WO2016051764A1 - 光音響画像生成装置 - Google Patents

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WO2016051764A1
WO2016051764A1 PCT/JP2015/004925 JP2015004925W WO2016051764A1 WO 2016051764 A1 WO2016051764 A1 WO 2016051764A1 JP 2015004925 W JP2015004925 W JP 2015004925W WO 2016051764 A1 WO2016051764 A1 WO 2016051764A1
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WO
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photoacoustic
image
light
signal
photoacoustic image
Prior art date
Application number
PCT/JP2015/004925
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English (en)
French (fr)
Inventor
宮地　幸哉
Original Assignee
富士フイルム株式会社
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    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/13—Tomography
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/0093—Detecting, measuring or recording by applying one single type of energy and measuring its conversion into another type of energy
    • A61B5/0095—Detecting, measuring or recording by applying one single type of energy and measuring its conversion into another type of energy by applying light and detecting acoustic waves, i.e. photoacoustic measurements
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/06—Devices, other than using radiation, for detecting or locating foreign bodies ; determining position of probes within or on the body of the patient
    • A61B5/061—Determining position of a probe within the body employing means separate from the probe, e.g. sensing internal probe position employing impedance electrodes on the surface of the body
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/68—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient
    • A61B5/6846—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be brought in contact with an internal body part, i.e. invasive
    • A61B5/6847—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be brought in contact with an internal body part, i.e. invasive mounted on an invasive device
    • A61B5/6848—Needles

Definitions

  • the present invention relates to a photoacoustic image generation apparatus, and more particularly to a photoacoustic image generation apparatus that detects a photoacoustic wave generated in a subject after emitting light to the subject and generates a photoacoustic image.
  • An ultrasonic inspection method is known as a kind of image inspection method capable of non-invasively examining the state inside a living body.
  • an ultrasonic probe capable of transmitting and receiving ultrasonic waves is used.
  • the ultrasonic waves travel inside the living body and are reflected at the tissue interface.
  • the reflected ultrasound is received by the ultrasound probe, and the internal state can be imaged by calculating the distance based on the time until the reflected ultrasound returns to the ultrasound probe. .
  • photoacoustic imaging in which the inside of a living body is imaged using the photoacoustic effect.
  • a living body is irradiated with pulsed laser light such as a laser pulse. Inside the living body, the living tissue absorbs the energy of the pulsed laser light, and ultrasonic waves (photoacoustic waves) are generated by adiabatic expansion due to the energy.
  • ultrasonic waves photoacoustic waves
  • Patent Document 1 refers to a combination of photoacoustic imaging and treatment using a puncture needle.
  • a photoacoustic image is generated, and the image is observed to find an affected part such as a tumor or a part suspected of being affected.
  • a puncture needle such as an injection needle or a cytodiagnosis needle is used to collect cells or inject into an affected part.
  • puncture can be performed while observing an affected area using a photoacoustic image.
  • Patent Document 2 As another document describing a combination of photoacoustic imaging and a puncture needle.
  • the puncture needle has a light emitting portion.
  • the light emitted from the laser light source is guided to the light emitting part of the puncture needle using, for example, an optical fiber, and emitted to the outside from the light emitting part.
  • the photoacoustic wave generated by absorbing the light emitted from the light emitting part of the puncture needle is detected by the ultrasonic probe, and the photoacoustic image is generated based on the detection signal, thereby confirming the position of the puncture needle. Is possible.
  • brachial plexus block depends largely on the proper technique of nerve localization, needle position and local anesthetic injection.
  • a puncture needle is punctured and nerve block injection is performed while observing an ultrasonic image.
  • puncture it is important that the entire needle is visible, but in order to prevent pneumothorax and the like, it is most important to grasp the position of the needle tip.
  • Patent Document 3 There is a technique described in Patent Document 3 for the above problem.
  • light emitted from a light source is guided to the vicinity of the tip of the puncture needle using an optical fiber or the like, and light is irradiated from there to the photoacoustic wave generation unit of the puncture needle.
  • a photoacoustic wave generator is provided at the tip of the puncture needle, and a photoacoustic wave can be generated at one point of the tip of the puncture needle. Since the photoacoustic wave generated at the tip of the puncture needle is attenuated before reaching the probe placed on the body surface or the like, the detected photoacoustic wave becomes weaker as the puncture position becomes deeper. For this reason, the display gradation of the image portion showing the tip of the puncture needle changes depending on whether the puncture position is shallow or deep. There is a problem that the puncture needle is easily lost because the display brightness and color change with the change in display gradation. The above problem also occurs when the position of an insert other than the puncture needle is confirmed.
  • an object of the present invention is to provide a photoacoustic image generation apparatus capable of improving the visibility of an insert when the position of the insert is grasped using a photoacoustic image.
  • the present invention is an insert that is inserted at least partially into a subject, and guides light emitted from a light source, and the light guide member guides the light.
  • An insert having a light emitting portion that emits emitted light, a photoacoustic wave generating portion that generates a photoacoustic wave caused by light emitted from the light emitting portion, and a photoacoustic emitted from the insert
  • An acoustic wave detecting means for detecting a wave and outputting a photoacoustic signal which is a detection signal of the detected photoacoustic wave; and a display floor of a pixel corresponding to a portion where the photoacoustic signal has a maximum value based on the photoacoustic signal.
  • Light comprising: a photoacoustic image generation unit that generates a first photoacoustic image whose tone is standardized to a predetermined display gradation; and an image output unit that displays the first photoacoustic image on the image display unit.
  • An acoustic image generation apparatus is provided.
  • the photoacoustic image generation means generates a standardized photoacoustic signal obtained by standardizing the photoacoustic signal by the maximum value, and the standardized photoacoustic signal corresponds to the display gradation. It is preferable to generate the first photoacoustic image with reference to a lookup table that is attached and the maximum value of the normalized photoacoustic signal is associated with a predetermined display gradation.
  • the photoacoustic image generation means may further generate a second photoacoustic image based on the photoacoustic signal.
  • the image output unit may cause the image output unit to display an image obtained by synthesizing the first photoacoustic image and the second photoacoustic image at a predetermined ratio.
  • the image output means may synthesize the first photoacoustic image and the second photoacoustic image at a ratio of ⁇ : (1- ⁇ ), with ⁇ being a value greater than 0 and equal to or less than 1.
  • the insert may have an opening and an internal lumen.
  • the photoacoustic wave generation unit includes a light absorbing member that generates a photoacoustic wave by absorbing light emitted from the light emission unit.
  • the insert may be a needle that is punctured by the subject.
  • the light emitting unit may emit at least a part of the light guided by the light guide member toward the inner wall of the lumen.
  • the acoustic wave detecting means may further detect a reflected acoustic wave with respect to the acoustic wave transmitted toward the subject.
  • the photoacoustic image generation apparatus of the present invention can further include reflected acoustic wave image generation means for generating a reflected acoustic wave image based on the reflected acoustic wave.
  • the image output means may superimpose the reflected acoustic wave image and the photoacoustic image and display them on the image display means.
  • the photoacoustic image generation apparatus of the present invention can improve the visibility of an insert when the position of the insert is grasped using a photoacoustic image.
  • FIG. 1 is a block diagram showing a photoacoustic image generation apparatus according to a first embodiment of the present invention.
  • Sectional drawing which shows a puncture needle.
  • the graph which shows the correspondence of the standardized photoacoustic signal defined by a look-up table, and a display gradation.
  • the flowchart which shows an operation
  • Sectional drawing which shows the front-end
  • FIG. 1 shows a photoacoustic image generation apparatus according to the first embodiment of the present invention.
  • the photoacoustic image generation apparatus 10 includes a probe (ultrasonic probe) 11, an ultrasonic unit 12, a laser unit 13, and a puncture needle 15.
  • an ultrasonic wave is used as an acoustic wave.
  • the ultrasonic wave is not limited to an ultrasonic wave, and is audible as long as an appropriate frequency is selected in accordance with an object to be examined and measurement conditions.
  • An acoustic wave having a frequency may be used.
  • the laser unit 13 is a light source.
  • the light emitted from the laser unit 13 is guided to the puncture needle 15 as an insert using a light guide means such as an optical fiber 16.
  • the laser unit 13 is, for example, a laser diode light source (semiconductor laser light source).
  • an optical amplification laser light source using a laser diode light source as a seed light source may be used.
  • the type of the light source is not particularly limited, and the laser unit 13 may be a solid-state laser light source using YAG (yttrium, aluminum, garnet), alexandrite, or the like.
  • a light source other than the laser light source may be used.
  • the puncture needle 15 is a needle that is punctured by the subject.
  • FIG. 2 shows a cross section of the puncture needle 15.
  • the puncture needle 15 guides light emitted from the hollow puncture needle main body 151 having an opening at the tip formed at an acute angle and having a lumen inside, and the laser unit 13 to the vicinity of the opening of the puncture needle.
  • the light guide member 155 and the light absorption member 157 which absorbs the laser beam emitted from the light guide member 155 and generates a photoacoustic wave are included.
  • the light guide member 155 and the light absorbing member 157 are disposed inside the puncture needle main body 151.
  • the light guide member 155 is connected to the optical fiber 16 (see FIG. 1) by an optical connector provided at the proximal end portion of the puncture needle 15, for example.
  • the light guide member 155 is composed of, for example, an optical fiber, and the end surface on the light traveling side as viewed from the laser unit 13 of the optical fiber constitutes a light emitting portion. From the light emitting part, for example, 0.2 mJ laser light is emitted.
  • the optical fiber 16 may be inserted into the tube 158 and the optical fiber 16 itself may be used as the light guide member 155.
  • the light absorbing member 157 is provided at a position where light emitted from the light emitting portion of the light guide member 155 is irradiated.
  • the light absorbing member 157 is provided near the tip of the puncture needle 15 and on the inner wall of the puncture needle main body 151.
