JP2018149362A - 光音響イメージングシステムにおける統計マッピング - Google Patents

光音響イメージングシステムにおける統計マッピング Download PDF

Info

Publication number
JP2018149362A
JP2018149362A JP2018105261A JP2018105261A JP2018149362A JP 2018149362 A JP2018149362 A JP 2018149362A JP 2018105261 A JP2018105261 A JP 2018105261A JP 2018105261 A JP2018105261 A JP 2018105261A JP 2018149362 A JP2018149362 A JP 2018149362A
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
image
map
parameter
color
photoacoustic
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Granted
Application number
JP2018105261A
Other languages
English (en)
Other versions
JP6505919B2 (ja
Inventor
ザレフ，ジェイソン
Zalev Jason
クリングマン，ブライアン
Clingman Bryan
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Seno Medical Instruments Inc
Original Assignee
Seno Medical Instruments Inc
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Priority claimed from US13/507,217 external-priority patent/US9289191B2/en
Application filed by Seno Medical Instruments Inc filed Critical Seno Medical Instruments Inc
Publication of JP2018149362A publication Critical patent/JP2018149362A/ja
Application granted granted Critical
Publication of JP6505919B2 publication Critical patent/JP6505919B2/ja
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T7/00—Image analysis
    • G06T7/0002—Inspection of images, e.g. flaw detection
    • G06T7/0012—Biomedical image inspection
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/0033—Features or image-related aspects of imaging apparatus classified in A61B5/00, e.g. for MRI, optical tomography or impedance tomography apparatus; arrangements of imaging apparatus in a room
    • A61B5/004—Features or image-related aspects of imaging apparatus classified in A61B5/00, e.g. for MRI, optical tomography or impedance tomography apparatus; arrangements of imaging apparatus in a room adapted for image acquisition of a particular organ or body part
    • 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
    • A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue
    • A61B5/14542—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue for measuring blood gases
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/72—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes
    • A61B5/7203—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes for noise prevention, reduction or removal
    • A61B5/7207—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes for noise prevention, reduction or removal of noise induced by motion artifacts
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/72—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes
    • A61B5/7225—Details of analog processing, e.g. isolation amplifier, gain or sensitivity adjustment, filtering, baseline or drift compensation
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/72—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes
    • A61B5/7235—Details of waveform analysis
    • A61B5/725—Details of waveform analysis using specific filters therefor, e.g. Kalman or adaptive filters
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/72—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes
    • A61B5/7235—Details of waveform analysis
    • A61B5/7253—Details of waveform analysis characterised by using transforms
    • A61B5/7257—Details of waveform analysis characterised by using transforms using Fourier transforms
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/72—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes
    • A61B5/7235—Details of waveform analysis
    • A61B5/7253—Details of waveform analysis characterised by using transforms
    • A61B5/726—Details of waveform analysis characterised by using transforms using Wavelet transforms
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/08—Detecting organic movements or changes, e.g. tumours, cysts, swellings
    • A61B8/0825—Detecting organic movements or changes, e.g. tumours, cysts, swellings for diagnosis of the breast, e.g. mammography
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/42—Details of probe positioning or probe attachment to the patient
    • A61B8/4272—Details of probe positioning or probe attachment to the patient involving the acoustic interface between the transducer and the tissue
    • A61B8/4281—Details of probe positioning or probe attachment to the patient involving the acoustic interface between the transducer and the tissue characterised by sound-transmitting media or devices for coupling the transducer to the tissue
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/44—Constructional features of the ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic device
    • A61B8/4416—Constructional features of the ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic device related to combined acquisition of different diagnostic modalities, e.g. combination of ultrasound and X-ray acquisitions
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/46—Ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic devices with special arrangements for interfacing with the operator or the patient
    • A61B8/461—Displaying means of special interest
    • A61B8/463—Displaying means of special interest characterised by displaying multiple images or images and diagnostic data on one display
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/46—Ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic devices with special arrangements for interfacing with the operator or the patient
    • A61B8/467—Ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic devices with special arrangements for interfacing with the operator or the patient characterised by special input means
    • A61B8/469—Ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic devices with special arrangements for interfacing with the operator or the patient characterised by special input means for selection of a region of interest
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/52—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/5215—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves involving processing of medical diagnostic data
    • A61B8/5223—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves involving processing of medical diagnostic data for extracting a diagnostic or physiological parameter from medical diagnostic data
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/52—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/5215—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves involving processing of medical diagnostic data
    • A61B8/5238—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves involving processing of medical diagnostic data for combining image data of patient, e.g. merging several images from different acquisition modes into one image
    • A61B8/5261—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves involving processing of medical diagnostic data for combining image data of patient, e.g. merging several images from different acquisition modes into one image combining images from different diagnostic modalities, e.g. ultrasound and X-ray
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/0033—Features or image-related aspects of imaging apparatus classified in A61B5/00, e.g. for MRI, optical tomography or impedance tomography apparatus; arrangements of imaging apparatus in a room
    • A61B5/0035—Features or image-related aspects of imaging apparatus classified in A61B5/00, e.g. for MRI, optical tomography or impedance tomography apparatus; arrangements of imaging apparatus in a room adapted for acquisition of images from more than one imaging mode, e.g. combining MRI and optical tomography
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/0059—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons using light, e.g. diagnosis by transillumination, diascopy, fluorescence
    • A61B5/0073—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons using light, e.g. diagnosis by transillumination, diascopy, fluorescence by tomography, i.e. reconstruction of 3D images from 2D projections
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/0059—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons using light, e.g. diagnosis by transillumination, diascopy, fluorescence
    • A61B5/0082—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons using light, e.g. diagnosis by transillumination, diascopy, fluorescence adapted for particular medical purposes
    • A61B5/0091—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons using light, e.g. diagnosis by transillumination, diascopy, fluorescence adapted for particular medical purposes for mammography

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Computer Vision & Pattern Recognition (AREA)
  • Signal Processing (AREA)
  • Physiology (AREA)
  • Artificial Intelligence (AREA)
  • Psychiatry (AREA)
  • Acoustics & Sound (AREA)
  • Quality & Reliability (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Theoretical Computer Science (AREA)
  • Power Engineering (AREA)
  • Mathematical Physics (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • Ultra Sonic Daignosis Equipment (AREA)
  • Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
  • Measurement Of Mechanical Vibrations Or Ultrasonic Waves (AREA)

Abstract

【課題】統計的カラーマッピングによる光音響帰還信号のパラメータ表示の提供。【解決手段】電磁エネルギーが体積中に蓄積され、体積中に蓄積されたエネルギーからの音響帰還信号が測定され、体積中に空間的に表される少なくとも１つのパラメータ値を推定するパラメータマップが計算される。対象領域の基準レベルが決定され、カラーマップの上限および下限が特定され、これらの少なくとも１つを基準レベルに関連させて決定する。その後、このパラメータマップは、カラーマップ上にパラメータマップの推定値をマッピングすることにより、カラーマップのパレットに表示される。エネルギーの２つの波長をこの体積に適用することができ、このパラメータマップの計算を、２つの波長に関する体積内の電磁エネルギーフルエンス分布の間接的もしくは明示的モデル、または理論的基礎を適用することにより調整することができる。【選択図】図２８

Description

本願は、著作権保護の対象である内容を含む。本特許開示内容は特許商標局のファイル
またはレコードに開示されているため、著作権所有者は、本特許開示内容のファクシミリ
の複製を行う何人に対しても異議を申し立てないが、それ以外は、何であれ全ての著作権
を留保する。
本発明は、一般に、医用撮像に関し、より詳細には、光音響撮像に関連したシステムに
関する。
本発明の前述および他の目的、特徴および利点は、添付の図に示すように、好ましい実
施形態の以下のより詳細な説明から明らかとなり、それらの図において、参照符号は、様
々な図を通して、同じ部分を指す。図は、必ずしも、縮尺比に従ってスケーリングしてお
らず、本発明の原理を示すことに強調を置いている。
本明細書で開示する方法および装置に対してプラットフォームとして使用され得る、組み合わされた光音響・超音波システムの一実施形態を示す概略ブロック図である。 光音響データ、および超音波データと組み合わされた光音響データに起因する出力画像を提供する方法の例示的実施形態に対するフロー図である。 不要な情報を除去するためにサイノグラムの前処理を行うための方法の例示的実施形態に対するフロー図である。 画像再構成のための方法の例示的実施形態に対するフロー図である。 エンベロープ画像を生成するための後処理の方法の例示的実施形態に対するフロー図である。 フルエンス補正を実行する方法の例示的実施形態に対するフロー図である。 エンベロープ画像情報からカラーのパラメータマップを作成する方法の例示的実施形態に対するフロー図である。 運動および追跡処理の方法の例示的実施形態に対するフロー図である。 エンベロープ画像情報からグレースケールのパラメータマップを生成する方法の例示的実施形態に対するフロー図である。 パラメータ入力および表示のある例示的な４画像表示を示す図である。 パラメータ入力および表示のある例示的な４画像表示を示す図である。 パラメータ入力および表示のある例示的な４画像表示を示す図である。 例示的な６画像表示を示す図である。 例示的な６画像表示を示す図である。 例示的な６画像表示を示す図である。 本明細書で開示する方法および他の装置に関連して使用され得るプローブの一実施形態の概略直交ビューを示す図である。 図１６に示すプローブの一実施形態の分解図である。 図１６に示すプローブの幅広い側の中心線に沿って切断された断面図を示す。 光ファイバーから出る光の図の２次元表現のノンスケール側面図である。 光ファイバーのその表面上への直接配置から表面に生じ得る光パターンの端面図である。 本明細書で説明する光音響技術に関連して使用される望ましい光パターンの端面図である。 すりガラスビーム拡大器の、図１９Ａに示すファイバーから放出する光への影響を図示する側面図である。 凹レンズビーム拡大器の、図１９Ａに示すファイバーから放出する光への影響を図示する側面図である。 光音響装置の較正および試験に関連して使用され得る、様々なターゲットがその中にあるファントム図である。 光音響装置の較正および試験に関連して使用され得る、アクティブなファントム図である。 光音響装置の較正および試験に関連して使用され得る、様々なターゲットがその中にある別のファントム図である。 図２４Ａ〜２４Ｃは、本明細書で開示する方法および他の装置に関連して使用され得るプローブの代替実施形態の概略直交ビューを示す図である。 図２５Ａ〜２５Ｃは、トランスデューサ要素の２次元配列の様々な編成のいくつかの例を示す図である。 フィンガーグリップを使用して物理的に位置付けることができるトランスデューサ配列をそのアーム上に有する、２本アームの鉗子状のプローブを例示する図である。 前方伝送モードで使用するための、一方のアーム上にトランスデューサ配列を、他方上に光源を有する、２本アームの鉗子状のプローブを例示する図である。 本システムのハードウェア構成要素を示す概略ブロック図である。 一実施形態に従った、システムの照射サブシステムおよび制御インタフェースを示すブロック図である。 システム内の放射制約を示すパルス図である。 足踏みスイッチ閉鎖の一実施形態の概略ブロック図である。
本発明は、様々な修正および代替形式が可能であるが、その詳細が、図で例として示さ
れており、詳細に記述される。しかし、本発明を、記述する特定の実施形態に限定するこ
とを意図していないことが理解されるべきである。反対に、本発明の精神および範囲に含
まれる全ての修正、等価物、および代替物を包含することを意図する。
以下の記述および図は、例示であり、限定として解釈されるべきではない。完全な理解
を提供するために、多数の具体的詳細を記述する。しかし、ある事例では、記述が不明瞭
になるのを回避するために、周知または従来の詳細は説明しない。本開示の１つまたは一
実施形態への言及は、必ずしも、同じ実施形態への言及ではない。また、かかる言及は少
なくとも１つを意味する。
本明細書における「一実施形態（ｏｎｅ ｅｍｂｏｄｉｍｅｎｔ）」または「実施形態
（ａｎ ｅｍｂｏｄｉｍｅｎｔ）」への言及は、実施形態に関連して記述する特定の特徴
、構造、または特性が、本開示の少なくとも１つの実施形態に含まれることを意味する。
本明細書内の様々な場所での「一実施形態では（ｉｎ ｏｎｅ ｅｍｂｏｄｉｍｅｎｔ）
」という句の出現は、必ずしも、全てが同じ実施形態への言及ではなく、また、他の実施
形態と相互に排他的な別個のまたは代替的な実施形態でもない。さらに、いくつかの実施
形態によって示され得るが、他では示されない、様々な特徴を説明する。同様に、いくつ
かの実施形態に対する要件であり得るが、他の実施形態に対する要件ではない、様々な要
件を説明する。
システムおよび方法は、特に、光音響撮像データを処理するための方法および装置のブ
ロック図、操作図およびアルゴリズムに関連して以下で説明する。ブロック図の各ブロッ
ク、操作図およびアルゴリズム、ならびにブロック図の各ブロック、操作図およびアルゴ
リズムの組合せは、アナログまたはデジタルハードウェアおよびコンピュータプログラム
命令によって実現できることが理解される。
これらのコンピュータプログラム命令は、汎用コンピュータ、専用コンピュータ、ＡＳ
ＩＣ、または他のプログラム可能データ処理装置のプロセッサに提供でき、コンピュータ
または他のプログラム可能データ処理装置のプロセッサによって実行する、命令が、ブロ
ック図、１つまたは複数の操作ブロックおよび／またはアルゴリズム内で機能／動作を実
現できるようにする。
いくつかの事例では、周波数領域ベースのアルゴリズムは、性能のためにゼロまたは対
称パディングを必要とする。このパディングは、本アルゴリズムの実施形態を説明するの
に不可欠ではなく、そのため、処理工程の説明から時々省略される。パディングが工程で
開示されている、いくつかの事例では、アルゴリズムは、それでも、パディングなしで実
行され得る。しかし、いくつかの事例では、パディングは不可欠であり、データを破損す
ることなく除去できない。
いくつかの代替実装形態では、ブロック内に記述した機能／動作は、操作図で記述した
順序ではない順序で起こり得る。例えば、関係する機能／動作に応じて、連続して示され
る２つのブロックが、実際には、実質的に同時に実行できるか、ブロックが、時には逆の
順序で実行できる。
ここで、本発明の様々な実施形態に対するより詳細な参照が行われるが、それらの例は
、２０１２年６月１３日に出願した、関連する米国特許出願第１３／５０７，２１７号に
おいて提出した添付の図および添付書類に示す。当業者には明らかであるように、添付書
類で説明するデータ構造および添付書類で説明する処理工程（擬似コードを含む）は、本
明細書における本開示の精神および本発明の範囲から逸脱することなく、様々な他の方法
で実現され得る。添付書類は、説明のため、および理解を容易にするために、本明細書で
開示する概念を実現する１つの方法を提供することを意図する。
光音響データを提示するためのシステムおよび方法
図１を参照すると、光音響システムおよび方法という表題の下で装置１００が概説され
、装置１００は、光路１３２および電気路１０８を介して、システム筐体１０１に接続さ
れたプローブ１０２を含む。システム筐体１０１内には、光サブシステム１２９およびコ
ンピューティングサブシステム１２８が収納されている。コンピューティングサブシステ
ム１２８は、特に、光音響制御および分析用の１つまたは複数のコンピューティング構成
要素を含む。一実施形態では、プローブ１０２内のトランスデューサのサンプリングを通
して、装置１００は、パルス発生された光源１３０、１３１によって生じた刺激（すなわ
ち、光音響帰還信号）、および超音波トランスデューサ要素の音響出力によって生じた刺
激、に応答して受け取られたデータを取得できる。
一実施形態では、組織の体積中で生じる単一の光事象に対応する光音響帰還信号を取得
するために、プローブ１０２内のトランスデューサは、その光事象後のある期間、サンプ
リングできる。一実施形態では、プローブ１０２内のトランスデューサは、光事象の後、
音が組織内で所望の距離を進むためにかかり得る時間にほぼ等しい期間、サンプリングさ
れ得る。一実施形態では、所望の距離は少なくとも１センチメートルであってよい。一実
施形態では、所望の距離は少なくとも２センチメートルであってよい。一実施形態では、
サンプリング期間は、音が、組織内を少なくとも１センチメートルであるが、１５センチ
メートルを超えない距離を進むのにかかり得る時間に対応することになる。一実施形態で
は、サンプリング期間は、音が、組織内を少なくとも５センチメートルであるが、１２セ
ンチメートルを超えない距離を進むのにかかり得る時間に対応することになる。一実施形
態では、所望の距離は、１センチメートル未満であり得る。サンプリングレートは、光音
響帰還信号内で十分な情報を取得するのに十分であるべきである。一実施形態では、サン
プリングレートは、約２０Ｍｈｚを超え、別の実施形態では、サンプリングレートは、約
３０Ｍｈｚを超える。一実施形態では、サンプリングは、少なくとも８ビットであり、よ
り好ましくは、１２ビットを超える。一実施形態では、サンプリングは１４ビットで行わ
れる。一実施形態では、サンプリングは１４ビットより高い解像度で行われる。
典型的な実施形態では、光音響帰還信号を取得するために、プローブ１０２内の１２８
または２５６のトランスデューサ（すなわち、チャネル）が、３１．２５Ｍｈｚのサンプ
リングレートで約６５マイクロ秒（μｓ）間、１４ビットでサンプリングされる。３１．
２５Ｍｈｚでの６５μｓのサンプリングにより、２，０００を超えるサンプルが生じる。
一実施形態では、各トランスデューサまたはチャネルに対して、２，０４５の１４ビット
サンプルが格納され得る。効率のために、１４ビットサンプルは、１６ビットのコンピュ
ータワードに格納できる。単一の光事象に関連するサンプルは、その光事象に関する追加
のヘッダー情報と共に、１２８チャネルに対して約５１２ＫＢ（キロバイト）、または２
５６チャネルに対して１ＭＢ（メガバイト）のフレーム内に格納できる。従って、典型的
な実施形態では、ヘッダー情報を含む、光事象からの光音響帰還信号は、５１２ＫＢ、ま
