JP2014180492A - 被検体情報取得装置およびその制御方法 - Google Patents
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Abstract
【解決手段】光源11と、光源11から光を照射された被検体15から発生する音響波を検出信号に変換する探触子17と、検出信号に基づいて被検体内部の特性情報を算出し、特性情報に基づいて画像データを生成する信号処理部19を有し、信号処理部19は、被検体内部の計測対象に特徴的な構造に由来する特性情報を選択して抽出し、選択された特性情報に基づいて画像データを生成する被検体情報取得装置を用いる。
【選択図】図1
Description
光源と、
前記光源から光を照射された被検体から発生する音響波を検出信号に変換する探触子と、
前記検出信号に基づいて前記被検体内部の特性情報を算出し、前記特性情報に基づいて画像データを生成する信号処理部と、
を有し、
前記信号処理部は、前記被検体内部の計測対象に特徴的な構造に由来する前記特性情報を選択し、選択された前記特性情報に基づいて前記画像データを生成する
ことを特徴とする被検体情報取得装置である。
光源と、探触子と、信号処理部と、
を有する被検体情報取得装置の制御方法であって、
前記探触子が、前記光源から光を照射された被検体から発生する音響波を検出信号に変換するステップと、
前記信号処理部が、前記検出信号に基づいて前記被検体内部の特性情報を算出するステップと、
前記信号処理部が、前記被検体内部の計測対象に特徴的な構造に由来する前記特性情報を選択し、選択された前記特性情報に基づいて画像データを生成するステップと、
を有することを特徴とする被検体情報取得装置の制御方法である。
本発明の被検体情報取得装置は、光音響波の検出信号(受信信号)を解析して表示画像を生成する、光音響イメージング装置に適用できる。以下、かかる光音響イメージング装置について説明する。ただし本発明の適用対象はこれに限られない。例えば画像を形成するための特性情報を取得しメモリに格納する装置であっても、本発明を適用可能である。本発明はまた、下記の被検体情報取得装置の制御方法や、その制御方法を情報処理装置に実行させるプログラムとして捉えることもできる。
図1は、光音響イメージング装置の一例を示す構成図である。なお、これ以降同一の構成要素には原則として同一の参照番号を付して、説明を省略する。
光音響イメージング装置は、基本的なハード構成として、光源11、音響波を検出する探触子17、信号処理部19を有する。光源11から照射された光12は、光学系13により加工され、被検体15に照射される。被検体15の内部を伝播した光のエネルギーの一部が血管などの光吸収体14に吸収されると、その光吸収体14の熱膨張により光音響波16が発生する。光音響波16は、探触子17により検出されアナログ信号に変換される。アナログ信号は、信号収集部18で増幅処理やデジタル変換を施される。デジタル信号は、信号処理部19により、被検体内部の特性情報または画像データに変換され、表示装置20に表示される。
次に、図2および図3を参照しつつ、信号処理部19で行う処理を説明する。特に、リミテッドビュー条件下での画像再構成において、リミテッドビューに起因するアーティファクトを低減し、光吸収体、すなわち光音響波の発生源(音源)の形状をより正確に再現する処理について説明する。
まず図2を用い、信号処理部19における処理の概要を説明する。
ここで、p(rd,t)は探触子の位置rdで、時刻tに検出される理想的な光音響信号である。cは音速、p0(r)は初期音圧分布、δはデルタ関数である。
pd=A・p0 …(2)
た初期音圧分布を表現する列ベクトルである。Aは、ある微小音源から発生する光音響波が探触子で検出され、光音響信号に変換されることを表現したフォワードモデル行列(行列で表現したオペレーター)である。また、通常、光音響波の伝搬や受信特性を正確にモデル化するために、探触子の受信特性(素子サイズ効果、インパルス応答など)、入射光のパルス幅、光音響波の反射や減衰などを考慮したフォワードモデル行列Aを生成する。本発明においても、計測する系の物理モデルに即したフォワードモデル行列を生成することが望ましい。
以上の処理により、被検体内部の注目領域における微小音源に由来する光音響波から、画像再構成に用いるデータ群が生成される。
p0=A−1・pd …(3)