  • the light absorbing member 157 is a photoacoustic wave generating unit that generates a photoacoustic wave by absorbing light emitted from the light emitting unit.
  • the light absorbing member 157 is made of, for example, an epoxy resin mixed with a black pigment, a polyurethane resin, a fluororesin, a silicone rubber, or a black paint having high light absorption with respect to the wavelength of laser light.
  • the light absorption member 157 is drawn larger than the light guide member 155, but the light absorption member 157 is not limited to this, and the light absorption member 157 is approximately as large as the diameter of the light guide member 155. It may be.
  • the light absorbing member 157 is not limited to the above, and a metal film or an oxide film having light absorption with respect to the wavelength of the laser light may be used as the light absorbing member 157.
  • a metal film or an oxide film having light absorption with respect to the wavelength of the laser light may be used as the light absorbing member 157.
  • an oxide film such as iron oxide, chromium oxide, or manganese oxide that has high light absorption with respect to the wavelength of laser light can be used.
  • a metal film such as Ti or Pt that has lower light absorption than oxide but high biocompatibility may be used as the light absorption member 157.
  • the position where the light absorbing member 157 is provided is not limited to the inner wall of the puncture needle body 151.
  • a metal film or an oxide film as the light absorbing member 157 is formed on the light emitting surface of the light guide member 155 by vapor deposition or the like, for example, with a film thickness of about 100 nm, and the oxide film forms the light emitting surface. It may be covered. In this case, at least a part of the light emitted from the light emitting surface of the light guide member 155 is absorbed by the metal film or oxide film covering the light emitting surface, and a photoacoustic wave is generated from the metal film or oxide film. .
  • the vicinity of the distal end of the puncture needle 15 is an image of the position of the distal end of the puncture needle 15 with the accuracy required for the puncture operation when the light emitting surface of the light guide member 155 and the light absorbing member 157 are disposed at that position.
  • the photoacoustic wave can be generated.
  • it refers to the range of 0 mm to 3 mm from the distal end of the puncture needle 15 to the proximal end side.
  • the vicinity of the tip has the same meaning.
  • the probe 11 is an acoustic wave detection means, and has, for example, a plurality of detector elements (ultrasonic transducers) arranged one-dimensionally.
  • the probe 11 detects a photoacoustic wave generated from the light absorbing member 157 (see FIG. 2) after the puncture needle 15 is punctured into the subject.
  • the probe 11 transmits acoustic waves (ultrasound) to the subject and receives reflected acoustic waves (reflected ultrasound) for the transmitted ultrasound. Transmission and reception of sound waves may be performed at separate positions.
  • ultrasonic waves may be transmitted from a position different from the probe 11, and reflected ultrasonic waves with respect to the transmitted ultrasonic waves may be received by the probe 11.
  • the probe 11 is not limited to a linear probe, and may be a convex probe or a sector probe.
  • the ultrasonic unit 12 includes a reception circuit 21, a reception memory 22, a data separation unit 23, a photoacoustic image generation unit 24, an ultrasonic image generation unit 25, an image output unit 26, a transmission control circuit 27, and a control unit 28.
  • the ultrasonic unit 12 constitutes a signal processing device.
  • the receiving circuit 21 receives the detection signal output from the probe 11 and stores the received detection signal in the reception memory 22.
  • the reception circuit 21 typically includes a low noise amplifier, a variable gain amplifier, a low-pass filter, and an AD converter (Analog-to-Digital converter).
  • the detection signal of the probe 11 is amplified by a low-noise amplifier, and then the gain is adjusted according to the depth by a variable gain amplifier. After a high-frequency component is cut by a low-pass filter, it is stored in a digital signal by an AD converter and received. Stored in the memory 22.
  • the receiving circuit 21 is composed of, for example, one IC (Integral circuit).
  • the probe 11 outputs a photoacoustic wave detection signal (also referred to as a photoacoustic signal) and a reflected ultrasonic detection signal (also referred to as a reflected ultrasonic signal), and the reception memory 22 performs AD-converted photoacoustic signal. And reflected ultrasound signals (sampling data thereof) are stored.
  • the data separation means 23 reads the photoacoustic signal sampling data from the reception memory 22 and transmits it to the photoacoustic image generation means 24. Further, the sampling data of the reflected ultrasonic signal is read from the reception memory 22 and transmitted to the ultrasonic image generating means (reflected acoustic wave image generating means) 25.
  • the ultrasonic image generating means 25 generates an ultrasonic image (reflected acoustic wave image) based on the reflected ultrasonic signal detected by the probe 11.
  • the generation of an ultrasonic image also includes image reconstruction such as phase matching addition, detection, logarithmic conversion, and the like.
  • the photoacoustic image generation unit 24 generates a photoacoustic image based on the photoacoustic signal detected by the probe 11.
  • the photoacoustic image generation means of the present embodiment is a photoacoustic image (first light) in which the display gradation of the pixel corresponding to the portion where the photoacoustic signal has the maximum value is standardized to a predetermined display gradation. Sound image).
  • the photoacoustic image generation means generates, for example, a standardized photoacoustic signal obtained by normalizing the photoacoustic signal with the maximum value.
  • a photoacoustic signal for example, a photoacoustic signal received from the reception memory 22, a reconstructed photoacoustic signal, a photoacoustic signal after detection / logarithmic conversion, or the like can be used.
  • a lookup table in which the normalized photoacoustic signal and the display gradation are associated with each other is used.
  • the maximum value of the normalized photoacoustic signal is associated with a predetermined display gradation, for example, the maximum display gradation.
  • FIG. 3 shows the correspondence between the standardized photoacoustic signal defined by the lookup table and the display gradation.
  • the maximum value of the normalized photoacoustic signal I norm is 1.
  • the look-up table associates a section in which the normalized photoacoustic signal has a certain value to 1 with a value from 0 to 255.
  • the photoacoustic image generation means converts the photoacoustic signal (standardized photoacoustic signal) into any gradation from 0 to 255 by using such a lookup table LUT norm .
  • the display gradation of the photoacoustic signal I is obtained by LUT norm (I / I max ).
  • the image output means 26 outputs the photoacoustic image and the ultrasonic image to the image display means 14 such as a display device. At that time, it is preferable that the image output means 26 superimposes the photoacoustic image on the ultrasonic image and outputs it to the image display means 14.
  • the display mode of the image output unit 26 is not particularly limited, and the photoacoustic image and the ultrasonic image may be displayed side by side, or may be switched and displayed.
  • the control means 28 controls each part in the ultrasonic unit 12. For example, when acquiring a photoacoustic image, the control unit 28 transmits a trigger signal to the laser unit 13 to emit laser light from the laser unit 13. A sampling trigger signal is transmitted to the receiving circuit 21 in accordance with the emission of the laser beam, and for example, the sampling start timing of the photoacoustic wave is controlled.
  • the area for detecting the photoacoustic wave may be divided into a plurality of areas. In that case, light emission to the subject and detection of photoacoustic waves are performed for each area.
  • the control means 28 When acquiring the ultrasonic image, the control means 28 transmits an ultrasonic transmission trigger signal to the transmission control circuit 27 to instruct ultrasonic transmission.
  • the transmission control circuit 27 When receiving the ultrasonic transmission trigger signal, the transmission control circuit 27 transmits ultrasonic waves from the probe 11.
  • the probe 11 scans the acoustic lines while shifting the acoustic lines one line at a time, for example, and detects reflected ultrasonic waves.
  • the control means 28 transmits a sampling trigger signal to the receiving circuit 21 in synchronization with the timing of ultrasonic transmission, and starts sampling of reflected ultrasonic waves.
  • FIG. 4 shows the operation procedure.
  • the puncture needle 15 is punctured by the doctor or the like (step A1).
  • the control means 28 of the ultrasonic unit 12 sends a trigger signal to the laser unit 13.
  • the laser unit 13 starts laser oscillation and emits pulsed laser light (step A2).
  • the pulsed laser light emitted from the laser unit 13 is guided to the vicinity of the tip of the puncture needle 15 by the light guide member 155 (see FIG. 2), and is irradiated to the light absorbing member 157.
  • the probe 11 detects a photoacoustic wave generated in the subject by the irradiation of the laser beam (step A3).
  • the reception circuit 21 receives a photoacoustic signal from the probe 11 and stores sampling data of the photoacoustic signal in the reception memory 22.
  • the data separation unit 23 transmits the photoacoustic signal stored in the reception memory 22 to the photoacoustic image generation unit 24.
  • the photoacoustic image generation means 24 generates a photoacoustic image based on the photoacoustic signal (step A4). In that case, the photoacoustic image generation means 24 normalizes a photoacoustic signal with the maximum value, and produces
  • the control means 28 sends an ultrasonic trigger signal to the transmission control circuit 27.
  • the transmission control circuit 27 transmits ultrasonic waves from the probe 11 (step A5).
  • the probe 11 detects the reflected ultrasonic wave after transmitting the ultrasonic wave (step A6).
  • you may perform transmission / reception of an ultrasonic wave in the separated position. For example, ultrasonic waves may be transmitted from a position different from the probe 11, and reflected ultrasonic waves with respect to the transmitted ultrasonic waves may be received by the probe 11.
  • the reflected ultrasonic signal output from the probe 11 is stored in the reception memory 22 via the reception circuit 21.
  • the reflected ultrasonic wave transmitted from the probe 11 propagates back and forth between the probe 11 and the ultrasonic reflection position, whereas the photoacoustic wave is probed from the vicinity of the tip of the puncture needle 15 that is the generation position.
  • the sampling clock of the AD converter at the time of reflected ultrasonic sampling may be half that at the time of photoacoustic wave sampling.
  • the data separation unit 23 transmits the reflected ultrasonic signal stored in the reception memory 22 to the ultrasonic image generation unit 25.
  • the ultrasonic image generation means 25 generates an ultrasonic image based on the reflected ultrasonic signal (step A7).