たは１ＭＢのいずれかに格納できる。さらに以下で説明するように、一実施形態では、装
置１００は、異なる光波長で動作する少なくとも２つの光源１３０、１３１を含む。異な
る光波長で動作する２つの光源１３０、１３１による一実施形態では、各々の光源からの
１つの光事象からの光音響帰還信号を、光音響データを提示するための方法およびシステ
ムで使用できる。一実施形態では、装置１００は、本明細書に記載するような使用のため
に十分迅速に波長を変更できる波長可変レーザーなどの、異なる波長で操作され得る単一
の光源を含む。一実施形態では、装置１００は、各々が複数の異なる波長に調節できる、
少なくとも２つの光源１３０、１３１を含む。一実施形態では、装置１００は、１つの光
波長を操作する１つの光源１３０、および複数の異なる波長に調節できる少なくとも１つ
の追加の光源１３１を含む。
本明細書では、サイノグラムという用語は、単一の光事象に対応する、サンプル抽出デ
ータまたは処理されたサンプル抽出データを指す。サイノグラムという用語は、時々、元
の、またはフィルタ処理されたサンプル抽出データをグレースケールまたはカラーデータ
として使用することにより提示された画像を指すためにも使用され、データ内のサンプル
と画像内のボクセルとの間に対応関係がある。各々が光の異なる波長に対応する、２つの
異なる光事象からの光音響帰還信号を使用する一実施形態では、短サイノグラムという用
語は、光事象を生成する光のより短い波長に対応するサイノグラムを指し、また、長サイ
ノグラムという用語は、光事象を生成する光のより長い波長に対応するサイノグラムを指
す。２つより多い異なる波長が使用され得るので、短い波長および長い波長という用語の
使用は、任意の数の波長を有するシステムの拡張されたコンテキストを具体化することを
意図する。
一実施形態では、より詳細に以下で説明するように、サイノグラムは、エンベロープ画
像を生成するために処理される。本明細書では、短エンベロープ画像は、短サイノグラム
に対応するエンベロープ画像を指し、長エンベロープ画像は、長サイノグラムに対応する
エンベロープ画像を指す。一実施形態では、短サイノグラムおよび長サイノグラムは各々
、それぞれ短エンベロープ画像および長エンベロープ画像を生成するために別々に処理さ
れる。短エンベロープ画像および長エンベロープ画像は次いで、パラメータ画像を生成す
るために一緒に使用される。パラメータ画像から、酸素化、ヘモグロビン、およびマスク
された酸素化のマップが作成できる。これらのマップは、実質的に同じ体積の超音波画像
を表す位置合わせ（ｃｏｒｅｇｉｓｔｅｒ）されたデータであり得、その後、酸素化画像
、ヘモグロビン画像およびマスクされた酸素化画像のうちの１つまたは複数を生成できる
。一実施形態では、酸素化画像、ヘモグロビン画像およびマスクされた酸素化画像は、組
織の体積の組成に関する情報を反映する。パラメータマップおよびパラメータ画像という
用語は、場合によっては、区別しないで使用される。マップという用語の使用は、一般に
、画像と体積との間の対応関係に関連する。パラメータマップは、例えば、単一チャネル
（すなわち、グレースケール）表現、カラー（すなわち、ＲＧＢ）表現、または透明度を
もつカラー（ＲＧＢＡ）表現、を含む、多数の方法で表され得る。パラメータマップは、
１つまたは複数のパラメータに関する定性的または定量的な情報を伝達するために使用さ
れ得る。パラメータマップまたはパラメータ画像は、コンピュータメモリ内で表され得る
か、または表示された表現として提示され得、従って、本明細書では、「画像」または「
マップ」という用語は、必ずしも視覚表現を意味しない。
サイノグラムおよび他のシステムデータの格納
一実施形態では、サイノグラムは、光音響装置の使用に関して記録された他のデータと
共に、レーザー光ムービー（ｌａｓｅｒ ｏｐｔｉｃ ｍｏｖｉｅ）ファイルすなわちＬ
ＯＭに記録され得る。ＬＯＭは、名前が示すような、動画ファイルではなく、むしろ、Ｌ
ＯＭは、関連ファイルのグループ内に、より好ましくは、単一のデータファイル内に、記
録され得る、記録されたデータの集合である。ＬＯＭのフォーマットに対する一考察は、
ＬＯＭ内への格納を必要とするデータを生成する、様々な、おそらくは非同期のプロセス
である。一実施形態では、ＬＯＭは、限定はされないが、長および短光音響サイノグラム
、超音波フレーム、構成データ、ユーザーによって作成された注釈、またはその後で、光
音響装置の使用中に行われた音声および／またはビデオ記録ならびに光音響システムおよ
びそのソフトウェアによって報告されるようなバージョン情報に関する情報を含む、光音
響装置の使用に関する様々な情報を格納するために使用できる。
一実施形態では、ＬＯＭは、各々１０２４バイト（１Ｋ）のブロックで構築され得る。
情報（例えば、サイノグラム）の各集合は、ヘッダー、および、追加のデータが必要な場
合は、ヘッダーに関連した情報の１つまたは複数の追加のブロックを含み得る。一実施形
態では、ヘッダーは、そのブロックをヘッダーとして識別するために使用される識別子を
含み得る。一実施形態では、ヘッダーは、特定の実施態様における様々なタイプの入力お
よび入出力システムに当てはまり得るように、たとえＬＯＭ内にばらばらの順序で記録さ
れていても、ＬＯＭが使用される場合に、情報の集合が適切な順序で配置されるのを可能
にする同期カウンタのための値も含み得る。一実施形態では、ヘッダーは、それ自身のＣ
ＲＣおよびその集合に関連する任意の追加データをさらに含み、そのようにしてＬＯＭ内
の集合全体の整合性チェックおよび検証を可能にする。例示的なＬＯＭに対するデータ構
造が、添付書類で提供される。
サイノグラムの処理
種々の理由で、サイノグラムは、不要か、不正確か、または十分にスケーリングされて
いないデータを含み得る。サイノグラムデータのこれらの弊害は、使用された計測器（例
えば、プローブ）もしくは光の特性、体積（すなわち、組織）の特性、体積とプローブも
しくは光との間の相互作用の特性、外部刺激、または他の原因を含む、多数の理由に起因
し得る。原因に関わらず、サイノグラムデータの不要な態様を除去するために、様々なプ
ロセスが使用できる。
サイノグラムデータが整数として（例えば、１４ビット整数として）サンプリングされ
る、典型的な実施形態では、サイノグラムに関する処理工程を実行する前に、サイノグラ
ムデータが整数から浮動小数点数に変換され得る。整数から浮動小数点への変換は、精度
を向上させて、計算のダイナミックレンジを拡張するために実行される。一実施形態では
、サイノグラムは、整数データとして処理され得る。一実施形態では、サイノグラムは、
整数データとして処理され得るが、整数は、例えば、６４ビット、または９６ビット、ま
たは１２８ビットなどの、適切な範囲のデータに対処するのに十分なサイズに拡大される
。
一般に、サイノグラムを処理するための以下の各工程では、処理は、時間領域信号に関
して実行される。好ましい実施形態では（以下で説明するように）、プローブ１０２は、
サイノグラムデータが、トランスデューサの下の平面―画像平面上にあるものにより焦点
を合わせられることを可能にする音響レンズを含む。一実施形態では、プローブは、１０
〜４０ミリメートルの間の焦点距離を有する音響レンズを含む。例示的実施形態では、プ
ローブは、２０ミリメートルの焦点距離を有する音響レンズを含む。一実施形態では、プ
ローブは、ハードウェアで、またはソフトウェアで、ズームインまたはズームアウトでき
る焦点距離を有する音響レンズを含み得る。
前述のように、例示的実施形態では、サイノグラムデータの各チャネルは、体積内の約
１００ミリメートルの距離を表す。音響レンズは、一般に、画像平面に対して外側の（例
えば、直交する）点から伝搬する信号の少なくとも一部分を拒絶する。しかし、各トラン
スデューサは、約１００ミリメートル距離内に存在する画像平面の実質的に全ての点から
の信号を受け取る。チャネルに対して受け取られた信号は、画像平面上の半径１００の半
円形の領域を含むと考えられ得る。
図２を参照すると、例となるプロセスの概要が示されているが、それは、データの３つ
のセット、すなわち、短サイノグラム（工程２０５）、長サイノグラム（工程２１０）お
よび超音波画像（工程２１５）の取得から始まり、そのデータを処理して、その取得した
データの様々な態様を見る際に有用であり得る、最大で６つの別個の画像を生成する。典
型的な実施形態では、取得したデータの３つのセットは、ハンドヘルド光音響プローブ１
０２（図１）を使用して取得され得る。本明細書での説明のために、工程２０５、２１０
および２１５で３つのセットのデータを取得する間に、プローブ１０２の移動は、たとえ
あったとしても、最小限であると仮定され得る。典型的な実施形態では、妥当なフレーム
レート（例えば、１０ｈｚ）は、プローブを握る際に使用される十分にしっかりしたハン
ド（ｈａｎｄ）と連結されて、３つのデータセットを生じさせ得、それらの間には実質的
に最小限の移動が生じている。本明細書に記載するプロセスは、３つの識別されたデータ
セットと共に使用されることに限定されないことに留意すべきである。追加のデータセッ
トの使用、例えば、追加の光の波長からのデータセットなどは、結果として生じる画像を
さらに改善するために使用され得る。
以下でさらに詳細に説明するように、短サイノグラムデータおよび長サイノグラムデー
タは、使用された計測器（例えば、プローブ）もしくは光の特性、体積（すなわち、組織
）の特性、体積とプローブもしくは光との間の相互作用の特性、外部刺激、または他の原
因を含め、サイノグラム内の望ましくないデータを減らすか、または補正するために、１
つまたは複数の別個の方法で前処理される（工程２２０）。前処理の後、別個の短画像お
よび長画像が再構成される（工程２２５）。一実施形態では、複素短画像および長画像の
別個の実成分および虚数成分が再構成工程から生じる。一実施形態では、再構成された画
像の処理（工程２３０）が実行される。処理（工程２３０）は、再構成された画像内で識
別できる追加のアーチファクトを除去し得、任意の事象で、短エンベロープ画像（２３２
）および長エンベロープ画像（２３４）を作成する。一実施形態では、短エンベロープ画
像および長エンベロープ画像（２３２、２３４）が、パラメータ画像生成（工程２４０）
プロセスで使用される。パラメータ画像生成（工程２４０）プロセスは、酸素化マップ（
２５０）、ヘモグロビンマップ（２５５）およびマスクされた酸素化マップ（２６０）を
出力する。一実施形態では、３つのマップのいずれかまたは全部が位置合わせされて、超
音波画像上に重ね合わされる（工程２６５）。工程２７０、２７５、２８０、２８５、２
９０および２９５で表示される表示可能な画像の１つまたは複数の表示のために、ディス
プレイが提供され得る。一実施形態では、２つ以上の画像のグループが、同じ画面上に表
示され得、通常、スケーリングされて、一定のサイズにされ得る。一実施形態では、６つ
の画像全てのグループが、同じ画面上に表示され得、通常、スケーリングされて、一定の
サイズにされ得る。
一実施形態では、光音響データについて処理を実行するシステム、および／または光音
響出力を表示するシステム（サイノグラムを取得するシステムと同じであり得るが、その
必要はない）は、光音響画像を処理または表示する際に、処理で使用されるパラメータを
変える機能をオペレータに提供することとなる。一実施形態では、光音響データに対して
処理を実行するシステム、および／または光音響出力を表示するシステムは、オペレータ
に対して、光音響画像の処理に使用される処理工程のスイッチをオンおよびオフし、潜在
的に処理工程の順序を変更する機能を提供することになる。
前処理（２２０）
図３を参照すると、例となるサイノグラム前処理の概要が示されている。サイノグラム
データの取得（工程２０５、２１０）後、そのデータは、限定はされないが、装置自体の
アーチファクト、装置・被験者の相互作用のアーチファクト、および不要な情報の外因を
含め、サイノグラム内の望ましくないデータを減らすか、または補正するために、１つま
たは複数の別個の方法で前処理される（工程２２０、図２）。一実施形態では、前処理は
、１つまたは複数の次の工程から構成され得る：すなわち、不良なトランスデューサの検
出（工程３０５）、コモンモードストライプフィルタ処理（工程３１０）、帯域通過フィ
ルタ処理および／またはプローブ伝達関数の適用（工程３１５）、ダイナミックレンジの
正規化（工程３２０）、エネルギーに対する正規化（工程３２５）、選択的チャネル感度
（工程３３０）、フレーム間持続的アーチファクトの除去（工程３３５）およびソフトウ
ェア減衰補正（工程３４０）。１つまたは複数の追加の前処理工程も、サイノグラム内の
望ましくないデータを減らすか、補正するために使用され得る。特に、図３で特定された
工程は、提示された順序で実行される必要がなく、任意の順序で実行され得る。さらに、
図３に示す工程の全てが、例となるシステムの任意の実装形態で必要なわけではなく、む
しろ、前処理は、サイノグラム内の望ましくないデータを減らすか、補正するために、任
意の１つまたは複数の工程の使用から成る。
前処理（２２０）―不良トランスデューサの検出（３０５）
サイノグラム内の弊害の１つの潜在的な原因は、トランスデューサが、サンプリングプ
ロセス中に、その上に入射する光音響帰還信号を正確に反射できないことである。障害は
一時的なこともあれば、永久的なこともあり得る。さらに、サンプル抽出データが、高過
ぎるか又は低過ぎる信号を反射しているか、またはノイズを反射している場合など、障害
が部分的で有り得るか、またはサンプル抽出データが全てゼロもしくは名目値である場合
、障害は全体的であり得る。不良なトランスデューサは、単一のサイノグラム内であって
も、一貫性がないか、または片々な出力も提示し得る。不良なトランスデューサチャネル
は、例えば、１つまたは複数のトランスデューサ要素の下での組織との接触不良からも生
じ得る。
一実施形態では、一貫して不良なトランスデューサが識別されると、その識別が書き留
められて、その後、そのトランスデューサから提供されたデータは、無視されるか、置換
されるか、または別に前処理され得る。例えば、一実施形態では、トランスデューサの不
正動作を補正するために、前処理プログラムが実行されて、トランスデューサの異常な応
答特性を除去する。別の実施形態では、トランスデューサの不正動作を補正するために、
トランスデューサのデータが２つの隣接したチャネルからのデータの平均値と置き換えら
れる。
一実施形態では、サイノグラムデータは、不良なチャネルの存在について分析される。
不良なチャネルは、サイノグラムが「皮膚（ｓｋｉｎ）」信号（すなわち、体積の表面で
、または表面近くから反射された光音響応答信号であり、それは、他のチャネルにわたっ
て、平均より著しく弱い）を有するという事実によって検出され得る。弱い皮膚信号は、
そのチャネルの真上での音響接触不良または、例えば、そのチャネルの利得を大幅に減ら
した電子機器に関連する何等かの問題から生じ得る。チャネルがこの挙動を示す場合、そ
れは、「不良」と識別され得、一実施形態では、そのチャネル内のデータは、アーチファ
クトを避けるために、ストライプフィルタ（以下で説明）での処理後、ゼロにされる。
例示的実施形態では、不良データを識別して、データのその部分をゼロに設定し、それ
により不正確な画像アーチファクトを回避するために、以下のアルゴリズムが使用され得
る。
この例示的実施形態では、アルゴリズムは、強い光音響皮膚信号が各トランスデューサ
によって受け取られることになると仮定する。強い光音響皮膚信号は、ノイズより優性で
あると予期され、チャネルごとに振幅において近接していると予期される。
例示的なアルゴリズムは、以下のように説明される：各接続したデータチャネルが分析
されて、（皮膚からの光音響信号を含む）絶対チャネルデータのいくつかの連続したサン
プルのグループの平均が非常に小さく、連続したチャネルの全てにわたって比較したとき
に、統計的異常値であると考えられる場合、「不良」とラベル付けされる。異常値の判断
は、全てのチャネルにわたる加重標準偏差に基づく。
例示的なアルゴリズムは、次のように実行され得る：
ａ．信号の絶対値が計算される。
ｂ．絶対信号内の最初のいくつかのサンプルの平均値が計算される。
ｃ．平均値の小さい異常値が、（全ての接続したチャネルにわたる平均値）−（加重標準
偏差）を閾値として使用して、識別される。
ｄ．識別された異常値が不良チャネルとしてラベル付けされる。
添付書類の擬似コードは、当業者が、本明細書で説明する例示的なアルゴリズムを実現
する際に指針となるであろう。提示したアルゴリズムは、後に光音響データについて行わ
れる計算および操作に悪影響を及ぼし得る不良チャネルを除去するための一方法例にすぎ
ない。前述を考慮すると、限定はされないが、チャネル間、またはチャネルのセット間で
自己相関を使用する方法を含め、不良チャネル検出のために他の方法が使用できることは
、当業者には明らかであり、本開示の範囲内である。
前処理（２２０）―コモンモードストライプフィルタ（３１０）
サイノグラム内の不要な情報の他の潜在的な原因は、全てのチャネルに同時に影響する
ノイズまたは他の不要な信号の形態で現れ得る。例えば、外部干渉またはプローブ特性を
含む、この種のノイズまたは不要な信号の様々な原因があり得る。しかし、原因に関わら
ず、ノイズまたは不要な信号は、除去され得るか、または弱められ得る。サイノグラムが
、チャネルを列に対応させ、サンプルを行に従って方向づけられる場合、このタイプのフ
ィルタは、サイノグラムから水平ストライプを除去する。一実施形態では、水平ストライ
プが、２次元離散ウェーブレット変換（２Ｄ−ＤＷＴ）に基づく方法を使用して除去され
得る。一実施形態では、水平ストライプが、周波数領域フィルタ（例えば、１次元または
２次元周波数領域フィルタ）またはＦＩＲフィルタに基づく方法を使用して除去され得る
。一実施形態では、データの行または他のセットにわたる平均値が、データのその行また
は他のセット内の各サンプルから減算される。
例示的実施形態では、以下のアルゴリズムが、水平ストライプをサイノグラムから除去
するために使用され得る。一実施形態では、例示的なアルゴリズムが、次のように実行さ
れ得る：
ａ．各サブバンドレベルで、水平係数に対するウェーブレット係数のサイズを事前計算す
る。
ｂ．各ウェーブレットサブバンドに対して１次元（１Ｄ）周波数領域ストライプフィルタ
の偶対称零位相伝達関数を事前計算する。
ｃ．高域および低域ウェーブレット係数を使用して２Ｄウェーブレット変換を計算するが
、それらの係数は、入力パラメータによって、および、幾つかのレベルに対して順ウェー
ブレット分解（ｆｏｒｗａｒｄ ｗａｖｅｌｅｔ ｄｅｃｏｍｐｏｓｉｔｉｏｎ）を適用
することによって、定義され得る。
ｄ．各サブバンドレベルからの垂直係数で、１Ｄ伝達関数フィルタを垂直方向に沿って、
各ラインに適用するが、その１Ｄ伝達関数は、ラインの各々に対する低域周波を円滑に抑
制する。
ｅ．ウェーブレット再構成を修正されたウェーブレット係数に適用することにより逆ウェ
ーブレット変換を採用する。
添付書類の擬似コードは、当業者が、この例示的なアルゴリズムを実現する際に指針と
なるであろう。提示したアルゴリズムは、後に光音響データについて行われる計算および
操作に悪影響を及ぼし得るデータを除去するストライプフィルタを実現するための一方法
例にすぎない。一実施形態では、各チャネルに共通である干渉を除去するために、サイノ
グラムのチャネルに関する主成分分析を使用することにより、コモンモードストライプフ
ィルタ処理が実行できる。一実施形態では、複素解析サイノグラムのチャネルに関する主
成分分析を使用することにより、コモンモードストライプフィルタ処理を実行して、各チ
ャネルにおける異なる複素位相が影響し得る、各チャネルに共通する干渉を除去すること
ができる。前述を考慮すると、このタイプの誤ったデータを除去するために他の方法が使
用できることは、当業者には明らかであり、本開示の範囲内である。
波動が組織の表面に沿って進むにつれ、例示的に、波動の頂点がトランスデューサの各
要素に次々と接触し得、その結果、測定値が線形配列プローブを使用して取得される場合
、かかる波動は対角アーチファクト（ｄｉａｇｏｎａｌ ａｒｔｉｆａｃｔ）をサイノグ
ラム内に生成し得る。一実施形態では、これらおよび他のかかる対角アーチファクトを除
去するために、ストライプフィルタが使用され得る。一実施形態では、かかる対角アーチ
ファクトを除去するために、サイノグラムの各チャネルが、ストライプフィルタの適用前
に、表面波の認識された移動速度に基づいてシフトされ、次いで、ストライプフィルタが
適用された後に戻しシフト（ｕｎ−ｓｈｉｆｔ）される。一実施形態では、２Ｄ帯域阻止
ストライプフィルタを使用して、対角ストライプが除去され得る。
前処理（２２０）―帯域通過フィルタおよびプローブ伝達関数（３１５）
トランスデューサによって捕捉されてサイノグラムに格納された光音響帰還信号データ
の取得されたチャネルは、（サンプリング期間中に）そのトランスデューサが検出するデ
ータのサンプリングを含む。前述のように、サイノグラムにある（ｓｉｎｏｇｒａｍ−ｒ
ｅｓｉｄｅｎｔ）サンプルが、時間領域内で取得される。以下でも説明するように、光音
響帰還信号トランスデューサは、従来型の超音波トランスデューサよりも広い帯域を有し
得る。従って、一実施形態では、光音響帰還信号トランスデューサは、１０Ｋｈｚ以下か
ら、２０Ｍｈｚ以上までの帯域幅を有し得る。例示的実施形態では、光音響帰還信号トラ
ンスデューサは、約５０Ｋｈｚ〜２０Ｍｈｚの帯域幅を有し得る。
光音響帰還信号の選択された部分が、画像再構成における使用により適している。従っ
て、一実施形態では、光音響帰還信号の一部が、結果として生じる光音響画像を著しく損
なうことなく、除去される。一実施形態では、１次元のＦＦＴ（高速フーリエ変換）帯域
通過フィルタが、結果として生じる光音響画像の著しい減損なしで、高および低周波数成
分を削減または除去するために使用され得る。従って、例示的実施形態では、低周波側で
、１０Ｋｈｚ未満で実質的に完全な減衰を提供し、他方、高周波側では、１２Ｍｈｚの後
に実質的に完全な減衰を提供する、１次元ＦＦＴ帯域通過フィルタが、採用できる。一実
施形態では、低周波側で、５０Ｋｈｚでロールオフを開始し、他方、高周波側では、６Ｍ
ｈｚでロールオフを開始する、１次元ＦＦＴ帯域通過フィルタが、採用できる。一実施形
態では、ロールオフレートは、高周波側よりも低周波側に対して急勾配である。従って、
例示的実施形態では、低周波側で、５０Ｋｈｚで（下方に）ロールオフを開始して、１０
Ｋｈｚ未満で実質的に完全な減衰を提供し、他方、高周波側では、６Ｍｈｚでロールオフ
を開始して、１２Ｍｈｚの後に実質的に完全な減衰を提供する、１次元ＦＦＴ帯域通過フ
ィルタが、採用できる。
結果として生じる光音響画像に重大な影響を及ぼさない光音響帰還信号の周波数部分を
フィルタ処理することに加えて、例示的実施形態では、アルゴリズムが、プローブおよび
電子機器の伝達関数の近似値、すなわち、実質的にシステムの伝達関数の近似値を求める
機能を提供し得る。本節では、システムの伝達関数（すなわち、実質的にシステムの伝達
関数の近似値を求める機能）は、プローブ形状、プローブ自体が光事象に影響を及ぼす方
法、または、例えば、信号の減衰、遅延、空間応答、ノイズもしくは他の態様における変
化を含む、様々な周波数での結果として生じる光音響帰還信号などの、システムの独自の
応答特性のうちの少なくともいくつかを反映する伝達関数である。一実施形態では、組織
および／または接触媒質の空間周波数応答特性もシステムの独自の応答特性に影響し得る
。システム電子機器の周波数領域応答特性またはインパルス応答特性も、システム応答に
含まれ得る。システム応答によって取り込まれ得る応答特性のようなものの例は、例えば
、１Ｍｈｚの音が１００Ｋｈｚの音よりも大きな音で届くような、周波数の濾過；例えば
、１Ｍｈｚの音が１００Ｋｈｚの音よりも早く届くような、遅延；および／または、例え
ば、トランスデューサに対して垂直から４５度の位置からトランスデューサに届く音が、
それがトランスデューサに垂直な方向から到着した場合よりも異なって聞こえるような、
空間効果を含み得る。
例示的実施形態では、システムフィルタ全体（すなわち、特に、システム伝達関数を補
正するためのフィルタ）は、音響電気インパルス応答のデコンボリューション、帯域通過
フィルタ処理、および他の要因の濾過をサポートするための追加の任意の伝達関数を含む
工程によって形成され得る。サイノグラムデータは、次いで、システムフィルタ関数を使
用して処理できる。
この例示的実施形態では、システムの複素伝達関数が３つの部分から形成されるが、そ
れらは、後で一緒に乗算される。第１の部分は、音響電気インパルス応答のデコンボリュ
ーションに対する周波数領域表現であり、それは、ノイズ対信号パワースペクトル比に関
連する正則化パラメータをもつウィーナーデコンボリューションを使用して決定され得る
。伝達関数の第２の部分は、帯域通過フィルタであり、それは、帯域通過／停止領域に関
して提供された情報を使用して、二乗余弦アポダイゼーション関数で設計される。伝達関
数の第３の部分は、任意選択の任意の周波数応答である。システムフィルタは、そのパラ
メータの１つが変化する場合に再計算される必要があるだけである。そうでなければ、フ
ィルタは、必要に応じて、決定、格納、およびストレージからロードされ得る。要するに
、サイノグラムデータは、調整されて、周波数領域に変換されるが、そこで、それが時間
領域に変換して戻される前に、システムのフィルタ関数によって乗算される。
システムフィルタを作成するための例示的なアルゴリズムが、以下のように説明され得
る：最後の実行から、いずれのパラメータも修正されなかった場合、システムの伝達関数
は、以前に計算された入力システムの伝達関数である。そうでない場合、システムフィル
タは、以下の工程に従って計算され得る。工程１で、デコンボリューションウィーナーフ
ィルタが形成される（以下のようなウィーナーデコンボリューションフィルタが使用され
得る：
式中、ｆは周波数（Ｈｚ）、Ｇはフィルタの伝達関数、Ｈはシステムの周波数応答、ａは
ノイズ対信号スペクトルパワー密度比である。工程２で、帯域通過フィルタが、二乗余弦
アポダイゼーション関数および入力帯域通過／阻止周波数パラメータを使用して計算され
る。パラメータによって指定される場合、帯域通過フィルタは、１（ｕｎｉｔｙ）（１の
定数値）であり得、従って、帯域通過フィルタ処理は適用されない。最後の工程として、
出力システムフィルタ関数を取得するために、それら２つの複素伝達関数が、別の定義さ
れた任意の伝達関数（任意選択）と一緒に乗算される。２つの複素伝達関数を別の定義さ
れた任意の伝達関数と乗算する目的は、他の２つの方法を使用して、フィルタ処理が直ち
に起こりやすくさせない、周波数領域フィルタ処理を可能にすることである。
システムフィルタ関数に従ってデータを処理するための例示的なアルゴリズムが、（デ
ータの単一チャネルに対して）以下のように説明され得る：入力データが、長さを２倍に
するためにゼロ詰めされ（または、対称的にパディングされ）、高速フーリエ変換（ＦＦ
Ｔ）を介して周波数領域に変換されて、システムの伝達関数によって複素乗算され、次い
で、逆高速フーリエ変換（ＩＦＦＴ）が適用されて、時間領域にデータを返す。時間領域
に返されると、パディングが除去される。
添付書類の擬似コードは、当業者が、この例示的なアルゴリズムを実現する際に指針と
なるであろう。
一実施形態では、全体的なシステム補正が実行され得、サイノグラムの一部を緩和、除
去、または強化するために使用され得る。一実施形態では、全体的なシステム補正は、理
想的な研究室状況またはプローブおよび電子機器のみに基づく要因に限定されない状況を
明らかにするために使用され得；むしろ、サイノグラムの特性が、標準的な被験者の生理
機能および特性によって影響を及ぼされ得、研究室では厳密に生じない非理想的状況を具
体化する。モデル化し難い相互作用が、生体内の光音響測定値がモデルとは異なる現実世
界の状況で生じ得る。これらは、システムの部分であるプローブの形状を伴う相互作用；
プローブが、システムによって引き起こされた光事象に影響を及ぼす方法；プローブが、
光音響帰還信号の減衰、遅延、空間応答、ノイズまたは他の態様に影響を及ぼす方法；撮
像されている組織、およびサイノグラムの記録に関連して使用された接触媒質の空間周波
数応答特性を含み得る。多くの場合、これらの状況も予測されて、複製可能であり得るが
、しかしながら、それらは、例えば、ファントムなど、シミュレートされた環境を使用す
る場合でさえ予見する可能性が低かったであろう要因の組合せから生じ得る。その結果、
一実施形態では、全体的なシステム補正または較正が、多数の取得されたデータセットに
基づく分析を実行することにより、これらの要因の説明を包含でき；全体的なシステム補
正を決定するためのプロセスが、性能目標を満たすために、全体的なシステム補正を経験
的に調整することに基づき得る。一実施形態では、調整は、多数のデータセットを収集す
ることおよび統計的回帰分析を実行することであって、統計的回帰の目的が、費用関数の
最適化、もしくは手動オペレータ調節の使用を伴い得る、多数のデータセットを収集する
ことおよび統計的回帰分析を実行すること；計算用のパラメータを決定するために、オフ
ライン計算を実行すること；目的に一致するようにパラメータを適合させること；テーブ
ルに対する空間的もしくは時間的重みを決定することであって、そのテーブルが、形状を
含む要因を明らかにするための再構成で使用される、テーブルに対する空間的または時間
的重みを決定すること；または、最適なフィルタの重みを決定するために、統計的もしく
は手分析を使用すること、に基づき得る。一実施形態では、統計的分析は、その分析を実
行するための専用コンピュータソフトウェアの使用を伴い得る。一実施形態では、統計的
分析は、異なるタイプの組織に対して、または異なる生理機能の被験者に対して、異なる
最適な調整パラメータをもたらし得る。調整のための方法は、これらの要因を明らかにし
得る。一実施形態では、調整のための方法は、その目的として、最適な結果をもたらすこ
と、または異なる組織に対する機能を強化することを含み得る。例えば、強化または最適
な結果が、高濃度もしくは脂肪質の***組織または弁別可能であり得るような他の既知の
タイプの組織に対して探し求められ得；同様に、強化または最適な結果が、限定はされな
いが：皮膚の厚い層もしくは薄い層；光が皮膚の色調に基づいて別々に吸収される機構；
腫瘍もしくは病変が背景組織とは異なる周波数特性を有する場合を含む、腫瘍もしくは病
変の強調；細胞もしくは非細胞の線維腺腫の相違点（もしくは他のかかる判定可能な状態
）およびこれを光音響的にもっと明らかにするためのパラメータのセット；悪性と良性の
病変のクラス間の相違および光音響シグネチャをもたらす他の不静定構造（例えば、リン
パ節、脂肪壊死）ならびにかかる区別のためのシステムもしくは方法；異なるスケールも
しくはサイズの機能；特徴検出分類を伴う、パケットウェーブレット係数もしくはベクト
ルサポート係数などの調整パラメータ；または、デコンボリューションプロセスにおける
調整可能パラメータ、を含む任意のタイプの特性に対して探し求められ得る。調整のため
の方法は、測定手順に従って、厳密に制御された測定条件下でデータを取得することを含
み得、そこで、プローブが特定または特殊な運動（例えば、掃引（ｓｗｅｅｐｉｎｇ）ま
たはファニング（ｆａｎｎｉｎｇ））に従って操作されて、組織の特定の部分が捕捉され
る（例えば、実質）。一実施形態では、光音響調整のための方法が：測定値の収集；目的
の最適化を伴う統計的または手分析；所望のシステム補正を取得するためにパラメータを
調整すること；および補正をサイノグラムに適用し、このようにして結果として生じる診
断オーバーレイに影響を及ぼすこと、を含み得る。一実施形態では、補正は、２つ以上の
波長に対して別々に実行され得る。一実施形態では、調整分析は、予後または組織構造を
展開するために、光音響画像または他のシステムデータに適用できる、規則のセットを生
成するために使用され得る。そのように生成された規則は、オペレータによって、そのシ
ステムによって、または別のシステムによって適用され得、一旦適用されると、予後また
は組織構造の報告書を提供し得る。一実施形態では、事前調整されたパラメータの複数の
セットが、ユーザー調整可能またはユーザーインタフェースによって有効にすることが可
能であり、そのユーザーインタフェースは、事前調整されたパラメータのセットを含み得
る。
前処理（２２０）―ダイナミックレンジの正規化（３２０）
以下で説明するように、より高いダイナミックレンジを達成し、および／または所与の
深さもしくは距離に対して信号対ノイズ比（ＳＮＲ）を改善するために、減衰補正がハー
ドウェアで適用され得る。ハードウェア適用された減衰補正は、光音響帰還信号のダイナ
ミックレンジ全体を改善し得る。アナログハードウェア適用された減衰補正は、その他の