この式(4)で、右辺の第一項は最小二乗のコスト関数であり、第二項のf(p0)は制約条件項あるいはペナルティー項と呼ばれるものである。第二項は、第一項の最小二乗コスト関数の解に制約条件を付与して、より適切な解に絞る項(正則化項)である。また、λは任意の定数であり、最小二乗項と制約条件項とのバランスを取るためのもので、経験的に決められる値である。
例えば、波長500−900nmの可視領域や近赤外領域の光を用いて生体をイメージングすると、これらの波長領域では、ヘモグロビンの吸収係数が、他の組織(例えば脂肪や水など)と比べて高いため、ヘモグロビンを多く含む血管(血液)が画像化される。この場合、推定解(^p0)は血管の構造的な特徴を多く含むことが予想される。このよう
に、光の波長や計測対象となる部位に応じて特徴的な構造は異なっており、そのため制約条件も異なることが分かる。したがって、計測対象となる微小音源に由来する光音響波は、その画像化される対象物の形態を反映した特徴を有している。
r0 3=r1 3+r2 3 …(7)
血管画像はこのような特性を有するので、このような特性を多く含む画像を推定するためには、以下の式(10)の条件を最小化する必要がある
つまり、p0の最小二乗解の内、式(7)〜式(9)の条件を満たす構造を多く含むような制約条件項である式(10)を付けて、式(4)を解くことで、リミテッドビュー条件においても初期音圧分布を再現できるようになる。計測対象の部位が血管である場合、このようにMurrayの法則を適用した手法を用いる。
そして、複数の血管の光音響画像から特徴構造である基底(φ0・・・φn)を算出する。そして、その基底φを多く含む解を推定すれば、リミテッドビュー条件においても音源の形状を再現できるようになる。具体的には、基底行列をΦ(φ0・・・φn)とすると、式(12)のコスト関数を最小化すればよい。
光源11は被検体に光を照射する。被検体が生体の場合、光源11は被検体内部の特定の成分に吸収される波長の光を照射する。光源は、光音響イメージング装置と一体として設けられていても良いし、別体であっても良い。
光源としては数ナノ秒から数百ナノ秒オーダーのパルス光を発生可能なパルス光源が好ましい。特に、効率的に光音響波を発生させるため、10ナノ秒程度のパルス幅が好適である。光源としては、大出力が得られるためレーザーが好ましい。ただし、発光ダイオードなどを用いることも可能である。レーザーとしては、固体レーザー、ガスレーザー、ファイバーレーザー、色素レーザー、半導体レーザーなど様々なレーザーを使用できる。照射のタイミング、波形、強度などは不図示の光源制御部によって制御される。
本発明において、光の波長は、被検体が生体の場合、被検体内部まで光が伝搬する波長を使うことが望ましい。具体的には500nm以上1200nm以下である。
光源11から照射された光12は、レンズ、ミラー、光ファイバ、拡散板などの光学系13により、所望の光分布形状に加工されながら被検体に導かれる。光源から発せられた光12が所望の形状で照射されれば、光学系13として、どのようなものを用いても構わない。なお、光はレンズで集光させるより、ある程度の面積に広げる方が、被検体への安全性ならびに診断領域を広げられるという観点で好ましい。
これらは本発明の光音響イメージング装置の一部を構成するものではないが、以下に説
明する。本発明の光音響イメージング装置は、人や動物の悪性腫瘍や血管疾患などの診断や化学治療の経過観察などを主な目的とする。よって、被検体15としては生体、具体的には人体や動物の***や指、手足などの診断の対象部位が想定される。被検体内部の光吸収体14としては、被検体内で相対的に吸収係数が高いものが想定される。例えば、人体が測定対象であれば酸化ヘモグロビンや還元ヘモグロビン、それらを含む多く含む血管、あるいは新生血管を多く含む悪性腫瘍が該当する。また、被検体表面の光吸収体としては皮膚表面付近にあるメラニンなどがある。
探触子17は、音響波(特に、被検体からの光音響波)を検出し、アナログの電気信号に変換する。探触子17としては例えば、圧電現象を用いたトランスデューサ、光の共振を用いたトランスデューサ、容量の変化を用いたトランスデューサなどを使用できる。探触子17としては、複数の検出素子が1次元あるいは2次元に配置されたものが好ましい。このような多次元配列素子を用いることで、同時に複数の場所で音響波を検出できるので、検出時間の短縮や、被検体の振動の影響を低減することが期待できる。検出素子が平面上に1次元または2次元に配置された探触子は、被検体を取り囲む閉曲面の全周囲からは測定できず、所定の方向からしか被検体に接することができない。そのためリミテッドビュー条件の問題が発生する。