  • the image output unit 26 causes the image display unit 14 to display the photoacoustic image generated in step A4 and the ultrasonic image generated in step A7 in a superimposed manner (step A8).
  • a region 201 corresponds to a region of a photoacoustic wave generated from the distal end portion of the puncture needle 15, and a region 202 and a region 203 correspond to an artifact region.
  • the position (puncture position) of the tip of puncture needle 15 in FIG. 5A is shallower than the position of the tip of puncture needle 15 in FIG. 5B.
  • the strongest photoacoustic wave is detected. That is, the strongest photoacoustic wave is detected near the tip of the puncture needle 15.
  • the artifact is weaker than the photoacoustic wave detected from the light absorbing member 157 of the puncture needle 15.
  • the photoacoustic signal is normalized with the maximum value of the photoacoustic wave.
  • the display gradation of the region 201 corresponding to the tip of the puncture needle is kept constant regardless of the depth of the puncture position. Can do.
  • the puncture position is deeper in FIG. 5B, and therefore the magnitude of the detected photoacoustic wave is weakened by the amount of attenuation.
  • the region 201 The portion can be displayed with the same display gradation as when the puncture position is shallow.
  • FIG. 6 shows a correspondence relationship between a photoacoustic signal defined by a look-up table used for generating a normal photoacoustic image and display gradation.
  • the display gradation of the photoacoustic signal I is obtained by LUT (I).
  • LUT LUT
  • FIG. 5A it is assumed that a strong photoacoustic signal is detected from the area 201 and the display gradation is 255 when the photoacoustic signal is converted into a display gradation using the lookup table LUT.
  • the puncture position shown in FIG. 5B is deeper than the puncture position shown in FIG.
  • the photoacoustic signal detected from the region 201 is weakened by the amount of attenuation until reaching the probe 11. It is assumed that when the photoacoustic signal is converted into display gradation using the look-up table LUT, the display gradation is lower than 255.
  • FIG. 7 shows a photoacoustic image in the comparative example. If the photoacoustic signal is converted to display gradation without normalization, the detected photoacoustic signal becomes weaker and the display gradation becomes lower than when the puncture position is shallow. Comparing FIG. 5B and FIG. 7, the display gradation of the region 201 in FIG. 7 is lower than the display gradation of the region 201 in FIG. 5B. A doctor or the like checks the position of the tip of the puncture needle 15 by tracking a region with a high display gradation in the photoacoustic image. However, if the display gradation changes during puncture, the tip of the puncture needle 15 is likely to be lost. The display gradation of the tip portion of the puncture needle 15 is preferably constant during puncture.
  • the photoacoustic image is obtained by normalizing the photoacoustic signal with the maximum value and generating the photoacoustic image based on the normalized photoacoustic signal.
  • the magnitude (absolute value) of the detected photoacoustic signal varies depending on the puncture position.
  • the maximum photoacoustic signal is detected at the position where the light absorbing member 157 of the puncture needle 15 is present.
  • the display gradation of the tip portion of the puncture needle 15 can be made the same gradation regardless of the puncture position.
  • the display brightness of the needle tip portion of the puncture needle 15 can be kept constant, and the visibility of the puncture needle 15 in the photoacoustic image can be improved. Since the display brightness is kept constant, it is difficult to lose sight of the tip of the puncture needle 15.
  • the configuration of the photoacoustic image of the present embodiment may be the same as the configuration of the photoacoustic image shown in FIG.
  • the photoacoustic image generation means 24 is not only a photoacoustic image (first photoacoustic image) based on a normalized photoacoustic signal, but also a normal photoacoustic image (second light) based on a photoacoustic signal. Sound image).
  • the image output unit 26 causes the image display unit 14 to display an image obtained by synthesizing the first photoacoustic image and the second photoacoustic image at a predetermined ratio.
  • the photoacoustic image generation means 24 uses, for example, a first photoacoustic image obtained by converting a normalized photoacoustic signal into display gradations using a lookup table LUT norm (I / I max ) that defines the relationship shown in FIG.
  • the second photoacoustic image obtained by converting the photoacoustic signal into the display gradation is generated using the lookup table LUT (I) that defines the relationship shown in FIG.
  • the photoacoustic image generation unit 24 combines the first photoacoustic image and the second photoacoustic image at a ratio of 1: 1.
  • the display gradation in the synthesized image can be expressed by 0.5 ⁇ LUT norm (I / I max ) + 0.5 ⁇ LUT (I).
  • the synthesis ratio is not limited to 1: 1 and is arbitrary.
  • the first photoacoustic image and the second photoacoustic image may be combined at a ratio of ⁇ : (1 ⁇ ) by setting ⁇ to a value greater than 0 and equal to or less than 1.
  • the display gradation in the synthesized image can be expressed by ⁇ ⁇ LUT norm (I / I max ) + (1 ⁇ ) ⁇ LUT (I).
  • ⁇ may be set to 0 and only the second photoacoustic image may be displayed.
  • the image output means 26 may switch and display the first photoacoustic image, the second photoacoustic image, and an image obtained by combining them, for example, according to a user operation.
  • the image synthesis may be performed by the photoacoustic image generation means 24.
  • the intensity of the detected photoacoustic wave is not reflected in the image.
  • the photoacoustic wave can reach the probe 11 even when the sound source exists at a position deviated from the imaging section (ultrasonic beam transmission surface) by the probe 11.
  • the detected photoacoustic signal is weaker than when the position of the distal end portion of the puncture needle 15 is in the imaging section. If the intensity of the photoacoustic signal can be reflected to some extent in the display image, it can be determined whether or not the position of the tip portion of the puncture needle 15 is deviated from the imaging cross section.
  • the first photoacoustic image based on the standardized photoacoustic signal and the normal photoacoustic image based on the photoacoustic signal are synthesized.
  • image display reflecting the intensity of the detected photoacoustic signal is performed while suppressing a change in display gradation due to a difference in puncture position. be able to.
  • normalization is performed at the stage of the photoacoustic signal before the generation of the photoacoustic image.
  • normalization may be performed after the image generation (after conversion to display gradation).
  • display gradation converting the I max the maximum value of the photoacoustic signal using a look-up table LUT (I) which defines the relationship shown in FIG. 6 was 200
  • the display gradation of each pixel By multiplying by 255/200, the display gradation of the pixel corresponding to the portion where the photoacoustic signal has the maximum value may be normalized to a predetermined display gradation.
  • the puncture needle only needs to generate a photoacoustic wave due to light guided to the puncture needle, and is not limited to the one shown in FIG. FIG. 8 shows a cross section near the tip of a puncture needle according to a modification.
  • the puncture needle 15a of this modification has a puncture needle main body 151 constituting an outer needle and an inner needle 152 inserted therein.
  • the inner needle 152 includes a light guide member 155, a light absorbing member 157, a tube 158, and a transparent resin 159.
  • the tube 158 is a hollow tube made of polyimide, for example.
  • the tube 158 may be a metal tube such as stainless steel.
  • the outer diameter of the tube 158 is slightly smaller than the diameter of the lumen of the puncture needle body 151.
  • the transparent resin 159 is disposed in the tube 158.
  • an epoxy resin adheresive
  • the tube 158 and the transparent resin 159 are cut at an acute angle similarly to the tip of the puncture needle formed at an acute angle.
  • the transparent resin 159 only needs to block at least the tip portion of the tube 158, and does not necessarily need to block the entire inside of the tube 158.
  • a photo-curing type, a thermosetting type, or a room-temperature curing type can be used as the transparent resin 159.
  • the light guided by the optical fiber 16 enters the light guide member 155 in the inner needle 152 from an optical connector provided at the proximal end portion of the inner needle, for example.
  • the optical fiber 16 may be inserted into the tube 158 and the optical fiber 16 itself may be used as the light guide member 155.
  • the light guide member 155 guides the light emitted from the laser unit 13 to the vicinity of the opening of the puncture needle.
  • the light guided by the light guide member 155 is emitted from the light emitting portion 156 provided in the vicinity of the opening.
  • the light guide member 155 is composed of, for example, an optical fiber, and the end surface on the light traveling side as viewed from the laser unit 13 of the optical fiber constitutes the light emitting portion 156. From the light emitting portion 156, for example, 0.2 mJ laser light is emitted.
  • the light guide member 155 is embedded in the tube 158 with a transparent resin 159.
  • a light absorbing member 157 that is a photoacoustic wave generating unit is disposed at the distal end of the tube 158, and light emitted from the light emitting unit 156 is applied to the light absorbing member 157.
  • the light absorbing member 157 is present at the distal end of the puncture needle 15a, and can generate a photoacoustic wave at one point of the distal end of the puncture needle 15a.
  • the length of the photoacoustic wave generation source is sufficiently shorter than the entire length of the puncture needle, and the sound source can be regarded as a point sound source.
  • the light absorbing member 157 for example, epoxy resin mixed with black pigment, polyurethane resin, fluororesin, silicone rubber, or the like can be used.
  • the light absorbing member 157 may be made of a metal or an oxide having light absorptivity with respect to the wavelength of the laser light.
  • an oxide such as iron oxide, chromium oxide, or manganese oxide that has high light absorption with respect to the wavelength of the laser light can be used.
  • a metal such as Ti or Pt may be used as the light absorbing member 157.
  • the inner needle 152 can be manufactured by the following procedure. First, the transparent resin 159 before being cured is injected into the tube 158. Next, the light guide member 155 is inserted into the tube 158 and positioned so that the light emitting end of the light guiding member 155 constituting the light emitting portion 156 is disposed in the vicinity of the tip of the tube 158. In this positioning, for example, the light guide member 155 may be observed using a microscope or the like, and the position may be adjusted so that the light emitting end is disposed at the tip of the tube 158.