場合はデータの完全なビット単位の表現を有効に使用し得ないであろう深い組織からの低
振幅信号を増幅することにより、アナログ／デジタル変換装置によって捕捉されたデータ
の精度を向上させ得る。その上、アナログハードウェア適用された減衰補正は、ハードウ
ェアＴＧＣ増幅器とアナログ／デジタル変換装置との間の経路におけるアナログノイズ制
限より上の深さに弱信号を持ってくることにより、信号対ノイズ比を向上させ得る。一実
施形態では、減衰補正は、光が、例えば、組織の体積の表面から、組織の体積内の領域ま
で透過される際に、その光に対して生じる減衰、および／または、光が組織の体積を通し
て透過される際に光音響帰還信号に対する減衰を補正し得る。一実施形態では、しかし、
利用された画像再構成アルゴリズムは、利得に変化がない（例えば、後の、またはもっと
深い信号の増幅など）と仮定する。その結果、一実施形態では、データを正規化するため
に、ハードウェア減衰補正が数学的に逆にされ、このようにして、画像計算からその影響
を取り除く。
一実施形態では、サンプル抽出データは、１４ビット整数などの、比較的大きくないサ
イズであるが、それは、例えば、０から１６，３８３までの値を表すことができる。一実
施形態では、サイノグラム内のデータは、本節で説明する処理の前に、整数から浮動小数
点に変換され、整数から浮動小数点への変換は、計算の精度を向上させて、ダイナミック
レンジを拡張するために実行され得る。一般に、ハードウェア減衰補正を逆にする場合、
ダイナミックレンジの損失を防ぐために注意が払われるべきである。一実施形態では、ダ
イナミックレンジの正規化は、ダイナミックレンジの損失なしで、実質的に平坦な利得を
反映するためにサイノグラムをフィルタ処理する。それは、サイノグラム内の各サンプル
が、結果として生じる光音響画像の形成に関連して使用される場合に、その適切な寄与を
合計することを可能にする。
一実施形態では、ダイナミックレンジを再正規化するために、時間依存ハードウェアＴ
ＧＣ曲線が、各チャネルから取り除かれ得る。一実施形態では、ハードウェアＴＧＣ曲線
は、システムファームウェアによって線形補間されて、ハードウェアＴＧＣ増幅器に送信
されたデータ点のセットとして格納され得る。ＴＧＣ曲線は、格納されたデータ点から計
算され得る。
サイノグラムのダイナミックレンジを再正規化するための例示的なアルゴリズムは、以
下のとおりである：ＴＧＣ曲線を生成して、そのＴＧＣ曲線をハードウェアＴＧＣ増幅器
に送信し、必要であれば、ＴＧＣ曲線を線形補間してサンプル数と等しい長さの区分的線
形曲線を生成し、計算された曲線を、数値表現から、ハードウェアによって必要とされ得
るように、増幅器利得にマッピングして、利得曲線の逆数を計算し、最後に、逆数曲線内
の対応するサンプルに各チャネルのサンプルを乗じて、結果を出力として格納する。
添付書類の擬似コードは、当業者が、この例示的なアルゴリズムを実現する際に指針と
なるであろう。
前処理（２２０）―エネルギーの正規化（３２５）
一実施形態では、サイノグラムは、レーザーの発射などの単一の光事象に対応する光音
響帰還信号データを含む。使用中、システム１００は、各々が別々の光事象に対応する、
複数のサイノグラムを生成する。例えば、一実施形態では、別々のサイノグラムを生成し
て光音響帰還信号データを各々から捕捉するシステムで、単一の光源が繰返して使用でき
る。別の実施形態では、別々のサイノグラムを生成して光音響帰還信号データを各々から
捕捉するシステムで、２つ以上の光源が、例えば、一方が使用され、次いで、他方が使用
されるように、それらをインターリーブすることなどによって、離散的光事象を生成する
ために使用できる。例示的実施形態では、ＮＤ：ＹＡＧレーザーおよびアレキサンドライ
トレーザーが、一方が光事象を発生させ、次いで、他方が発生させる、インターリーブさ
れた方法で使用される。前述の複数の光事象状況の各々では、１つの光事象のエネルギー
が、別の総エネルギーから外れ得る。光事象ごとの偏差は、意図されることもあれば、意
図されないこともあり、外的影響もしくはシステム設計または様々な要因の組み合わせの
結果であり得る。例えば、ほとんどのレーザーは、以下でさらに詳述される方法で使用さ
れるたびに、少なくともある程度、またしばしば大幅に、エネルギーが変動する。
原因に関わらず、一実施形態では、ショットごとの変動を減らすか、または除去するこ
とが望ましくあり得る。かかるショットごとの変動は、例えば、一貫性のある画像を生成
するためにサイノグラムデータを使用する際に問題を引き起こし得る。その上、画像が順
々に示される場合、ショットごとの変動は、昔の映画に見られたのとよく似た、フリッカ
ーを生じ得る。結果として、ショットごとの変動は、画像シーケンスの十分なレビューを
阻害もしくは阻止し得るか、または前述のＮＤ：ＹＡＧレーザーおよびアレキサンドライ
トレーザーを使用して作成された画像ペアなどの２つの別々の光事象における異なる光に
よって作成された画像の十分な解釈を阻害もしくは阻止し得る。
一実施形態では、エネルギーの正規化は、サイノグラム内の各サンプルがその後、正規
化された値を表し得るように、各サンプルを光事象の測定されたエネルギーに比例した値
で除することにより達成できる。一実施形態では、エネルギーの正規化は、例えば、レー
ザー出力の初期エネルギーを指定されたレベルに設定し、そのレベルに対するエネルギー
偏差を正規化することにより、較正手順とともに使用できる。
添付書類の擬似コードは、当業者が、この例示的なアルゴリズムを実現する際に指針と
なるであろう。
前処理（２２０）―選択的チャネル感度（３３０）
サイノグラムデータは、システムの特定の構成要素の性能に関連している変動を含み得
る。かかる変動は、それから再構成された画像内に不正確さおよび／または不要もしくは
望まない結果を生じ得る。一実施形態では、かかる変動に関する情報が格納され、その情
報が、サイノグラムを処理して、チャネルごとの変動などのシステムの特定の構成要素の
性能に関連している変動を除去するために使用される。一実施形態では、チャネル感度プ
ロセスが、接触に関連した信号変動から生じた信号強度、接触媒質、および（例えば、適
応的にまたは動的に実行された）他のかかる問題における変動を明らかにするような方法
で実行され得る。一実施形態では、動的補正が、互いにごく接近したチャネルを使用する
ことにより実行され得るが、それらは、各チャネルの動的補正係数を決定するために、同
様の内容を有すると仮定され得る。一実施形態では、動的選択チャネル感度を実行する前
に、サイノグラムがフィルタ処理される。
例示的実施形態では、光音響装置は、１２８または２５６個のトランスデューサ要素を
有するプローブを含む。トランスデューサ要素の各々は、１つの増幅器に電気的に接続さ
れる。増幅器の各々は、例えば、８つの個別のトランスデューサを処理し得、従って、合
計７つまたは８つの増幅器がこの例示的実施形態で必要とされ得る。ＤＡＰボード（すな
わち、データ取得プロセッサボード）が８つのかかる増幅器を含み得、従って、全ての１
２８または２５６個のトランスデューサ要素からデータを取得するために使用され得る。
いくつかのトランスデューサ要素の応答間で変動が生じ得る。一般に、例えば、各増幅器
は、それが処理している８つ全てのトランスデューサ上の利得に影響を及ぼし得る単一の
利得制御を有する。その結果、トランスデューサ要素の１つまたは複数が異なって、例え
ば、同一の増幅器に接続されている他のトランスデューサ要素よりも静かに、応答する場
合、それは、利得制御の使用を補正できない。同様に、いくつかの増幅器の応答間で変動
が生じ得、他の場合は同一であり得るトランスデューサ要素応答に変動をもたらす。変動
は、プローブ上の異なる領域または要素に印加されている異なる量の圧力を含み、プロー
ブに印加される圧力の量にも起因して生じ得る。変動は、さらに、プローブと接触する皮
膚もしくは表面の質もしくは量、または使用された接触媒質の量に起因して生じ得る。粗
さなどの、表面特徴、その表面近くの生理的構造、または集束収差（ｆｏｃｕｓｉｎｇ
ａｂｅｒｒａｔｉｏｎ）も、チャネルごとに受け取られる信号に変動を生じ得る。一実施
形態では、変動は、特定のトランスデューサの測定および較正によって決定される自動化
方式または一定方法を使用して検出できる。
一実施形態では、トランスデューサ要素の相対または絶対性能を示す、プローブに対す
る較正データが保持され得る。同様に、増幅器の相対または絶対性能を示す、ＤＡＰボー
ドに対する較正データが保持され得る。かかる較正データは、既知の入力または試験の使
用により製造時に工場で取得され得るか、またはそうでなければ、例えば、現場で、較正
装置を使用して、後で取得され得る。特定の出力信号を伝送するために較正される「ダミ
ー」プローブが、増幅器に対する較正情報を決定するのを支援するために使用され得る。
既知のファントムが、トランスデューサ要素に対する較正情報を決定するのを支援するた
めに使用され得る。一実施形態では、プローブホルダーが、較正試験を実行するため、ま
たはシステムが一貫した方法で機能していることを確認するために使用できる既知の音響
または光音響応答を含む。
一実施形態では、各トランスデューサ要素から所与の出力Ｘを生成すると予期される試
験サンプルが提供される。試験サンプルが試験される場合、ほとんどのチャネルからの応
答が本当にＸであるが、いくつかのチャネルからは０．９Ｘであり、１つのチャネルから
は０．８５Ｘである。一実施形態では、０．９Ｘチャネルに対応するサイノグラム列が、
１／０．９だけ拡大され、他方、０．８５Ｘチャネルに対応するサイノグラム列が、１／
．８５だけ拡大される。チャネルが１．１Ｘで応答する場合、それは同様に、１／１．１
で乗じることができる。
前述は、予期された出力と異なる任意のチャネルが線形的にそうするであろうと仮定し
ている。この仮定が、実際の偏差に対応するには不十分である場合、より複雑な伝達関数
が、チャネルの実際の感度を補正するために使用できる。
前処理（２２０）―フレーム間持続的アーチファクトの除去（３３５）
以下の説明のため、光音響帰還信号データは、３つの構成要素：所望の連成応答；望ま
しくない連成応答；およびノイズ、を含むと考えられ得る。本節で使用されるフレーム間
持続的アーチファクトは、望ましくない連成応答を指し、他のノイズではない。補正され
なければ、フレーム間持続的アーチファクトが、光およびトランスデューサ要素の両方を
提供するハンドヘルドプローブを使用して作成された光音響帰還信号から作成された画像
内に存在し得る。フレーム間持続的アーチファクトは、一般に、組織または体積ごとに同
じでないが、フレーム間持続的アーチファクトのサブ構成要素は、所与のセットのハード
ウェア、または所与のプローブさえを使用して収集された全てのデータ間で同じままであ
り得る。より一般的には、２つの類似のファントムが同様のフレーム間持続的アーチファ
クトを作成し得るが、組織はファントムとは異なるフレーム間持続的アーチファクトを作
成し、また、一人の人間の組織は、別の人間の組織とは異なるフレーム間持続的アーチフ
ァクトを作成する。その上、一般に、ほとんどの共通のファントムに存在するフレーム間
持続的アーチファクトの量は、ほとんどの組織に存在するフレーム間持続的アーチファク
トより少ないか、または異なり得る。
フレーム間持続的アーチファクトは、所与の個人に対して比較的変動がなく、隣接する
位置のデータを収集する場合にはもっとそうであることが分かっている。従って、例えば
、フレーム間持続的アーチファクトにおけるショットごとの変動は、単一の個人のショッ
トに対しては比較的低いが、異なる個人のショットに対しては、比較的ずっと高い。フレ
ーム間持続的アーチファクトは、同じような量の接触媒質が使用される場合、また、プロ
ーブに印加される圧力、従って、プローブ接触が一貫したままである場合も比較的変動が
ないままであり得る。サイノグラムデータからフレーム間持続的アーチファクトを軽減す
る方法は、離れた、空間的に別個のフレームからの共通データの除去を含む。一実施形態
では、共通データは、特異値分解（ＳＶＤ）代数、主成分分析（ＰＣＡ）、または他の同
様の方法を使用して、離れた、空間的に別個のフレームから除去できる。一実施形態では
、共通データは、主成分除去アルゴリズムを使用して、離れた、空間的に別個のフレーム
から除去できる。通常、特異値分解および主成分除去は、フレーム間持続的アーチファク
トが実質的に一定のままであり、収集されたデータが、所与のサンプルまたは画素におい
て変化し相関関係がない、十分な数の独立フレームを必要とするであろう。一実施形態で
は、４以上の相関関係がないフレーム、好ましくは２０〜３０を超えるフレームが、フレ
ーム間持続的アーチファクトを除去するための分析用データセットを形成する。一実施形
態では、少なくとも約５０フレームが、フレーム間持続的アーチファクトを除去するため
のアルゴリズムに関連して分析される。
一実施形態では、フレーム間持続的アーチファクト除去は、光源ごとに実行され、例え
ば、ＹＡＧおよびアレキサンドライトレーザーの両方が異なるフレームに対して使用され
る場合、ＹＡＧフレームのみが、フレーム間持続的アーチファクトのＹＡＧフレームから
の除去に対して分析され、また、アレキサンドライトフレームのみが、フレーム間持続的
アーチファクトのアレキサンドライトフレームからの除去に対して分析されることを意味
する。光源ごとという表現は、実質的に光源に対する波長を対象とすることに留意すべき
である。一般に、レーザーは、単一の波長で動作せず、むしろ、レーザーは、しばしば主
波長によって特徴付けられる、狭い範囲の波長で光を生成し、その波長がそのレーザーに
対する参照として使用される。従って、例えば、Ｎｄ：ＹＡＧレーザー出力は、しばしば
、１，０６４ｎｍ波長に同調されて、１，０６４ｎｍ波長と記述されるが、これは、その
レーザー出力が正確にその波長だけであるからではなく、むしろ、それが出力される光の
その主波長であるからである。同様に、アレキサンドライトレーザーは、約７００〜８２
０ｎｍの様々な波長に同調でき、本明細書では、一般に７５７ｎｍ波長に同調されて、し
ばしば７５７ｎｍ波長と記述されるが、正確な波長を記述することを意図しておらず、む
しろ、かかるレーザーの狭帯域の出力における主波長である。その結果、「光源ごとに」
という用語が上記で使用されたように、（事前同調ではなく）同調可能なレーザーが使用
された場合、実質的に同じ波長設定で作成された全てのフレームに対して１つの光源と考
えられる。
一実施形態では、各フレームに対する総光エネルギーが既知であるか、または推定でき
る場合、それは、同様な総光エネルギーを有するフレーム上でフレーム間持続的アーチフ
ァクト除去を実行するために好都合であり得る。従って、例えば、一実施形態では、フレ
ーム間持続的アーチファクト除去は、平均的な光エネルギーよりも多く有するフレームに
対して、平均的な光エネルギーよりも少なく有するフレームとは別に、光源ごとに実行さ
れ得る。一実施形態では、所与の光源に対するフレームが、フレームに対する総光エネル
ギーに基づいて複数のグループに分類され、フレーム間持続的アーチファクト除去が各複
数のグループ間で実行される。一実施形態では、複数のグループ分けが、フレームを所望
の数のグループに均等に分けること、すなわち、１／３を第１のグループに、１／３を第
２のグループに、１／３を第３のグループに分けることに基づいて決定される。一実施形
態では、フレームに対する総光エネルギーが分析されて、フレームが統計的に分類され、
統計的グループに含まれるものが一緒に分析される。例えば、平均値の１つの標準偏差内
の総光エネルギーを有するフレームが第１のカテゴリに分類され、平均を上回る複数の標
準偏差が第２のカテゴリに分類され、残りが第３のカテゴリに分類される。
一実施形態では、フレーム間持続的アーチファクトの推定値が、サイノグラムの、例え
ば、５０以上の、比較的大きなセットにわたり、各サンプルに対して、各チャネルに対し
て、平均値から作成される。一実施形態では、各波長に対するフレーム間持続的アーチフ
ァクトの推定値が、サイノグラムの、例えば、５０以上の、比較的大きなセットにわたり
、各サンプルに対して、各チャネルに対して、所与の波長に対して、平均値から作成され
る。一実施形態では、推定値セットを含むセットを形成するサイノグラムは、互いに空間
的に別個―すなわち、組織の異なる領域から捕捉されている。一実施形態では、推定値の
形成に使用されるサイノグラムのセットに追加するための候補である各サイノグラムは、
以前のサイノグラムと空間的に別個でない場合、拒絶される。一実施形態では、フレーム
について試験を実行して、それが数学的に推定値内に統合される前に、以前に使用された
フレームと空間的に別個であることを確実にする。一実施形態では、推定値は、各後続の
フレーム、または所与の波長に対する各新しいフレームで更新される。一実施形態では、
推定値は、所定の数の新しいフレーム（またはその波長に対する新しいフレーム）で更新
され、その後、読取りに対して、またはある長期間にわたって、一貫したままである。一
実施形態では、推定値は、各後続のフレーム、または所与の波長に対する各新しい（空間
的に別個の）フレームで更新される。一実施形態では、推定値は、所定の数の新しい（空
間的に別個の）フレーム（またはその波長に対する新しい（空間的に別個の）フレーム）
で更新され、その後、読取りに対して、またはある長期間にわたって、一貫したままであ
る。
一実施形態では、推定値は、読取りで取得される一定数の最新のフレームを表す、フレ
ームの移動窓を使用して更新される。一実施形態では、特定の個人に対する推定値が、そ
の個人と関連付けられて、その個人での将来の使用のために保持される。一実施形態では
、所与のプローブで作成された、特定の個人に対する推定値が、その個人およびそのプロ
ーブの両方と関連付けられて、同じ個人およびプローブでの将来の使用のために保持され
る。
一実施形態では、プローブの運動の検出が使用されて、フレーム間持続的ノイズを推定
するために収集されたフレームが独立しているか、または相互に関連していないことを判
別または確実にする；すなわち、運動が全くまたはほとんど生じない場合、フレームは相
互に関連していない。一実施形態では、運動が生じているかを判断するために、自動運動
検出アルゴリズムが、サイノグラムについて、または再構成された画像について実行され
る。一実施形態では、２つ以上の再構成された画像について、それらの間で生じた運動の
範囲を判断するために、位相相関が使用され得る。一実施形態では、周波数領域フィルタ
が、２つ以上のサイノグラムまたは画像に適用されて、フレーム間の相関関係または相違
が、フレーム間で実質的な運動が生じているかを判断するために使用され得、類似のフレ
ームが多ければ多いほど、生じている運動が少ない。一実施形態では、主要なフレーム間
持続的アーチファクトが低域周波数で見られ、他方、血管などの組織内の多くの構造およ
び組織境界は高域周波数に対応するので、運動検出の前に、低周波数が除去され得る。一
実施形態では、皮膚の層（一定のままであるが、不要とは見なされない）などの構造が不
注意に除去されるのを防ぐために、フレーム間持続的ノイズ推定値が、周波数領域内（ま
たは別の領域内）でフィルタ処理され得る。
「ライブ（ｌｉｖｅ）」表示が提供される、一実施形態では、複数の以前のフレームを
使用して推定値を形成できる。「ライブ」表示が提供される、一実施形態では、複数の以
前の空間的に別個のフレームを使用して推定値を形成できる。「ライブ」表示が提供され
、システムが申し分のないフレームレートを含む、一実施形態では、推定値は、過去のフ
レームおよび将来のフレームを含み得るが、ただし、かかるフレームの使用を可能にする
ために、表示が時間に遅延するという条件が付く。従って、例えば、所与のレーザーに対
するフレームレートが、例えば、毎秒５フレームであり、表示がリアルタイムから約１秒
遅れる場合、現在のフレーム内でフレーム間持続的アーチファクトを推定するために、４
つまたは５つの「将来の」フレームを使用することが可能であり得る。当業者は、表示が
オフライン（例えば、非ライブ）再生システムで提供される場合、「将来の」フレームデ
ータは推定値に組み込まれ得ることが理解されるであろう。
表示出力が、読取りの完了後に提供される、一実施形態では、空間的に別個の全てのフ
レーム（または所与の波長の空間的に別個の全てのフレーム）が、フレーム間持続的アー
チファクトの読取り後の推定値を作成する際に使用でき、次いで、読取り全体が再構成さ
れて、それらの再構成の前に、サイノグラムから推定されたフレーム間持続的アーチファ
クトの読取り後の推定値と共に出力され得る。
一実施形態では、フレーム間持続的アーチファクトの推定および除去が、この工程をサ
イノグラムデータについて実行するのではなく、再構成後に、再構成された画像について
、または、再構成後に形成された中間画像について実行される。一実施形態では、フレー
ム間持続的アーチファクトの推定および除去が、再構成後に、複素サイノグラム（ｃｏｍ
ｐｌｅｘ ｓｉｎｏｇｒａｍ）から再構成された複素画像の実成分、虚数成分、または両
方の成分について実行される。複素画像およびサイノグラムついては、以下でさらに説明
される。
一実施形態では、フレーム間持続的アーチファクトの推定値が、画像再構成の前に、サ
イノグラムを修正するための基礎として使用される。一実施形態では、フレーム間持続的
アーチファクトの推定値が、画像再構成の前に、アーチファクトをサイノグラムから取り
去るために使用される。
一実施形態では、フレーム間持続的アーチファクトに対する推定値を、独立分析フレー
ムの第１の主成分を使用して計算できる。一実施形態では、独立成分分析を、フレーム間
持続的アーチファクトを独立分析フレームから同様の方法で推定するために使用できる。
以下の処理工程は、フレーム間持続的アーチファクト除去アルゴリズムの一実施形態を
示す。
ａ．フレーム間持続的アーチファクト推定値を計算する。
ｂ．そのアーチファクトを含む入力データについて、フレーム間持続的アーチファクト推
定値のスカラー積（Ｐ）を計算する。
ｃ．Ｐによって乗算されたフレーム間持続的アーチファクト推定値内の各対応する要素を
入力から減じ、その結果を出力に格納することによって、入力の各要素から、フレーム間
持続的アーチファクトの入力上の投影を入力から減じる。
添付書類の擬似コードは、当業者が、この例示的なアルゴリズムを実現する際に指針と
なるであろう。
前処理（２２０）―ソフトウェア減衰補正（３４０）
組織内の光事象が光音響効果で音を発生させた後、音が周囲の組織を通って進むときに
減衰する。音波は組織を通って伝搬するので、そのエネルギーが組織によって吸収される
。一般に、音が遠くに進めば進むほど、そのエネルギーの多くが失われる、すなわち、組
織または他の伝搬媒質へと失われる。その上、音がトランスデューサに到達するまでに時
間がかかるほど、それは遠くまで進んでいる（一定の音速と仮定）。例えば、上述の例示
的実施形態では、２，０００を超えるサンプルが周波数３１．２５Ｍｈｚで取得され、従
って、約６５マイクロ秒の時間に対してサンプリングするが、それは、特定の組織内での
音速に応じて、約１００ミリメートルの距離に対応する。従って、サイノグラム内のレー
ザーサンプルは、高周波数があまり減衰していない、前のサンプルと比較して、高周波数
が著しく減衰している。組織構造および伝搬媒質の重要な構成要素（例えば、音響レンズ
および／またはトランスデューサ）、ならびに媒質内で見られる物理的境界または層が、
減衰において、すなわち、光音響帰還信号の受け取られたエネルギーにおいて、役割を果
たし得る。一実施形態では、均質な媒質内の減衰が、指数関数的減衰曲線として（例えば
、理想として）モデル化できるが、これが当てはまる程度は、撮像されている特定の組織
または他の体積によって決まる。一実施形態では、チャネル毎に補正が実行される。一実
施形態では、サンプルが、それらが受け取られた時間に関連した要因によって増幅される
。
ソフトウェア減衰補正アルゴリズムの例示的実施形態は次のように提供される：
ａ．測定されたチャネルデータ内のサンプル数に対応する時間の関数に基づいて１Ｄ補正
曲線を計算する（一実施形態では、１Ｄ補正曲線は、光音響源からトランスデューサへの
音波の一方向伝搬に対応する公称音響減衰をもつ指数関数的減衰曲線に基づき得る）。
ｂ．サイノグラム内の各チャネルに対して
ｉ．入力サイノグラム内の各サンプルに１Ｄ補正曲線内の対応する補正値を乗じる
ｉｉ．結果として得られる乗算された値を、対応するサンプルおよびチャネルで出力サ
イノグラムに入れる
添付書類の擬似コードは、当業者が、この例示的なアルゴリズムを実現する際に指針と
なるであろう。
前処理（２２０）―サブバンド音響補正（３４５）
通常、光音響帰還信号に含まれる高域および低域周波数情報として、高域周波数は小規
模な光源および境界に対応し得、低域周波数は大規模なサイズのオブジェクトに対応し得
る。しかし、組織内での音波の伝搬中に、高域周波数は通常、より多く減衰し、低域周波
数は通常、あまり減衰しない。言い換えれば、高周波の音波は、同じ距離を進む低周波の
音波よりも多く減衰し、従って、同時（または、ほぼ同時）に受け取られる。減衰におけ
るこの相違は、再構成された光音響画像内に歪みを生じ得る。その上、高周波の音波は、
低周波の音波の対応物よりも幾分異なる速度で組織内を進む。その結果、再構成可能なデ
ータ（例えば、サイノグラム）をもっと正確に提供するために、周波数毎に時間に対して
、および時間毎に振幅に対して、補正が行われ得る。
周波数依存減衰の補正を実行するために、高周波数情報が増幅され得るか、または低周
波数情報よりも増幅され得る。一実施形態では、かかる増幅は、各々がデータからのフィ
ルタ処理された範囲の周波数に対応する、データのサブバンドに別々に補正を適用するこ
とにより実行され得る。個々の周波数成分ではなく、サブバンドに補正を適用することは
、計算負荷、従って、計算資源に対する必要性を減らす。一実施形態では、各サブバンド
内で、古いサンプル（すなわち、時間的に後で受け取られたサンプル）が、新しいサンプ
ルよりも多く増幅される。補正値が、様々な周波数で組織サンプル内の減衰および音速を
測定することにより、組織一般に対して、または対象の特定の組織に対して、推定できる
。
従って、一実施形態では、サブバンド補正係数を、おおよそ、信号の周波数依存減衰に
関連付ける、周波数領域サブバンドが識別される。サブバンド音響補正方法の典型的な実
施形態では、特定のサブバンドに関連付けられた補正係数が、そのサブバンドに関連付け
られた深さおよび中心周波数に関して計算され得る。一実施形態では、特定の深さｄ、お
よび中心周波数ｆｃの関数として、深さに関連した歪みの影響を明らかにするために、補
正係数ｆ（ｄ、ｆｃ）が、ｆ（ｄ、ｆｃ）＝ｅｘｐ（ｄ＊ｆｃ／１，０００，０００）と
して計算され得る。一実施形態では、補正係数ｆ（ｄ、ｆｃ）が、ｆ（ｄ、ｆｃ）＝ｅｘ
ｐ（ｄ＊ｆｃ＾ｇ／ａ０）として計算され得、式中、ｇおよびａ０はパラメータである。
一実施形態では、ｇ＝１．０およびａ０＝１，０００，０００である。別の実施形態では
、ｇおよびａ０は設定可能なパラメータである。一実施形態では、光音響データについて
処理を実行するシステム、および／または、サイノグラムを取得するシステムと同じであ
り得るが、その必要はない、光音響出力を表示するシステムが、光音響画像を処理または
表示する場合に、ｇおよび／またはａ０パラメータを変化させる機能をオペレータに提供
し得る。
以下の処理工程は、サイノグラムデータを処理するために実現されるようなサブバンド
音響補正（３４５）アルゴリズムの例示的実施形態である：
ａ．周波数領域内の各サンプルに対応する周波数のリストを計算する。
ｂ．受け取られた光音響信号内の各サンプルに関するトランスデューサへの光音響源の距
離に対応する配列を計算する。これは、各サンプルに対する既知の時間遅延（すなわち、
それが受け取られたときに基づく）を組織の体積に対する公称音速で乗算することにより
行われ得る。
ｃ．各サブバンドに対するサブバンドフィルタを計算する。
ｄ．出力サイノグラムを格納するための配列を作成して、各要素をゼロに初期化する。
ｅ．周波数領域データを作成するために各チャネルに対する入力サイノグラムのフーリエ
変換を計算する。
ｆ．チャネルごとの、各サブバンドフィルタに対して、
ｉ．周波数領域データにサブバンドフィルタを乗じる
ｉｉ．結果の逆フーリエ変換を計算する
ｉｉｉ．要素に関する結果にサブバンドに対する補正係数を乗じる
ｉｖ．結果を出力サイノグラムに累算する
光音響帰還信号の処理では、トランスデューサによって検出され得るできるだけ多くの
音響スペクトルからの信号内の情報が、組織の体積に関する潜在的に有益な情報を含み得
る。従って、一実施形態では、（以下でさらに詳述するように）光音響帰還信号を受け取
るために使用されるトランスデューサは、音響周波数の広帯域に影響されやすい。広帯域
感度のために、限定はされないが、電子干渉、音響干渉、および機械的干渉を含み、ある
望ましくない情報も光音響帰還信号内に捕捉され得る。この望ましくない情報は、光音響
帰還信号内で容易に識別されず、従って、光音響帰還信号から容易に除去されない。さら
に、周波数依存減衰および周波数依存音速が、トランスデューサ感度の広帯域性のため、
光音響帰還信号内でより顕著である。
広帯域性のため、一実施形態では、光音響帰還信号は、全周波数にわたって歪みを処理
するための１つまたは複数の技術に依存する。一実施形態では、いくつかの狭帯域単純化
がサブバンド内の光音響データに適用されるが、かかる単純化は広帯域光音響帰還信号全
体に対して妥当であると必ずしも証明するものではない。
従って、一実施形態では、サブバンド音響補正（３４５）アルゴリズムは、固定された
音響減衰係数の狭帯域単純化を採用し得、単純化は広帯域光音響帰還信号にわたって有効
ではないが、アルゴリズムは、この単純化をサブバンドの各々に対して別々に適用できる
。別の実施形態では、狭帯域単純化は、時間領域内の２つの復調された狭帯域信号間の小
さなタイムシフトを計算することにより実行でき、そのシフトは、相互相関関数の正規化
モーメントを伴う効率性が劣る計算を使用するのではなく、２つの複素信号の内積の位相
を使用して見つけられる。他の狭帯域単純化も、光音響帰還信号を複数のサブバンドに分
割した後に採用され得、かかる単純化は、光音響帰還信号の処理に対して要求される計算
負荷を削減する。以下は、狭帯域単純化を光音響データに適用するための方法の例示的実
施形態である：
ｉ）マルチフィルタのフィルタバンクが、周波数領域のサブバンドのセットを包含するた
めに形成でき、そのため、各周波数に対するフィルタのエネルギー合計（すなわち、平方
和）が１の定数値（すなわち、周波数領域内のフィルタバンクの「１の分割（ｐａｒｔｉ
ｔｉｏｎ ｏｆ ｕｎｉｔｙ）」特性）を持ち、かつ、フィルタバンク内の各フィルタが
、帯域制限された周波数範囲に準拠し、従って、本文中、フィルタはサブバンドフィルタ
と呼ばれる；
ｉｉ）フィルタバンクからの各サブバンドフィルタが、各サブバンドに対する光音響デー
タのフィルタ処理された表現を作成するために、光音響帰還信号に別々に適用される；
ｉｉｉ）狭帯域単純化が、各サブバンドに対して処理されたデータを作成するために、光
音響データの各フィルタ処理された表現に別々に適用される；
ｉｖ）各サブバンドに対して処理されたデータが、次いで、他のサブバンドに対して処理
されたデータを用いて、最終的に処理された形式に再構築され得、その再構築は、各サブ
バンドに対して処理された全てのデータからの寄与を付加して結合することを含む。
一実施形態では、狭帯域単純化が、重畳カスケードフィルタバンクおよびダウンサンプ
リング動作を使用するウェーブレットパケット変換を使用することにより、光音響データ
に対して適用され得る。一実施形態では、ウェーブレットパケット変換は、双対木複素ウ
ェーブレットパケット変換であり得る。別の実施形態では、狭帯域単純化が、復調が周波
数領域内で直接実行される、復調されたフィルタ処理済みサブバンド上の時間領域内に適
用され得る。狭帯域単純化が、復調されたフィルタ処理済みサブバンド上の時間領域内に
適用される場合、任意のサブバンドフィルタが使用され得る。一実施形態では、光音響デ
ータについて処理を実行するシステム、および／または、サイノグラムを取得するシステ
ムと同じであり得るが、その必要はない、光音響出力を表示するシステムが、光音響画像
を処理または表示する場合に、狭帯域単純化で使用されるサブバンドフィルタを変更する
機能をオペレータに提供し得る。一実施形態では、適切な狭帯域単純化を使用する処理方
法を適用することは、必要な計算量を減らし得る。
例示的実施形態では、光音響データ処理方法が以下で説明されるが、その方法では、狭
帯域単純化が、周波数領域内で復調されたデータについて時間領域内で実行される。一実
施形態では、サブバンドのＦＦＴサイズは、全信号のＦＦＴサイズよりも著しく小さい可
