーブルを含むことを特徴とする請求項２に記載の光音響信号処理装置。 The photoacoustic signal processing apparatus according to claim 2, wherein the light pulse width information includes a table in which the light emitting condition and the pulse time width are associated with each other.
  4. 　前記光パルス幅推定部が、前記被検体に出射されたパルス光の発光条件に合致する発光条件が前記テーブルに存在しないときは、前記テーブルに存在する前記パルス時間幅に基づいて補間により前記被検体に出射されたパルス光のパルス時間幅を推定するものであることを特徴とする請求項３に記載の光音響信号処理装置。 If the light pulse condition that the light pulse width estimation unit matches with the light emitting condition of the pulse light emitted to the subject does not exist in the table, the light pulse width estimating unit interpolates based on the pulse time width present in the table. The photoacoustic signal processing apparatus according to claim 3, wherein the pulse time width of the pulsed light emitted to the sample is estimated.
  5. 　前記パルス光がパルスレーザ光であることを特徴とする請求項２から４何れかに記載の光音響信号処理装置。 The photoacoustic signal processing apparatus according to any one of claims 2 to 4, wherein the pulsed light is pulsed laser light.
  6. 　前記発光条件が、前記パルスレーザ光の波長、レーザ発光のトリガからレーザ発光までの遅延時間、前記パルスレーザ光の発光周波数、レーザ光源におけるレーザ結晶の励起エネルギー、レーザ光源における経時変化に関する条件、レーザ光源におけるレーザ結晶温度のうちの少なくとも１つを含むことを特徴とする請求項５に記載の光音響画像信号処理装置。 The light emission condition includes the wavelength of the pulse laser light, the delay time from the trigger of the laser light emission to the laser light emission, the light emission frequency of the pulse laser light, the excitation energy of the laser crystal in the laser light source, the condition regarding the temporal change in the laser light source, the laser The photoacoustic image signal processing apparatus according to claim 5, characterized in that it includes at least one of the laser crystal temperatures in the light source.
  7. 　前記関数が、事前に実測されたパルス光の時間波形のフィッティング曲線、ガウス関数、ローレンツ関数、若しくは擬フォークト関数、又は、これら関数を組み合わせたものであることを特徴とする請求項１から６何れかに記載の光音響信号処理装置。 The said function is a fitting curve of the time waveform of pulse light measured beforehand, a Gaussian function, a Lorentz function, or a quasi-folk function, or a combination of these functions. A photoacoustic signal processing device according to any one of the preceding claims.
  8. 　前記被検体に対して出射されたパルス光のパルス時間幅を測定する光パルス幅測定手段を更に備え、前記光波形微分信号生成手段が、前記光パルス幅測定手段で測定されたパルス時間幅を前記関数に適用することを特徴とする請求項１に記載の光音響信号処理装置。 The apparatus further comprises optical pulse width measurement means for measuring the pulse time width of the pulsed light emitted to the subject, and the optical waveform differential signal generation means has the pulse time width measured by the optical pulse width measurement means. The photoacoustic signal processing apparatus according to claim 1, which is applied to the function.
  9. 　被検体に出射されるパルス光の光源の光出射端から前記被検体に対してパルス光が出射されるまでの間の光路中に、前記被検体に出射されるパルス光の一部を分岐する分岐部が設けられており、前記光パルス幅測定手段が、前記光路から分岐されたパルス光の光強度に基づいて前記被検体に対して出射されたパルス光のパルス時間幅を測定するものであることを特徴とする請求項８に記載の光音響信号処理装置。 A part of the pulsed light emitted to the subject is branched into an optical path from the light emitting end of the light source of the pulsed light emitted to the subject until the pulsed light is emitted to the subject A branching unit is provided, and the light pulse width measuring means measures the pulse time width of the pulsed light emitted to the subject based on the light intensity of the pulsed light branched from the optical path. The photoacoustic signal processing apparatus according to claim 8, wherein the apparatus comprises:
  10. 　前記光波形微分信号逆畳込み手段が、
    　前記サンプリングされた光音響信号をフーリエ変換する第１のフーリエ変換手段と、
    　前記光波形微分信号を所定のサンプリングレートでサンプリングした信号をフーリエ変換する第２のフーリエ変換手段と、
    　前記フーリエ変換された光波形微分信号の逆数を逆フィルタとして求める逆フィルタ演算手段と、
    　前記フーリエ変換された光音響信号に前記逆フィルタを適用するフィルタ適用手段と、
    　前記逆フィルタが適用された光音響信号をフーリエ逆変換するフーリエ逆変換手段と、
    を有するものであることを特徴とする請求項１から９何れかに記載の光音響信号処理装置。     The light waveform differential signal deconvoluting means
    First Fourier transform means for Fourier transforming the sampled photoacoustic signal;
    Second Fourier transform means for Fourier transforming a signal obtained by sampling the light waveform differential signal at a predetermined sampling rate;
    Inverse filter operation means for obtaining, as an inverse filter, an inverse number of the Fourier transformed light waveform differential signal;
    Filter application means for applying the inverse filter to the Fourier transformed photoacoustic signal;
    Inverse Fourier transform means for performing inverse Fourier transform on the photoacoustic signal to which the inverse filter has been applied;
    The photoacoustic signal processing apparatus according to any one of claims 1 to 9, characterized in that
  11. 　前記光音響信号が第１のサンプリングレートでサンプリングされ、前記光波形微分信号が前記第１のサンプリングレートよりも高い第２のサンプリングレートでサンプリングされた信号に相当し、
    　前記第１のサンプリングレートでサンプリングされた光音響信号を、前記第２のサンプリングレートでリサンプルするリサンプル手段を更に備え、
    　前記第１のフーリエ変換手段が、前記リサンプル手段でリサンプルされた光音響信号をフーリエ変換するものであることを特徴とする請求項１０に記載の光音響信号処理装置。     The photoacoustic signal is sampled at a first sampling rate, and the light waveform differential signal corresponds to a signal sampled at a second sampling rate higher than the first sampling rate,
    It further comprises resampling means for resampling the photoacoustic signal sampled at the first sampling rate at the second sampling rate,
    11. The photoacoustic signal processing apparatus according to claim 10, wherein the first Fourier transform means performs Fourier transform on the photoacoustic signal resampled by the resampling means.