  • “near” means that the position of the tip of the puncture needle can be imaged with the accuracy required for the puncture operation in the light absorbing member 157 disposed at the tip when the light emitting portion 156 is disposed at that position. This is a position where a photoacoustic wave can be generated. For example, the distance is from 0 mm to 3 mm from the distal end of the puncture needle to the proximal end. Since the transparent resin 159 has transparency, the position of the light emitting end of the light guide member 155 can be confirmed during adjustment. Instead of the above, the light guide member 155 may be inserted first, and then the transparent resin 159 may be injected.
  • the transparent resin 159 is cured by, for example, thermosetting in a state where the light guide member 155 is inserted into the tube 158. Thereafter, the distal ends of the tube 158 and the transparent resin 159 are cut at an acute angle so as to have a shape suitable for the distal end of the puncture needle body 151. Subsequently, a light-absorbing resin constituting the light-absorbing member 157 is applied so as to cover at least a part of the cut surface, and the resin is cured by, for example, thermosetting.
  • the light guide member 155 is inserted into the tube 158 to adjust the position, and after the transparent resin is cured, the tube is cut at an acute angle.
  • the tube may be cut first at an acute angle, the light guide member 155 may be inserted into the tube, the position may be adjusted, and the transparent resin may be cured.
  • a metal tube such as stainless steel may be used for the tube.
  • the present invention is not limited thereto.
  • a light-absorbing film is used as the light-absorbing member 157
  • the light-emitting portion 156 which is the light-emitting surface of the light-guiding member 155
  • the light-guiding member 155 is placed in a transparent resin. It may be embedded.
  • a gap may be provided between the light emitting part 156 of the light guide member 155 and the light absorbing member 157 so that the light emitting part 156 and the light absorbing member 157 face each other with an air layer interposed therebetween.
  • the inner needle 152 has the tube 158
  • the present invention is not limited to this.
  • the inner needle may be made of a light-absorbing material, for example, a black resin, and the light guide member 155 may be embedded therein.
  • the inner needle, particularly the tip portion thereof, also serves as a light absorbing member 157 that absorbs light emitted from the light emitting portion 156 of the light guide member 155 and generates an acoustic wave.
  • a light guide member 155 having an outer diameter substantially the same as the inner diameter of the puncture needle main body 151 is used, and the light guide member 155 itself is used as an inner needle. May be.
  • a light absorbing film such as a black fluororesin may be used as the light absorbing member 157, and at least a part of the light guide member 155 including the light emitting portion 156 may be covered with a black fluororesin, for example.
  • the light absorbing member 157 is not essential.
  • the light emitted from the light exit surface of the light guide member 155 may be applied to the puncture needle body 151, and a photoacoustic wave may be generated from the portion of the puncture needle body 151 irradiated with the light.
  • the portion of the puncture needle main body 151 irradiated with light constitutes a photoacoustic wave generation unit.
  • the inner wall near the tip of the puncture needle body 151 may be irradiated with light to generate a photoacoustic wave near the tip of the puncture needle.
  • the puncture needle is not limited to a needle that is percutaneously punctured from the outside of the subject, and may be a needle for an ultrasonic endoscope.
  • a light guide member 155 and a light absorbing member 157 are provided on a needle for an ultrasonic endoscope, light is irradiated to the light absorbing member 157 provided at the tip of the needle, and a photoacoustic wave is detected to detect photoacoustics. An image may be generated. In that case, puncturing can be performed while observing the photoacoustic image and confirming the position of the tip of the needle for the ultrasonic endoscope.
  • the photoacoustic wave generated at the tip of the ultrasonic endoscope needle may be detected using a body surface probe, or may be detected using a probe incorporated in the endoscope.
  • the puncture needle 15 is considered as an insert, but the present invention is not limited to this.
  • the insert may be a radiofrequency ablation needle containing an electrode used for radiofrequency ablation, a catheter inserted into a blood vessel, or a catheter inserted into a blood vessel. It may be a guide wire. Alternatively, an optical fiber for laser treatment may be used.
  • a needle having an opening at the tip is assumed as the needle, but the opening is not necessarily provided at the tip.
  • the needle is not limited to a needle such as an injection needle, and may be a biopsy needle used for biopsy. That is, it may be a biopsy needle that can puncture a living body inspection object and collect a tissue of a biopsy site in the inspection object. In that case, a photoacoustic wave may be generated in a collection part (inhalation port) for aspirating and collecting tissue at a biopsy site.
  • FIG. 1 only one puncture needle 15 is depicted, but the number of inserts to be imaged with a photoacoustic image is not limited to one.
  • a plurality of pairs of inserts and corresponding laser units may be prepared, a photoacoustic image may be generated for each insert, and the position of each insert may be confirmed by the photoacoustic image.
  • the color of the photoacoustic image may be changed for each insert and superimposed on the ultrasonic image. In that case, a plurality of inserts can be distinguished in the image.
  • FIG. 9 shows the appearance of the photoacoustic image generation apparatus.
  • a probe 11 is connected to the ultrasonic unit 12.
  • the ultrasonic unit 12 is configured as an integrated apparatus including the image display means 14.
  • the ultrasonic unit 12 typically includes a processor, a memory, a bus, and the like.
  • the ultrasonic unit 12 incorporates a program related to photoacoustic image generation.
  • the ultrasonic unit 12 has a USB port 40.
  • the USB connector including the power input terminal 41 and the trigger input terminal 42 of the laser unit 13 is inserted into the USB port 40.
  • the USB port 40 only needs to have a shape into which a normal USB connector is inserted, and does not have to be a port that transmits and receives signals in accordance with the normal USB standard.
  • the USB port may include a trigger signal line instead of the digital signal line. That is, the USB port 40 may be a USB port having a total of four terminal connectors including two power lines and two trigger lines. By using a trigger signal line instead of the digital signal line, it becomes easy to achieve trigger synchronization with the laser unit 13.
  • One end of the optical fiber constituting the light guide member 155 (see FIG. 2) of the puncture needle 15 is connected to the light output terminal 47 of the laser unit 13.
  • the optical fiber is inserted into the optical output terminal 47 and held by a spring force or the like.
  • the optical fiber can be prevented from being pulled out of the light output terminal 47 and broken.
  • the optical fiber can be directly inserted into and removed from the optical output terminal 47, it is not necessary to provide a connector for the optical fiber extending from the puncture needle 15, and the cost can be reduced.
  • the pulse energy of the pulse laser beam output from the laser unit 13 can be 6.4 ⁇ J if the core diameter of the optical fiber constituting the light guide member 155 is 200 ⁇ m. If the core diameter of the optical fiber is 100 ⁇ m, it can be set to 2.0 ⁇ J.
  • the pulse time width can be set to 80 ns.
  • the light output terminal 47 is provided on the surface opposite to the surface on which the USB connector including the power input terminal 41 and the trigger input terminal 42 exists.
  • the light output terminal 47 has a USB connector. It is preferable to be provided on a surface orthogonal to the surface to be performed.
  • the USB connector may come out of the USB port 40 when the laser unit 13 is pulled when the surgeon moves the puncture needle 15. .
  • the USB connector and the optical output terminal 47 are provided on surfaces orthogonal to each other, the USB connector is difficult to be disconnected from the USB port 40 even if the laser unit 13 is pulled.
  • the laser unit 13 is directly connected to the USB port 40, but the present invention is not limited to this, and the USB port 40 and the laser unit 13 may be connected using an extension cable or the like.
  • the trigger input terminal 42 does not need to be included in the USB connector, and the laser unit 13 may acquire a trigger signal from a connector (terminal) different from the USB port 40.
  • the trigger signal may be acquired from a connector for ECG (Electrocardiogram) measurement attached to a normal ultrasound system.
  • the trigger signal may be obtained from some terminals of the probe connector.
  • the photoacoustic image generation apparatus of this invention is not limited only to the said embodiment, Various correction and change are possible from the structure of the said embodiment. Those subjected to are also included in the scope of the present invention.