能性があり、サブバンド内で著しく小さいＦＦＴサイズを有することにより、実質的に同
じ結果を達成しながら、処理が実質的に速くなり得る。次の処理工程は例示である：
ａ．適切な場合、信号をゼロ詰めまたは対称パディングで埋め込む（任意選択）；
ｂ．入力信号を周波数領域に変換する；
ｃ．「負の」周波数（すなわち、［−ｆｓ／２、０−］の範囲内）を除去し、「正の」周
波数（すなわち、［０＋、ｆｓ／２］の範囲内）を倍にして、周波数領域内に分析信号を
作成する；
ｄ．各サブバンドに対して、周波数領域内の復調された信号を格納するために、対応する
サブバンドフィルタの少なくとも２倍の帯域幅の長さの、ゼロ詰めされた一時的な複素数
値配列を作成する。理想的には、一時的配列の長さは、元の周波数領域信号よりも大幅に
短く、従って、ダウンサンプリング動作に対応する；
ｅ．各サブバンドに対して、周波数領域内の正の周波数係数の（サブバンドフィルタの第
１の非ゼロ値からサブバンドフィルタの最後の非ゼロ値までを包含する範囲内）値を対応
する一時的配列にコピーして、周波数領域復調が、コピーされた範囲の最も低い周波数成
分を一時的配列内のＤＣ周波数成分の位置に合わせることにより実行されるようにし、（
一時的配列は、負の周波数成分に対応する係数に対してゼロを含み得ることに留意して）
、一時的配列が、また、時間領域補間に対応するコピーされた周波数成分の範囲を超えて
、追加のゼロで埋め込まれ得るが、それは、復調された信号内のサンプル数をさらに増加
させ得、従って、その長さは、高速フーリエ変換に対して最適な２のべき乗である；
ｆ．各サブバンドで、サブバンドフィルタ値を、位置揃え（ａｌｉｇｎ）された周波数成
分に対応する一時的配列値で乗じることにより、サブバンドフィルタを、対応する一時的
配列に適用し、結果を一時的配列に周波数領域復調済み信号として格納する；
ｇ．各周波数領域復調済み信号を、逆高速フーリエ変換（ＩＦＦＴ）を使用して、時間領
域に変換する；
ｈ．時間領域内の狭帯域単純化を各時間領域復調済み信号に適用する；
ｉ．高速フーリエ変換（ＦＦＴ）を適用することにより、各時間領域復調済み信号を周波
数領域に変換して戻す；
ｊ．各処理された信号を変調して、周波数領域内に一緒に合計し、結果を新しい全長周波
数領域信号として格納する（変調は、処理された信号の周波数領域値を、元の全長周波数
領域信号に対応する正の周波数成分の位置に合わせることにより暗黙的に実行され得る）
；
ｋ．結果として生じる周波数領域信号について逆フーリエ変換を実行する；
ｌ．パディングが使用された場合、そのパディングを除去する。
前述の方法から生じる時間領域信号は、狭帯域単純化を光音響データ処理に適用する方
法の本実施形態の出力である。
サブバンド方法を使用する場合、復調された信号は、他のサブバンドに漏出し得る。か
かる漏出は、歪みおよびエイリアシングを生じ得る。各復調された信号の他のサブバンド
への漏出を防ぐことは、歪み、エイリアシングを減らし、および／または数学的な理由の
ために、１の分割を維持し得る。漏出を緩和するために、次いで、追加の工程が、ＦＦＴ
変換を実行する前に、周波数領域内で各処理済みの復調されたサブバンドに対して、すな
わち：
ａ．乗法ウィンドウイングフィルタ（例えば、元のフィルタバンクフィルタ、またはかか
るフィルタに対して逆のもの）を適用する；または
ｂ．各複素係数の大きさが、各係数に対して成形関数によって定義された値を超えないよ
うに、閾値化成形関数を適用する、
のいずれかが適用され得る。
一実施形態では、ウェーブレットパケット変換または双対木複素ウェーブレットパケッ
ト変換（ＤＴＣＷＰＴ）アルゴリズムが適用され得、従って、周波数領域内で直接操作す
るのではなく、縦列のフィルタバンク実装形態が使用できる。次の工程は、かかる実施形
態を示す：
ａ．ウェーブレットパケット変換を適用する；
ｂ．狭帯域単純化を時間領域サブバンドに適用する；
ｃ．次いで、逆ウェーブレットパケット変換を適用する。
一実施形態では、サブバンドフィルタではなく、時間周波数領域処理のスペクトログラ
ムまたは別の方法が、狭帯域単純化に適用できる。スペクトログラムの使用は、サブバン
ドフィルタではなく、時間領域ベースのウィンドウイングを使用する。時間領域ベースの
ウィンドウイングまたはサブバンドフィルタ（例えば、周波数ベースのウィンドウイング
）が採用されているかに関わらず、複雑性を減らして、狭帯域単純化を可能にするために
、サブバンド音響補正（３４５）アルゴリズムが、光音響データ（例えば、サイノグラム
データ）を処理するために実現され得る。
添付書類の擬似コードが、サブバンド音響補正（３４５）アルゴリズムの例示的実施形
態の追加の詳細を提供するであろう。
前処理（２２０）―変換オペレータ（３５０）
以下の再構成の節でさらに詳細に説明するように、様々な理由で、本明細書で説明する
２次元サイノグラムデータは、閉形式再構成の影響を受けにくい。一実施形態では、変換
操作は、再構成の前に、または再構成中に実行される。変換操作は、より正確な結果をも
たらすために使用される。一実施形態では、変換オペレータが、閉形式反転公式を概算す
るために、ヘルムホルツ方程式の伝播モデルを使用して、システムの形状を明らかにする
ために使用され得、それにより、理想的な再構成の事例に対して正確な数値結果をもたら
す。一実施形態では、変換オペレータは、システム形状に対して、閉形式逆転公式または
同様な方程式の被積分関数の内部の数学演算に一致するか類似する、離散演算から成り得
る。一実施形態では、変換オペレータおよび重みの両方が別々に調整され得るので、変換
オペレータが方程式の重みから分離され得る。一実施形態では、変換オペレータおよび重
みの調整手順が、ファントム、または組織との比較によって実行され得、最良の結果を（
主観的または客観的に）特定する。一実施形態では、変換オペレータおよび重みの調整手
順が、既知の方程式に対して比較すること、重みをトランスデューサおよび患者の形状、
標準的なフルエンスなどに合致させること、によって実行され得る。
一実施形態では、変換オペレータは、次の方程式によって実現され得る：
ｖｏｕｔ（ｔ）＝ａ（ｔ）ｄ／ｄｔ［ｂ（ｔ）ｖｉｎ（ｔ）］
式中、ｖｉｎ（ｔ）は入力信号であり、ｖｏｕｔ（ｔ）は出力信号であり、ｄ／ｄｔは導
関数演算であり、ａ（ｔ）およびｂ（ｔ）は定数関数である。一実施形態では、ａ（ｔ）
＝（ｔ）２およびｂ（ｔ）＝１／（ｔ）であり、形状の一部をもつ全表示再構成公式に対
する３次元事例のための被積分関数に対する単純化をおおまかに表すために、重みがａ（
ｔ）項に畳み込まれる。従って、変換オペレータは、信号内の低域周波数を除去せずに、
高域周波数を増幅する。一実施形態では、ａ（ｔ）＝（ｔ＋α）２およびｂ（ｔ）＝１／
（ｔ＋α）であり、式中、αはゼロ除算を防ぐために小さい数である。一実施形態では、
変換オペレータは、閉形式反転または同様の方程式を概算するために、前述した形式の（
またはそれを踏まえた）、一連のコンボリューションおよび信号乗算演算から成り得る。
一実施形態では、変換オペレータだけが、再構成方法または他の処理に対して、プレコン
ディショナとして、取得されたデータについて適用され得る。一実施形態では、変換オペ
レータは、スパースまたは二次最小化ベースの再構成アルゴリズムの前に、非線形プレコ
ンディショナとして使用されるが、そのアルゴリズムは、より高速な収束のために、再構
成された形状に合致する周波数成分を有する解の再構成された形式にデータを近づけ得る
。
一実施形態では、離散時間型で変換オペレータ公式を実現するために、導関数演算が有
限差分演算で置換され得る。一実施形態では、ｔの値がｋＴで置換され得るが、ここでＴ
は、サンプル期間（逆サンプルレート）であり、ｋは、１からサンプル数までの範囲であ
る。一実施形態では、変換処理は各チャネル上で実行される。
次の処理工程は、変換オペレータを、サイノグラムなどのデータのセットに適用する例
示的実施形態である：
ａ．浮動小数点時間値平方配列（ｓｑｕａｒｅｄ ａｒｒａｙ）（ＴＶ２［］）を作成し
、その配列のサイズはサンプル数と同じ大きさである。時間値平方配列内の要素が、ｋＴ
の二乗で充填されるが、ここで、Ｔはサンプルレートの逆数であり、ｋは、１からサンプ
ル数までの範囲である（すなわち、第１の値ＴＶ２［０］＝Ｔ＊Ｔ、第２の値ＴＶ２［１
］＝２Ｔ＊２Ｔ、など）。例えば、１００Ｈｚのサンプルレートでは、この配列は［．０
００１、．０００４、．０００９など］となるであろう。
ｂ．同じサイズの浮動小数点時間値逆配列（ｒｅｃｉｐｒｏｃａｌ ａｒｒａｙ）（ＴＶ
Ｒ［］）を作成する。時間値逆配列の要素が、対応する時間値配列エントリの逆数として
充填される（すなわち、第１の値ＴＶＲ［０］＝１／Ｔ、第２の値ＴＶＲ［１］＝（１／
２Ｔ）、など）。
ｃ．同じサイズの２つの浮動小数点一時的配列（Ｔ１［］およびＴ２［］）を作成する。
ｄ．各チャネルについて繰り返す：
ｉ．入力信号内の各サンプル（すなわち、チャネル）に、時間値逆配列内の対応するエ
ントリを乗じる（例えば、Ｔ１［ｎ］＝入力［ｎ］×ＴＶＲ［ｎ］）；次いで
ｉｉ．各乗算されたサンプルと先行する乗算されたサンプルとの間の有限差分を形成す
る（例えば、Ｔ２［ｎ］＝Ｔ１［ｎ］−Ｔ１［ｎ−１］、Ｔ２［０］は、先行するサンプ
ルがないのでゼロに設定され得ることに注意する）
ｉｉｉ．各有限差分に二乗された時間値を乗じることによって出力配列を形成する（例
えば、出力［ｎ］＝Ｔ２［ｎ］×ＴＶ２［ｎ］）
画像再構成（２２５）
前述は、時間領域光音響帰還信号を処理するためのいくつかの任意選択の処理工程につ
いての記述であった。様々な理由で、本明細書で説明する２次元サイノグラムデータが、
閉形式再構成の影響を受けにくいのは、特に、組織減衰、周波数依存組織減衰、伝搬速度
の不均等性、他の組織特性に対する不均等性を伴う複雑性のためである。その上、サイノ
グラムデータを取得するために使用されるトランスデューサ要素は、理想的、すなわち、
完全ではなく、むしろ、データを歪める電気機械的周波数応答を有する。トランスデュー
サ要素は、各画素に対応する測定された信号強度の重みに影響を及ぼす指向性および有限
開口も有し、トランスデューサ配列は制限された視野を有する。さらに、いくつかの状況
では、本明細書で説明するように、取得プローブは、３Ｄ組織の光音響信号を２Ｄ結像面
に制限する（面外の信号を抑制する）音響レンズを使用し、このようにして、数学的形状
を変更する。サイノグラムデータによって表される形状の次元は、３Ｄ事例、２Ｄ事例、
または円筒対称性の事例にきちんと従わない。
ここで図４を参照すると、いくつかの任意選択の工程を含む、例示的な画像再構成プロ
セスが示されている。いくつかの時間領域処理関数が画像再構成の一部として説明される
が、いつ前処理が終了して画像再構成が始まるかのはっきりした区別がないことに留意さ
れるべきである。言い換えれば、前処理は、画像再構成プロセスの一部と考えることがで
きる。前処理と画像再構成との間で本明細書で行った区別は、編成上の便宜のために過ぎ
ない。
一実施形態では、生のまたは前処理されたサイノグラムが、時間領域でさらに処理され
得、それから画像が再構成される。さらに、処理は、直角位相の抽出（４０５）およびサ
ブバンド音響補正（３４５）を含み得るが、その必要はない。サブバンド音響補正は上で
述べられたので、再度詳細には説明されないが、前述のように、事前再構成時間領域信号
処理の順序は、一般に柔軟であり、様々なプロセスが、限定はされないが、最適化、画像
品質、符号化の便宜、および処理の考慮事項を含む、様々な理由のために、再編成され得
る。その結果、典型的な実施形態では、変換オペレータ（３５０）が考慮され得、再構成
ブロック内に含まれ得る。ブロックの並べ換えは、同一の結果を生じることもあれば、生
じないこともあり、その結果、一実施形態では、本明細書に記載するシステムは、１つま
たは複数のブロックの様々な順序での操作を可能にするほど柔軟であり得る。
一実施形態では、サイノグラムの各々（例えば、各長サイノグラムおよび短サイノグラ
ム）が再構成される。一実施形態では、以下でさらに詳細に説明するように、長サイノグ
ラムおよび短サイノグラムの各々は、２つの画像という結果となり、１つは、複素サイノ
グラムの実成分から処理され、１つは複素サイノグラムの虚数成分から処理される。一旦
再構成（４１４）されると、従って画像再構成（２２５）が完了し、後処理、すなわち、
以下でさらに説明されるように、画像処理（２３０）が、結果として生じた１つまたは複
数の画像について実行される。
画像再構成（２２５）―直角位相の抽出（４０５）
プローブ１０２で測定値が取得されると、トランスデューサの応答が、光音響帰還信号
の周波数領域位相を変更し得る。一例として、光音響帰還信号の特定の周波数成分の位相
におけるシフトがある場合、それは、時間領域内の信号の対応する成分を反転（負）し得
、実質的に、逆投影または他の再構成プロセス中に、信号の一部がキャンセルされる。し
かし、一般に、プローブは、それがどのように信号の位相を変更するかを測定することに
より較正できる。プローブがどのように周波数領域位相を変更するかが分かっていても、
組織からの光音響帰還信号の位相は未知であり、実質的に予測できない。各音響源と各ト
ランスデューサ要素の位置との間の音響経路の伝達関数が、様々な機械的条件下で、組織
の、または被験者間で、異なる領域またはタイプを走査すると、変わるであろう。すなわ
ち、これに関して、周波数領域位相は、たとえ、プローブの位相への影響が正確に分かっ
ていても、予測できない。体積内の各音響源からトランスデューサへの周波数領域振幅応
答も分かっていないが、組織の誤較正された周波数領域振幅応答から生じた歪みは、異な
る性質であり、いくつかの事例では、同じ程度の問題を生じないことがあり得るか、また
は、他の方法を使用して補正できる。その上、応答関数が、組織体積内の各位置から各ト
ランスデューサへの経路によって異なる。全体で、補正すべき多数の未知の伝達関数が存
在する。
再構成前に、一実施形態では、再構成プロセスに影響を及ぼし得る潜在的に不要な歪み
およびキャンセレイションを妨ぐために、複素数値分析信号を修正する必要はないが、サ
イノグラムは、分析的表現に処理されて、複素数値配列として格納できる。負の周波数を
除去すると、時間領域内の複素数値分析信号が、組織内の音響源をもっと正確に表す瞬間
エネルギーを示す画像の再構成を可能にするであろう。再構成前の矯正の結果は、再構成
後の矯正（すなわち、｜ｚ１｜＋｜ｚ２｜＋．．．＋｜ｚN｜≧｜ｚ１＋ｚ２＋．．．＋
ｚN｜、式中、ｚNは複素数およびＮはトランスデューサ数）とは異なる。言い換えれば、
ビーム形成（すなわち、再構成）が、エンベロープを取得することなく、帯域制限された
信号について実行される場合、再構成された画像にリンギングが生じ得る。しかし、複素
分析信号が再構成に使用される場合、同じリンギングは生じない。
矯正が再構成前に実行される場合、信号をキャンセルする破壊機構が存在せず、特に視
野が制限される場合、画像の高コントラスト、また、高ストリーキングという結果になる
傾向がある。しかし、複素分析信号が再構成される場合、（コヒーレンスに基づいて動作
し得る）破壊機構が存在する。従って、任意の画素形成では、信号の寄与成分が整列する
場合、それらは建設的に追加されるが、信号がランダムまたはインコヒーレントである場
合、それは、様々な状況下（その源が、再構成されている画素に関連付けられた音響源か
ら生じていな場合を含む）で起こる傾向があるが、それらは、キャンセルされる傾向があ
るだろう。一実施形態では、この効果は、より高い品質の画像を生成するために使用され
得る。一実施形態では、実数値の非分析的サイノグラムも画像を形成するために使用され
得、そのエンベロープが、必要に応じて、再構成後に抽出され得る。かかる実施形態では
、実数値の帯域が制限されているかフィルタ処理された再構成に関連したリンギングが生
じている可能性がある。
一実施形態では、エンベロープが、非分析的な再構成された実画像から再構成後に抽出
できる。エンベロープは、画像の単性表現のエンベロープを取得することにより抽出され
得るが、それは、画像の水平線および垂直線のヒルベルト変換された方向導関数表面を計
算し、次いで、各画素に対して、水平成分の２乗＋垂直成分の２乗＋元の画像の２乗の平
方根を計算することにより実行され得る。
一実施形態では、エンベロープ画像／補助画像が、再構成後の画像の全ての垂直線から
エンベロープを計算することにより形成できる。
一実施形態では、分析的表現を生成するために、負の周波数成分がゼロにされ、正の周
波数成分が２倍にされている係数配列を乗じた、周波数領域にサイノグラムが変換され得
、次いで、複素数値の分析的表現を形成するために、時間領域内に戻され得る。複素数値
時間領域信号の虚数部分が、「直角位相」成分を表し、複素数値時間領域信号の実数部分
が、「同相」成分を表す。次のように、「直角位相」（すなわち、虚数）成分Ｑは、「同
相」成分Ｉの関数である：Ｑ＝Ｈ｛Ｉ｝（式中、Ｈはヒルベルト変換である）。一実施形
態では、ヒルベルト変換オペレータが、分析信号表現を実数値データから抽出するために
使用できる。一実施形態では、ヒルベルト変換は、時間領域または周波数領域で実行され
得る。時間領域から周波数領域への変換は、高速フーリエ変換などのフーリエ変換を使用
して行われ得、時間領域へ戻すことが、逆高速フーリエ変換などの逆演算によって達成さ
れ得る。
一実施形態では、同相および直角位相サイノグラムが、別々に再構成プロセスを通過で
き、各々が、独立した、実数値構造として処理される。一実施形態では、同相および直角
位相成分が、単一の複素数値サイノグラムとして処理でき、単一の再構成段階が複素数デ
ータについて動作する。一実施形態では、重み付き遅延和再構成（４１５）が、再構成工
程を実現するために使用され得る。一実施形態では、再構成（４１５）の出力が、同相お
よび直角位相の再構成された成分をもつ、複素数データとして処理される。一実施形態で
は、直角位相の抽出（４０５）工程が、実成分入力として（処理されているか、または未
処理の）サイノグラムを使用して、入力サイノグラムと同じ次元を有する虚数（直角位相
）成分サイノグラムを返し、このようにして、元のサイノグラムと共に、複素サイノグラ
ムを形成し；実サイノグラムの１つおよび虚（直角位相）サイノグラムの１つの、２つの
サイノグラムのうちの各々が、次いで、別々の画像を形成するために使用され得る。一実
施形態では、複素サイノグラムが、再構成された複素画像の各複素数値の複素係数、また
は２乗された実（同相）画像成分＋２乗された虚（直角位相）画像成分の平方根、から画
像を形成するために使用され得る。
一実施形態では、フィルタ処理動作を含む２次元周波数領域変換が、複素画像から２次
画像を作成するために使用される。一実施形態では、２次画像が、重畳またはＦＩＲフィ
ルタを使用して、複素画像から作成される。以下でさらに詳述するように、一実施形態で
は、一連の処理工程が複素画像について、それを実数値画像に変換するかまたは矯正する
前に、実行され得る。
一実施形態では、サイノグラムの（負の周波数が除去された）分析的表現を、複素復調
に対応して、周波数領域内でシフトさせることできる。一実施形態では、かかる復調は、
フィルタ処理後に残った光音響周波数成分をＤＣの方に導くことにより、さらにリンギン
グを防ぐために使用され得る。一実施形態では、かかる復調は、特徴サイズ選択、特定の
範囲の周波数またはスケールに関連付けられた特徴の表示を支援する復調の動作、を実行
するために、帯域通過または平滑化フィルタとともに使用され得る。一実施形態では、周
波数サイズ選択が、オペレータによって調整可能であるか、または設定の事前定義したリ
ストから選択可能であり得る。
画像再構成（２２５）―再構成（４１５）
再構成（４１５）は、サイノグラム内の処理済みまたは未処理のデータを、組織の体積
内の局所的特徴を表す画像に変換するプロセスを意味するために使用される用語である。
典型的な実施形態では、再構成（４１５）は、重み付き遅延和アプローチに基づき得る。
前述のように、重み付き遅延和アルゴリズムは、任意選択として、変換オペレータ（３５
０）によって先行され得る。一実施形態では、重み付き遅延和アルゴリズムは、複素数値
データについて動作できる。一実施形態では、重みは、各画素に対して使用される各サン
プルからの寄与を表すために再構成（４１５）によって使用され得、組織的に、重みを作
成するために使用される方法が、画像再構成（２２５）の一部とみなされ得る。一実施形
態では、重みは、収集されたデータの分析に基づいて調整され得る。
一般に、再構成（４１５）は、入力として、処理済みまたは未処理のチャネルデータ、
すなわち、サイノグラムを取り、この情報を使用して、所定の解像度の２次元画像を生成
する。
個々の画素の次元（長さの単位で）が、画像の解像度を決定する。サイノグラムデータ
内の最大周波数成分が、選択された解像度に対して高すぎる場合、再構成中にエイリアシ
ングが生じ得る。従って、一実施形態では、解像度およびサンプリングレートが、再構成
で使用されるであろう最大周波数成分に対する制限を計算するため、従って、選択された
解像度に対して高すぎる周波数成分を避けるために、使用され得る。一実施形態では、サ
イノグラムが適切なカットオフ周波数に低域通過フィルタ処理されて、エイリアシングが
生じるのを回避し得る。
逆に、サンプリングレートが、画像の解像度をサポートするのに低過ぎる場合、一実施
形態では、より高品質の画像を生成するために、サイノグラムがアップサンプルされて補
間され得る。２次元画像は任意の解像度であり得るが、典型的な実施形態では、画像は５
１２×５１２画素を含み得る。別の典型的な実施形態では、画像は１２８０×７２０画素
を含み得る。さらに別の典型的な実施形態では、画像は１９２０×１２００画素を含み得
る。一実施形態では、水平解像度が少なくとも５１２画素幅であるが、最高で２５６０画
素幅であり、また、垂直解像度が少なくとも５１２画素の高さであるが、最高で１６００
画素の高さである。
２次元画像は、組織内の構造、血液、または他の不均質性などの、体積内の変異を表し
得る。再構成は、組織内の各位置から各トランスデューサへの第１の伝搬時間および各サ
ンプルの各画素に対する寄与強度に基づき得る。画像内の各画素に寄与する信号強度が、
再構成を生成するために組み合わされる。
次の処理工程は、重み付き遅延和技術を使用した再構成アルゴリズムの例示的実施形態
である：
ａ．出力画像配列を割り当てて、全ての値をゼロに設定する
ｂ．各トランスデューサチャネルに対して：
ｉ．出力画像配列内の各画素に対して：
１．そのチャネルおよび画素に対するサンプル遅延テーブルから（サンプル内の）遅
延にアクセスして、チャネルおよび遅延に対応する（サイノグラムから）サンプルを取得
する
２．チャネルおよび画素に対応する重みテーブルから重みにアクセスする
３．サンプルに、対応する重みを乗じる
４．結果を、目的画素に対応する出力画像配列の位置に追加および格納する
重みテーブルは、サイノグラム内の各サンプルの結果として生じる画像内の各画素に対
する相対的な寄与を表すテーブルである。典型的な実施形態では、相対的な計算効率のた
めに、同じ重みテーブルが、複素サイノグラムの実成分および虚数成分に対して使用でき
る。一実施形態では、別々の重みテーブルが、複素サイノグラムの成分の各々に対して使
用できる。一実施形態では、１つの複素重みテーブルが、複素サイノグラムの実成分およ
び虚数成分に対して使用できる。一実施形態では、別々の複素重みテーブルが、複素サイ
ノグラムの成分の各々に対して使用できる。一実施形態では、複素重みテーブルが、シス
テム形状の結果である画像内の定在波型パターンを明らかにするために使用できる。
重みテーブルは、開口と似ているものをソフトウェア内に設定するために使用できる。
従って、一実施形態では、広い開口が望ましい場合、より多くの重みが中心を外れたサン
プルに与えられる。言い換えれば、例えば、所与のトランスデューサに対して、通常、ど
のサンプルにもトランスデューサの真下にあるサンプルよりも多い重みが与えらず、また
、説明のため、トランスデューサの真下にある所与のサンプルに対する重みが１であると
考えられる。中心から１５、３０、および４５度にあるが、トランスデューサから等距離
にある、サンプルの相対的な寄与をさらに考慮する。開口を狭めるため、それらのサンプ
ルがそれぞれ０．５、０．２５、および０．１２に重み付けされ得るが、他方、開口を広
げるために、それらの同じサンプルがそれぞれ０．９、０．８、および０．７に重み付け
され得る。前者は、中心から４５度で源から受け取られたサンプルに対してわずかな（１
２％）重みのみを提供し得るが、後者は同じサンプルにずっと高い（７０％）重み付けを
提供し得る。一実施形態では、サイノグラムを取得するシステムと同じであり得るが、そ
の必要はない、光音響出力を表示するシステムが、光音響画像を表示する場合に、このパ
ラメータ（すなわち、ソフトウェア開口）を変化させる機能をオペレータに提供し得る。
一実施形態では、非常に大規模なテーブルは、各画素およびトランスデューサに対する
相対的な重みおよび遅延のマッピングを含む。従って、対象画像が５１２×５１２画素で
あり、プローブ１０２が１２８チャネル（すなわち、トランスデューサ）を有する一実施
形態では、３３，５５４，４３２の重みエントリおよび同数の遅延エントリがある。同様
に、対象画像が１２８０×７２０画素であり、プローブ１０２が１２８チャネル（すなわ
ち、トランスデューサ）を有する一実施形態では、１１７，９６４，８００の各タイプの
エントリがある。対象画像が１９２０×１２００であり、プローブが２５６チャネルを有
する一実施形態では、ほぼ６億の各タイプのエントリがある。
前述のように、直角位相抽出工程（４０５）は、虚数成分サイノグラムを提供し、一実
施形態では、実成分および虚数成分サイノグラムの各々が、画像に再構成され得、このよ
うにして、２つの画像を生成し、その１つは複素サイノグラムの各成分に対する画像であ
る。一実施形態では、遅延および重みテーブルは、複素サイノグラムの各成分に対して同
じである。一実施形態では、遅延テーブルは、複素サイノグラムの各成分に対して同じで
あるが、重みテーブルは、実成分および虚数成分サイノグラムに対して異なる。一実施形
態では、重みテーブルは、複素サイノグラムの各成分に対して同じであるが、遅延テーブ
ルは、実成分および虚数成分サイノグラムに対して異なる。
画像再構成（２２５）―重みおよび遅延の計算
前述のように、遅延和再構成アルゴリズムの例示的実施形態では、重みテーブルが採用
され得る。各トランスデューサに対するサンプル遅延テーブルおよび重みテーブルを計算
するために、アルゴリズムが使用され得る。一実施形態では、サンプル遅延テーブル（複
数可）を構成するデータは、各トランスデューサの推定された寄与を各画素と関連付ける
が、重みテーブル（複数可）を構成するデータは、その画素に対する他の寄与と比較して
、各トランスデューサの各画素に対する寄与の相対的な重み付けの推定値を提供する。一
実施形態では、重みテーブルは、トランスデューサの基準、レーザーの出力、減衰制御、
組織内での光減衰、皮膚の厚さ、接触媒質特性、患者固有変数、波長固有変数および他の
要因に関する角度アポダイゼーションを明らかにするために使用され得る。
一実施形態では、テーブルの各々は、サイズにおいて（画素において）、画像再構成に
よって出力された２次元画像に対応し、複数の各テーブルが作成され、その１つは各チャ
ネルに対するテーブルである。前述の例示的実施形態では、各サンプル遅延テーブルは、
対象画像の画素をサイノグラム内のサンプルと関連付け、従って、（チャネルに固有であ
る）１つのサンプル遅延テーブルが、画像内の各画素に対して、その画素の計算で使用さ
れるそのチャネル内の特定のサンプル番号を識別することになる。同様に、前述の例示的
実施形態では、各重みテーブルは、対象画像の画素を、使用される予定のサンプルに与え
られる重みと関連付け、従って、（チャネルに固有である）１つの重みテーブルが、画像
内の各画素に対して、画素の計算時に、そのチャネルからのサンプルに与えられる重みを
識別することになる。
画像画素のＸおよびＹ座標が、画像サイズおよび位置に関する入力情報を使用して計算
される。時間遅延が、画素とトランスデューサとの間の距離および音速を知ることにより
、各トランスデューサおよび各画素に対して計算される。異なる音速の音響整合層が使用
される場合、整合層の内部および外部で時間遅延が別々に計算され、一緒に加算されて、
全体的なトランスデューサ・画素遅延という結果になる。重みは、それらの相対的な位置
に応じて、各トランスデューサおよび各画素に対して計算される。トランスデューサ・画
素ベクトルとトランスデューサの基準との間の距離および角度、ならびに個々の画素の深
さ位置が、考慮に入れられる。一実施形態では、サイノグラムを取得するか、またはそれ
らから再構成された画像を表示するシステムと同じであり得るが、その必要はない、重み
および／または遅延を計算するシステムが、処理時に使用されるパラメータを変化させる
機能をオペレータに提供し得る。一実施形態では、重みを計算するシステムは、重み計算
のための基礎を変化させる機能をオペレータに提供し得、従って、例えば、中心を外れた
音響データに多かれ少なかれ重みを与える。一実施形態では、重みを計算するシステムは
、重みの計算に線形またはべき乗関係が使用されるかどうかを制御する機能をオペレータ
に提供し得る。
添付書類の擬似コードは、当業者が、重みおよび遅延を計算する例示的なアルゴリズム
を実現する際に指針となるであろう。
再構成（４１４）、すなわち、画像再構成（２２５）が完了すると、後処理、すなわち
、画像処理（２３０）が、結果として生じる１つまたは複数の画像について実行され得る
。
一実施形態では、画像再構成が適応ビーム形成、一般化側波帯キャンセレイション、ま
たは当技術分野で知られている他の方法に基づき得る。一実施形態では、再構成のための
技術が、チャネル間の相互相関関数の決定および／または画像の目的の鮮明さの最大化に
基づき得る。
一実施形態では、体積を再構成するための方法は、断面または体積を放射ウェーブレッ
トに分解することを含み得、放射ウェーブレットは、光音響源（特に、放射光音響源の測
定された光音響帰還信号が単純な閉形式方程式に従うと推定される）を表し、ウェーブレ
ット・べーグレット（Ｗａｖｅｌｅｔ−Ｖａｇｕｅｌｅｔｔｅ）分解の技術が、ウェーブ
レットおよびベーグレットを画像領域とサイノグラムとの間で関連付け、それにより画像
内の放射ウェーブレットの強度を決定し、このようにして画像を再構成するために使用さ
れ得る。一実施形態では、放射ウェーブレットの画像領域からサイノグラム領域（すなわ
ち、ベーグレット）への投影が、放射ウェーブレットの強度を決定する前に、他の画像形
成技術とともに使用できる。一実施形態では、適応ビーム形成、または閾値処理を伴うウ
ェーブレットノイズ除去が、再構成のような段階として、放射ウェーブレット投影につい
て実行できる。
一実施形態では、再構成は、例えば、Ｌ１−最小化またはＬ２−最小化などの、反復最
小化または反復最大化に基づき得る。再構成および強化のための反復最小化アルゴリズム
は、高い計算負荷を必要とし、従って、リアルタイム画像処理に適用可能とは考えられな
い。体積の断面リアルタイム光音響再構成が、Ｌ１−最小化を使用して実行できる。Ｌ１
−最小化再構成を体積の２Ｄ断面についてリアルタイムで実行するための典型的な実施形
態では、高速ウェーブレット反復閾値化アルゴリズムが使用され、そして、周波数領域内
でヘルムホルツ波動方程式と組み合わせられ、それは、対角化可能な（または、ほぼ対角
化可能な）システム行列を生じる光音響波の伝搬を表すために効果的に使用できる。一実
施形態では、画像の画素が放射ウェーブレットに分解され得、分解は、周波数領域内で放
射サブバンドとして表され、放射サブバンドは反復閾値化で使用される。一実施形態では
、高速ウェーブレット反復閾値化アルゴリズムは、システム行列が、理想的な方程式の使
用を通じてではなく、経験的に見つけられる場合に使用され得る。
レーザーが、組織の体積に、その表面の少なくとも一部を、その体積の音響特性に完全
に合致していない媒質に隣接させて、照射する場合、伝搬する音波は、少なくとも一部、
合致していない表面に反射し、入射波面として体積内に伝搬し得る。入射波面は、組織内
の音響不連続性にさらに反射して、光音響帰還信号に干渉してアーチファクトを創り出す
場合がある。このアーチファクトは、例えば、対話型最小化技術を使用して、光音響帰還
信号から分離できる。一実施形態では、このアーチファクトの強度をマッピングする画像
が生成できる。
一実施形態では、パターン検出分類器が光音響帰還信号に適用でき、分類器出力は、時
間（または距離）に応じて特定の指標の強度を反映する。結果として、複数のトランスデ
ューサ位置から測定値を取得すると、分類器出力が、検出されたパターンを生じている原