  12. 　前記光音響信号が第１のサンプリングレートでサンプリングされ、前記光波形微分信号が前記第１のサンプリングレートよりも高い第２のサンプリングレートでサンプリングされた信号に相当し、かつ、前記第１のフーリエ変換手段が第１のデータ点数でフーリエ変換を行い、前記第２のフーリエ変換手段が、前記第１のデータ点数よりも多い第２のデータ点数でフーリエ変換を行うものであり、
    　前記フーリエ変換された光音響信号に対して、前記第１のデータ点数と前記第２のデータ点数との差の分だけ中央に０を付加するゼロパディングを行うゼロパディング手段を更に備え、
    　前記フィルタ適用手段が、前記ゼロパディング手段でゼロパディングが施された信号に対して前記逆フィルタを適用するものであることを特徴とする請求項１０に記載の光音響信号処理装置。     The photoacoustic signal is sampled at a first sampling rate, and the light waveform differential signal corresponds to a signal sampled at a second sampling rate higher than the first sampling rate, and the first Fourier The conversion means performs Fourier transformation with a first number of data points, and the second Fourier transformation means performs Fourier transformation with a second number of data points larger than the first number of data points.
    The image processing apparatus further comprises zero padding means for performing zero padding on the Fourier-transformed photoacoustic signal to add zero at the center by the difference between the first data score and the second data score.
    11. The photoacoustic signal processing apparatus according to claim 10, wherein the filter application unit applies the inverse filter to a signal that has been zero-padded by the zero padding unit.
  13. 　前記光音響信号が第１のサンプリングレートでサンプリングされ、前記光波形微分信号が前記第１のサンプリングレートよりも高い第２のサンプリングレートでサンプリングされた信号に相当し、かつ、前記第１のフーリエ変換手段が第１のデータ点数でフーリエ変換を行い、前記第２のフーリエ変換手段が、前記第１のデータ点数よりも多い第２のデータ点数でフーリエ変換を行うものであり、
    　前記フーリエ変換された光波形微分信号から、前記第１のデータ点数と前記第２のデータ点数の差の分だけ高周波成分サンプル点を除去する高周波成分サンプル点除去手段を更に備え、
    　前記逆フィルタ演算手段が、前記フーリエ変換された光波形微分信号から高周波成分サンプル点を除去した信号の逆数を逆フィルタとして求めるものであることを特徴とする請求項１０に記載の光音響信号処理装置。     The photoacoustic signal is sampled at a first sampling rate, and the light waveform differential signal corresponds to a signal sampled at a second sampling rate higher than the first sampling rate, and the first Fourier The conversion means performs Fourier transformation with a first number of data points, and the second Fourier transformation means performs Fourier transformation with a second number of data points larger than the first number of data points.
    The apparatus further comprises high frequency component sample point removing means for removing high frequency component sample points from the Fourier-transformed light waveform differential signal by the difference between the first data score and the second data score.
    11. The photoacoustic signal processing according to claim 10, wherein the inverse filter operation means obtains an inverse of a signal obtained by removing high frequency component sample points from the Fourier transformed light waveform differential signal as an inverse filter. apparatus.
  14. 　前記光音響信号のサンプリング間隔が、前記被検体に出射された光のパルス時間幅よりも長いことを特徴とする請求項１１から１３何れかに記載の光音響信号処理装置。 The photoacoustic signal processing apparatus according to any one of claims 11 to 13, wherein a sampling interval of the photoacoustic signal is longer than a pulse time width of light emitted to the subject.