Abstract

【課題】光音響画像生成装置において、挿入物の視認性を向上させる。 【解決手段】穿刺針（１５）は、光源から出射される光を導光する導光部材と、導光部材により導光された光を出射する光出射部と、光出射部から出射される光に起因した光音響波を発生する光音響波発生部とを有する。光音響画像生成手段（２４）は、光音響信号に基づいて、光音響信号が最大値となる部分に対応した画素の表示階調があらかじめ定められた表示階調に規格化された光音響画像を生成する。

Description

光音響画像生成装置
　本発明は、光音響画像生成装置に関し、更に詳しくは、被検体への光出射後に被検体内で生じた光音響波を検出し光音響画像を生成する光音響画像生成装置に関する。
　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が用いられる。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。その反射超音波を超音波探触子によって受信し、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。
　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、レーザパルスなどのパルスレーザ光を生体内に照射する。生体内部では、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（光音響波）が発生する。この光音響波を超音波探触子などによって検出し、検出信号に基づいて光音響画像を構成することにより、光音響波に基づく生体内の可視化が可能である。
　光音響イメージングに関し、特許文献１には、光音響イメージングと穿刺針を用いた処置との組み合わせが言及されている。特許文献１では、光音響画像を生成し、その画像を観察することで、腫瘍などの患部や、患部の疑いがある部位などを見つける。そのような部位をより精密に検査するために、或いは患部に注射などを行うために、注射針や細胞診針等の穿刺針を用いて、細胞の採取や患部への注射などを行う。特許文献１では、光音響画像を用いて、患部を観察しながら穿刺を行うことができるとしている。
　また、光音響イメージングと穿刺針との組み合わせが記載された別の文献として、特許文献２がある。特許文献２では、穿刺針は発光部を有する。レーザ光源から出射した光は例えば光ファイバなどを用いて穿刺針の発光部まで導光され、発光部から外部に出射する。穿刺針の発光部から出射した光を吸収することによって発生した光音響波を超音波探触子によって検出し、その検出信号に基づいて光音響画像を生成することで、穿刺針の位置の確認が可能となる。
　ここで、腕神経叢ブロックの成功は神経の局在、針の位置、局所麻酔薬注入の適切な技法によるところが大きい。近年では、超音波画像を観察しながら穿刺針を穿刺し神経ブロック注射を実施しているが、超音波画像だけでは、穿刺針が視認しづらいという問題点がある。穿刺においては、針全体が見えることも大事であるが、気胸などを防ぐためには、針先端の位置を把握することが最も重要である。光音響イメージングにおいて、通常、被検体に対する光照射は被検体の表面から行われ、特に穿刺針の先端が深い位置（例えば、被検体表面から３ｃｍより深い位置）まで穿刺されると、被検体表面から照射された光が深い位置に穿刺された穿刺針まで十分に届かず、光音響画像で穿刺針の先端の位置を確認することが困難になる。
　上記問題に対しては、特許文献３に記載された技術がある。特許文献３では、光源から出射した光を、光ファイバなどを用いて穿刺針の先端付近まで導光し、そこから穿刺針の光音響波発生部に光を照射する。このようにすることで、穿刺針が深い位置まで穿刺されたときでも、光音響画像を用いてその位置の確認が可能となる。
特開２００９－３１２６２号公報 特開２０１３－１３７１３号公報 国際公開第ＷＯ２０１４／１０９１４８号公報
　特許文献３においては、穿刺針の先端に光音響波発生部を設けており、穿刺針の先端の一点で光音響波を発生させることができる。穿刺針の先端で発生させた光音響波は、体表などに置かれたプローブに到達するまでに減衰するため、穿刺位置が深くなるほど、検出される光音響波は弱くなる。このため、穿刺位置が浅いときと深いときとで、穿刺針の先端を示す画像部分の表示階調が変化する。表示階調の変化に伴い、表示輝度や色味が変わることで、穿刺針を見失いやすくなるという問題がある。上記の問題は、穿刺針以外の挿入物の位置を確認する場合にも同様に発生する。
　本発明は、上記に鑑み、挿入物の位置を光音響画像を用いて把握するときに、挿入物の視認性を向上させることが可能な光音響画像生成装置を提供することを目的とする。
　上記目的を達成するために、本発明は、少なくとも一部が被検体内に挿入される挿入物であって、光源から出射される光を導光する導光部材と、その導光部材により導光された光を出射する光出射部と、その光出射部から出射される光に起因した光音響波を発生する光音響波発生部と、を有する挿入物と、挿入物から発せられる光音響波を検出し、検出した光音響波の検出信号である光音響信号を出力する音響波検出手段と、光音響信号に基づいて、光音響信号が最大値となる部分に対応した画素の表示階調があらかじめ定められた表示階調に規格化された第１の光音響画像を生成する光音響画像生成手段と、第１の光音響画像を画像表示手段に表示させる画像出力手段とを備える光音響画像生成装置を提供する。
　本発明の光音響画像生成装置において、光音響画像生成手段は、光音響信号を、その最大値で規格化した規格化光音響信号を生成し、規格化光音響信号と表示階調とが対応付けられ、かつ規格化光音響信号の最大値があらかじめ定められた表示階調に対応付けられたルックアップテーブルを参照して第１の光音響画像を生成することが好ましい。
　光音響画像生成手段は、光音響信号に基づいて第２の光音響画像を更に生成してもよい。その場合、画像出力手段は、第１の光音響画像と第２の光音響画像とをあらかじめ定められた比率で合成した画像を画像出力手段に表示させてもよい。
　上記において、画像出力手段は、αを０より大きく１以下の値として、第１の光音響画像と第２の光音響画像とをα：（１－α）の比率で合成してもよい。
　挿入物は、開口を有し内部に内腔を有していてもよい。
　光音響波発生部は、光出射部から出射される光を吸収して光音響波を発生する光吸収部材を含むことが好ましい。
　挿入物は被検体に穿刺される針であってもよい。
　光出射部は、導光部材により導光された光の少なくとも一部を、内腔の内壁に向けて出射してもよい。
　音響波検出手段は、被検体に向けて送信された音響波に対する反射音響波を更に検出してもよい。その場合、本発明の光音響画像生成装置は、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を更に有することとすることができる。
　画像出力手段は、反射音響波画像と光音響画像とを重ねて画像表示手段に表示させてもよい。
　本発明の光音響画像生成装置は、挿入物の位置を光音響画像を用いて把握するときに、挿入物の視認性を向上させることができる。
本発明の第１実施形態に係る光音響画像生成装置を示すブロック図。 穿刺針を示す断面図。 ルックアップテーブルで定義される規格化光音響信号と表示階調との対応関係を示すグラフ。 動作手順を示すフローチャート。 光音響画像を示す図。 光音響画像を示す図。 通常の光音響画像の生成に用いられるルックアップテーブルで定義される光音響信号と表示階調との対応関係を示すグラフ。 比較例における光音響画像を示す図。 変形例の穿刺針の先端付近を示す断面図。 光音響画像生成装置の外観を示す図。
　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１は、本発明の第１実施形態に係る光音響画像生成装置を示す。光音響画像生成装置１０は、プローブ（超音波探触子）１１、超音波ユニット１２、レーザユニット１３、及び穿刺針１５を含む。なお、本発明の実施形態では、音響波として超音波を用いるが、超音波に限定されるものでは無く、被検対象や測定条件等に応じて適切な周波数を選択してさえいれば、可聴周波数の音響波を用いても良い。
　レーザユニット１３は光源である。レーザユニット１３から出射した光は、例えば光ファイバ１６などの導光手段を用いて挿入物である穿刺針１５まで導光される。レーザユニット１３は、例えばレーザダイオード光源（半導体レーザ光源）である。あるいは、レーザダイオード光源を種光源とする光増幅型レーザ光源であってもよい。光源のタイプは特に限定されず、レーザユニット１３が、ＹＡＧ（イットリウム・アルミニウム・ガーネット）やアレキサンドライトなどを用いた固体レーザ光源であってもよい。レーザ光源以外の光源を用いてもよい。
　穿刺針１５は、被検体に穿刺される針である。図２は、穿刺針１５の断面を示す。穿刺針１５は、鋭角に形成された先端に開口を有し内部に内腔を有する中空形状の穿刺針本体１５１と、レーザユニット１３から出射される光を穿刺針の開口の近傍に導光する導光部材１５５と、導光部材１５５から出射したレーザ光を吸収して光音響波を発生する光吸収部材１５７とを含む。
　導光部材１５５及び光吸収部材１５７は、穿刺針本体１５１の内部に配置される。導光部材１５５は、例えば穿刺針１５の基端部に設けられた光コネクタにより光ファイバ１６（図１を参照）に接続される。導光部材１５５は、例えば光ファイバで構成されており、その光ファイバのレーザユニット１３から見て光進行側の端面が光出射部を構成する。光出射部からは、例えば０．２ｍＪのレーザ光が出射する。光コネクタを設けるのに代えて、光ファイバ１６をチューブ１５８の内部に挿通し、光ファイバ１６そのものを導光部材１５５として用いてもよい。
　光吸収部材１５７は、導光部材１５５の光出射部から出射した光が照射される位置に設けられる。光吸収部材１５７は、穿刺針１５の先端近傍かつ穿刺針本体１５１の内壁に設けられる。光吸収部材１５７は、光出射部から出射される光を吸収して光音響波を発生する光音響波発生部である。光吸収部材１５７は、例えば黒顔料を混合したエポキシ樹脂、ポリウレタン樹脂、フッ素樹脂やシリコーンゴム、レーザ光の波長に対して光吸収性が高い例えば黒色の塗料から成る。なお、図２では、導光部材１５５よりも光吸収部材１５７の方が大きく描かれているが、これには限定されず、光吸収部材１５７は、導光部材１５５の径と同程度の大きさであってもよい。