因（すなわち、現象）に局部集中するために、ビーム形成できる。ビーム形成された分類
器出力から生成された画像は、不鮮明さ、再構成アーチファクト、およびストリークアー
チファクトに悩まされ得るが、それは、特に、制限された視野の事例において深刻であり
得る。パターン分類された信号が、パターン分類されていないサイノグラムの一部である
信号強度に関する情報を欠いている可能性があるために、これらのアーチファクトの少な
くとも一部が起こり得、その強度は、パターンの存在に関連し、トランスデューサがパタ
ーンの原因から位置付けられている距離には必ずしも関連しない。しかし、分類された光
音響信号の分類器出力は、分類器出力が所与の位置で瞬間的なソース項を起源としている
と特徴付けられる、ヘルムホルツ方程式の伝播モデルに「適合」できる。従って、ストリ
ーキング、不鮮明さ、およびアーチファクトを低減するために、パターン分類された信号
のパラメータマップが、再構成および単純ビーム形成以外のデコンボリューションに対す
る技術を使用して形成できる。例えば、反復最小化技術などの適用が、ストリーキングを
低減するために使用でき、従って、パターンの原因により良く集中できる。異なるタイプ
の分類器および再構成技術は、適用する異なる考慮事項を有し得る。典型的な実施形態で
は、分類された量のパラメータマップが、反復最小化技術を使用して生成でき、そこで、
システム行列が、原因を光音響信号であるかのようにして形成される。一実施形態では、
例えば、Ｌ１最小化によって使用されるスパースベース表現が、パターンの原因に集中す
る役割を果たし、従って、アーチファクトを減少し得る。このようにして、最小化技術を
光音響帰還信号に適用されるのではなく、分類器出力に適用され得、分類器出力は、サイ
ノグラムの形式で表現される。一実施形態では、再構成技術が、まるで分類器出力が光音
響帰還信号であるかのように適用される。一実施形態では、分類器出力の複素エンベロー
プの取得、フィルタ処理、または分類器出力のデコンボリューションなどの、さらなる処
理が、再構成の前に実行され得る。一実施形態では、分類器は、組織内の正常な血管の分
岐と異常な血管の分岐を区別するように設計され得る。
画像処理（２３０）
前述のように、長サイノグラムおよび短サイノグラムの取得（２０５、２１０）後、任
意選択で前処理され（２２０）、次いで、画像を形成するために画像再構成され（２２５
）、結果として生じた画像について、特定の後処理が実行され得る。ここで図５を参照す
ると、フレーム間持続的アーチファクトの除去（５０５）、フルエンス補正（５１０）、
および複素振幅（５１５）を含む、任意選択の後処理工程が示されている。一実施形態で
は、画像処理は、正の実数値である（複素数値ではない）エンベロープ画像を生成する（
５２０）。
画像処理（２２５）―フレーム間持続的アーチファクトの除去（５０５）
光音響帰還信号は、望ましい情報および望ましくない情報の両方を含み、望ましくない
可能性のある情報の中に、本明細書で望ましくない連成応答と呼ばれるものがある。望ま
しくない連成応答は、組織内を透過するときに人の皮膚に当たる光から生じるアーチファ
クトを含み得る。より一般的には、この工程によって対処される望ましくない連成応答は
、フレーム間持続的信号またはフレーム間持続的アーチファクトである。本明細書では、
フレーム間持続的アーチファクトは、一定のままであるか、または非常にゆっくりと変化
する干渉信号を指し、それは、それ故、空間的におよび／または時間的に関連した複数の
画像の各々に同様の干渉を生成すると推定される。フレーム間持続的アーチファクトは同
じ現象を指すが、それが再構成された画像内に現れる場合である。従って、フレーム間持
続的信号およびフレーム間持続的アーチファクトという用語は、同じ現象を表すので、本
明細書では、時々置き換えられ得る。フレーム間持続的信号を除去する問題は、別々のフ
レーム内で見られる同様の干渉が、大きさの点で定数係数によってスケーリングされ得る
という事実によって複雑にされる。スケーリングは、限定はされないが、光音響帰還信号
を生じるために使用された総光エネルギーにおける変動を含む、いくつかの要因に関連し
得る。その上、一般に、フレーム間持続的信号は、人によって十分に変動し、所与の個人
に対する複数のフレームの検査によらない限り、容易に識別可能ではない。一実施形態で
は、一般に同一の位置においてではなく、空間的および／または時間的に互いに比較的近
接して取得された複数のフレームが、フレーム間持続的信号の除去を目的に分析される。
一実施形態では、フレーム間持続的信号の除去を対象とした第１のプロセスで、その組
成を推定するための工程が実行される。一実施形態では、フレーム間持続的信号は、独立
フレームのセットからの第１の主成分と見なされる。第１の主成分は、任意の方法を使用
して計算できるが、一実施形態では、第１の主成分は、ＳＶＤ（特異値分解）または同等
な反復方法を使用して計算できる。
一実施形態では、独立フレームのセットが、各フレームが独立したバックグラウンドノ
イズを有するように選択される。言い換えれば、一般に、プローブ１０２が動いていない
ときに取得された独立フレームは、そのセットに含まれるはずがない。その結果、一実施
形態では、セット内で使用されると考えられ得る各一連のフレームが、セットへの包含に
対するその適合性を示すため（またはその不適合性を示すため）にフラグ付けされ得る。
フレームのセットへの包含に対する適合性または不適合性を分析するために、そのフレー
ムが、シーケンス内でそれに先行する１つまたは複数のフレームと比較され得る。フレー
ムの（適合または不適合としての）フラグ付けは、捕捉時に、またはその後で行われ得る
が、フレーム間持続的信号を推定する工程の前である。一実施形態では、フレームの（適
合または不適合としての）フラグ付けは、そのフレームをＬＯＭファイルに書き込む前に
実行される。一実施形態では、フレーム間持続的信号を推定するプロセスは、フレーム選
択サブ工程を含み得る。
次の処理工程は、フレーム間持続的信号推定器の例示的実施形態である：
ａ．初期化（ｓｉｚｅＯｆＦｒａｍｅＢｕｆｆｅｒが変更されているか、Ｎｒ（フレーム
内の行数）またはＮｃ（フレーム内の行数）が変更されている場合、入力する）
ｉ．各チャネルに対して、ｆｒａｍｅＢｕｆｆｅｒを、ｓｉｚｅＯｆＦｒａｍｅＢｕｆ
ｆｅｒを持つための循環バッファとして割り当てる。
ｉｉ．各チャネルに対して、ｆｒａｍｅＢｕｆｆｅｒ．ｓｔａｒｔ［ｃｈａｎｎｅｌ］
を０に、ｆｒａｍｅＢｕｆｆｅｒ．ｅｎｄ［ｃｈａｎｎｅｌ］を０に設定する。これら２
つの変数は、循環バッファ内のアクティブなフレームを追跡する。
ｉｉｉ．各チャネルに対して、ｅｓｔｉｍａｔｅ［ｃｈａｎｎｅｌ］［Ｎｒ］［Ｎｃ］
を割り当て、すべての要素を０に設定する。
ｂ．ｃａｐｔｕｒｅＦｒａｍｅが真（従って、フレームがセットへの包含に適合するとフ
ラグ付けされている）の場合
ｉ．任意選択で、画像変換をｆｒａｍｅ＿ｉｎに適用する（例えば、２次元ウェーブレ
ット変換、２次元ＦＦＴ、または別の同様の変換；ある周波数を計算から除去するために
帯域通過フィルタが適用され得る）
ｉｉ．現在のチャネルに対して、ｆｒａｍｅ＿ｉｎをｆｒａｍｅＢｕｆｆｅｒに追加す
る。バッファが満杯の場合、バッファ内の最も古いフレームを上書きする。
ｃ．ｃｏｍｐｕｔｅＦｒａｍｅが真の場合
ｉ．ｆｒａｍｅＢｕｆｆｅｒ内の全てのデータを、バッファ内の各フレームが列として
処理され、各行が同じ画素インデックスの値である行列にマッピングする。
ｉｉ．現在のチャネルに対して、ｆｒａｍｅＢｕｆｆｅｒの主成分（または独立成分）
を計算する。
ｉｉｉ．画像変換がｆｒａｍｅ＿ｉｎに適用された場合、以前の計算の結果に、逆変換
を適用する。
ｄ．現在のチャネルに対して、選択された主成分（または独立成分）としてｅｓｔｉｍａ
ｔｅ＿ｏｕｔを出力し、代替選択がない限り、第１の主成分が選択される。
前述の処理工程に関連して、工程ｃ（ｉｉ）の最適化に対して、完全なＳＶＤの計算は
リアルタイムではない可能性があることに留意されるべきである。持続的フレーム推定プ
ロセスを全てのフレームについて実行する必要はない。一実施形態では、持続的フレーム
推定プロセスは、例えば、アルゴリズムの外部のトリガーに基づいて、定期的に再更新さ
れ得る。一実施形態では、持続的フレーム推定プロセスをスレッド内で実行し、最後に終
えた推定のみを利用することは有益であり得る。一実施形態では、第１の主成分が複素領
域で見つかり、従って、ＳＶＤ（または他の）関数は複素数値入力を受け入れなければな
らない。一実施形態では、フレーム間持続的信号推定値は、ゼロ平均、および単位Ｌ２−
基準を有するものとする。一実施形態では、第１の主成分のみが計算される。典型的な実
施形態では、第１の主成分が、効率性のため、べき乗法を使用して、複素画像についての
推定のために計算される。一実施形態では、フレーム間持続的信号推定値は、第１のいく
つかの主成分である。一実施形態では、フレーム間持続的信号推定値は、第１のいくつか
の独立成分である。一実施形態では、複数の推定値が生成される場合、各々は信号から除
去される。一実施形態では、フレーム間持続的推定は、前述のように、２次元ウェーブレ
ット変換領域または２次元ＦＦＴ変換領域など、画像変換領域内で実行できる。一実施形
態では、フレーム間持続的推定は、データの帯域通過されたセットについて実行できる。
フレーム間持続的信号が推定されると、それがフレームから除去できる。一実施形態で
は、フレーム間持続的信号がフレームから引かれ得る。前述のように、干渉はフレームご
とに同一であり得るが、振幅においてスケーリングされ得る。従って、一実施形態では、
フレーム間持続的信号推定値を元のフレームから引く前に、スケーリング係数が計算され
るべきであり、スケーリング係数は、推定値をスケーリングするために使用されて、それ
を元のフレームから引くことができるようにし得る。スケーリング係数は、フレーム間持
続的信号成分の投影である。一実施形態では、複数のフレーム間持続的信号が推定され得
る。一実施形態では、複数のフレーム間持続的信号の各々が、計算を実行するために使用
された分解方法での最も高いエネルギー成分（例えば、第１の３つのＳＶＤ成分）に対応
し得る。
画像処理（２３０）―フルエンス補正（５１０）
皮膚および組織の特性は患者ごとに異なるので、特定の患者の組織内の配光は予測でき
ない。光のフルエンスプロファイルは、１つの空間的に依存する共通光透過プロファイル
成分および２つの空間的に依存する波長固有フルエンス比プロファイルに分解でき、それ
らは、真のフルエンスを共通光透過プロファイルに関連付ける。一実施形態では、共通光
透過プロファイルおよび波長固有フルエンス比は、組織内での光の分散に影響を及ぼす患
者固有の変動を補正するために使用され得る。一実施形態では、共通プロファイルおよび
固有プロファイルに対するフルエンス挙動のモデルに基づく１次元曲線が、単一の患者固
有のパラメータで、２次元フルエンス補正曲線を生成するために、使用され得る。一実施
形態では、次の方程式のいずれかが、限定はされないが、補正曲線に関して使用され得る
：
他の方程式またはシミュレートされた曲線が、補正曲線用に使用され得る。一実施形態
では、実験的に測定されたフルエンス分布曲線が、補正の方法として使用できる。一実施
形態では、（光音響原理を使用し得る）別個の装置または別個のセンサーを、光事象中に
、フルエンス曲線をリアルタイムで測定するために採用できる。一実施形態では、フルエ
ンス補正曲線が、シミュレーションから導出（すなわち、推定）できる。一実施形態では
、測定またはシミュレートされた曲線の逆数（または修正された逆数）が、１次元フルエ
ンス補正曲線として使用され得る。一実施形態では、測定またはシミュレートされた曲線
が、フルエンス補正で使用される前に、フィルタ処理され得る。一実施形態では、統計的
特徴に基づくフルエンス補正曲線が、動的に取得された単一画像または画像のセットにお
ける深さの関数として計算され得る。
ここで図６を参照すると、フルエンス補正（５１０）のためのプロセス工程のセットが
示されている。一実施形態では、光音響データについて処理を実行するシステム、および
／または、サイノグラムを取得するシステムと同じであり得るが、その必要はない、光音
響出力を表示するシステムが、利用可能な方程式の間で選択し、光音響画像またはその派
生物を表示用に処理するために使用されるパラメータを選択する機能をオペレータに提供
し得る。従って、一実施形態では、オペレータは、指数関数曲線などの曲線、および／ま
たは指数などのパラメータを選択し得る。一実施形態では、曲線、および恐らくは、パラ
メータが、ユーザーインタフェースでオペレータに対して提示された有限の選択リストか
ら選択される。曲線およびパラメータが選択されると、共通フルエンス曲線（６０５）お
よび波長固有曲線（６１０）が計算される。その後、一実施形態では、２次元（例えば、
各画素列に対する曲線）の全体的なフルエンス正規化曲線（６１５）が計算される。２次
元の全体的なフルエンス正規化曲線が次いで、画像に適用される（６２０）。一実施形態
では、補正曲線が、画像統計および再構成された画像内の対象領域の統計値に基づく補正
曲線のセットから自動的に選択される。一実施形態では、フルエンス補正曲線が、システ
ムオペレータによってリアルタイムで識別された対象領域に基づいて計算され得、フルエ
ンス補正曲線は、識別された対象領域の深さの測定に依存する。一実施形態では、対象領
域は、対象オブジェクトの矩形対象領域を選択することにより識別され得、その領域の中
心は、補正曲線を決定するために使用された深さに対応する。
次の処理工程は、理想的な線形配列に対して適用可能な１次元方程式から選択された２
次元フルエンス補正曲線を生成し、それを補正されていない画像に適用する例示的実施形
態である：
ａ．最小の画像深さから最大の画像深さまでの、画像内の各画素に対する深さを含む１次
元配列を計算する。結果をベクトル「ｘ」に格納する。
ｂ．１次元共通フルエンス補正曲線を、共通利得パラメータ「ｇ０」に基づき、フルエン
ス補正のためのｆ０（ｘ，ｇ０）に対して選択された補正関数を使用して計算する。
ｃ．各チャネルに対して、１次元チャネル固有補正曲線を計算する
ｉ．チャネル１曲線は、フルエンス補正のためのｆ１（ｘ，ｇ１）に対して選択された
補正関数を使用して、利得パラメータ「ｇ１」に基づく。
ｉｉ．チャネル２曲線は、フルエンス補正のためのｆ２（ｘ，ｇ２）に対して選択され
た補正関数を使用して、利得パラメータ「ｇ２」に基づく。
ｄ．全体的な２次元正規化曲線を１次元共通曲線およびチャネル固有曲線から計算する。
ｉ．各チャネルに対して、共通曲線にチャネル固有曲線を乗じることによって全体的な
１次元曲線を作成する
ｉｉ．２次元正規化曲線内の各垂直列を全体的な１次元曲線と等しく設定する
ｅ．現在のチャネル再構成された画像に対して
ｉ．画像内の各画素に対して、画素の値に、現在のチャネルに属する全体的な２次元正
規化曲線内の対応する画素を乗じる
一実施形態では、フルエンス補正（５１０）は、複素画像を処理し、新しい複素画像を
その出力として提供し得る。一実施形態では、フルエンス補正（５１０）は、実画像を処
理し、修正された実画像をその出力として提供し得る。
画像処理（２３０）―複素振幅（５１５）
一実施形態では、複素振幅（５１５）工程は、入力として、複素画像（または、虚数成
分が利用可能でない場合は実画像）を採用し、入力画像と同じ数の行および列を有するエ
ンベロープ画像を生成する。エンベロープ画像は、入力の各要素の複素振幅を採用するこ
とにより決定され得る。実画像のみが利用可能である場合、エンベロープ画像は、その画
像内の情報の絶対値である。一実施形態では、虚画像内の各垂直線が、実画像内の対応す
る線のヒルベルト変換である場合、エンベロープが、虚数成分画像の代わりに画像を生成
することにより、実画像のみから交互に計算でき、複素振幅が同じ方法で適用される。
パラメータ画像の生成（２４０）
前述のように、長サイノグラムおよび短サイノグラムの取得（工程２０５、２１０）後
、任意選択で、画像を形成するために前処理され（工程２２０）、再構成されて（工程２
２５）、短エンベロープ（２３２）および長エンベロープ（２３４）画像を生成するため
に処理され（工程２３０）、そのエンベロープ画像が、パラメータ画像を生成する（工程
２４０）ために使用され、より具体的には、１つまたは複数の次のパラメータ画像：酸素
化マップ（２５０）、ヘモグロビンマップ（２５５）およびマスクされた酸素化マップ（
２６０）を生成する。一実施形態では、パラメータ画像が、短および長エンベロープ画像
（２３２、２３４）内から取得された定性的情報を反映するカラー化画像を提供すること
により提示される。
ここで図７を参照すると、短エンベロープ画像（２３２）および長エンベロープ画像（
２３４）が、パラメータ画像（２５０、２５５、２６０）の少なくとも１つを提供するた
めに処理される。一実施形態では、短エンベロープ画像（２３２）および長エンベロープ
画像（２３４）が、信号対ノイズ比を向上させ、および／または画像間により良い位置揃
えを提供するために、運動および追跡（７０５）によって処理され得る。一実施形態では
、短エンベロープ画像（２３２）および長エンベロープ画像（２３４）が、酸素化および
ヘモグロビンのグレースケールマップを生成するために、酸素化およびヘモグロビン計算
（７２０）によって処理される。より一般的には、複数のパラメータ画像（すなわち、２
つ以上）が各々、複数の画像（すなわち、２つ以上）内の情報から形成され得、別のパラ
メータ画像が、複数のパラメータ画像の少なくとも２つの内の情報から形成され得る。複
数のパラメータ画像の少なくとも２つの内の情報から別のパラメータ画像を形成するので
はなく、かかる後者のパラメータマップが、複数の画像内の情報から直接作成され得るこ
とは、本開示の範囲内である。言い換えれば、数学的処理が中間パラメータ画像の作成を
必要としない事例では、それを行う唯一の理由が、それらを後者の組み合わされたパラメ
ータマップに結合することであれば、中間マップを生成する別の工程が、一実施形態では
、省略され得る。
一旦作成されると、パラメータマップがノイズ除去（７３５）され得る。一実施形態で
は、グレースケールマップが、酸素化（２５０）およびヘモグロビン（２５５）のカラー
マップを生成するために統計的に、カラーマッピングされる。ヘモグロビンマップ（２５
５）が、その後、酸素化マップ（２５０）と組み合わされて、透明度マスクの組合せ（７
５０）内にマスクされた酸素化マップ（２６０）を提供する。一実施形態では、パラメー
タ画像の生成（２４０）の結果が、ＲＧＢＡ酸素化マップ、ＲＧＢＡヘモグロビンマップ
およびＲＧＢＡ ＨｇＯマスクされた酸素化マップである。前述のように、一実施形態で
は、マスクされた酸素化マップと同様のカラーマッピングされた品質が、酸素化マップお
よびヘモグロビンマップの透明度チャネルを結合する中間ステージを通過するのではなく
、２つのエンベロープ画像内のデータから直接生成され得る。
パラメータ画像の生成（２４０）―運動および追跡（７０５）
運動および追跡（７０５）は、静的（または遅い運動の）場面の連続する画像が生成さ
れる際に、センサー内の運動が、場面の内容の位置を互いに相対的に「動かす」ので、必
要であり得る。従って、前の画像ｇａの短時間（例えば、１００ｍｓ）後に取得された後
続の画像ｇｂは、前の画像ｇａから水平および垂直寸法でいくつかの画像画素だけオフセ
ットされ得る。同様に、後続の画像は、フレーム間に生じ得る非剛体変形を被る可能性も
ある。一実施形態では、補正が非剛体変形に対して行われ得る。その上、一実施形態では
、さらなる運動および追跡が、プローブがどのように移動しているかを判断するために採
用され得、このようにして、組織構造の３Ｄ画像を生成する基礎を提供する。一実施形態
では、また、以下で詳細に説明するように、システムは、撮像中に、プローブの位置また
は移動に関するデータを提供するセンサー（例えば、加速度計、または定位置センサーお
よび対象、または他の方法）を含み得る。位置または移動に関するかかる情報は、平行移
動、回転、角偏向、またはフレームごとに変形を生じ得る他のプローブ移動に対して補正
を行う際に考慮に入れられ得る。
手短に図８を参照すると、一実施形態では、運動および追跡（７０５）の工程が構成要
素部に分割されているが、それらは、運動推定（８１０）、永続化（８２０）、および位
置揃え（８３０）を含み得る。一実施形態では、運動推定（８１０）プロセスが、２つの
画像間の運動を推定するために使用され得る。一実施形態では、画像間の剛体運動が、運
動の回転成分を有していないと仮定される。一実施形態では、画像間の剛体運動が、運動
の回転成分を有していると仮定される。一実施形態では、永続化（８２０）プロセスが、
信号対ノイズ比を向上するために使用され得る。一実施形態では、位置揃え（８３０）プ
ロセスが、短エンベロープ画像（２３２）および長エンベロープ画像（２３４）などの、
２つの画像を位置揃えする。
運動推定（８１０）は、連続する画像取得間のプローブ運動の影響を除去する１つまた
は複数の方法をサポートし得る情報を提供できる。例示的実施形態では、運動推定（８１
０）は、短エンベロープ画像（２３２）と長エンベロープ画像（２３４）との間に生じた
運動を推定する。一実施形態では、運動推定（８１０）プロセスは、画像内の行および列
の数、ならびに二乗余弦アポダイズ済み帯域通過フィルタに対するカットオフ値の入力を
必要とする。一実施形態では、フィルタ配列が、起動時または、入力パラメータに変更が
ある場合にはいつも、作成される。フィルタ配列は、２Ｄ周波数成分を決定し、次いで、
フィルタの帯域通過特性を平滑に成形するための二乗余弦アポダイゼーション関数および
／または追跡している特徴に関連する周波数が対応する帯域通過範囲を使用することによ
り、作成される。一実施形態では、二乗余弦アポダイゼーション関数の使用は、光音響走
査の特定の性質に依存し得る、運動推定手順内で相互にあまり関連がない可能性が高い成
分を抑制するために、放射２Ｄ帯域通過フィルタを周波数領域内で作成する。バッファリ
ングされた画像および別の画像を使用して計算された相関配列が、次いで決定され得、そ
れらから相関関係が決定される。一実施形態では、位相相関アルゴリズムが、２つの画像
の内容の相対位置を推定するための周波数領域アプローチを提供し得る。一実施形態では
、短時間離れて取得された２つの入力画像ｇａおよびｇｂを前提として、Ｇａ＝Ｆ｛Ｇａ
｝およびＧｂ＝Ｆ｛Ｇｂ｝であり、また画像ｇの場合、Ｆ｛ｇ｝＝２Ｄフーリエ変換とす
ると、位相のクロスパワースペクトルＲが、次のように形成できる：
正規化された相互相関ｒが、逆フーリエ変換を使用して提供できる：
また、画素でのオフセットが、ｒにおけるピークの位置に等しい；
一実施形態では、エッジ効果を補正するため、エッジにおけるフィルタリング（２Ｄ）ま
たはゼロ詰めが（フーリエ変換の前に）画像に適用され得る。一実施形態では、弱値に対
するフィルタとして機能するため、および／またはゼロ除算を防ぐために、小さな定数が
、クロスパワースペクトル項Ｒの分母に加算され得る。一実施形態では、帯域通過フィル
タ（すなわち、前述の、２Ｄ放射二乗余弦アポダイズ済み周波数領域帯域通過フィルタ）
が、クロスパワースペクトルの分子で乗算され得る。
一実施形態では、運動が水平および垂直画素で表現され、追加の相関値とともに提供さ
れ得る。相関値は、様々な方法で表現され得、一実施形態では、相互相関配列の絶対値の
平均値を、相互相関配列の絶対値の最大値とともに提供することによって表現される。一
実施形態では、フレームが収集される時点を知ることにより、連続したフレーム間の画素
の運動を使用して、軸に沿った運動の速度を推定し得る。一実施形態では、この推定され
た運動の速度をフィルター処理して、誤差を除去し、フィルター処理された速度の推定値
を作成し得る。一実施形態において、この速度の推定値を使用して、所与の時間でのプロ
ーブの位置を推定し得る。一実施形態において、位置合わせの間、この光音響パラメータ
マップまたは光音響画像の位置が、超音波フレームが収集される所定の時点に基づき、こ
の重ね合わせの予測位置に対応するよう移動されるように、超音波との位置合わせにおい
て、所与の時間でのプローブの位置の推定値が使用され得、したがって、超音波および光
音響情報が、インターリーブされた様式で収集される際に、位置合わせされた重ね合わせ
の運動を円滑に追跡することができ、同様に、位置合わせしたフレーム間の位置のずれを
低減させることができる。
次の処理工程は、運動推定の例示的実施形態である：
ａ．入力パラメータに基づいてフィルタ配列を、以下によって、作成（または再作成）す
る：
ｉ．放射周波数成分を取得すること、
ｉｉ．二乗余弦アポダイゼーション関数を使用して、帯域通過フィルタ配列を作成する
こと；
ｂ．（アルゴリズムの前の反復で格納された）以前のフレームと現在のフレームとの間の
相関関係を判断し、平行移動オフセットベクトルを計算する；
ｃ．相関値が閾値より低く、平行移動も閾値より低い場合、運動が、結像面に垂直である
と仮定される；
ｄ．現在のフレームを「以前の」フレームとして格納する；
ｅ．プローブ速度が、フレーム間で経過した時間を使用して平行移動から推定され得る；
ｆ．一実施形態では、平行移動または速度出力が、速度のより平滑な推定を有するために
、低域通過フィルタ処理され得る。
一実施形態では、運動が推定されると、永続化（８２０）プロセスが、ノイズを除去し
、画像内の真の信号を増強するために実行され得る。永続化（８２０）プロセスは、不要
な信号がフレームごとに変化するのではなく、不要な信号、例えば、ノイズが、画像内に
存在し得ると仮定する。一実施形態では、不要な信号は、ガウス型ホワイトノイズとして
モデル化され得る。一実施形態では、永続化（８２０）プロセスがそれについて実行され
る２つの画像が高度に相関して、真の画像内容におけるフレームごとの変化を少なくする
と仮定される。当業者には、真の画像内容における変化が少なければ少ないほど、達成さ
れ得る結果が良くなることが明らかであろう。
一実施形態では、永続化（８２０）プロセスは、画像データについて加重移動平均（Ｗ
ＭＡ）を実行するが、ここで、１つまたは複数の以前のフレームが重み付けされて、画像
とともに考慮される。一実施形態では、以前の１つまたは複数のフレームに与えられた重
みは、単一の入力パラメータに依存し得る。一実施形態では、以前の複数のフレームに与
えられた重みは、複数パラメータに依存し得る。一実施形態では、永続化（８２０）プロ
セスは、画像データについて指数関数的加重移動平均（ＥＷＭＡ）を実行するが、それは
、ＩＩＲ（無限インパルス応答）フィルタの一種である。有限インパルス応答（ＦＩＲ）
フィルタの代わりに、ＩＩＲフィルタを使用すると、例えば、メモリ内に、画像の配列、
および以前のフレームに対する配列のみを有するなど、計算のためにメモリ内に少ないデ
ータを格納することを可能にする。
一実施形態では、サンプルｎに対して、出力値ｙ［ｎ］が、入力値×［ｎ］および以前
の出力値ｙ［ｎ−１］から、ｙ［ｎ］＝（１−α）×［ｎ］＋αｙ［ｎ−１］として計算
される。ｎ＜０の場合、ｙ［ｎ］＝０である。
次の処理プロセス工程は、持続の例示的実施形態である：
ａ．初期化中、または画像サイズが変わった場合に
ｐｅｒｓｉｓｔｅｎｃｅ＿ｂｕｆｆｅｒと呼ばれる配列を割り当てて初期化する
ｂ．平行移動運動が検出されている（かつ、バッファがフラッシュされていない）場合
ｉ．現在のチャネルに対する持続バッファを、検出された量の線形平行移動を使用して
、シフトする
ｃ．入力画像内の各画素に対して
ｉ．持続バッファがフラッシュされていない場合は、
ｐｅｒｓｉｓｔｅｎｃｅ＿ｂｕｆｆｅｒ［ｃｈａｎｎｅｌ］［ｐｉｘｅｌ］＝（
１−ａｌｐｈａ）＊ｉｎｐｕｔ＿ｉｍａｇｅ［ｐｉｘｅｌ］＋ａｌｐｈａ＊ｐｅｒｓｉｓ
ｔｅｎｃｅ＿ｂｕｆｆｅｒ［ｃｈａｎｎｅｌ］［ｐｉｘｅｌ］；
そうでない場合
入力画像画素の値、例えば、ｐｅｒｓｉｓｔｅｎｃｅ＿ｂｕｆｆｅｒ［ｃｈａｎ
ｎｅｌ］［ｐｉｘｅｌ］＝ｉｎｐｕｔ＿ｉｍａｇｅ［ｐｉｘｅｌ］を設定することにより
、チャネルに対する持続バッファをフラッシュする
ｉｉ．ｏｕｔｐｕｔ＿ｉｍａｇｅ［ｐｉｘｅｌ］＝ｐｅｒｓｉｓｔｅｎｃｅ＿ｂｕｆｆ
ｅｒ［ｃｈａｎｎｅｌ］［ｐｉｘｅｌ］
一実施形態では、永続化（８２０）プロセスが実行されると、位置揃え（８３０）プロ
セスが、現在の画像および以前のものを位置揃えするために使用され得る。一実施形態で
は、位置揃え（８３０）プロセスは、運動推定（８１０）の結果（例えば、水平および垂
直画素計算）に依存し得る。一実施形態では、位置揃え（８３０）プロセスは、以前のフ
レームと考慮中のフレームとの間の運動を推定し得る。位置揃え（８３０）プロセスは、
垂直および／または水平オフセットによってシフトされた出力画像を提供する。一実施形
態では、垂直および／または水平オフセットは、画素で提供される。一実施形態では、持
続プロセスのための運動推定は、同様のチャネルからの画像が、運動推定を実行するため
のほとんど同じ特徴を有するので、同様の波長チャネルの画像からの位相相関情報を使用
する。一実施形態では、位置揃えプロセスは、似ていないチャネルからの画像が、計算前
に位置揃えされるべきであるため、似ていない波長チャネルの画像について実行する。
一実施形態では、運動推定および相関が、フレーム間持続的アーチファクト手順によっ
て使用されるフレームを自動的に検出するために使用される。
パラメータ画像の生成（２４０）―酸素化およびヘモグロビン計算（７２０）
運動および追跡（７０５）の後、位置揃えされた短エンベロープ画像（７１０）および
位置揃えされた長エンベロープ画像（７１５）を、グレースケール酸素化マップ（７２５
）およびグレースケールヘモグロビンマップ（７３０）を生成するために、酸素化および
ヘモグロビン計算（７２０）を使用して処理できる。一般に、血液中への光吸収は、さま
ざまな光の波長で異なる。その上、血液中への光吸収は、血液酸素化によって影響を受け
る。吸収係数のために、同じ光の波長で、所与の酸素化の血液が、より低い酸素化の血液
よりも光音響的に応答するが、他の光の波長では、逆が当てはまる。例えば、酸素化血液
は、約７５７ｎｍ波長で主出力を有する、アレキサンドライトレーザーからの刺激に応答
して、非酸素化血液よりも光音響にあまり応答しないが、酸素化血液は、約１，０６４ｎ
ｍ波長で主出力を有する、Ｎｄ：ＹＡＧレーザーからの刺激に応答して、非酸素化血液よ
りも光音響に良く応答する。
図９を参照すると、以下でさらに詳述されるが、ヘモグロビンマップおよび酸素化が、
短波長および長波長での脱酸素ヘモグロビンおよび酸化ヘモグロビンに対する吸収係数に
関する情報を使用して計算され得る。一実施形態では、光の組織内への透過は変動し得る
ので、光透過は、統計的に正規化され得る（フルエンスの正規化（９１０））。一実施形
態では、光透過は、対象領域（ＲＯＩ）内で、統計的に正規化され得る。一実施形態では
、平滑化（９２０）が適用され得る。加えて、一実施形態では、酸素化計算（９４０）（
ヘモグロビン計算（９５０）ではなく）が、ノイズ除去（９３０）プロセスによって強化
され得る。一実施形態では、ヘモグロビンおよび／または酸素化計算のいずれかが、ノイ
ズ除去プロセスによって強化され得る。
一実施形態では、光音響データについて処理を実行するシステム、および／または、サ
イノグラムを取得するシステムと同じであり得るが、その必要はない、光音響出力を表示
するシステムが、対象領域を選択する機能をオペレータに提供し得る。一実施形態では、
グラフィカルユーザーインタフェースは、ユーザーが、例えば、超音波または光音響画像
内で、対象領域を識別することを可能にし得る。一実施形態では、ＲＯＩが矩形領域であ
る。一実施形態では、ＲＯＩは非矩形であり得る。一実施形態では、ＲＯＩは、画像内お
よび／または結果として生じるパラメータマップ内の各画素に対して、その画素が対象の
計算領域の一部であるかを示すために、例えば、ブール値で指定され、このように、計算
は、矩形についての実行に限定されない。一実施形態では、別個のＲＯＩが表示目的で使
用され得、従って、例えば、１つのＲＯＩが計算に使用され得、別のＲＯＩが表示された
画像内で境界表示として使用され得る。言い換えれば、計算ＲＯＩおよび表示ＲＯＩは、
同じＲＯＩである必要がある。
一実施形態では、短エンベロープ画像（２３２）および長エンベロープ画像（２３４）
内のＲＯＩにおけるフルエンスは、統計的に正規化され得る。一実施形態では、短エンベ
ロープ画像（２３２）および長エンベロープ画像（２３４）内のＲＯＩにおけるフルエン
スは、数学関数を使用して、統計的に正規化され得る。一実施形態では、各画素をエンベ
ロープ画像のＲＯＩで統計的に正規化するために、その画素の値が、ＲＯＩ内の画素値に
対する標準偏差で除される。この正規化方法は、光の実際のフルエンスが未知であり、レ
ーザー事象ごとだけでなく、人によって変動し得るので、組織内の特定の対象に対する光