信号収集部18は、探触子17より得られたアナログの電気信号を増幅し、デジタル信号に変換する。信号収集部18は、典型的には増幅器、A/D変換器、FPGA(Field Programmable Gate Array)チップなどで構成される。探触子から得られる検出信号が複数の場合は、同時に複数の信号を処理できることが望ましい。それにより、画像を形成するまでの時間を短縮できる。なお、本明細書において「検出信号」とは、探触子17から取得されるアナログ信号も、その後AD変換されたデジタル信号も含む概念である。そして、検出信号は「光音響信号」ともいう。
信号処理部19は、画像再構成により被検体内部の画像データを取得する。信号処理部19には典型的にはワークステーションなどが用いられ、画像再構成処理などがあらかじめプログラミングされたソフトウェアにより行われる。ソフトウェアのモジュール構成の一例として、検出信号のノイズ低減処理を行う信号処理モジュールと、信号処理モジュールで処理された信号を用いて画像再構成を行う画像再構成モジュールとの2つのモジュールからなる構成が考えられる。画像再構成モジュールでは、処理2(ステップS202)で示した画像再構成による画像データの形成が行われる。
また、信号処理部19内には、本発明の特徴である処理1(ステップS201)で生成されるフォワードモデル行列Aを保存するメモリがあることが好ましい。通常、この行列Aのサイズは大きいため、データ圧縮を行なうことが好ましい。圧縮方法としては、ゼロ以外の値のみを保存する方法や、探触子の指向性を考慮して、ある受信角度以上の受信はできないと仮定する方法などがある。また、信号処理部19での演算量を低減するために、行列Aの疑似逆行列、あるいは、行列Aを特異値分解したデータのみを保存しても良い。すなわち、必ずしも行列A自身を保存する必要はない。
また、信号収集部18、信号処理部19は一体化される場合もある。この場合、ワークステーションで行うようなソフトウェア処理ではなく、ハードウェア処理により被検体の画像データを生成することもできる。
表示装置20は信号処理部19から出力される画像データを表示する。典型的には液晶ディスプレイなどが利用される。なお、表示装置20は、光音響イメージング装置とは別
に提供されていても良い。
本発明を適用した光音響イメージングの一例について説明する。必要に応じて、図1の構成図と図2のフロー図を参照する。
本実施例では、光源11として、2倍波のYAGレーザー励起のTi:saレーザーシステムを用いた。このレーザーシステムでは700−900nmの間の波長の光を照射できる。なお、レーザー光はミラーとビームエキスパンダーなどの光学系13を用いて、半径約1cm程度まで広げられた後に、被検体に照射されるようにセットした。探触子17としては、18×18素子の2次元配列型ピエゾ探触子を用いた。信号収集部18は、探触子からの324chのアナログ信号を同時に受信し、増幅及びデジタル変換する機能を有する。信号処理部19としては、PCを用いた。被検体15は生体を模擬したファントムであり、1%のイントラリピッドと希釈したインクを寒天で固めたものである。また、このファントム内には、光吸収体14として、直径0.5mmの黒色のゴムで覆われた針金を埋め込んだ。なお、この光吸収体である針金は、血管を模擬するために、T字に分岐させている。
次に、ファントムを装置にセットし、波長800nmの光を照射した。なお、探触子はファントムの一面に接するように設置しているため、特定の方向の光音響波のみしか受信できないリミテッドビュー条件で計測されている。
このような条件で得られた検出信号pdを、PC内の信号処理モジュールでノイズを低減した後に、PC内のメモリに保存した。その後、画像再構成モジュールにおいて、図2の処理2(ステップS202)に示された画像再構成処理を施し、光学特性値分布(初期音圧分布)を算出した。ここでは、ファントム内のワイヤ状の光吸収体がMurrayの法則に従って分岐するという制約条件を付けて式(4)を解いた。具体的には、以下の式(13)を用いて繰り返し計算を行った。
p0 k+1=p0 k+γA(pd−Ap0 k) …(13)
このように、画像再構成において測定対象物の特徴的な構造を制約条件にすることで、リミテッドビュー条件で光音響波を計測したとしても、光音響波の発生源をほぼ完全に再現できることが分かった。