　光吸収部材１５７は、上記したものには限定されず、レーザ光の波長に対して光吸収性を有する金属膜又は酸化物の膜を、光吸収部材１５７としてもよい。例えば光吸収部材１５７として、レーザ光の波長に対して光吸収性が高い酸化鉄や、酸化クロム、酸化マンガンなどの酸化物の膜を用いることができる。あるいは、光吸収性は酸化物よりも低いが生体適合性が高いＴｉやＰｔなどの金属膜を光吸収部材１５７として用いてもよい。また、光吸収部材１５７が設けられる位置は穿刺針本体１５１の内壁には限定されない。例えば、光吸収部材１５７である金属膜又は酸化物の膜を、蒸着などにより導光部材１５５の光出射面上に例えば１００ｎｍ程度の膜厚で製膜し、酸化物の膜が光出射面を覆うこととしてもよい。この場合、導光部材１５５の光出射面から出射した光の少なくとも一部は、光出射面を覆う金属膜又は酸化物の膜で吸収され、金属膜又は酸化物の膜から光音響波が生じる。
　なお、穿刺針１５の先端近傍とは、その位置に導光部材１５５の光出射面及び光吸収部材１５７が配置された場合に、穿刺作業に必要な精度で穿刺針１５の先端の位置を画像化できる光音響波を発生可能な位置であることを意味する。例えば、穿刺針１５の先端から基端側へ０ｍｍ～３ｍｍの範囲内のことを指す。以降の実施の形態においても、先端近傍とは同様の意味とする。
　図１に戻り、プローブ１１は、音響波検出手段であり、例えば一次元的に配列された複数の検出器素子（超音波振動子）を有している。プローブ１１は、被検体に穿刺針１５が穿刺された後に、光吸収部材１５７（図２を参照）から発生された光音響波を検出する。プローブ１１は、光音響波の検出に加えて、被検体に対する音響波（超音波）の送信、及び送信した超音波に対する反射音響波（反射超音波）の受信を行う。音波の送受信は分離した位置で行ってもよい。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。プローブ１１は、リニアプローブに限定されず、コンベクスプローブ、又はセクタープローブでもよい。
　超音波ユニット１２は、受信回路２１、受信メモリ２２、データ分離手段２３、光音響画像生成手段２４、超音波画像生成手段２５、画像出力手段２６、送信制御回路２７、及び制御手段２８を有する。超音波ユニット１２は、信号処理装置を構成する。
　受信回路２１は、プローブ１１が出力する検出信号を受信し、受信した検出信号を受信メモリ２２に格納する。受信回路２１は、典型的には、低ノイズアンプ、可変ゲインアンプ、ローパスフィルタ、及びＡＤ変換器（Analog to Digital convertor）を含む。プローブ１１の検出信号は、低ノイズアンプで増幅された後に、可変ゲインアンプで深度に応じたゲイン調整がなされ、ローパスフィルタで高周波成分がカットされた後にＡＤ変換器でデジタル信号に格納され、受信メモリ２２に格納される。受信回路２１は、例えば１つのＩＣ（Integral Circuit）で構成される。
　プローブ１１は、光音響波の検出信号（光音響信号とも呼ぶ）と反射超音波の検出信号（反射超音波信号とも呼ぶ）とを出力し、受信メモリ２２には、ＡＤ変換された光音響信号及び反射超音波信号（それらのサンプリングデータ）が格納される。データ分離手段２３は、受信メモリ２２から光音響信号のサンプリングデータを読み出し、光音響画像生成手段２４に送信する。また、受信メモリ２２から反射超音信号のサンプリングデータを読み出し、超音波画像生成手段（反射音響波画像生成手段）２５に送信する。
　超音波画像生成手段２５は、プローブ１１で検出された反射超音波信号に基づいて超音波画像（反射音響波画像）を生成する。超音波画像の生成も、位相整合加算などの画像再構成や、検波、対数変換などを含む。光音響画像生成手段２４は、プローブ１１で検出された光音響信号に基づいて光音響画像を生成する。特に本実施形態の光音響画像生成手段は、光音響信号が最大値となる部分に対応した画素の表示階調があらかじめ定められた表示階調に規格化された光音響画像（第１の光音響画像）を生成する。
　光音響画像生成手段は、例えば、光音響信号を、その最大値で規格化した規格化光音響信号を生成する。光音響信号には、例えば受信メモリ２２から受信した光音響信号、再構成後の光音響信号、又は検波・対数変換後の光音響信号などを用いることができる。光音響信号の光音響画像における表示階調（画素値）への変換には、規格化光音響信号と表示階調とが対応付けられたルックアップテーブルが用いられる。そのルックアップテーブルにおいて、規格化光音響信号の最大値は、あらかじめ定められた表示階調、例えば最大表示階調に対応付けられている。
　図３は、ルックアップテーブルで定義される規格化光音響信号と表示階調との対応関係を示す。例えば光音響信号（その強度）をＩとし、光音響信号の最大値をＩmaxとしたとき、規格化光音響信号Ｉnormは、Ｉnorm＝Ｉ／Ｉmaxにより表すことができる。各フレームにおいて、規格化光音響信号Ｉnormの最大値は１である。表示階調の最大値は２５５であるとする。規格化光音響信号規格化光音響信号が小さい範囲はノイズであると考えられ、その範囲の規格化光音響信号は表示階調０に対応づけられる。ルックアップテーブルは、規格化光音響信号がある程度の値から１までの区間を、０から２５５までの値に対応付ける。光音響画像生成手段は、このようなルックアップテーブルＬＵＴnormを用いることにより、光音響信号（規格化光音響信号）を０から２５５の何れかの階調に変換する。光音響信号Ｉの表示階調は、ＬＵＴnorm（Ｉ／Ｉmax）により求められる。
　画像出力手段２６は、光音響画像と超音波画像とをディスプレイ装置などの画像表示手段１４に出力する。その際、画像出力手段２６は、超音波画像に光音響画像を重ねて画像表示手段１４に出力することが好ましい。画像出力手段２６が、表示態様は特に限定されず、光音響画像と超音波画像とを並べて表示してもよいし、それらを切り替えて表示してもよい。
　制御手段２８は、超音波ユニット１２内の各部を制御する。制御手段２８は、例えば光音響画像を取得する場合は、レーザユニット１３にトリガ信号を送信し、レーザユニット１３からレーザ光を出射させる。また、レーザ光の出射に合わせて、受信回路２１にサンプリングトリガ信号を送信し、例えば光音響波のサンプリング開始タイミングなどを制御する。光音響波を検出するエリアは複数のエリアに分割されていてもよい。その場合、被検体に対する光出射と光音響波の検出は、エリアごとに行う。
　制御手段２８は、超音波画像を取得する場合は、送信制御回路２７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信する。送信制御回路２７は、超音波送信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、例えば音響ラインを一ラインずつずらしながら走査して反射超音波の検出を行う。制御手段２８は、超音波送信のタイミングに合わせて受信回路２１にサンプリングトリガ信号を送信し、反射超音波のサンプリングを開始させる。
　図４は、動作手順を示す。医師などにより、穿刺針１５が被検体に穿刺される（ステップＡ１）。穿刺針１５の穿刺後、超音波ユニット１２の制御手段２８は、レーザユニット１３にトリガ信号を送る。レーザユニット１３は、トリガ信号を受けると、レーザ発振を開始し、パルスレーザ光を出射する（ステップＡ２）。レーザユニット１３から出射したパルスレーザ光は、導光部材１５５（図２を参照）によって穿刺針１５の先端の近傍まで導光され、光吸収部材１５７に照射される。
　プローブ１１は、レーザ光の照射により被検体内で発生した光音響波を検出する（ステップＡ３）。受信回路２１は、プローブ１１から光音響信号を受信し、光音響信号のサンプリングデータを受信メモリ２２に格納する。データ分離手段２３は、受信メモリ２２に格納された光音響信号を光音響画像生成手段２４に送信する。光音響画像生成手段２４は、光音響信号に基づいて光音響画像を生成する（ステップＡ４）。その際、光音響画像生成手段２４は、光音響信号をその最大値で規格化し、規格化した光音響信号を用いて光音響画像を生成する。
　制御手段２８は、送信制御回路２７に超音波トリガ信号を送る。送信制御回路２７は、それに応答してプローブ１１から超音波を送信させる（ステップＡ５）。プローブ１１は、超音波の送信後、反射超音波を検出する（ステップＡ６）。なお、超音波の送受信は分離した位置で行ってもよい。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。
　プローブ１１が出力する反射超音波信号は、受信回路２１を介して受信メモリ２２に格納される。ここで、プローブ１１から送信された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して伝播するのに対し、光音響波はその発生位置である穿刺針１５の先端近傍からプローブ１１までの片道を伝播する。従って、反射超音波の検出には、同じ深さ位置で生じた光音響波の検出に比して２倍の時間がかかる。このため、反射超音波サンプリング時のＡＤ変換器のサンプリングクロックは、光音響波サンプリング時の半分としてもよい。
　データ分離手段２３は、受信メモリ２２に格納された反射超音波信号を超音波画像生成手段２５に送信する。超音波画像生成手段２５は、反射超音波信号に基づいて超音波画像を生成する（ステップＡ７）。画像出力手段２６は、ステップＡ４で生成された光音響画像と、ステップＡ７で生成された超音波画像とを重ねて画像表示手段１４に表示させる（ステップＡ８）。
　図５Ａ及び図５Ｂは、それぞれ光音響画像を示す。領域２０１は、穿刺針１５の先端部分から発生された光音響波の領域に対応し、領域２０２及び領域２０３はアーチファクトの領域に対応する。図５Ａにおける穿刺針１５の先端の位置（穿刺位置）は、図５Ｂにおける穿刺針１５の先端の位置よりも浅い。
　本実施形態では、穿刺針１５の先端まで導光された光を、穿刺針１５の先端に設けられた光吸収部材１５７（図２を参照）に対して照射しているため、図５Ａ及び図５Ｂに示す領域２０１内において、最も強い光音響波が検出される。つまり、穿刺針１５の先端付近で、最も強い光音響波が検出される。アーチファクトは、穿刺針１５の光吸収部材１５７から検出される光音響波よりも弱い。