の実際のフルエンスにおける変動を補正するために使用される。一旦、統計的に正規化さ
れると、ＲＯＩは一般に、対象の組織または体積に関する定性的情報を反映する。正規化
に対する物理的な正当化は、ＯＡ原理に基づいておらず、むしろ、動作の効果は、各波長
に対するヒストグラムの幅（標準偏差）が、ある条件下で不変である傾向があるという観
察に基づいて、対象領域内の各波長のヒストグラムを正規化することである。その上、レ
ーザーフルエンスは、深さで正確に定量化されない可能性があるが、波長間のヒストグラ
ム幅は、他の未知のものに関していくらか一般的な安定性を有すると考えられる。
一実施形態では、平滑化（９２０）が、２次元重畳フィルタを通じて画像について実行
され得る。一実施形態では、２次元重畳フィルタカーネルは、調整可能パラメータに基づ
き得る。一実施形態では、フィルタカーネルパラメータは、デフォルトでガウスに設定さ
れる。一実施形態では、より効率的な実施態様を可能にし得る、ガウスまたは他のフィル
タカーネルは、分離可能である。一実施形態では、平滑化カーネルは、特定のサイズまた
はスケールのオブジェクトに焦点を合わせることを可能にする機能を提供し得るが、それ
は、特徴サイズ選択に関連し得る。一実施形態では、特徴サイズ選択カーネルは、帯域通
過フィルタであり得る。一実施形態では、光音響データについて処理を実行するシステム
、および／または、サイノグラムを取得するシステムと同じであり得るが、その必要はな
い、光音響出力を表示するシステムが、２次元重畳フィルタカーネルがそれに基づく調整
可能パラメータを選択する機能をオペレータに提供し得る。フィルタカーネルは、パラメ
ータ画像、エンベロープ画像または複素数値画像に提供され得る。一実施形態では、フィ
ルタカーネルは、処理の任意の段階で適用され得る。
次の処理工程は、平滑化の例示的実施形態である：
ａ．画像の次元、カーネルタイプ、およびスケーリングパラメータのシグマに従ってフィ
ルタカーネルを計算する；
ｂ．カーネルを使用して、データで２次元対称畳み込みを実行する。
ヘモグロビン計算（９５０）プロセスが、短および長エンベロープ画像を使用して実行
され得る。一実施形態では、正規化されて、平滑化された短および長エンベロープ画像（
９２２、９２４）が、２×２行列のヘモグロビン係数とともにヘモグロビン計算（９５０
）プロセスで使用される。以下のｋ１１、ｋ１２、ｋ２１、およびｋ２２というヘモグロ
ビン係数は、ヘモグロビンまたは血液に対する擬似逆吸収係数に比例する。一実施形態で
は、前方吸収係数が、ヘモグロビン係数の導出で使用され得、短波長および長波長の各々
で、酸素化および非酸素化血液またはヘモグロビンの吸収に関連し得、また、水および他
の吸収体の吸収も吸収し得る。一実施形態では、擬似逆係数が代わりに、直接到達され得
るか、または経験的に調整もしくは調節され得る。一実施形態では、擬似逆吸収係数は、
組織内の他の吸収材料の予期される値も考慮に入れ得る。この方法は、もっと多くの吸収
材料が存在するか、またはもっと多くのレーザー波長が使用される状況に拡張できる。計
算も異なる吸収体に対して適用できる。この方法は、もっと多くの吸収材料が存在するか
、またはもっと多くのレーザー波長が使用される状況に拡張できる。添付書類にさらに示
すように、一実施形態では、グレースケールヘモグロビンマップ（７３０）の画素が、画
素ごとに、（ｋ１１＋ｋ２１）＊ｓｈｏｒｔ＿ｉｍａｇｅ＋（ｋ２１＋ｋ２２）＊ｌｏｎ
ｇ＿ｉｍａｇｅとして計算され得る。
共通ノイズ除去（９３０）プロセスが、短および長エンベロープ画像を使用して実行さ
れ得る。一実施形態では、正規化されて、平滑化された短および長エンベロープ画像（９
２２、９２４）が、共通ノイズ除去（９３０）プロセスで使用される。共通ノイズを除去
するプロセスの例示的実施形態が、添付書類内の擬似コードに提示されている。一実施形
態では、共通ノイズ除去（９３０）プロセスは、正規化されて、平滑化され、共通ノイズ
除去された、短および長エンベロープ画像（９３２、９３４）を生成する。一実施形態で
は、これらの画像（９３２、９３４）は、次いで、２×２行列の酸素化係数とともに酸素
化計算（９５０）プロセスで使用される。以下のｋ１１、ｋ１２、ｋ２１、およびｋ２２
という酸素化係数は、ヘモグロビンまたは血液に対する擬似逆吸収係数に比例する。一実
施形態では、前方吸収係数が、ヘモグロビン係数の導出で使用され得、短波長および長波
長の各々で、酸素化および非酸素化血液またはヘモグロビンの吸収に関連し得、また、水
および他の吸収体の吸収も吸収し得る。一実施形態では、擬似逆係数が代わりに、直接到
達され得るか、または経験的に調整もしくは調節され得る。一実施形態では、ヘモグロビ
ン計算プロセスに関して前述したように、擬似逆吸収係数は、組織内の他の吸収材料の予
期される値も考慮に入れ得る。前述のように、計算もさまざまな吸収体に対して適用でき
る。ヘモグロビン計算プロセスを実行するための方法と同様に、この方法も、もっと多く
の吸収材料が存在するか、もっと多くのレーザー波長が使用される状況に拡張できる。添
付書類にさらに示すように、一実施形態では、グレースケールヘモグロビンマップ（７３
０）の画素が、画素ごとに、（ｋ１１＋ｋ２１）＊ｓｈｏｒｔ＿ｉｍａｇｅ／（（ｋ１１
＋ｋ２１）＊ｓｈｏｒｔ＿ｉｍａｇｅ＋（ｋ２１＋ｋ２２）＊ｌｏｎｇ＿ｉｍａｇｅ）と
して計算され得る。一実施形態において、この方程式は、さらに、定数項ｋ０１およびｋ
０２を用いて修正され得、画素に基づく計算が、（ｋ０１＋（ｋ１１＋ｋ２１）＊ｓｈｏ
ｒｔ＿ｉｍａｇｅ）／（ｋ０１＋（ｋ１１＋ｋ２１）＊ｓｈｏｒｔ＿ｉｍａｇｅ＋ｋ０２
＋（ｋ１２＋ｋ２２）＊ｌｏｎｇ＿ｉｍａｇｅ）となる。一実施形態において、この項ｋ
０１およびｋ０２は、対象領域の統計関数から計算される。
パラメータマップを計算するための他の方法が、前述の方法の代わりに使用され得る。
一実施形態では、複数のレーザー波長が、単一フレーム内で同時に発射できるが、そのフ
レームはその全体として測定事象に対応する。モル濃度が、周波数ホッピングスペクトラ
ム拡散または他の類似の技術を使用することにより、各測定事象内で発射されたレーザー
波長の異なる組み合わせで、いくつかの測定事象を分析することにより復号され得る。一
実施形態では、複数のレーザー波長が単一のフレーム内で発射できるが、同時にではなく
、モル濃度は、ブラインド音源分離または類似の技術を使用して、フレームを分析するこ
とにより判断できる。複数波長単一フレームアプローチは、運動に対する感度を向上でき
る。一実施形態では、分析工程は、体積の１つまたは複数の部分内のモル濃度を判断する
ために、レーザー波長から吸収方程式のシステムを解決することを含み得る。
パラメータ画像の生成（２４０）―ノイズ除去（７３５）
図７を再度参照すると、ノイズ除去（７３５）プロセスの適用は、ガウス型ホワイトノ
イズに類似した特性を有するノイズを除去し得る。一実施形態では、グレースケール酸素
化およびヘモグロビンマップ（７２５、７３０）が作成されて、ノイズ除去（７３５）プ
ロセスが、ウェーブレット領域内のマップに適用される。一実施形態では、ノイズ除去（
７３５）プロセスが、代替または追加として、実サイノグラムおよび／または複素サイノ
グラムおよび／または実画像もしくは複素画像に適用され得る。対象（例えば、マップ、
画像またはサイノグラム）に関わらず、ノイズ除去（７３５）プロセスが、処理の異なる
領域に適用され得る。
一実施形態では、マルチスペクトルノイズ除去手順が使用され得るが、それは、ノイズ
を削減するために、複数の光波長からの情報を使用する。一実施形態では、マルチスペク
トルノイズ除去は、例えば、２つの連続したマップ、画像もしくはサイノグラム、２つの
非連続したマップ、画像もしくはサイノグラムなどの異なるサンプル抽出データセットか
らの、または、異なる波長光事象から生じるマップ、画像もしくはサイノグラムからの情
報を使用してノイズ除去し得る。
一実施形態では、ノイズ除去（７３５）プロセスが、２次元ウェーブレット変換領域内
で動作する。一実施形態では、ウェーブレットノイズ除去は、ウェーブレット領域内係数
内の閾値化動作に基づく。一実施形態では、複素数値２次元ウェーブレット変換が使用さ
れ得る。一実施形態では、二変量収縮（ｂｉｖａｒｉａｔｅ ｓｈｒｉｎｋａｇｅ）方法
によるウェーブレット閾値化がノイズ削減のために適用され得る。
次の処理工程は、ノイズ除去の例示的実施形態である：
ａ．任意選択で、（例えば、対称拡張を使用することにより）画像の境界を拡張する、
ｂ．画像の２次元ウェーブレット変換（例えば、２次元複素双対木ウェーブレット変換）
を計算する、
ｃ．適応または固定閾値化関数に従って、ウェーブレット領域内係数を閾値化し、閾値化
関数は、画像、信号、ウェーブレット係数および／またはそれらの統計的性質の特性に基
づき得る、
ｄ．修正された係数の逆２次元ウェーブレット変換を計算する、
ｅ．元のサイズの画像に戻すために、画像の拡張された境界はいずれも削除する。
一実施形態では、ノイズ除去（７３５）プロセスは、例えば、ノイズ除去されたグレー
スケール酸素化マップまたはノイズ除去されたグレースケールヘモグロビンマップなどの
、入力と同じ次元を有する、入力のノイズ除去されたバージョンを返すことになる。
パラメータ画像の生成（２４０）―統計的カラーマッピング（７４０）
統計的カラーマッピング（７４０）プロセスは、一実施形態では、グレースケール（例
えば、単一画像チャネル（例えば、３画像チャネルＲＧＢ画像と比較して））マップを取
得して、より有意義と考えられるデータを強調するためにカラーを提供し、さらなる実施
形態では、特定の画素の可視性を不明瞭にするために使用できる透明度マスクを提供する
ために実行される。一実施形態では、統計的カラーマッピング（７４０）は、４つの段階
、すなわち、ＲＯＩに対する統計値の計算、カラーマッピングの生成、マップの補間、お
よび透明度マスクの生成から成る。一実施形態では、統計的カラーマッピング（７４０）
は、マップの補間の段階が任意選択であるので、３つの段階、すなわち、ＲＯＩに対する
統計値の計算、カラーマッピングの生成、および透明度マスクの生成から成り、特に、マ
ップが、その段階を合理的に不要にするほど十分な色の深さ（すなわち、十分な数のカラ
ー）を有している場合である。
統計値計算の段階では、対象の計算領域の統計値が、カラー計算で較正または基準点と
して使用されるために計算される。一実施形態では、平均および標準偏差がこの段階で計
算される。前述のように、ＲＯＩは任意の形状であり得る。一実施形態では、ＲＯＩは、
パラメータマップ内の各画素に対して、その画素が対象の計算領域の一部であるかを示す
ために、例えば、ブール値などの、値によって指定され、従って、計算は矩形形状に限定
されず、また、隣接するＲＯＩにも限定されない。一実施形態では、ＲＯＩは、例えば、
少なくとも閾値レベルのヘモグロビン含有量、または他の基準に基づくそのような分子的
指標または生理学的指標を有すると判断された画素など、１つまたは複数の基準を満たす
画像内の特定の画素に対応し得る。かかるＲＯＩに対する基準は、計算のため、または表
示のコントラストもしくは他の態様を向上させるために有用であり得るような基準を含み
得る。
カラーマッピングの生成の段階では、事前定義したカラーマップへのカラーマッピング
が、グレースケール（例えば、単一画像チャネル）画像から生成される。カラーマップは
、出力画像の情報を表すために使用されるカラー（例えば、ＲＧＢカラー）の順序付きリ
ストを決定する。一実施形態では、カラー基準点は、最初は、計算ＲＯＩの平均＋オフセ
ットとされるが、オフセットは、カラーオフセットバイアスパラメータをＲＯＩの標準偏
差で除することによって計算される。次いで、統計的情報を使用して、カラー制限が計算
される。カラー制限は、カラーマップ内の最初および最後のインデックスに対応するパラ
メータデータの数値である。カラー制限は、中点などの、計算されたかユーザー提供され
た参照パラメータに関する計算ＲＯＩの標準偏差に関して定義され得る。一実施形態では
、カラー制限は、その平均に関する計算ＲＯＩの標準偏差に関して定義され得る。一実施
形態では、カラー制限は、ＲＭＳコントラスト、Ｍｉｃｈｅｌｓｏｎコントラスト、Ｗｅ
ｂｅｒコントラスト、局所画像のコントラスト測定基準（再編成した画像と比較したコン
トラスト）、または他のコントラスト測定値などのコントラストの測定値に関連して定義
され、このカラー制限は、計算ＲＯＩにおけるコントラストの測定値を最適化または最大
化するように解決され、それにより、適応する定性画像の表示を可能にする。例となる実
施形態では、ＲＭＳコントラストが使用される。一実施形態では、上限および下限値が、
（平均）＋または−（標準偏差）×（カラーコントラストパラメータ）に等しい。一実施
形態では、カラーへのマッピングは、下限値をカラーマップ内の最初の値に、上限値をカ
ラーマップ内の最後の値に関連付け、グレースケール画像の中間値をかかる終点間で線形
にマッピングすることにより達成され得る。
例示的実施形態では、カラーマッピングは、次の工程によって実行され得るが、それは
、添付書類でさらに詳細に表現され得る：
ａ．対象領域の標準偏差を計算する
ｂ．カラー基準点を（対象領域の平均）＋（バイアスパラメータ）／（標準偏差）に設定
する
ｃ．カラーの下限を（カラー基準点）−（標準偏差）×（カラーコントラストパラメータ
）に設定する
ｄ．カラーの上限を（カラー基準点）＋（標準偏差）×（カラーコントラストパラメータ
）に設定する
ｅ．グレースケール画像内の各画素をカラーマップ内のカラー値に線形マッピングして、
下限値がカラーマップ内の最初のインデックスに対応し、上限値がカラーマップ内の最後
のインデックスに対応するが、上限および下限を超える値は境界カラーで満たし、中間値
は上限と下限の間で線形補間される。
（任意選択の）補間工程では、カラーマップが補間される。一実施形態では、カラーマ
ップは、中間カラー値がスムーズにマッピングされるように補間され、このようにして、
むらのある表示を防ぐ。カラー制限を使用して、補間工程は、パラメータ画像をカラーマ
ップに拡大縮小する。一実施形態では、各画素のカラーが、マップ内の２つの対応する隣
接したカラー間の線形補間を使用して中間値に設定される。一実施形態では、カラーマッ
プは、サイズ変更が補間を必要としないように、十分な深さで提供されるが、直接ルック
アップを使用するために要求される解像度を提供し得る。
次の処理工程は、添付書類でさらに詳細に表現されるように、カラーマップの線形マッ
ピングおよび補間の例示的実施形態である：
ａ．最大カラーマップインデックスを、カラーマップ内の最後のエントリに対応する値（
すなわち、カラーの数）に設定する：
ｉ．ｍａｘｉｍｕｍ＿ｃｏｌｏｒｍａｐ＿ｉｎｄｅｘ＝ＮｕｍＲＧＢＣｏｌｏｒｓ−１
ｂ．強度が、各画素に対するカラーパレットと同じ数値の範囲に対応するように、パラメ
ータマップ内の行および列で拡大縮小する
ｉ．Ｂ［ｒｏｗ］［ｃｏｌ］＝（ｐａｒａｍｅｔｒｉｃ＿ｍａｐ［ｒｏｗ］［ｃｏｌ］
−ｌｏｗｅｒ＿ｃｏｌｏｒ＿ｌｉｉｍｔ＿ｒａｎｇｅ）＊（ｍａｘｉｍｕｍ＿ｃｏｌｏｒ
ｍａｐ＿ｉｎｄｅｘ）／（ｕｐｐｅｒ＿ｃｏｌｏｒ＿ｌｉｍiｔ＿ｒａｎｇｅ−ｌｏｗｅ
ｒ＿ｃｏｌｏｒ＿ｌｉｍiｔ＿ｒａｎｇｅ）
ｉｉ．Ｂ［ｒｏｗ］［ｃｏｌ］＝ｍｉｎ（ｍａｘ（Ｂ［ｒｏｗ］［ｃｏｌ］，０），ｍ
ａｘｉｍｕｍ＿ｃｏｌｏｒｍａｐ＿ｉｎｄｅｘ）
ｃ．床関数を使用して、Ｂの各画素のパレットインデックスを計算し、結果として生じる
配列を「インデックス」と呼ぶ：
ｉ．ｉｎｄｅｘ［ｒｏｗ］［ｃｏｌ］＝ｍｉｎ（ｆｌｏｏｒ（Ｂ［ｒｏｗ］［ｃｏｌ］
），ｍａｘｉｍｕｍ＿ｃｏｌｏｒｍａｐ＿ｉｎｄｅｘ）
ｄ．カラーマップが、補間の効果を無視できるほど十分なカラーの深さを有している場合
、対応するカラーマップインデックスのＲＧＢ値が、ｒｇｂ＿ｏｕｔ［ｒｏｗ］［ｃｏｌ
］［ｃｏｍｐｏｎｅｎｔ］＝ｃｏｌｏｒｍａｐ（ｉｎｄｅｘ［ｒｏｗ］［ｃｏｌ］，ｃｏ
ｍｐｏｎｅｎｔ）として計算できる。しかし、このカラーマップが十分なカラーの深さを
有していない場合、次の工程が実行され得る：
ｉ．Ｂとインデックスとの差である剰余を計算し、結果として生じる配列を「デルタ」
と呼ぶ：
１．ｄｅｌｔａ［ｒｏｗ］［ｃｏｌ］＝Ｂ［ｒｏｗ］［ｃｏｌ］−ｉｎｄｅｘ［ｒｏ
ｗ］［ｃｏｌ］
ｉｉ．デルタの値を使用して、ＲＧＢカラーチャネルを提供されたカラーマップ上に補
間する：
１．各カラーチャネル成分（赤、緑、青）に対して、各画素のカラー成分をｒｇｂ＿
ｏｕｔ［ｒｏｗ］［ｃｏｌ］に設定する：
ａ．ｒｇｂ＿ｏｕｔ［ｒｏｗ］［ｃｏｌ］［ｃｏｍｐｏｎｅｎｔ］＝ｃｏｌｏｒｍ
ａｐ（ｉｎｄｅｘ［ｒｏｗ］［ｃｏｌ］，ｃｏｍｐｏｎｅｎｔ）＊（１−ｄｅｌｔａ［ｒ
ｏｗ］［ｃｏｌ］）＋ｃｏｌｏｒｍａｐ（ｉｎｄｅｘ＋１，ｃｏｍｐｏｎｅｎｔ）＊ｄｅ
ｌｔａ［ｒｏｗ］［ｃｏｌ］
ｅ．ＲＧＢ値が浮動小数点値によって表される場合、ＲＧＢカラーに対する値が０．０と
１．０の間であることを確実にする。
透明度マスクの生成工程では、マップの透明部分を識別するために、透明度マスクが生
成される。パラメータのｌｏｗｅｒ＿ｔｒａｎｓｐａｒａｎｃｙ＿ｔｈｒｅｓｈｏｌｄお
よびｕｐｐｅｒ＿ｔｒａｎｓｐａｒａｎｃｙ＿ｔｈｒｅｓｈｏｌｄが、補間工程で計算さ
れたカラー制限およびパラメータ画像内に存在する値に基づいて、透明度閾値を定義する
。一実施形態では、極端に変化するのではなく、透明な状態から徐々にフェードして不透
明な状態となるように、ｌｏｗｅｒ＿ｔｒａｎｓｐａｒａｎｃｙ＿ｔｈｒｅｓｈｏｌｄ、
またはｕｐｐｅｒ＿ｔｒａｎｓｐａｒａｎｃｙ＿ｔｈｒｅｓｈｏｌｄあたりに落ち込んだ
画素値で透明度の中間値が使用される。一実施形態では、ハード閾値を有するのではなく
、不透明度のパラメータが、マップ内の画素をスムーズにレンダリングするために、平滑
パラメータとして使用される。添付書類に示されるように、透明度が、ｃａｌｃｕｌａｔ
ｅ＿ｔｒａｎｓｐａｒｅｎｃｙ＿ｍａｓｋサブ関数を使用して、スムーズに推移され得る
。事前定義されたか、または計算されたマスクが、マップを特定の位置で透明にするため
に使用され得る。一実施形態では、ｄｉｓｐｌａｙ＿ｒｏｉ（マップと同じ次元を有する
）と呼ばれるマスクは、完全に透明であるべきマップ内の画素に対応する位置において偽
（例えば、ゼロ値を有する）であろう。一実施形態では、ｄｉｓｐｌａｙ＿ｒｏｉ内の画
素は、それがＲＯＩの範囲外である場合、偽である。一実施形態では、ｄｉｓｐｌａｙ＿
ｒｏｉ内の画素は、表示オーバーレイが、例えば、画像の端部に対して設定され得る境界
マージンの範囲外の場合など、示されるべきでない場合、マップ内の対応するデータを不
明瞭にするために偽に設定できる。
一実施形態では、統計的カラーマッピング（７４０）プロセスの出力は、各々がグレー
スケールマップと同じ画素数を含む、４つの行列、赤、緑、および青（ＲＧＢ）の値に対
して１つ、ならびにアルファチャネル（Ａ）または透明度層として１つ、を含む。従って
、一実施形態では、統計的カラーマッピング（７４０）プロセスは、グレースケールマッ
プの形式で１つの行列を受け取る、ＲＧＢＡデータ、またはカラーマップと総称され得る
、４つを返す。その結果、グレースケール酸素化マップ（７２５）が、統計的カラーマッ
ピング（７４０）によって処理されて、酸素化マップ（２５０）と総称されるＲＧＢＡデ
ータを生成し、また、グレースケールヘモグロビンマップ（７３０）が統計的カラーマッ
ピング（７４０）によって処理されて、ヘモグロビンマップ（２５５）と総称されるＲＧ
ＢＡデータを生成する。
参照名、酸素化マップ、およびヘモグロビンマップは、マップが、同名の材料の全て、
またはそれのみを示すと示唆することを意図していない。代わりに、それらは、参照のた
めにのみ使用されている。さらに具体的に言うと、血液酸素化は、酸素化マップによって
表示される重要な組織特性であり、おそらく、必ずしもではないが、酸素化マップによっ
て表示される最も重要な組織特性であるが、酸素化マップが他の組織特性を表示しない可
能性があることは本開示の範囲内であり、また、酸素化マップが実質的な追加の組織特性
を表示することは本開示の範囲内である。同様に、ヘモグロビンマップは、参照のために
のみそう命名されおり、その名前は内容に関する限定を意図していない。代わりに、ヘモ
グロビンは、組織内の強力な光吸収体であるが、ヘモグロビンマップが他の組織特性を表
示しない可能性があることは本開示の範囲内であり、また、酸素化マップが実質的な追加
の組織特性を表示することは本開示の範囲内である。言い換えれば、名前は限定となるこ
とを意図していないが、それらは、マップ内に反映された分子指標の少なくともかなりの
割合を表すと考えられる。一実施形態では、コントラストの供給源として組織の他の指標
を表示するために、統計マップ技術が使用され得る。一実施形態では、この統計マップ技
術は、音速、光吸収、光散乱、密度または他の計算された組織のパラメータを表す計算さ
れた空間依存型画像に基づき、定性的コントラストを表示するために使用され得る。つま
り、本開示の節は、その名前が暗示するように、パラメータの（またはパラメータベース
）画像の生成の一部として、統計的カラーマッピングに関係する。酸素化マップおよびヘ
モグロビンマップを示す例は、説明のために提供されているに過ぎない。
したがって、上で記載し、さらに以下に詳述する統計マッピング方法は、定性的画像を
作成するために提供される。このことと関連する定性的画像は、実質的に、特定された数
値を有する定量的画像とは対照的に、特定された数値を実質的に有さない画像である。
一実施形態では、相対コントラストを使用した定性的画像を生成するシステムが提供さ
れ、この体積中のエネルギーフルエンスプロファイルが十分に未知であるか、もしくは測
定可能ではなく、またはその数学的モデルまたはコンピュータモデルから十分に外れ得る
。この状況は、結果として、決定されていない一連の方程式、もしくは正確性の低下をも
たらし、かつ、結果としてパラメータを解決するための正確な定量的数値解決を妨害し、
または計算したパラメータ値の定量的正確性が、分子の吸収または相対濃度などの組織パ
ラメータのために解決される特定の値に対する特定の指標（診断）色を割り当てることを
支持することが実質的に不十分である場合をもたらす。起こり得る１つの問題は、計算さ
れた特定の局部位置の濃度の正確性が、対象により、またはイメージングの深さで変動す
るそれぞれの光波長の吸収および散乱の比率に依存し得る。そのような計算が各空間の位
置に対して独立して実行される際に、この計算値が真値から外れ、固定マッピングまたは
非統計マッピングを使用する際の色を不正確に表示させるのに十分となり得る。この状況
に対処するために、基準レベルが、対象領域内の体積中に含まれる通常の背景物質に対し
て統計的に決定される。一実施形態では、通常とするのに十分であり、または基準として
十分である***組織を使用し、この***組織は、特定の（例えば、８０％超の）酸素化量
を有し、これにより、このような背景組織の統計が、この基準となる***組織のカラー化
される残りを定性的に比較するために使用される。この残りの対象領域の平均値は、平均
の背景の量を表す。背景の吸収を用いない一部のファントムは、基準レベルの手法を、背
景ではなく前方の項目にのみ付随させる。しかしながら、真の組織内の背景は、基準レベ
ルを使用することを可能とする際に役立つ。この背景の統計はまた、色の上限および下限
を割り当てるために使用される。
本発明の実施形態に係る方法は、ばらつきを有しうる電磁エネルギーを体積内に蓄積す
ることと、この体積内に蓄積されたエネルギーから光音響帰還信号を測定することと、こ
の体積内に空間的に表される少なくとも１つのパラメータの値を推定するパラメータマッ
プを計算することとを含む。このパラメータマップの少なくとも１つの対象領域が定義さ
れる。この対象領域は、パラメータマップまたは全マップのサブユニットを表し得る。本
方法は、蓄積したエネルギーの空間的プロファイルにおけるばらつきの少なくとも一部か
ら生じる効果で調整されるマッピング構成を作成する。パラメータマップの対象領域内の
基準レベルを決定し、次にカラーマップの上限およびカラーマップの下限を特定し、カラ
ーマップの上限またはカラーマップの下限の少なくとも１つが基準レベルに関連して決定
されることにより、マッピング構成が作成される。この基準レベルは、オフセット値によ
りオフセットし得、このオフセット値は、ユーザーにより調節可能または固定可能である
。次に、このパラメータマップは、マッピング構成のカラーマップの上限および下限に従
って、カラーマップ上にパラメータマップの推定値をマッピングすることにより、カラー
マップのパレットに表示され、表示されたパラメータマップを、上述の手順に従って作成
する。この表示されるパラメータマップは、その後ユーザーに表示され得る。表示された
パラメータマップは、酸素飽和度、光音響帰還信号の総強度、または他の特性を表し得る
。一実施形態では、表示されるパラメータマップは、定性的画像として表示されてもよく
、結果として、カラー化された表示の数値は、画像で表示される必要がない。すなわち、
パラメータマップのカラースケールは、色と関連した基準数値を持たないパラメータマッ
プに沿って表示される。
２つ以上のエネルギー波長を、パラメータマップの分子コントラストの供給源を提供す
るために、体積の１つ以上のエネルギー源により体積に適用することができる。二波長が
利用される際、パラメータマップを計算することは、２つの電磁エネルギー波長のうちの
第１の音響帰還信号に基づき、体積の空間表示を計算する工程と、２つの電磁エネルギー
波長のうちの第２の音響帰還信号に基づき体積の空間表示を計算する工程と、２つの電磁
エネルギー波長で計算された空間表示間の関係を均衡させる工程と、少なくとも２つの波
長で均衡させた空間表示に基づき、体積内に空間的に表される少なくとも１つのパラメー
タ値を推定する工程と、少なくとも１つの空間的に表示されたパラメータの推定値を出力
する工程とを含む。このことに関して、均衡させることは、少なくとも１つの計算された
空間表示の対象領域に適用される数学的特徴に基づき、少なくとも１つの計算された空間
表示を正規化するための数学的特徴の結果を適用し、少なくとも２つの波長のそれぞれで
均衡させた空間表示を作成することにより、実行する。この均衡の数学的特徴は、統計関
数であってもよく、この正規化は、統計関数の結果に準じて計算される空間表示を掛け合
わせることにより実行され得る。一実施形態では、この統計関数は、対象領域の標準偏差
の逆数である。一実施形態では、この統計関数の結果は、スカラー値であり、かつ乗算に
使用される値は、対象領域にわたり一定である。この統計関数の結果はスカラー値であり
得、乗算に使用される値は、統計関数の結果に基づき、かつ予め決定された関係により、
対象領域にわたって空間的に変動し得る。このような予め決定された関係は、仮定した空
間エネルギー分布に基づく。一実施形態では、この均衡させることの数学的特徴は、２つ
の波長の第２の波長での対象領域の推定値上に、２つの波長の第１の対象領域の推定値の
スカラー投影（ｓｃａｌａｒ ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ）であり、この正規化は、スカラー
投影の結果に準じて少なくとも１つの計算された空間表示を掛け合わせることにより実行
される。
このパラメータマップは、２つの波長に対応する体積内の電磁エネルギーフルエンス分
布の間接的もしくは明示的なモデルまたは理論的基礎を適用することにより計算され得る
。このことは、深さまたは距離の関数としてのエネルギーフルエンスにより各帰還信号ま
たは画像を実質的に乗算、除算、または重み付けすることを含み得る。このエネルギー分
布は、光音響帰還信号の強度を決定する。体積を介して分布され、各波長により引き起こ
される実際の電磁エネルギーフルエンスは、体積内のばらつきまたは体積の集合内のばら
つきにより、モデル化もしくは理論化された電磁エネルギーフルエンスと異なる傾向を有
する。この基準レベルは、対象領域内のパラメータマップの数値の統計関数を使用して決
定され得る。このカラーマップは、１つ以上のチャネルからなってもよく、このマッピン
グ工程は、カラーマップの上限および下限により、カラーマップの各チャネルに、パラメ
ータマップの数値をマッピングすることを含み得る。基準レベルの決定で、対象領域内の
パラメータマップの数値の特定の数学的特徴を使用し得る。基準レベルを決定する特定の
数学的特徴は、例えば、対象領域内の画素の数値の平均値、または固定された定数であっ
てもよい。また、基準レベルを決定する特定の数学的特徴は、標準偏差、ヒストグラム、
最大値、最小値、中間値、最大値−最小値／２、閾値を超える比率、尖度、歪度、分散、
範囲などの統計関数であってもよく、またはＭｉｃｈｅｌｓｏｎコントラスト、Ｗｅｂｅ
ｒコントラスト、局所コントラスト、またはＲＭＳコントラストなどのコントラストの測
定値に基づいてもよい。２つ以上の波長の電磁エネルギーが、体積内に蓄積されてもよく
、パラメータマップを計算する工程は、統計マッピングの後に実行され得る。２つの波長
に対応する体積内の電磁エネルギーフルエンス分布を適用することにより、光音響帰還信
号の強度を決定するエネルギー分布は、この計算に含められ得る。表示されたマップは、
透明度でマスクされてもよく、超音波画像と位置合わせされてもよい。この位置合わせは
、運動の推定を含み得る。ユーザー入力が、ユーザーに画像上の矩形を定義させるなどに
よって、対象領域を特定するために使用され得る。これに関して、グラフィカルユーザー
インタフェースを介して受信され得る、ユーザーの入力は、全体の深さ、または全体を定
義するように機能する、深さおよび高さを定義する入力であってもよい。オペレータは、
このユーザーインタフェースを介してリアルタイムで対象領域を調整し得る。このカラー
マップの上限および下限を、対象領域の画素の数値の統計関数を計算することにより決定
することができる。そのような統計関数は、標準偏差または他の統計関数であってもよい
。この統計関数の結果は、基準レベルからのカラーマップの上限および下限の関係を比例
させるために使用される。カラーの上限は、基準レベル＋第１の定数×対象領域の標準偏
差として定義されてもよく、カラーの下限は、基準レベル−第２の定数×対象領域の標準
偏差として定義されてもよい。当然、第１の定数および第２の定数は同一の定数であって
もよい。この基準レベルは固定されてもよく、パラメータマップの計算は、波長当たりに
基づくフルエンス補正を使用することにより前較正または調整され得る。透明度マップな
らびにカラーマップの上限および下限は、基準レベルに関係して定義されてもよい。この
透明度マップは、透明度のチャネルを反映した単一のチャネルカラーマップであってもよ
い。このカラーマップは、複数のカラーを含んでも、または単一のチャネルグレースケー
ルマップであってもよい。
パラメータ画像の生成（２４０）―透明度マスクの組合せ（７５０）
高ヘモグロビン含有量の位置から測定された光音響帰還信号が最も強力であることが観
察されている。従って信号対ノイズ比は、高ヘモグロビンの領域で最も高い。その上、高
ヘモグロビン含有量の領域に焦点を合わせることは、診断上有用であり得ることが観察さ
れている。その結果、透明度マスクの組合せ（７５０）プロセスは、ヘモグロビンのより
高い濃度を含む、従って、より高い信号対ノイズ比を有する、領域からの酸素化の後の表
示を可能にするように設計される。一実施形態では、パラメータマップは、別の方法では
、組み合わされていないパラメータマップ内で容易に明らかでない、もしくは観察可能で
ない、または組み合わされていないパラメータマップから独立して入手可能でない、組み
合わされた出力内に提示されている情報と、相乗的に組み合わされ得る。
一実施形態では、透明度マスクの組合せ（７５０）プロセスが、酸素化データの特定の
表示を、より高いヘモグロビン含有量の領域に、従って、より高い信号対ノイズ比を有す
る領域に制約し得る酸素化データに対する、別個のアルファチャネル、すなわち、透明度
マスクを計算する。一実施形態では、別個に計算されたアルファチャネル（Ａ）が、酸素
化マップ（２５０）内のＲＧＢデータと組み合わされて、ＲＧＢＡマスクされた酸素化マ
ップ（２６０）を形成し得る。
別個のアルファチャネル、従って、酸素化データの特定の表示をより高いヘモグロビン
含有量の領域に制約し得る酸素化データに対する透明度マスク、を計算するために、酸素
化マップ（２５０）およびヘモグロビンマップ（２５５）からのＡチャネル（例えば、透
明度マスク）が組み合わされる。一実施形態では、酸素化マップからのＲＧＢデータが複
製されて、組み合わされた透明度マスクとともに格納され得る。一実施形態では、マスク
された酸素化マップ（２６０）がレンダリングされる場合、酸素化マップ（２５０）から
のＲＧＢデータにアクセスできる。
一実施形態では、酸素化データに対する別個のアルファチャネルを計算するために、酸