実施例2として、光音響イメージングの際に、実施例1とは異なる再構成法を適応した例を説明する。本実施例にかかる装置の基本構成は実施例1と同じである。また、被検体15も、実施例1と同様、生体を模擬したファントムである。探触子はファントムのある一面に接しているため、実施例1と同様に、リミテッドビュー条件下での計測となっている。
この結果得られた再構成画像も、図5(a)のようなにファントム内に埋め込まれた光吸収体をほぼ完全に再現するものであった。一方、画像が滑らかであると仮定したモデルベース法で画像再構成した場合は、図5(b)と同様に、ファントム内の光吸収体を完全には再現できないものであった。
このように、画像再構成において測定対象物の特徴的な構造を制約条件にすることで、リミテッドビュー条件で光音響波を計測したとしても、光音響波の発生源をほぼ完全に再現できることが分かった。
実施例3として、光音響イメージング装置において、測定対象物がプラークである例について説明する。本実施例にかかる装置の基本構成は実施例1と同じである。本実施例では光源としてOPOレーザーを用いた。被検体15としては、生体を模擬したファントムを用いた。実施例1とは異なり、ファントム内に埋め込む光吸収体は、球状の脂質を模擬したものである。実施例1と同様に、探触子はファントムのある一面に接し、リミテッドビュー条件となっている。
その結果、ほぼ完全に測定対象物である球状の光吸収体を再現することができた。一方
、同じ計測データを用いたバックプロジェクションでは、球状の形状は再現できたが、ストリーク状のアーティファクトが発生し、画像劣化が生じていた。
このように、画像再構成において測定対象物の特徴的な構造を制約条件にすることで、リミテッドビュー条件で光音響波を計測したとしても、血管以外の光音響波の発生源もほぼ完全に再現できることが分かった。
Claims (11)
- 光源と、
前記光源から光を照射された被検体から発生する音響波を検出信号に変換する探触子と、
前記検出信号に基づいて前記被検体内部の特性情報を算出し、前記特性情報に基づいて画像データを生成する信号処理部と、
を有し、
前記信号処理部は、前記被検体内部の計測対象に特徴的な構造に由来する前記特性情報を選択し、選択された前記特性情報に基づいて前記画像データを生成する
ことを特徴とする被検体情報取得装置。 - 前記探触子は、複数の検出素子が1次元または2次元に配置されたものである
ことを特徴とする請求項1に記載の被検体情報取得装置。 - 前記探触子は、前記被検体から発生する音響波を特定の方向から検出する
ことを特徴とする請求項2に記載の被検体情報取得装置。 - 前記信号処理部は、前記計測対象に特徴的な構造に関するコスト関数を制約条件とした最適化問題を解くことにより、前記特性情報を選択する
ことを特徴とする請求項1ないし3のいずれか1項に記載の被検体情報取得装置。 - 前記被検体内部の計測対象は、血管である
ことを特徴とする請求項1ないし4のいずれか1項に記載の被検体情報取得装置。 - 前記信号処理部は、前記血管に特徴的な構造を、複数の血管画像から求める
ことを特徴とする請求項5に記載の被検体情報取得装置。 - 前記信号処理部は、前記複数の血管画像から基底を算出することにより、前記血管に特徴的な構造を求める
ことを特徴とする請求項6に記載の被検体情報取得装置。 - 前記信号処理部は、前記血管に特徴的な構造を、血管の物理モデルに基づいて求める
ことを特徴とする請求項6に記載の被検体情報取得装置。 - 前記血管の物理モデルは、Murrayの法則である
ことを特徴とする請求項8に記載の被検体情報取得装置。 - 前記画像データに基づいて画像を表示する表示装置をさらに有する
ことを特徴とする請求項1ないし9のいずれか1項に記載の被検体情報取得装置。 - 光源と、探触子と、信号処理部と、
を有する被検体情報取得装置の制御方法であって、
前記探触子が、前記光源から光を照射された被検体から発生する音響波を検出信号に変換するステップと、
前記信号処理部が、前記検出信号に基づいて前記被検体内部の特性情報を算出するステップと、
前記信号処理部が、前記被検体内部の計測対象に特徴的な構造に由来する前記特性情報を選択し、選択された前記特性情報に基づいて画像データを生成するステップと、
を有することを特徴とする被検体情報取得装置の制御方法。
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