　そこで、各フレームにおいて、光音響信号を光音響波の最大値で規格化する。規格化光音響信号が最大値となる部分を、同じ表示階調に変換することで、穿刺位置の深さに関係なく、穿刺針の先端に対応した領域２０１の表示階調を一定に保つことができる。図５Ａと図５Ｂとでは、図５Ｂの方が穿刺位置が深く、従って検出される光音響波の大きさは減衰が大きい分だけ弱くなる。しかしながら、光音響信号の最大値で規格化した規格化光音響信号を表示階調に変換しているため、検出される光音響波が穿刺位置が浅い場合に比べて弱くても、領域２０１の部分を、穿刺位置が浅い場合と同じ表示階調で表示することができる。
　比較例として、規格化光音響信号を用いずに光音響画像を生成した場合を説明する。図６は、通常の光音響画像の生成に用いられるルックアップテーブルで定義される光音響信号と表示階調との対応関係を示す。光音響信号Ｉの表示階調は、ＬＵＴ（Ｉ）により求められる。図５Ａに示す穿刺位置においては、領域２０１から強い光音響信号が検出され、ルックアップテーブルＬＵＴを用いてその光音響信号を表示階調に変換したとき、表示階調は２５５であったとする。図５Ｂに示す穿刺位置は、図５Ａに示す穿刺位置よりも深く、領域２０１から検出される光音響信号は、プローブ１１に到達するまでの間の減衰が大きい分だけ弱くなる。ルックアップテーブルＬＵＴを用いてその光音響信号を表示階調に変換すると、表示階調は２５５よりも低くなったとする。
　図７は、比較例における光音響画像を示す。光音響信号を規格化せずに表示階調に変換すると、穿刺位置が浅いときに比べて検出される光音響信号が弱くなり、表示階調が低くなる。図５Ｂと図７とを比較すると、図７における領域２０１の表示階調は、図５Ｂにおける領域２０１の表示階調よりも低い。医師などは、光音響画像における表示階調が高い領域を追跡することで穿刺針１５の先端位置を確認するが、穿刺中に表示階調が変化すると、穿刺針１５の先端を見失いやすくなる。穿刺針１５の先端部分の表示階調は、穿刺中、一定であることが好ましい。
　本実施形態では、光音響画像は、光音響信号をその最大値で規格化し、規格化光音響信号に基づいて光音響画像を生成する。各フレームにおいて、検出される光音響信号の大きさ（絶対値）は穿刺位置に依存して変化する。しかしながら、どの穿刺位置であっても、穿刺針１５の光吸収部材１５７が存在する位置において最大の光音響信号が検出される。光音響信号をその最大値で規格化することで、各フレームにおいて、最大の光音響信号が検出される位置の規格化光音響信号の大きさが一定となる。従って、その規格化光音響信号を表示階調に変換することで、穿刺針１５の先端部分の表示階調を穿刺位置によらず同じ階調にできる。穿刺中、穿刺針１５の針先部分の表示輝度を一定に保つことができ、光音響画像における穿刺針１５の視認性を向上できる。表示輝度が一定に保たれるため、穿刺針１５の先端部分を見失いにくくなる。
　次いで、本発明の第２実施形態を説明する。本実施形態の光音響画像の構成は、図１に示す光音響画像の構成と同様でよい。本実施形態では、光音響画像生成手段２４は、規格化光音響信号に基づく光音響画像（第１の光音響画像）だけでなく、光音響信号に基づく通常の光音響画像（第２の光音響画像）を生成する。画像出力手段２６は、第１の光音響画像と第２の光音響画像とをあらかじめ定められた比率で合成した画像を画像表示手段１４に表示させる。
　光音響画像生成手段２４は、例えば図３に示す関係を定義するルックアップテーブルＬＵＴnorm（Ｉ／Ｉmax）を用いて規格化光音響信号を表示階調に変換した第１の光音響画像と、図６に示す関係を定義するルックアップテーブルＬＵＴ（Ｉ）を用いて光音響信号を表示階調に変換した第２の光音響画像とを生成する。光音響画像生成手段２４は、例えば第１の光音響画像と第２の光音響画像とを１：１の割合で合成する。この場合、合成した画像における表示階調は、０．５×ＬＵＴnorm（Ｉ／Ｉmax）＋０．５×ＬＵＴ（Ｉ）で表わすことができる。
　合成比率は１：１には限られず、任意である。例えばαを０より大きく１以下の値として、第１の光音響画像と第２の光音響画像とをα：（１－α）の比率で合成してもよい。この場合、合成した画像における表示階調は、α×ＬＵＴnorm（Ｉ／Ｉmax）＋（１－α）×ＬＵＴ（Ｉ）で表わすことができる。αを０に設定し、第２の光音響画像のみを表示してもよい。画像出力手段２６は、例えばユーザの操作に従って、第１の光音響画像、第２の光音響画像、及びそれらを合成した画像を切り替えて表示してもよい。画像の合成は、光音響画像生成手段２４において行ってもよい。
　ここで、第１の光音響画像は、最大値で規格化した光音響信号に基づいて生成されるため、検出される光音響波の強弱が画像に反映されない。光音響波は、プローブ１１による画像化断面（超音波のビーム送信面）から外れた位置にその音源が存在する場合でもプローブ１１に到達することが可能である。穿刺針１５の先端部分の位置が画像化断面からずれたとき、検出される光音響信号は、穿刺針１５の先端部分の位置が画像化断面にあるときよりも弱くなる。表示画像に、光音響信号の強度をある程度反映できれば、穿刺針１５の先端部分の位置が画像化断面からずれているか否かの判断が可能である。
　本実施形態では、規格化光音響信号に基づく第１の光音響画像と、光音響信号に基づく通常の光音響画像とを合成する。第１の光音響画像と第２の光音響画像とを合成することで、穿刺位置の違いによる表示階調の変化を抑えつつも、検出される光音響信号の強度を反映した画像表示を行うことができる。このような画像を観察することで、穿刺針１５の先端部分が、プローブ１１の画像化断面からずれているか否かの判断が可能となる。
　なお、上記各実施形態では、光音響画像生成前の光音響信号の段階で規格化を行う例を示したが、規格化は画像生成後（表示階調への変換後）に行ってもよい。例えば、図６に示す関係を定義するルックアップテーブルＬＵＴ（Ｉ）を用いて光音響信号の最大値をＩmaxを変換した表示階調が２００であったときは、各画素の表示階調に２５５／２００を乗じることで、光音響信号が最大値となる部分に対応した画素の表示階調をあらかじめ定められた表示階調に規格化してもよい。
　穿刺針については、穿刺針まで導光された光に起因して光音響波を発生するものであればよく、図２に示したものには限定されない。図８は、変形例の穿刺針の先端付近の断面を示す。この変形例の穿刺針１５ａは、外針を構成する穿刺針本体１５１とその内部に挿入された内針１５２とを有する。内針１５２は、導光部材１５５、光吸収部材１５７、チューブ１５８、及び透明樹脂１５９を含む。チューブ１５８は、例えばポリイミドから成る中空の管である。チューブ１５８は、ステンレスなどの金属の管であってもよい。チューブ１５８の外径は、穿刺針本体１５１の内腔の直径よりもわずかに小さい。透明樹脂１５９は、チューブ１５８の管内に配置される。透明樹脂１５９には、例えばエポキシ樹脂（接着剤）が用いられる。チューブ１５８及び透明樹脂１５９は、鋭角に形成された穿刺針先端と同様に、鋭角にカットされている。透明樹脂１５９は、チューブ１５８の少なくとも先端部分を塞げばよく、必ずしもチューブ１５８の内部の全体を塞いでいる必要はない。透明樹脂１５９には、光硬化型、熱硬化型、又は常温硬化型のものを用いることができる。
　光ファイバ１６（図１を参照）により導光された光は、例えば内針の基端部に設けられた光コネクタから内針１５２内の導光部材１５５に入射する。内針の基端部に光コネクタを設けるのに代えて、光ファイバ１６をチューブ１５８の内部に挿通し、光ファイバ１６そのものを導光部材１５５として用いてもよい。導光部材１５５は、レーザユニット１３から出射される光を穿刺針の開口の近傍に導光する。導光部材１５５により導光された光は、開口の近傍に設けられた光出射部１５６から出射する。導光部材１５５は、例えば光ファイバで構成されており、その光ファイバのレーザユニット１３から見て光進行側の端面が光出射部１５６を構成する。光出射部１５６からは、例えば０．２ｍＪのレーザ光が出射する。
　導光部材１５５は、透明樹脂１５９によりチューブ１５８の中に埋め込まれる。チューブ１５８の先端には、光音響波発生部である光吸収部材１５７が配置されており、光出射部１５６から出射した光は光吸収部材１５７に照射される。光吸収部材１５７が照射された光を吸収することで、穿刺針の先端において光音響波が発生する。光吸収部材１５７は穿刺針１５ａの先端に存在しており、穿刺針１５ａの先端の一点で光音響波を発生させることができる。光音響波の発生源（音源）の長さは、穿刺針全体の長さに比べて十分に短く、音源は点音源とみなすことができる。光吸収部材１５７には、例えば黒顔料を混合したエポキシ樹脂、ポリウレタン樹脂、フッ素樹脂やシリコーンゴムなどを用いることができる。あるいは、光吸収部材１５７に、レーザ光の波長に対して光吸収性を有する金属又は酸化物を用いてもよい。例えば光吸収部材１５７として、レーザ光の波長に対して光吸収性が高い酸化鉄や、酸化クロム、酸化マンガンなどの酸化物を用いることができる。あるいは、ＴｉやＰｔなどの金属を光吸収部材１５７として用いてもよい。
　上記の内針１５２は、以下の手順で作製できる。まず、チューブ１５８の管内に硬化前の透明樹脂１５９を注入する。次いで、導光部材１５５をチューブ１５８の内部に挿通し、光出射部１５６を構成する導光部材１５５の光出射端がチューブ１５８の先端の近傍に配置されるように位置決めする。この位置決めでは、例えば顕微鏡などを用いて導光部材１５５を観察し、光出射端がチューブ１５８の先端に配置されるように位置を調整するとよい。ここで、「近傍」とは、光出射部１５６がその位置に配置された場合に、先端に配置される光吸収部材１５７において穿刺作業に必要な精度で穿刺針の先端の位置を画像化できる光音響波を発生可能な位置をいうものである。例えば、穿刺針の先端から基端側へ０ｍｍ～３ｍｍの範囲内となる。透明樹脂１５９は透明性を有しているため、調整の際に、導光部材１５５の光出射端の位置の確認が可能である。上記に代えて、先に導光部材１５５を挿通し、その後透明樹脂１５９を注入してもよい。
　位置決め後、導光部材１５５がチューブ１５８の管内に挿通された状態で透明樹脂１５９を例えば熱硬化により硬化させる。その後、チューブ１５８及び透明樹脂１５９の先端を、穿刺針本体１５１の先端に適合した形状になるように鋭角に切断する。続いて、その切断面の少なくとも一部を覆うように、光吸収部材１５７を構成する光吸収性を有する樹脂を塗布し、その樹脂を例えば熱硬化により硬化させる。
　上記では、導光部材１５５をチューブ１５８の内部に挿通して位置を調整し、透明樹脂を硬化させた後にチューブを鋭角に切断しているが、これには限定されない。先にチューブを鋭角に切断しておき、そのチューブに導光部材１５５を挿通して位置調整し、透明樹脂を硬化させてもよい。その場合、チューブにステンレスなどの金属管を用いてもよい。