素化マップ（２５０）およびヘモグロビンマップ（２５５）からのＡチャネル（例えば、
透明度マスク）が重み付けされ得る。一実施形態では、酸素化マップ（２５０）およびヘ
モグロビンマップ（２５５）からのアルファチャネルが０と１との間の実数の値として格
納される場合、酸素化マップ（２５０）および／またはヘモグロビンマップ（２５５）が
、正の指数によって重み付けされ得、その２つの重み付けされたマスクが、次いで一緒に
乗算されて、マスクされた酸素化マップ（２６０）アルファチャネルを生成する。酸素化
マップ（２５０）およびヘモグロビンマップ（２５５）からのアルファチャネルが整数値
として格納される場合、一実施形態では、それらは、指数重み付けおよび乗算の前にスケ
ーリングされ得る。一実施形態では、酸素化マップ（２５０）およびヘモグロビンマップ
（２５５）によるアルファチャネルデータが、重み付けかつ乗算されて、その後スケーリ
ングされる。
超音波との位置合わせマップ（２６５）
超音波との位置合わせマップ（２６５）プロセスは、パラメータ酸素化マップ（２５０
）、ヘモグロビンマップ（２５５）および／またはマスクされた酸素化マップ（２６０）
を取得された超音波画像（工程２１５）と位置合わせする。一実施形態では、位置合わせ
されるパラメータマップおよび取得された超音波画像が、最終出力の所望のサイズに適用
するようにスケーリングされ、次いで、それぞれのパラメータマップのアルファ透明度チ
ャネルに基づいて、取得された超音波画像とブレンドされて重ねられる。一実施形態では
、光音響データについて処理を実行するシステム、および／または、サイノグラムを取得
するシステムと同じであり得るが、その必要はない、光音響出力を表示するシステムが、
最終出力の所望のサイズを選択する機能をオペレータに提供し得る。
次の処理工程は、添付書類でさらに詳細に表現されるように、超音波との位置合わせマ
ップの例示的実施形態である：
ａ．矩形または他の形状によって定義され得る、ＲＧＢ ｕｌｔｒａｓｏｕｎｄ＿ｉｍａ
ｇｅが、位置合わせされた出力画像に適合するように補間またはスケーリングされる。
ｂ．位置合わせされる各ＲＧＢＡマップ（例えば、２５０、２５５、および／または２６
０）が、位置合わせされた出力画像に適合するように補間またはスケーリングされる。ス
ケーリングされたＲＧＢＡマップは、関連したアルファチャネルに基づき、ブレンディン
グ関数を使用して、スケーリングされた超音波画像の上に重ねられる。
画像を作成および表示するための方法
一実施形態では、本開示は、光音響帰還信号内の情報を表示するための方法を含む。一実
施形態では、光音響帰還信号によって反射された分子情報の定性的表示のための方法が提
供される。一実施形態では、光音響帰還信号から再構成された画像の画像統計値によって
反射された分子情報の定性的表示のための方法が提供される。
一実施形態では、本開示は、（本アプローチに対する入力、または本アプローチの構成
要素として）計算される組織内の分子情報に関するパラメータマップ（別名、パラメータ
画像）を含む。しかし、生体内で光がどのように組織内を透過するかの性質における多様
性のため、および／または測定されたデータからの方程式の劣決定セットに起因して、結
果として生じるパラメータマップ内の値は、較正するのが困難である。従って、分子情報
が、パラメータマップの相対値および／またはパラメータマップの統計的情報に基づいて
、有用、かつ潜在的に臨床上有用な、定性的方法で表示され得ることが目的である。一実
施形態では、理想的なパラメータマップは、例えば、***組織を含む、組織内のヘモグロ
ビンの酸素化飽和度であり得る。その目的は、臨床上有用な情報を表示して、例えば、計
算において、すべての未知数を吸収するために必要とされ得るよりも少ない情報または少
ないレーザーしか有していないこと、およびさまざまな患者固有の吸収／散乱、皮膚／組
織特性および形態、生理機能、構造、形状などの、完全な情報の欠如から生じる方程式の
劣決定セットを補正することである。
一実施形態では、次の工程は、前述の目的を達成するために、コンピュータ処理アルゴ
リズムを実現するために使用され得る。
ａ．複数の短サイノグラム（２０５）、長サイノグラム（２１０）、および超音波画像（
２１５）を含むデータを取得する；
ｂ．サイノグラムデータを前処理する（２２０）
ｃ．処理されたサイノグラムデータから画像を再構成する（２２５）
ｄ．再構成された画像を処理して（２３０）、長および短エンベロープ画像（２３２、２
３４）を生成する；
ｅ．パラメータマップを作成する；
ｆ．パラメータマップの前処理が工程（すなわち、ノイズ除去、平滑化、統計的正規化）
として行われ得る
ｇ．パラメータ画像の領域の統計的情報（例えば、領域の平均＋調整可能バイアスオフセ
ット）に基づいてカラー基準点を計算する。
ｈ．パラメータ画像の領域の統計的情報（例えば、領域の標準偏差）に基づいて「カラー
の範囲」の決定が計算される。
ｉ．スケーリングおよびパラメータマップデータのスケーリングされた超音波または他の
画像への位置合わせ；および
ｊ．検査された組織に関する診断情報の表示。
前述の実現に有用なアルゴリズムおよび方程式が前述および添付書類内で説明されてい
る。
生物組織では、血液はＮＩＲ範囲内で強力な吸収体である。組織内のヘモグロビンの酸
素化に対する計算は、計算を誤差に左右されにくくする、分母内の正規化項を伴い得る。
これは、酸化ヘモグロビンおよび脱酸素ヘモグロビン（すなわち、血液中の主要な光吸収
体）が帰還光音響信号に対する完全な寄与であるという概算から生じる。このことから、
一実施形態では、酸素化計算は、組織内の所与の点（または深さ）に対する各波長の空間
的に依存する総フルエンスではなく、波長間の空間的に依存するフルエンス比に左右され
ることが推定され得る。
例えば、（空間的に依存する平滑な）誤較正項（ｍｉｓｃａｌｉｂｒａｔｉｏｎ ｔｅ
ｒｍ）を含む分子エネルギー吸収の線形モデル、および計算されたパラメータ画像の結果
として生じるモデルを考える。モデル方程式が線形（またはほぼ線形）であるので、平均
および標準偏差は、対象領域内で誤較正項によって線形的に影響される。従って、統計的
方法は、誤較正項でモデル化されるシステム内で誤較正項を迂回する一方法である。一実
施形態では、この平均および標準偏差（および他の潜在的な数学関数）は、モデルによっ
て変形される場合、他のデータに関して、および誤較正の存在下で、不変のままである。
従って、一実施形態では、データが誤較正される場合でさえ、（一定のフルエンス、深さ
依存のフルエンス）カラー化は比較的安定したままである。
一実施形態では、前述のアプローチは、様々な較正方法とともに適用できる。一実施形
態では、前述のアプローチは、他の様々な信号処理、ノイズ低減、または他のフィルタが
使用される場合にも適用され得る。一実施形態では、前述のアプローチは、位置合わせお
よび重ね合わせが、超音波などの、他のモダリティで実行される場合に、使用され得る。
一実施形態では、前述のアプローチは、より進歩的な方法を含む、様々な方法が、パラメ
ータマップを計算するために使用される場合でさえ適用可能である。一実施形態では、前
述のアプローチは、パラメータマップがうまく較正されるが、光透過などの未知数または
未決定の方程式がまだ存在する場合に適用可能である。一実施形態では、パラメータマッ
プがうまく較正されるが、光透過などの未知数または未決定の方程式がまだ存在するもの
の、未知数を推定すること；未知数について明確に解くこと；未知数を取得するために最
小化問題を解くこと；または他の方法によるなどの、別の方法を使用して補正される場合
に、前述のアプローチが適用可能である。一実施形態では、前述のアプローチは、基準点
が、統計的ではなく、固定されている場合に、定量的画像（すなわち、較正されたパラメ
ータマップ）のマッピングに適用可能である。一実施形態では、前述のアプローチは、カ
ラーの範囲が、統計的ではなく、固定されている場合に、定量的画像（すなわち、較正さ
れたパラメータマップ）のマッピングに適用可能である。本明細書の他の場所で説明した
ように、別のレーザー波長の追加は、実質的に、未知数の数を減らす。
要約すれば、前述のアプローチは、統計的カラーマッピングおよび相対的（すなわち、
定性的）画像を提供する。
一実施形態では、二重波長光音響システム内で酸素化またはヘモグロビン計算を較正す
る方法が、少なくとも複数の次の工程を適用することにより提供される：
ａ．基準点または参照領域を使用すること
ｂ．本明細書に記載のような、計算、または、本明細書に記載の計算の拡張であるような
、もしくは本明細書に記載の計算を考慮して当業者に明らかであるような、他のかかる計
算を適用すること
ｃ．皮膚の層、接触媒質、および／または組織を通過する光の影響を補正すること
ｄ．散乱、吸収における差異；２次元画像における透過の深さ；ライトバー、事前定義さ
れた配光、または動的に測定された配光からの２次元断面をもつ組織の３次元体積を補正
すること
ｅ．動脈または静脈からのアーチファクトにおける差を含む、アーチファクトからの較正
ｆ．較正の前に、静脈または動脈の位置を見つけるための（自動または手動）代替検出方
式を適用することであり、その位置が較正に使用できる
ｇ．位置合わせされた超音波データを使用して、光音響帰還信号およびその派生物に補足
的な情報を提供すること
ｈ．（１つまたは複数のタイプの構造／組織に対して）１つの波長での領域内または基準
点の強度を、第２の波長（および潜在的に追加的な波長（複数可））での（少なくとも）
領域または基準点に対して比較する、および
ｉ．その比較を使用して、組織の深さおよび吸収または散乱値に関する各波長間の強度比
（フルエンス比）を補正する
一実施形態では、基準点または参照領域を使用する工程に対して、かかる点または領域
は：血管；組織；皮膚の層；他の既知の構造；深さ；血管を通る光の波長固有の吸収（光
は、静脈の中を動脈とは異なって透過するので、画像内で識別および区別できる）；また
は１つもしくは複数の異なる画像内の基準点に対応する。一実施形態では、複数の波長で
の領域内または基準点の強度は、少なくとも次の１つを補正する目的で比較される：深さ
（および／または位置）に関して各波長間での強度比（フルエンス比）；および組織の吸
収または散乱値。一実施形態では、参照領域の平均、標準偏差または他のかかる数学的特
性が計算で使用され得る。一実施形態では、１つの波長における領域の特性が、第２の波
長における領域の特性と比較され、さらに、組織組成の推定下で、既知の吸収パラメータ
と比較されて；組織組成の推定を確定することにより、連立方程式が、未知のフルエンス
またはフルエンス比を補正するために解決可能となる。
一実施形態では、組織組成の推定は、例えば、動脈、静脈、血管、背景組織、脂肪、筋
肉、または他の既知の組織もしくは構造などの、組織特性に対して、標準的な範囲または
値を使用することを含み得、その特性は、光学的特性、機械的特性、および／または他の
かかる特性を含み得る。これらの推定は、各波長に対する公称光吸収に関する仮定をもた
らし得る。公称光吸収は、未知のフルエンス分布の補正に有用であり得る。従って、一つ
の典型的な実施形態では、推定は、通常の背景***組織が、大部分はほぼ８０％の血中酸
素飽和度である血液、および公称量の水分から成り、他に重要な吸収分子がないことを含
み得る。別の典型的な実施形態では、推定は、動脈（９０％＋）および静脈（６０％〜８
０％）の公称血液酸素化値が、血管のヘマトクリット値および他の物理的特性と組み合わ
されて、各波長において予期される光音響帰還信号に対する値を与え、それは、未知のフ
ルエンス分布プロファイルを較正するために使用できることを含み得る。たとえば、水に
対する血液の比率を、血管中の水に対する血液の通常の比率を表すために定義することが
でき、またたとえば、２０％の血液および８０％の水を含む組織といった、水と同様の光
学吸収特性を備えた組織の仮定の下、通常の組織に対する血液の比率を表すこともできる
。さらに、血液が８０％などのある値で酸素化したと名目上仮定した場合、仮定した組織
組成物に基づき、水、オキシヘモグロビンおよびデオキシヘモグロビンの通常の比率から
各波長により通常の光学吸収係数を見出すことができる。したがって、一実施形態では、
通常の光学吸収係数を、各構成成分からの重み付けをまとめることにより推定された組成
物を用いて、ある領域の各波長について計算することができる。二波長では、通常の光学
吸収の比率を計算することができる。一実施形態では、知られている組織組成物と一致す
ることが推定される局部領域では、実際の帰還信号の比率は、フルエンス補正推定要因と
して働く通常の光学吸収比率と乗算することができる。一実施形態では、フルエンス補正
推定要因を、パラメータマップの空間フルエンス補間のための推定を形成するため、空間
的に平滑化することができる。あるいは、一実施形態では、血管領域は、知られている組
成を有すると仮定され、したがって、決定されたフルエンス補正推定要因にフルエンスモ
デルを曲線近似することにより、空間フルエンスを較正するために使用される。一実施形
態では、このようなフルエンス補正はまた、この実施例と同様の他の方法で行われても良
い。一実施形態では、水に対する血液の比率または血液の酸素化が、ユーザーインタフェ
ースにより調整可能である。さらに、知られている組成が変動し得る場合、この実施例は
、カラーマッピングの統計的方法を使用して適用可能である一部の概念を例示説明するこ
とを助ける。また、一実施形態では、フルエンス補正モデルの他の方法も可能である。
一実施形態では、本開示は、臨床光音響撮像システム内で配光を補正するための方法を
含み、１次元曲線、シミュレートされた曲線、測定された曲線、または特定方法の対象領
域を使用してかかる補正を実行する。一実施形態では、補正は一定であり得るか、手動で
操作され得る。補正方法の追加の詳細は前述されている。
一実施形態では、グラフィカルユーザーインタフェース（ＧＵＩ）が、臨床光音響シス
テムを操作するために提供され、ＧＵＩは、限定されないが、対象領域のオペレータ選択
または対象領域に対する基準のオペレータ選択を可能にするコントロール、および表示パ
ラメータの調整を含む。一実施形態では、かかるコントロールは、次の調整の実行を含み
得るが、それらに限定されない：カラーコントラストパラメータ；フルエンス補正曲線の
選択；カラー基準点バイアスパラメータ；上限および下限のカラー透明度閾値；平滑化の
量を調整するためのパラメータ；吸収、フィルタ、再構成、および表示パラメータの他の
補正；および利得パラメータ。
一実施形態では、光が組織内を透過するときの光の正確なフルエンスプロファイルを完
全に決定することを試みないシステムが開示される。むしろ、フルエンスモデルに対して
近似パラメータを使用する、単純化が、光透過を補正するために（前述のように）使用さ
れる。一実施形態では、単純パラメータが、最初は、患者の大多数に対する最良近似配光
に調整される。必要であれば、パラメータは、ユーザーインタフェースで、または自動的
な方法を使用して、微調整できる。総称して、光がどのように組織内を透過するかを補正
するために使用されるパラメータのセット（手動または自動的に生成されたか調整された
かに関わらず）が、「フルエンス仮定」と呼ばれる。この状況では、表示される機能パラ
メータが、フルエンス仮定によって適切に補正される構造の機能情報を比較する際に最も
正確であり得ることに留意されたい。フルエンス仮定がうまく適用され得る状況は、：
ａ．ＲＯＩに関する２つの比較された構造間に酸素化における強固な差がある場合；
ｂ．強い光吸収体の影がフルエンス仮定に干渉しないという条件で、２つの比較された構
造が互いに近接していて、同様のフルエンスを有すると仮定できる場合；
ｃ．ＲＯＩの構造と背景組織との間に高コントラストがある場合；
ｄ．比較されている構造が高い光吸収を有する場合；
ｅ．機能マップのＲＯＩ内の高コントラスト構造の他の原因の有無が、比較されている画
像内で統計的に共通である場合；
を含むが、これらに限定されない。
一実施形態では、開示されたシステムおよび方法は、組織内の酸素化（またはモル濃度
）における相対的または定性的差異を検出し得る。一実施形態では、表示された値が、血
中酸素飽和度または血液量の固定値に、（フルエンスプロファイルの完全な情報を必要と
する）較正された方法で正確にマッピングされない場合には、それにもかかわらず、前述
の方法を使用して、組織内の機能パラメータのコントラストを表示することが可能である
。このようにして、一実施形態では、前述の方法およびシステムは、臨床的に有用な定性
的医用画像を生成することも可能である。一実施形態では、情報は、カラーマッピングに
対応する数値をオペレータに提示することなく量を表示するためのカラーを使用して、定
性的光音響情報の有用な表示を有し、また、対応する数値を直接提示することなく、グラ
フで表示され得る。一実施形態では、カラーは、それらが任意の特定の固定値に対応する
必要がなく、むしろ、カラーは、現在の画像に含まれる情報に基づき最大化されたコント
ラストを表示するように自動的に調整され得る方法で表示される。例えば、緑のカラーは
固定値（例えば、８０％酸素化）に対応する必要がなく、代わりに、相対的または定性的
情報を表し得る。一実施形態では、フルエンス補正および較正の方法は、より正確な定量
的画像を生成するために使用できる。
一実施形態では、本開示は、単にカラーを表示するのではなく、機能形態学的情報に基
づき腫瘍または他の構造もしくは異常を検出するための機器を含む。一実施形態では、本
開示は、単にカラーを表示するのではなく、機能形態学的情報に基づき腫瘍または他の類
似の構造を定性的に検出するための機器を含む。
一実施形態では、パターン分類またはかかる技術が、前述の較正、定性的撮像または相
対的画像処理の方法に適用され得る。一実施形態では、事前定義された規則または指針の
セットが、前述のシステムおよび／または方法によって生成された画像の解釈のために使
用され得る。一実施形態では、臨床システムは、自動的に同じものを適用する目的で、ま
たはオペレータがそれらを適用するのを支援するために、規則または指針を含み得る。一
実施形態では、複数の病変の特性、すなわち、１）内部の血管分布および脱酸素化、２）
腫瘍周囲の境界域の血管分布および脱酸素化、３）内部の脱酸素化された赤らみ、４）内
部の総血液、５）外部の境界腫瘍の放射状の血管、および６）干渉アーチファクトから選
択される複数の特性の通常の分類を含む、病変に関する特徴量ベクトルを組み立てる特徴
量ベクトル組立体モジュール、ならびに、病変に関する特徴量ベクトルに基づき、病変の
結果の診断測定を計算する特徴量ベクトル分類器を備えたシステムが提供される。一実施
形態では、特徴量ベクトル組立体モジュールは、複数の病変の特性のそれぞれの存在を特
定するための特定モジュール、および病変中の複数の特性のそれぞれの順序分類を計算す
るための定量モジュールを含んでもよい。一実施形態では、病変特定モジュールは、少な
くとも１つの画像中の病変の存在を、病変の特徴に基づき特定するためのパターンサーチ
モジュールを含んでもよい。一実施形態では、特徴量ベクトルに関して作動するように設
計された特徴量ベクトル分類器内に生成された特徴量ベクトルを入力することにより診断
結果が作成されてもよい。一実施形態では、訓練段階および特性検出段階を含む、特性の
存在とする光音響画像を自動的に分析するシステムが、特徴量ベクトル組立体モジュール
の入力として使用される画像の各空間位置の特性の濃淡を出力するために使用されてもよ
い。
ここで、図１０、図１１、および図１２を参照し、図２も合わせて参照すると、４つの
画像の実例表示が示されている。左上に表示された画像は、識別された矩形の対象領域を
もつ、短エンベロープ画像（２３２）の一実施形態である。右上に表示された画像は、同
じ識別された矩形の対象領域をもつ、長エンベロープ画像（２３４）の一実施形態である
。左下に表示された画像も、識別された矩形の対象領域を示す、超音波画像（２９５）で
ある。左下の画像は、超音波画像と酸素化マップを位置合わせした表示（２７５）の一実
施形態である。４つの画像表示の右側の列は、一実施形態では、オペレータ選択できる、
実例となる様々なパラメータに対する値である。
ここで、図１３、図１４、および図１５を参照し、図２も合わせて参照すると、６つの
画像の実例表示が示されている。左上は超音波画像（２９５）であり、左下および中央は
、短および長エンベロープ画像（２７０、２９０）の実施形態である。上側の中央画像は
、超音波画像と酸素化マップを位置合わせした表示（２７５）の一実施形態であり、右上
の画像は、超音波画像とヘモグロビンマップを位置合わせした表示（２８０）の一実施形
態であり、右下の画像は、超音波画像とマスクされた酸素化マップを位置合わせした表示
（２８５）の一実施形態である。
一実施形態では、画像上のカラー化は、相対的な酸素化を示し、従って、例えば、赤は
、領域が周辺組織よりも酸素化されていないことを意味し得、緑は、それがより酸素化さ
れていることを示し得る。一実施形態では、分子光学コントラストは、（赤で示され得る
）乳がんの低酸素血と（緑で示され得る）良性腫瘤内の正常な酸素化血液との間の区別を
提供する。
光音響システムおよび方法
図１を再度参照すると、一般に、装置１００は、光音響および超音波システムと組み合
わされた、マルチモダリティとしても採用され得る、光音響システムを提供する。一実施
形態では、装置１００は、光路１３２および電気路１０８を介して、システム筐体１０１
に接続されたプローブ１０２を含む。システム筐体１０１内には、光サブシステム１２９
およびコンピューティングサブシステム１２８が収納されている。コンピューティングサ
ブシステム１２８は、超音波制御および分析ならびに光音響制御および分析用の１つまた
は複数のコンピューティング構成要素を含み、これらの構成要素は、別個であり得るか、
または統合され得る。一実施形態では、コンピューティングサブシステムは、中継システ
ム１１０、光音響処理およびオーバーレイシステム１４０ならびに超音波機器１５０を含
む。
一実施形態では、光システム１２９は、少なくとも２つの異なる波長の光のパルスを生
成することができる。一実施形態では、光システム１２９の出力は、それらの波長の各々
で短いパルスの光（例えば、約１００ｎｓ未満、潜在的に約５ｎｓの短さで持続するパル
ス）を発生できるものとする。本開示から当業者には明らかであるように、本明細書で開
示された発明は、１００ｎｓを超えて持続するパルスを含むパルス光を使用しても実施さ
れ得る。一実施形態では、光源１２９は、２つの別個の光１３０、１３１を含む。光シス
テム１２９の出力は、光路１３２を経由してプローブ１０２に送られる。一実施形態では
、光１３０、１３１は、赤外線、近赤外線、および／または可視スペクトルで光を発生す
るレーザーである。一実施形態では、光１３０および光１３１の各々は、赤外線または近
赤外線スペクトルで異なる波長で光を発生する。一実施形態では、光源１２９からプロー
ブ１０２に光を送るために使用される光路１３２は、光ファイバーの複数の束を含む光フ
ァイバー束である。一実施形態では、光路１３２は、短くて強力なパルスの光を光路１３
２の遠位端に運ぶために十分なサイズ（直径）の十分な光ファイバーを含む。一実施形態
では、光路１３２を通じて運ばれる総パルスエネルギーは、約１または数ミリジュールで
あり得る。一実施形態では、光路１３２から送られる光パルスごとの総エネルギーは、約
１００ミリジュール未満である。一実施形態では、光路１３２を通じて運ばれる光パルス
ごとの総エネルギーは、約１０〜３０ミリジュールの範囲内であり、光路１３２は、各々
が約１００〜３００ミクロンの間の約１，０００〜２，０００の間の光ファイバーを含む
。一実施形態では、単一のファイバーが光路として使用できる。かかる実施形態では、フ
ァイバーは直径１０００〜１５００ミクロンであり得る。言うまでもなく、かかる単一フ
ァイバーの直径は、例えば、４００ミクロンより小さい可能性がある。ファイバーを通じ
て運ばれる必要な総パルスエネルギーを前提として、当業者は、それに応じて必要なファ
イバーの直径を計算できる。
例示的実施形態では、光システム１２９は、Ｎｄ：ＹＡＧおよびアレキサンドライトを
その２つの光１３０、１３１として使用し得るが、他のタイプまたは波長、および追加の
光も使用され得る。光１３０、１３１は、例えば、短いパルスの光（例えば、約１００ｎ
ｓ未満、より好ましくは約５ｎｓ、持続するパルス）を発生できるものとする。一実施形
態では、２つの光１３０、１３１は、別々に発射できる。一実施形態では、光１３０、１
３１によって出力された光は、一般に、１つの光１３０が第１の側から第２の側に通過す
るのを可能にする光学要素１３３の使用を通じて、第２の側に当たる１つの光１３１を反
射しながら、同じ光路１３２に投影され得る。光学要素１３３または類似の要素の使用は
、光路１３２の近位端へのレーザーなどの２つの光１３０、１３１の出力の位置揃えを可
能にする。一実施形態では、光学要素１３３は、３つ以上のレーザーからの光出力を、例
えば、複数の光学要素１３３の使用を通じて、位置揃えできる。一実施形態では、複数の
光システムおよび光路が採用され得、各光システムの光は、それらの遠位端で混ぜられ、
および／またはランダム化され（さらに以下で詳述）、および／またはグループ化され得
る、別々のファイバーまたはファイバーグループ上で保持される。本コンテキストで使用
される、混ぜられるとは、ファイバーが一般に、遠位のグループ分けに比較的均等な方法
で分散されるような、光路内のファイバーのマッピングを指す。従って、光路の近位端の
複数の隣接するファイバーは、一般に、遠位端で、ほぼ均等に分けられることになる。２
つの遠位グループ分けのある、例示的な例として、近位端で隣接するファイバーの十分な
グループを任意に選択すると、２つの遠位グループ分けの間でほぼ均等に分割されるはず
である。ランダム化、混ぜ合わせ、および／またはグループ化は、光路１３２上の任意の
特定の位置で起こる必要がない。言い換えれば、例えば、１つの近位グループからのファ
イバーケーブルの２つの遠位グループへの分割は、光路１３２に沿って、または光路１３
２の実質的に全長に沿って、任意の点で起こり得る。同様に、ランダム化および／または
混ざり合いは、光路の全長に沿って起こる必要がなく、むしろ、例えば、光路のどちらか
の端部の、例えば、数センチメートルもしくはもっと近くの距離に沿って、または、光路
１３２に沿ったどこかで、起こり得る。光路の一方の端部と他方の端部との間でファイバ
ーをランダム化すると、入力上のファイバーの隣接するグループに影響を及ぼす局所異常
が、出力上のファイバーの著しく隣接したグループに影響を及ぼすのを防ぐ。光路の一方
の端部と他方の端部との間でファイバーを混ぜ合わせると、入力上のファイバーの隣接す
るグループに影響を及ぼす局所異常が、出力上のファイバーの１つのグループまたはサブ
グループに偏って影響を及ぼすのを防ぐ。
光路が、ファイバーの複数のグループ分け（またはサブグループ分け）で終端する場合
、グループ分け（またはサブグループ分け）の遠位端が融着されるか、ラップおよび研磨
されるか、（取り外し可能に、または別の方法で）単に互いに固定され得る。一実施形態
では、光路の遠位端が、トランスデューサ配列の各側で光を放出するのを可能にするよう
な方法で間隔を空けられた複数のグループに形成される。一実施形態では、光路の遠位端
が、トランスデューサ配列全体の周囲で光を放出するのを可能にするような方法で間隔を
空けられた複数のグループに形成される。一実施形態では、光路の遠位端が２つ以上のグ
ループに形成され、その２つ以上のグループが、ライトバーガイドによって別々に固定さ
れるサブグループに細分され、そのライトバーガイドは、グループに関連付けられ得る。
一実施形態では、光学要素１３３は、光パルスごとのエネルギーを判断するために、光エ
ネルギーを測定するために使用される光学要素から成り得る。
光路から運ばれた光パルスごとの総エネルギーは約数１０ミリジュールであるが、光１
３０、１３１のパルスは非常に短いので、光路１３２から出力されたピーク電力が頻繁に
近づくか、またはメガワットの範囲である。その結果、光１３０、１３１の出力は、光フ
ァイバーおよび／または光ファイバー上のクラッディングを燃やすか、変色させるか、ま
たは他の方法で劣化させる能力を有する。かかる劣化された光ファイバーおよび／または
クラッディングは、燃えたか、変色したか、または他の方法によるかに関わらず、それら
が伝送する光パワーが少なくなり始めて、より多くの発熱を生じるにつれて、問題を悪化
させ得る。その結果、一実施形態では、ピーク電力負荷の処理を可能にしてファイバーの
バーンアウトを回避するために、光路１３２内に十分な数およびサイズの光ファイバーが
存在する。より高いピーク電力に対応するために、より大きなファイバー束が使用できる
。当業者には、ファイバー束のピーク電力容量が、光ファイバーの数、もしくは光ファイ
バーの直径、またはその両方を増加させることにより、増加できることが明らかであろう
。しかし、特に、ファイバー束の寸法が増加すると、光路１３２の重さおよび可撓性があ
まり望ましくなくなり得る。その上、より多くの光ファイバー、またはより大きな直径の
光ファイバーを使用する場合、光源１２９の出力が、より幅の広い直径のより大きな束に
わたる光路１３２に送られる必要がある。一実施形態では、光路１３２の近位端の最終的
なサイズに関わらず、光源１２９の出力は、予期されるピーク電力範囲で動作する場合に
バーンアウト障害を防ぐため、十分にその断面にわたって送られるべきである。
一実施形態では、光路１３２の近位端のファイバーが、光源１２９の出力のために、光
路１３２への融着されたエントリポイントを形成するために融着され得る。一実施形態で
は、ファイバー端部は、熱を印加することにより融着できる。一実施形態では、融着され
た端部が金属リングで囲まれる。一実施形態では、融着された端部がステンレス鋼リング
で囲まれる。光路１３２の近位端が融着されると、実質的により高いピーク電力でのバー
ンアウトに耐えるであろう。例えば、融着された端部を使用すると、光路１３２は、ピー
ク電力の３、４、または５倍でさえ多くの搬送を可能にし得る。所与の光路１３２内で実
質的により高いピーク電力を搬送する能力は、融着されていない光路１３２と同じピーク
電力を搬送するために、より柔軟で軽い光ファイバー束の使用を可能にする。従って、一
実施形態では、１／２”の光ファイバー束が、光路を形成する融着されていない光ファイ
バーの束で必要とされ得る場合、融着された近位端をもつ１／４”の光ファイバー束が、
同じピーク電力を搬送するために使用され得る。融着された近位端を持つ１／４”の光フ
ァイバー束は、１／２”の光ファイバー束よりも、ほぼ１／４の重さで、ずっと柔軟であ
る。その上、光路１３２の近位端が融着されると、融着は、丸い断面の光ファイバーの束
にされた端部内に存在していたであろうファイバー間空間を除去するので、光源１３２を
使用して照射するためにさらに小さい融着された領域を生成し得る。その結果、次の利点
のうちの１つまたは複数が、光路１３２を含む光ファイバーの近位端が融着されることに
より、達成され得る：光路の重さの軽減；光路の可撓性の向上；故障の減少；信頼性の向
上；より高いピーク電力容量。
一実施形態では、光路１３２の近位端が、光源１３２内の別々の光１３０、１３１に対
する別々のグループに分割され得、光１３０、１３１によって出力された光が、光路１３
２の異なる近位グループに投影され得る。３つ以上の別々の光が使用され得、光路１３２
の近位端が各光に対する少なくとも１つのグループに分割され得る。光路１３２の近位端
でのファイバーの各グループは、それが関連付けられている光に対する光路１３２への融
着されたエントリポイントを形成するために一緒に融着され得る。一実施形態では、近位
端に複数のグループを有する光路のファイバーが、遠位端でのグループまたはサブグルー
プに関して混ぜられる。一実施形態では、近位端に複数グループを有する光路のファイバ
ーが、遠位端でのグループまたはサブグループに関してランダム化される。一実施形態で
は、光路に、融着された近位端（入力）、およびその遠位端（出力）上の少なくとも２つ
のグループが提供され、ファイバーが混ぜられてランダム化され、このようにして、光路
の入力で隣接したファイバーに影響を及ぼす局所異常が：（ｉ）出力上の相当数の隣接し
たファイバーに影響を及ぼす異常を生じること；および（ｉｉ）出力の１つに偏って影響
を及ぼすこと；を防ぐ。一実施形態では、光路に対して、その近位端（入力）に少なくと
も２つのグループおよびその遠位端（出力）に少なくとも２つのグループが提供され、フ
ァイバーが混ぜられてランダム化され、このようにして、光路の入力で隣接したファイバ
ーに影響を及ぼす局所異常が：（ｉ）出力上の相当数の隣接したファイバーに影響を及ぼ
す異常を引き起こすこと；および（ｉｉ）出力の１つに偏って影響を及ぼすこと；を防ぐ