  15. 　複数の検出素子で検出され、前記サンプリング手段でサンプリングされた光音響信号に基づいて前記光音響信号を再構成する光音響信号再構成手段を更に備え、
    　前記光波形微分信号逆畳込み手段が、前記光音響信号再構成手段で再構成された光音響信号から前記光波形微分信号をデコンボリューションするものであることを特徴とする請求項１から１４の何れかに記載の光音響信号処理装置。     It further comprises photoacoustic signal reconstruction means for reconstructing the photoacoustic signal based on the photoacoustic signal detected by a plurality of detection elements and sampled by the sampling means,
    15. The optical waveform differential signal deconvoluting means is for deconvoluting the optical waveform differential signal from the photoacoustic signal reconstructed by the photoacoustic signal reconstructing means. The photoacoustic signal processing apparatus in any one.
  16. 　前記光波形微分信号逆畳込み手段が、前記光音響信号から、前記光波形微分信号に装置応答関数を掛け合わせたものをデコンボリューションすることを特徴とする請求項１から１５何れかに記載の光音響信号処理装置。 16. The optical waveform differential signal deconvoluting means deconvolute the photoacoustic signal from the product of the optical waveform differential signal and the device response function. Photoacoustic signal processor.
  17. 　被検体に対する出射光が複数の波長の光を含み、前記サンプリング手段が各波長の光に対応した光音響信号をサンプリングし、前記光波形微分信号逆畳込み手段が各波長の光に対応した光音響信号から光波形微分信号をデコンボリューションした信号を生成するものであり、
    　各波長の光に対応した、光音響信号から光波形微分信号をデコンボリューションした信号を演算処理する２波長データ演算手段を更に備えたことを特徴とする請求項１から１６何れかに記載の光音響信号処理装置。     The light emitted from the subject contains light of a plurality of wavelengths, the sampling means samples the photoacoustic signal corresponding to the light of each wavelength, and the light waveform differential signal deconvoluting means is a light corresponding to the light of each wavelength It generates a signal obtained by deconvoluting an optical waveform differential signal from an acoustic signal,
    17. The light according to any one of claims 1 to 16, further comprising two-wavelength data calculation means for calculating and processing a signal obtained by deconvoluting a light waveform differential signal from a photoacoustic signal corresponding to light of each wavelength. Acoustic signal processor.
  18. 　前記光音響信号から前記光波形微分信号をデコンボリューションした信号に基づいて光音響画像を生成する光音響画像生成手段を更に備えること特徴とする請求項１から１７何れかに記載の光音響信号処理装置。 The photoacoustic signal processing according to any one of claims 1 to 17, further comprising photoacoustic image generation means for generating a photoacoustic image based on a signal obtained by deconvoluting the light waveform differential signal from the photoacoustic signal. apparatus.
  19. 　前記サンプリング手段が、更に前記被検体に対して送信された音響波に対する反射音響波を更にサンプリングするものであり、
    　前記サンプリング反射音響波に基づいて反射音響波画像を生成する反射音響波画像生成手段と、
    　前記光音響画像と前記反射音響波画像とを合成する画像合成手段とを更に備えることを特徴とする請求項１８に記載の光音響信号処理装置。     The sampling means further samples a reflected acoustic wave for the acoustic wave transmitted to the subject,
    Reflection acoustic wave image generating means for generating a reflection acoustic wave image based on the sampled reflection acoustic wave;
    The photoacoustic signal processing apparatus according to claim 18, further comprising: an image synthesizing unit that synthesizes the photoacoustic image and the reflected acoustic wave image.
  20. 　前記画像合成手段が、前記光音響画像と反射音響波画像とを重畳することで画像合成を行うものであることを特徴とする請求項１９に記載の光音響信号処理装置。 20. The photoacoustic signal processing apparatus according to claim 19, wherein the image combining unit performs image combining by superimposing the photoacoustic image and the reflected acoustic wave image.
  21. 　被検体へのパルス光の出射後に、該パルス光に起因して被検体内で発生した光音響信号を検出するステップと、
    　前記パルス光の光強度の時間波形又は該時間波形を微分した微分波形を表し、パルス光のパルス時間幅を独立変数とする関数を使用して、前記被検体に出射されたパルス光の光強度の時間波形の微分波形である光波形微分信号を生成するステップと、
    　前記検出された光音響信号から、前記生成された光波形微分信号をデコンボリューションするステップとを有する光音響信号処理方法。     Detecting a photoacoustic signal generated in the subject due to the pulsed light after emitting the pulsed light to the subject;
    A time waveform of the light intensity of the pulsed light or a differentiated waveform obtained by differentiating the time waveform, and using a function having the pulse time width of the pulsed light as an independent variable, the light intensity of the pulsed light emitted to the subject Generating an optical waveform differential signal that is a differential waveform of the time waveform of
    And D. deconvoluting the generated light waveform differential signal from the detected photoacoustic signal.
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