　上記変形例では、チューブ１５８の内部に透明樹脂１５９を用いて導光部材１５５を埋め込み、透明樹脂１５９の先端に光吸収部材１５７を配置する例を説明したが、これには限定されない。例えば光吸収部材１５７として光吸収性を有する膜を用い、導光部材１５５の光出射面である光出射部１５６を光吸収性を有する膜で覆い、その導光部材１５５を透明樹脂の中に埋め込むこととしてもよい。あるいは、導光部材１５５の光出射部１５６と、光吸収部材１５７との間に空隙を設け、光出射部１５６と光吸収部材１５７とが空気層を介して対向するようにしてもよい。
　また、図８に示す変形例では、内針１５２がチューブ１５８を有する例を説明したが、これには限定されない。例えば、光吸収性を有する材料、例えば黒色の樹脂で内針を構成し、その内部に導光部材１５５を埋め込んでもよい。この場合、内針、特にその先端部分は、導光部材１５５の光出射部１５６から出射した光を吸収して音響波を発生する光吸収部材１５７を兼ねる。また、導光部材１５５を樹脂の中に埋め込むことに代えて、穿刺針本体１５１の内径とほぼ同じ大きさの外径を有する導光部材１５５を用い、導光部材１５５自体を内針として用いてもよい。その場合、光吸収部材１５７として光吸収性を有する膜、例えば黒色のフッ素樹脂を用い、光出射部１５６を含む導光部材１５５の少なくとも一部を例えば黒色のフッ素樹脂で覆ってもよい。
　光吸収部材１５７は必須ではない。例えば、導光部材１５５の光出射面から出射した光を穿刺針本体１５１に照射し、穿刺針本体１５１の光が照射された部分から光音響波を発生させるようにしてもよい。その場合、穿刺針本体１５１の光が照射された部分が光音響波発生部を構成する。例えば、穿刺針本体１５１の先端近傍の内壁に光を照射し、穿刺針の先端近傍において光音響波を発生させてもよい。
　穿刺針は、経皮的に被検体外部から被検体に穿刺されるものには限定されず、超音波内視鏡用の針であってもよい。超音波内視鏡用の針に導光部材１５５と光吸収部材１５７とを設け、針先端部分に設けられた光吸収部材１５７に対して光を照射し、光音響波を検出して光音響画像を生成してもよい。その場合、光音響画像を観察して超音波内視鏡用の針の先端部の位置を確認しながら穿刺することができる。超音波内視鏡用の針の先端部で発生した光音響波は、体表用プローブを用いて検出してもよいし、内視鏡に組み込まれたプローブを用いて検出してもよい。
　上記実施形態では、挿入物として穿刺針１５を考えたが、これには限定されない。挿入物は、内部にラジオ波焼灼術に用いられる電極を収容するラジオ波焼灼用針であってもよいし、血管内に挿入されるカテーテルであってもよいし、血管内に挿入されるカテーテルのガイドワイヤであってもよい。あるいは、レーザ治療用の光ファイバであってもよい。
　上記各実施形態では、針として先端に開口を有する針を想定したが、開口は必ずしも先端部分に設けられている必要はない。針は、注射針のような針には限定されず、生体検査に用いられる生検針であってよい。すなわち、生体の検査対象物に穿刺して検査対象物中の生検部位の組織を採取可能な生検針であってもよい。その場合には、生検部位の組織を吸引して採取するための採取部（吸入口）において光音響波を発生させればよい。
　図１では、穿刺針１５が１つのみ描かれているが、光音響画像で画像化する挿入物は１つには限定されない。挿入物と、それに対応したレーザユニットとの組を複数用意し、挿入物ごとに光音響画像を生成して各挿入物の位置を光音響画像により確認可能としてもよい。画像表示に際しては、挿入物ごとに光音響画像の色を変えて超音波画像と重ねることとしてもよい。その場合、画像において複数の挿入物の区別が可能となる。
　最後に、図９に、光音響画像生成装置の外観を示す。超音波ユニット１２にはプローブ１１が接続される。超音波ユニット１２は、画像表示手段１４を含む一体型の装置として構成されている。超音波ユニット１２は、典型的にはプロセッサ、メモリ、及びバスなどを有する。超音波ユニット１２には、光音響画像生成に関するプログラムが組み込まれている。
　超音波ユニット１２は、ＵＳＢポート４０を有する。レーザユニット１３の電源入力端子４１及びトリガ入力端子４２を含むＵＳＢコネクタは、ＵＳＢポート４０に挿し込まれる。レーザユニット１３を、カードサイズの小型・軽量な装置とした場合、ＵＳＢコネクタを超音波ユニット１２のＵＳＢポートに挿し込むことでその保持が可能である。ＵＳＢポート４０は、形状が通常のＵＳＢコネクタを差し込む形状であればよく、通常のＵＳＢ規格に則った信号を送受信するポートである必要はない。ＵＳＢポートに、デジタル信号ラインに代えてトリガ信号用の信号ラインを含ませてもよい。つまり、ＵＳＢポート４０を、電源２ライン及びトリガ用２ラインの計４端子コネクタとしたＵＳＢ型ポートとしても構わない。デジタル信号ラインに代えてトリガ用の信号ラインを用いることで、レーザユニット１３とトリガ同期が取り易くなる。
　穿刺針１５の導光部材１５５（図２を参照）を構成する光ファイバの一端は、レーザユニット１３の光出力端子４７に接続される。光ファイバは、光出力端子４７に挿入され、ばね力などにより保持される。術者が穿刺針１５を引っ張るなどして光出力端子４７に強い力が働くと、光ファイバが光出力端子４７から抜け、光ファイバが折れることが防止できる。また、光出力端子４７に対して光ファイバを直接抜き差し可能とすることで、穿刺針１５から延びる光ファイバにはコネクタを設ける必要がなく、コストを低減できる効果がある。
　レーザユニット１３から出力されるパルスレーザ光のパルスエネルギーは、導光部材１５５を構成する光ファイバのコア直径が２００μｍであれば、６．４μＪとすることができる。光ファイバのコア直径が１００μｍであれば、２．０μＪとすることができる。パルス時間幅については、８０ｎｓとすることができる。
　なお、図９においては、電源入力端子４１及びトリガ入力端子４２を含むＵＳＢコネクタが存在する面と対向する面に光出力端子４７が設けられているが、光出力端子４７は、ＵＳＢコネクタが存在する面と直交する面に設けられていることが好ましい。ＵＳＢコネクタと光出力端子４７とが互いに対向する面に設けられている場合、術者が穿刺針１５を動かしたときにレーザユニット１３が引っ張られると、ＵＳＢコネクタがＵＳＢポート４０から抜けることがある。これに対し、ＵＳＢコネクタと光出力端子４７とが互いに直交する面に設けられている場合、レーザユニット１３が引っ張られても、ＵＳＢコネクタがＵＳＢポート４０から抜けにくくなる。
　図９においては、ＵＳＢポート４０にレーザユニット１３が直接に接続されているが、これには限定されず、延長ケーブルなどを用いてＵＳＢポート４０とレーザユニット１３とを接続してもよい。トリガ入力端子４２は、ＵＳＢコネクタに含まれている必要はなく、レーザユニット１３は、ＵＳＢポート４０とは異なるコネクタ（端子）からトリガ信号を取得してもよい。例えば通常の超音波システムに附属しているＥＣＧ（心電図：Electrocardiogram）測定用のコネクタなどからトリガ信号を取得してもよい。あるいは、プローブのコネクタの一部の端子からトリガ信号を取得してもよい。
　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、本発明の光音響画像生成装置は、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。

Claims (10)

  1. 　少なくとも一部が被検体内に挿入される挿入物であって、光源から出射される光を導光する導光部材と、前記導光部材により導光された光を出射する光出射部と、前記光出射部から出射される光に起因した光音響波を発生する光音響波発生部と、を有する挿入物と、
    　前記挿入物から発せられる光音響波を検出し、該検出した光音響波の検出信号である光音響信号を出力する音響波検出手段と、
    　前記光音響信号に基づいて、前記光音響信号が最大値となる部分に対応した画素の表示階調があらかじめ定められた表示階調に規格化された第１の光音響画像を生成する光音響画像生成手段と、
    　前記第１の光音響画像を画像表示手段に表示させる画像出力手段とを備える光音響画像生成装置。
  2. 　前記光音響画像生成手段は、前記光音響信号を、該光音響信号の最大値で規格化した規格化光音響信号を生成し、該規格化光音響信号と前記表示階調とが対応付けられ、かつ前記規格化光音響信号の最大値が前記あらかじめ定められた表示階調に対応付けられたルックアップテーブルを参照して前記第１の光音響画像を生成する請求項１に記載の光音響画像生成装置。
  3. 　前記光音響画像生成手段は、前記光音響信号に基づいて第２の光音響画像を生成し、前記画像出力手段は、前記第１の光音響画像と前記第２の光音響画像とをあらかじめ定められた比率で合成した画像を前記画像表示手段に表示させる請求項２に記載の光音響画像生成装置。
  4. 　前記画像出力手段は、αを０より大きく１以下の値として、前記第１の光音響画像と前記第２の光音響画像とをα：（１－α）の比率で合成する請求項３に記載の光音響画像生成装置。
  5. 　前記挿入物は、開口を有し内部に内腔を有する請求項１から４何れか１項に記載の光音響画像生成装置。
  6. 　前記光音響波発生部は、前記光出射部から出射される光を吸収して光音響波を発生する光吸収部材を含む請求項１から５何れか１項に記載の光音響画像生成装置。
  7. 　前記挿入物は被検体に穿刺される針である請求項１から６何れか１項に記載の光音響画像生成装置。
  8. 　前記光出射部は、前記導光部材により導光された光の少なくとも一部を、前記内腔の内壁に向けて出射する請求項５に記載の光音響画像生成装置。
  9. 　前記音響波検出手段は、被検体に向けて送信された音響波に対する反射音響波を更に検出し、
    　前記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を更に有する請求項１から８何れか１項に記載の光音響画像生成装置。
  10. 　前記画像出力手段は、前記反射音響波画像と前記第１の光音響画像とを重ねて前記画像表示手段に表示させる請求項９に記載に光音響画像生成装置。
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