。一実施形態では、光路に対して、その近位端（入力）に少なくとも２つの融着されたグ
ループおよびその遠位端（出力）に少なくとも２つの融着されたグループが提供され、フ
ァイバーが混ぜられてランダム化され、このようにして、光路の入力で隣接したファイバ
ーに影響を及ぼす局所異常が：（ｉ）出力上の相当数の隣接したファイバーに影響を及ぼ
す異常を引き起こすこと；および（ｉｉ）出力の１つに偏って影響を及ぼすこと；を防ぐ
。
一実施形態では、光路１３２内で使用され得る光ファイバーのタイプは、より低い屈折
率をもつ透明なクラッディング材料によって囲まれた透明なコアを含む。コアは、透明な
材料から作られ得るが、純粋なガラス（すなわち、シリカ）を使用すると卓越した結果が
観察されている。光ファイバーの束が融着される一実施形態では、融着される領域内でク
ラッディングが除去され得る。一実施形態では、クラッディングは化学プロセスを使用し
て除去され得る。例えば、あるクラッディングに対しては、高温の硫酸またはアセトンが
使用され得る。クラッディング材料の粒子は光路１３２上の光伝導に干渉し得るので、融
着の前にクラッディングを除去すると、かかるクラッディング材料の粒子が、融着された
端部に埋め込まれる可能性を減らす。
一実施形態では、光１３０、１３１による光出力は、光路を経由して、光路１３２の近
位端で融着された光ファイバー束に向かって送信されるが、それは、光源１２９の内部に
、光学要素１３３を含み得る。一実施形態では、光源１２９は、レーザー光パルスを、１
つまたは複数の波長で、光路１３２上に出力可能なレーザーシステムである。一実施形態
では、光路１３２は、光源１２９の近位に融着された端部を有する光ファイバー束である
。
一実施形態では、装置１００は、プローブ１０２へ、および／またはプローブ１０２か
らシステム筐体１０１に延びる電気路１０８も含む。一実施形態では、電気路１０８は、
プローブ１０２へ、および／またはプローブ１０２からシステム筐体１０１内の中継シス
テム１１０に延びる。電気路１０８は、プローブ１０２からシステム筐体１０１上のそれ
らそれぞれの接続に向かう光路１３２と平行して、または同軸上に、近くを走る。一実施
形態では、電気路１０８は、複数の別個の同軸線を含む。一実施形態では、電気路１０８
は、光路１３２の少なくとも一部と共通のジャケット内を走る。電気路１０８が光路１３
２の少なくとも一部と共通のジャケット内を走ると、システム筐体１０１からプローブ１
０２に延びるケーブル数が減少する。電気路１０８が光路１３２の少なくとも一部と共通
のジャケット内を走ると、システム筐体１０１からプローブ１０２へ延びる組み合わされ
たケーブル（すなわち、光路１３２および電気路１０８）の直径および重さを最小限にし
得、かつその耐久性を向上させる。
一実施形態では、複数の同軸線が、光路１３２の少なくとも一部の周囲に編み込まれて
いる。前述のように、多くの考慮事項が、光路１３２で使用される別個の光ファイバー数
を論じている。以下でさらに述べるように、多数の設計上の考慮事項が、電気路１０８を
形成する別個の導線または配線の数を論じる。一実施形態では、電気路１０８を形成する
約２５６の導線（２５６のトランスデューサに対応する）および光路１３２を形成するほ
ぼ１，０００の別個の光ファイバーがあり、ファイバー：導線比を約４：１にする。明ら
かとされるように、光ファイバーおよび電気路内の導線または配線を、例えば、個々のフ
ァイバーのグループを単一の導線もしくは配線と束ねること、または比例的にファイバー
のより大きなグループと導線を一緒に束ねることを含め、様々な方法で混合することが可
能である。一実施形態では、ファイバーおよび導線または配線を束ねることは、一般に、
システム内のファイバー：導線の割合で行われ得るであろう。
１つまたは複数のディスプレイ１１２、１１４は、タッチスクリーンディスプレイであ
り得るが、画像および装置１００のユーザーインタフェースの全部または一部を表示する
ために提供されている。キーボード、マウス、および様々な他の入力装置（例えば、ダイ
ヤルおよびスイッチ）などの、１つまたは複数の他のユーザー入力装置（図示せず）が、
オペレータからの入力を受け取るために提供され得る。任意選択として、電力および制御
信号線１０９が、電力をプローブ１０２に搬送し、プローブ１０２とコンピューティング
サブシステム１２８との間の信号を制御する。
一実施形態では、プローブ１０２とシステム筐体１０１との間の接続は、可撓ケーブル
に形成され得、それは、光路１３２、制御線（複数可）１０９および電気路１０８から成
り得る。可撓ケーブルは、便宜および使い易さのために、共通の外側ジャケットまたはシ
ース内に覆われ得る。一実施形態では、光路１３２の内側部は、単一の可撓ケーブルのコ
アを形成し、電気路１０８および／または制御線（複数可）１０９の内側部は、もしあれ
ば、光路１３２の内側部の周囲に巻かれるか、または編み組まれ得る。一実施形態では、
共通の外側ジャケットまたはシースは、光路１３２の内側部を形成する光ファイバー束、
電気路１０８の内側部を形成する同軸束、および、もしあれば、制御線（複数可）１０９
を囲む。一実施形態では、光路の内側部を形成するファイバー、および電気路１０８の内
側部を形成するワイヤー、ならびに、もしあれば、制御線（複数可）１０９は、プローブ
１０２とシステム筐体１０１との間の接続の内側部に沿って、互いに縒り合わされるか、
または混ぜ合わされ得る。
一実施形態では、プローブ１０２およびシステム筐体１０１を接続する可撓ケーブル（
複数可）の遠位端がプローブ１０２に関連付けられ、プローブ１０２の一部として取り外
し不能に統合される。代替実施形態では、プローブ１０２およびシステム筐体１０１を接
続する可撓ケーブル（複数可）の遠位端がプローブ１０２に取り外し可能に関連付けられ
る。プローブ１０２およびシステム筐体１０１を接続する可撓ケーブル（複数可）を取り
外し可能に関連付けるために、光路１０２に対する光ファイバー接続ならびに電気路１０
８および、もしあれば、制御線（複数可）１０９に対する電気的接続の両方を必要とする
。
一実施形態では、光路１３２が、２つの部分に分割され、その２つの部分は、プローブ
１０２にごく近接して、光ファイバーコネクタを使用して一緒にまとめられる。光ファイ
バーコネクタは、物理的にプローブ１０２内に設置され得るか、開口部４０４（図４を参
照）に及ぶ場合があるか、またはプローブ１０２の外部に配置され得る。一実施形態では
、光ファイバーコネクタは、光が、重大な損失なしで、１つの部分から別の部分に通過で
きるように、光路１３２を構成するファイバーのコアを機械的に結合して位置揃えし得る
。一実施形態では、光路１３２の２つの部分の向かい合う端部が融着されるが、まず、ク
ラッディングがはがされ、次いで融着されて、コア配置の問題が軽減される。ファイバー
端部が融着されているかどうかに関わらず、光ファイバーコネクタによって接続されてい
る光路１３２の内部の端部は、光伝導を向上させるために、ラップおよび研磨され得る。
一実施形態では、プローブ１０２は、プローブ内に配置された光および／または電気コネ
クタへのアクセスを可能にする取り外し可能アクセスパネルを有する。
電気路１０８および、もしあれば、制御線（複数可）１０９の取り外し可能性をサポー
トするために、取り外し可能な電気コネクタが提供され得る。一実施形態では、フレック
ス回路が引き延ばされて、電気路１０８の端部に接続されているコネクタ３１４が、取り
外し可能アクセスパネルからアクセス可能になり、それによって電気路１０８の切断を可
能にする。一実施形態では、電気路１０８（および、もしあれば、制御線１０９）が、２
つの部分に分割され、その２つの部分は、プローブ１０２にごく近接して、電気コネクタ
を使用して一緒にまとめられる。電気コネクタは、物理的にプローブ１０２内に設置され
得るか、または開口部４０４（図４を参照）に及ぶ場合があるか、プローブ１０２の外部
に配置され得る。一実施形態では、電気コネクタは、信号が、重大な損失なしで、１つの
部分から別の部分に通過できるように、電気路１０８の２つの部分を電気的に結合し得る
。
一実施形態では、電気路１０８のプローブ側部分上で搬送される信号はアナログ信号で
あり、アナログ／デジタル変換器で終端され、電気路のもう一方の部分（システム筐体１
０１に接続する部分）上で搬送される信号は、電気路１０８のプローブ側部分上で搬送さ
れるアナログ信号のデジタル化表現である。一実施形態では、電気路１０８上で搬送され
る信号は、アナログ／デジタル変換がプローブハンドルの本体内で実行されるのであれば
、デジタル信号である。
一実施形態では、システム筐体１０１をプローブ１０２に動作可能に接続する可撓ケー
ブル（複数可）用のプローブ側光コネクタ（複数可）および電気コネクタ（複数可）が、
プローブ１０２をケーブルから迅速に切断するように操作できる単一のコネクタに統合さ
れる。
ここで図１６を参照すると、プローブ１０２は、音響レンズ１６０５によって覆われた
超音波トランスデューサ（図示せず）を形成する超音波トランスデューサ要素の配列を含
む。一実施形態では、超音波トランスデューサは、音響エネルギーを伝送することおよび
受け取ることの両方を行うことができる圧電素子の配列を含む。一実施形態では、超音波
トランスデューサ要素の少なくともいくつかが、広範囲にわたって超音波周波数を検出す
ることが可能である。例えば、超音波トランスデューサ要素は、約５０ＫＨｚ〜２０ＭＨ
ｚの範囲で超音波の検出が可能であり得る。この範囲は、低周波数応答を達成するために
、高インピーダンス負荷（例えば、５，０００〜５０，０００オームの範囲で）を印加す
ることにより達成できる。超音波トランスデューサ要素は、超音波音響エネルギーを受け
取ることに応答して、電気エネルギーを生成することが可能である。超音波を受け取る超
音波トランスデューサ要素によって生成される電気エネルギーは、電気路１０８を通って
コンピューティングサブシステム１２８に伝送される。
プローブ１０２は、光路１３２上で搬送される光がそれを通って３次元体積１６０の表
面に伝導される、１つまたは複数の光学窓１６０３も含む。一実施形態では、光学窓１６
０３の１つの側を音響レンズ１６０５に現実的に可能な限り近接して配置することが望ま
しい。光学窓１６０３の総面積は、体積１６０の表面に入射する所与のフルエンスに対す
るエネルギーを最大限にするために重要である。
一実施形態では、光路１３２を構成する複数の束の光ファイバーは、２つのライトバー
（図示せず）内で終端される。一実施形態では、超音波トランスデューサ要素（図示せず
）は、幾何平面に沿って延びる配列内に配置され、一般に、相互に等距離の間隔を空けら
れている。一実施形態では、ライトバー（図示せず）が、超音波トランスデューサ要素の
平面配列の各々の側面上に、縦方向に向けられる。好ましくは、超音波トランスデューサ
要素は、パルス光源１３０、１３１によって生じた刺激（すなわち、光音響帰還信号）に
応答して受け取られる超音波音響エネルギーおよび超音波トランスデューサ要素の音響出
力に応答して受け取られる超音波音響エネルギーの両方に応答して、電気エネルギーを生
成する。
再度図１を参照すると、使用中、プローブ１０２は、有機組織、ファントム、または、
例えば、腫瘍などの、１つもしくは複数の局所的不均質性１６１、１６２をその中に有し
得る他の３次元体積１６０にごく近接して配置され得る。超音波ジェル（図示せず）また
は他の材料が、プローブ１０２と体積１６０の表面との間の音響結合を向上させるために
使用され得る。プローブ１０２は、体積１６０の表面に近接しているとき、光学窓１６０
３を通して光のパルスを、または音響レンズ１６０５を通して超音波を放出でき、次いで
、放出された光または音波に応答して検出された超音波に対応する電気エネルギーを生成
できる。
一実施形態では、コンピューティングサブシステム１２８は、光システム１２９から制
御信号線１０６上の活動をトリガーできる。代替実施形態では、光システム１２９は、ト
リガー信号を作成して、コンピューティングサブシステム１２８にその活動を、制御信号
線１０６によって通知できる。かかる情報は、データ取得プロセスを開始するためにコン
ピューティングサブシステム１２８によって使用できる。この点において、制御信号線１
０６による通信は、コンピューティングサブシステム１２８（および／または光音響処理
およびその中のオーバーレイシステム１４０）と光システム１２９との間を双方向に流れ
ることができることに留意されたい。
一実施形態では、コンピューティングサブシステム１２８は、制御信号線１０６を利用
して、各光源１３０、１３１からの光パルスの開始時間および持続時間を制御できる。コ
ンピューティングサブシステム１２８は、超音波音響エネルギーを、音響レンズ１６０５
の背後の超音波トランスデューサ要素を経て放出するためにもプローブ１０２をトリガー
できる。
一実施形態では、コンピューティングサブシステム１２８は、超音波トランスデューサ
要素によって検出された超音波を表す電気信号を、超音波伝導信号または光学的に生成さ
れた超音波信号に応答して、音響レンズ１６０５の背後で電気路１０８を経由して、受け
取る。一実施形態では、音響レンズ１６０５の背後で超音波トランスデューサ要素によっ
て検出された超音波を表す電気信号は、要素自身によって作成されたアナログ電気信号で
ある。かかる実施形態では、音響レンズ１６０５の背後で超音波トランスデューサ要素に
よって検出された超音波を表す電気信号は、電気路１０８を経由してコンピューティング
サブシステムに伝達され、電気路１０８は、中継システム１１０によって選択的に、光音
響処理およびオーバーレイシステム１４０、または検出された超音波処理のための超音波
機器１５０に向けられる。かかる実施形態では、超音波機器１５０は、超音波プローブか
ら受け取るのと同じ入力を（同じコネクタによって）受け取ることができる。
別の実施形態では、音響レンズ１６０５の背後で超音波トランスデューサ要素によって
検出された超音波を表す電気信号は、プローブ１０２内に収容できるアナログ／デジタル
変換器によってデジタル化される。かかる実施形態では、音響レンズ１６０５の背後で超
音波トランスデューサ要素によって検出された超音波を表す時間分解電気信号は、電気路
１０８を渡って伝達される。当業者には明らかであるように、電気信号がプローブ１０２
でデジタル化される場合、中継システム１１０は、デジタルデータを光音響処理およびオ
ーバーレイシステム１４０もしくは超音波機器１５０に送るように実現され得るか、また
は全く必要とされない可能性がある。
音響レンズ１６０５の背後で複数の超音波トランスデューサ要素の各々によって検出さ
れた超音波を表す信号は、別個のワイヤー上で電気路１０８を経由して搬送され得る。あ
るいは、音響レンズ１６０５の背後の複数の超音波トランスデューサ要素、または音響レ
ンズ１６０５の背後の全部の超音波トランスデューサ要素によっても検出された超音波を
表す信号は、プローブ内のマルチプレクサおよびコンピューティングサブシステム１２８
内のデマルチプレクサを利用して、多重化（例えば、時分割または周波数分割）され得る
。
一実施形態では、超音波機器１５０が、超音波誘起音響信号を処理して、超音波画像を
生成し、光音響処理およびオーバーレイシステム１４０が、光誘起音響信号を処理して、
光音響画像を生成する。一実施形態では、超音波機器１５０ならびに光音響処理およびオ
ーバーレイシステム１４０が、両方が組み合わされた機能を実行する統合システムに結合
できる。前述のように、一実施形態では、プローブ１０２によって検出され、電気路１０
８を経由してコンピューティングサブシステム１２８に送られる超音波を表す電気信号は
、信号が超音波刺激または光刺激に起因するかどうかに従い、中継システム１１０によっ
て、超音波機器１５０と光音響機器１４０との間で切り替えられる。
一実施形態では、超音波誘起のデータを反映する断層画像が、超音波機器１５０によっ
て生成され得、光刺激のデータを反映する断層画像が、光音響処理およびオーバーレイシ
ステム１４０によって生成され得る。
光音響処理およびオーバーレイシステム１４０によって生成された、断層画像を含む、
画像が、捕捉された画像データの順序または時間および日付に関連するデータとともに、
そのシステム内のコンピュータメモリに格納できる。超音波機器１５０によって生成され
た、断層画像を含む、画像が、適切なインタフェース１７０を介して、光音響処理および
オーバーレイシステム１４０に伝送され得、そこで、それらが、光刺激のデータから生成
された画像とともに、時間同期された方法で、格納できる。一実施形態では、光音響処理
およびオーバーレイシステム１４０のメモリ内に格納された画像は、例えば、装置の内部
、または外部の不揮発性メモリなど、別のメモリに記録できる。
一実施形態では、光音響処理およびオーバーレイシステム１４０は、メモリ内への格納
および／または１つもしくは複数のモニター１１２、１１４上への表示のために、超音波
機器によって生成された画像を、光音響機器１４０によって生成された画像と重ね合わせ
ることができる。一実施形態では、重ね合わされた光音響画像は、それを超音波画像と区
別するために別個の色で表示され得る。一実施形態では、重ね合わされた光音響画像は、
例えば、血液酸素化などの、光音響撮像を通して識別できる詳細に対応するカラーを含み
得る。一実施形態では、酸素化血液が青より赤でより多く示され、他方、非酸素化血液は
赤より青でより多く示される。本明細書では、重ね合わされた、という表現は、画像の従
来型のオーバーレイならびに混合による画像の結合を含む。
一実施形態では、装置１００は、装置のモダリティの１つ（すなわち、超音波または光
音響）に関連したデータを連続して生成および取得するシーケンスを含むサイクルで動作
するように構成され得る。装置のモダリティの動作間の最小時間間隔は、装置１００の構
成要素、および完全に実行し、使用のためにリサイクルするそれらの能力に依存する。一
実施形態では、ユーザーは、例えば：超音波のみ；波長１のみ；波長２のみ；（例えば、
別個のレーザー、または単一の迅速に同調可能なレーザーなどによって、生じ得る）波長
１および２；超音波に続く波長１および２の複数の反復；および／または波長１および／
または２が続く超音波の複数の反復などの、様々な事前プログラムされたサイクル間で選
択できる。他の及びさらなる組合せが当業者には明らかであろう。その上、装置１００が
、３つ以上の波長を生成できる場合、多数の追加の事前プログラムされたサイクルが望ま
しい場合がある。一実施形態では、追加のサイクルがマシンのオペレータによって追加で
きる。一実施形態では、サイクル全体のデータ収集は、一般に、体積１６０の実質的に同
じ部分を対象として、素早く連続して達成されることを意図する。一実施形態では、装置
１００のサイクルは、通常、毎秒１〜５０の範囲であり、前述のように、より一般的には
、毎秒２〜２０の範囲である。最大サイクル周波数は、サイクルおよびモダリティの機能
によってのみ限定される。
一実施形態では、装置１００のディスプレイ１１２、１１４が、選択された動作サイク
ルに応じて様々な情報を示すように構成できる。一実施形態では、任意のディスプレイ１
１２、１４４、またはディスプレイの一部が、次の少なくとも１つを示すことができる：
超音波のみの画像；第１の波長応答のみの画像；第２の波長応答のみの画像；第１および
第２の波長応答を組み合わせた画像；および／またはオーバーレイ超音波画像および波長
応答もしくは組み合わせた波長応答画像。第１および第２の波長を組み合わせた画像は、
画像を提供するために、微分または他の組合せ平均を含み得る。一実施形態では、画像は
、サイクル内の別々のデータ集合に対応するか、またはそれらの一部もしくは全部の間の
合計もしくは差異に対応する、画像が表示できる。
一実施形態では、装置は、３次元データ収集動作、超音波刺激に応答した１相生成およ
びデータ収集、光の第１の波長に応答した１相生成およびデータ収集、ならびに光の第２
の波長に応答した１相生成およびデータ収集を使用して動作できる。３以上の波長を生成
可能な光源を有する一実施形態では、装置は、多相データ収集操作、超音波刺激に応答し
た１相生成およびデータ収集、ならびに光の各波長に応答した１相生成およびデータ収集
を使用して動作できる。他の及びさらなる組合せが当業者には明らかであろう。
適切な波長（複数可）を使用すると、光音響が、体積１６０内の血液を識別するのに効
果的であり、複数の波長使用は、酸素化と非酸素化血液とを容易に区別するために使用で
きる。同様に、適切な波長を使用すると、光音響が、体積１６０内の局所的ヘモグロビン
含有量を測定するために効果的である。従って、例えば、悪性腫瘍は、増加した血中濃度
および減少した酸素化によって特徴付けられるが、かかる増加した血中濃度によって特徴
付けられず、もっと正常な酸素化を有する、良性腫瘍とは大きく異なって光音響画像内に
現れるであろう。さらに、光の特定の波長が、様々な生物組織および器官をより良く区別
するために選択できる。赤外線、近赤外線、および可視波長の大きなスペクトルは、生物
学的実体内に光音響応答を生成できるが、酸素化血液は、約１０６４ｎｍの波長を有する
光源に対して、非酸素化血液よりも光音響的に応答し、他方、非酸素化血液は、約７５７
ｎｍの波長を有する光源に対して、酸素化血液よりも光音響的に応答する。装置１００で
使用される光の数および特定の波長（複数可）は、体積の構造および対象である領域のタ
イプに従って選択される。
約１０６４ｎｍの主波長を有する光のパルスを放出するＮＤ：Ｙａｇレーザーを採用し
、約５７５ｎｍの主波長を有する光のパルスを放出するアレキサンドライトレーザーを採
用する実施形態では、ＮＤ：Ｙａｇレーザーが最初にパルスを発し、約５０ミリ秒の遅延
が続き、アレキサンドライトレーザーのパルス発生が続く。ＮＤ：Ｙａｇレーザーの次の
パルスまでのサイクル長は、１００ミリ秒以上であり得る。従って、一実施形態では、パ
ルス／遅延は、次のとおり、ＮＤ：Ｙａｇパルス、５０ミリ秒の遅延、アレキサンドライ
トパルス、５０ミリ秒の遅延、であり得、約１０Ｈｚの周波数、および約１００ミリ秒の
サイクル時間をもたらす。一般に、総サイクル時間に関わらず、第１と第２の光事象との
間の時間は、合理的に現実的なほど短いものとする。従って、別の実施形態では、パルス
／遅延は、次のとおり、ＮＤ：Ｙａｇパルス、５０ミリ秒の遅延、アレキサンドライトパ
ルス、１５０ミリ秒の遅延、であり得、約５Ｈｚの周波数、および約２００ミリ秒のサイ
クル時間をもたらす。さらに別の実施形態では、パルス／遅延は、次のとおり：ＮＤ：Ｙ
ａｇパルス、５０ミリ秒の遅延、アレキサンドライトパルス、２５０ミリ秒の遅延、また
は４５０ミリ秒の遅延、または９５０ミリ秒の遅延であり得、それぞれ、約３．３３、２
、および１Ｈｚの周波数、ならびに約３００、５００、および１，０００ミリ秒のサイク
ル時間をもたらす。一実施形態では、アレキサンドライトレーザーがＮＤ：Ｙａｇの前に
パルスを発する。一実施形態では、グラフィカルユーザーインタフェース（ＧＵＩ）が、
臨床光音響システムを動作させるために提供され、ＧＵＩは、限定はされないが、サイク
ル時間および／または光源のパルス発生の順序のオペレータ選択を可能にするコントロー
ルを含む。
図１７は、図１６に示されるプローブ１０２の実施形態の分解図を示す。シェル１７０
２、１７０４が、プローブ１０２内の構成要素を示すために分離されている。シェル１７
０２、１７０４は、プラスチックまたは他の適切な材料から作成され得る。光、および特
に、光サブシステム１２９によって発生される光にさらされ得るシェル１７０２、１７０
４の表面は、好ましくは、両方とも、反射する（例えば、明るい色の）材料で、かつ光を
散乱（すなわち、１〜１０の間の散乱係数を有する）し得る。一実施形態では、シェル１
７０２、１７０４の表面は、高度に反射的、すなわち、７５％を超える反射である。一実
施形態では、シェル１７０２、１７０４の表面は、高度に反射的、すなわち、９０％を超
える反射である。一実施形態では、シェル１７０２、１７０４の表面は、低光吸収、すな
わち、２５％未満の吸収性を有する。一実施形態では、シェル１７０２、１７０４の表面
は、超低光吸収、すなわち、１０％未満の吸収性を有する。さらに、シェル１７０２、１
７０４を形成する材料は、音響エネルギーを反射または伝達するのではなく、吸収するた
めに、音響的に吸収性にすべきである。一実施形態では、白いプラスチックシェル１７０
２、１７０４が使用される。
一実施形態では、フレックス回路１７１２は、ケーブルコネクタ１７１４を、超音波ト
ランスデューサ１７１０を形成する圧電超音波トランスデューサ要素の配列（図示せず）
に接続する、複数の電気配線（図示せず）を含む。一実施形態では、フレックス回路１７
１２は、折り畳まれてバッキング１７１１の周囲に巻かれ、シリコンなどの結合剤を使用
して、それに固定され得る。一実施形態では、ブロック１７１３が、圧電超音波トランス
デューサ要素の配列の反対側でバッキング１７１１に取り付けられる。一実施形態では、
超音波トランスデューサ１７１０は、少なくとも１２８個のトランスデューサ要素を含む
が、追加の要素は、装置１００の撮像の歪みを減らし、および／または解像度、精度およ
び深さを増加し得るので、多数のトランスデューサ要素を有することが望ましい場合があ
る。ケーブルコネクタ１７１４は、電気配線を、超音波トランスデューサ１７１０に、お
よび従って、電気路１０８に動作可能に接続する。一実施形態では、電気路１０８は、超
音波トランスデューサ配列１７１０内の各超音波トランスデューサ要素に対する同軸線を
含む。
超音波トランスデューサ１７１０は、トランスデューサ要素が音響レンズ１６０５にご
く近接しているか接触しているように、ハウジング１７１６内に適合する。音響レンズ１
６０５は、室温加硫（ＲＴＶ）シリコンゴムなどの、シリコンゴムを含み得る。一実施形
態では、ハウジング１７１６および音響レンズ１６０５が、同じＲＴＶシリコンゴム材料
から、単一ユニットとして形成される。一実施形態では、超音波トランスデューサ１７１
０、フレックス回路１７１２の一部、バッキング１７１１、およびブロック１７１３が、
シリコンなどの適切な接着剤を使用して、音響レンズ１６０５を含むハウジング１７１６
内に固定されて、トランスデューサ組立体１７１５を形成する。ブロック１７１３は、ト
ランスデューサ組立体１７１５を他の構成要素に取り付けるか、または固定するために使
用できる。
ＲＴＶシリコンゴム音響レンズ１６０５および／またはトランスデューサ組立体１７１
５上の光サブシステム１２９によって発生された光を白くして、光音響効果を減少させる
ために、一実施形態では、音響レンズ１６０５および／またはトランスデューサ組立体１
７１５を形成するＲＴＶシリコンゴムが、ＴｉＯ２をドープされ得る。一実施形態では、
音響レンズ１６０５および／またはトランスデューサ組立体１７１５を形成するＲＴＶシ
リコンゴムが、ほぼ４％のＴｉＯ２をドープされ得る。一実施形態では、音響レンズ１６
０５の外表面および／またはトランスデューサ組立体１７１５の外表面が、追加で、また
は代替で、真鍮、アルミニウム、銅、または金などの金属の薄層でコーティングされ得る
。しかし、金は、ＲＴＶシリコンゴムを剥がれ落とすか、またはひびを入れる傾向がある
ことが分かっている。一実施形態では、ＲＴＶシリコンは、まずペリレンでコーティング
され、次いで、ニッケルでコーティングされ、その後、金でコーティングされて、最後に
再度、ペリレンでコーティングされ得る。一実施形態では、ＲＴＶシリコンは、まずニッ
ケルでコーティングされ、次いで、ペリレンでコーティングされ、その後、金でコーティ
ングされて、最後に再度、ペリレンでコーティングされ得る。一実施形態では、ペリレン
の最も外側のコーティングが省略され得る。複数の層化は、音響を検出するために、音響
レンズ１６０５の音響特性に実質的にいかなる悪影響を及ぼすことなく、かつ、トランス
デューサ組立体１７１５に実質的にいかなる悪影響を及ぼすことなく、耐久性のある金コ
ーティングを提供する。実際には、ニッケルおよび金の層に隣接したペリレンコーティン
グは、それが蒸着される金属またはゴムにうまく付着するのではなく、縁部が丸まり得る
ことが分かっている。従って、以下でさらに詳細に述べるように、一実施形態では、音響
レンズ１６０３および／またはトランスデューサ組立体１７１５の一部は、丸まりまたは
剥離を防ぐため、他の構成要素に機械的に固定可能な縁部を有する。一実施形態では、音
響レンズ１６０５を含む、トランスデューサ組立体１７１５の実質的に外表面全体が、ニ
ッケル、次いでペリレン、その後、金、それから再度ペリレンの連続的な層でコーティン
グされる。
一実施形態では、反射材料が、その表面上に入射し得る光路１３２からのいかなる光も
反射するために、トランスデューサ組立体１７１５を、ハウジング１７１６の後方縁部か
らフレックス回路１７１２の端部まで取り囲む。一実施形態では、ＲＦエネルギー用の電
磁シールドが、トランスデューサ組立体１７１５を、ハウジング１７１６の後方縁部から
フレックス回路１７１２の端部まで取り囲む。一実施形態では、光１３０、１３１が、実
質的な電磁ＲＦエネルギーを生成する実質的な（例えば、数ナノ秒に対して１，０００ボ
ルトを超える）エネルギーをプローブ１０２の面積内に引き込み得る。一実施形態では、
トランスデューサ組立体１７１５が、ハウジング１７１６の後方縁部からフレックス回路
１７１２の端部までホイルで囲まれるが、それは、反射材料およびＲＦエネルギーシール
ドとして機能し得る。一実施形態では、ホイルは、銅、金、銀のグループから選択される
。一実施形態では、ホイルは、装置１００の電気的アースに連結される。
スペーサー１７２０は、トランスデューサ組立体１７１５に関して間隔を空けて、ライ
トバーガイド１７２２を位置付ける。スペーサーは、好ましくは、光サブシステム１２９
によって生成された光に対するその光音響応答を減らす材料から作成される。一実施形態
では、スペーサー１７２０は、シェル１７０２、１７０４の光に接触する部分と似た材料
から作られる。一実施形態では、ライトバーガイド１７２２は、光路１３２の一部である
光ファイバーを包み込む。一実施形態では、光路１３２を構成する光ファイバーが、ライ
トバーガイド１７２２全体にわたってランダムに（または擬似ランダムに）分散され得、
このようにして、光ファイバー束の光受領端部上の特定の位置を、ライトバーガイド１７
２２によって保持される光ファイバーの光放出端部上の対応する特定の位置に関して、少
なくとも擬似ランダムにする。本明細書では、光路１３２を構成するランダムに（または
擬似ランダムに）分散された光ファイバーという用語は、光路１３２内の局所的干渉（例
えば、隣接した光ファイバーのグループのバーンアウト）または局所的現象（例えば、光
路１３２へのエントリポイントでの不均一な光）が、伝達されるパワー全体に影響を及ぼ
すが、光路１３２の遠位端の任意の特定の部分に操作上著しい影響を及ぼさないように、
近位端から遠位端へのファイバーのマッピングが行われることを意味する。従って、近位
端で隣接する２つの光ファイバーが、光路１３２の遠位端で隣接する可能性は低い。光フ
ァイバー束が近位端および遠位端で融着される場合、ランダム化は、少なくとも一方の端
部が融着される前に行われる必要がある。本明細書では、ランダムに（または擬似ランダ
ムに）分散された光ファイバーという用語は、２つの異なる光路１３２（すなわち、異な
る装置１００に対する）は、互いに異なる必要があることを意味しない。言い換えれば、
単一の「ランダム」マッピングが異なる装置１００の光路内で再生成されるが、依然とし
て、ランダム化である基準を満たす。光は一般に、ガウス方式で動作するので、光路１３
２へのエントリポイントは、通常、決して完全に均一ではない。前述のように、ランダム
化は、光の光路１３２への不均一な入射に対応し得る。ランダム化は、光フルエンスをよ
り均一に分布するのを支援し得るので、光フルエンスの照らされた面積にわたる均一化も
提供し得る。
一実施形態では、ライトバーガイド１７２２によって包み込まれた光ファイバーの全て
が、実質的に同じ形状表面（例えば、曲面または平面）上で終わる。一実施形態では、遠
位端でのファイバーが、所与のライトバー内で、製造中にファイバーを適切な位置に保持
するのを支援し得るような方法で、グループ分けまたはサブグループ分けされ得る。かか
るグループ分け（２つのライトバーに対するグループ内など）およびサブグループ分け（
例えば、ライトバーごとにサブグループを有する）は、形状表面にわたって均一に分散さ
れ得る。任意の数のサブグループが使用され得る。一実施形態では、サブグループの数は
、製作および製造に対して実用的であるように選択される。一実施形態では、サブグルー
プの数は、製造プロセスを容易にするように選択される。一実施形態では、サブグループ
の数は、５〜２０の間であり得、１５であり得る。一実施形態では、ファイバーグループ
は、ファイバーサブグループを、ライトバーガイド１７２２に成形もしくは機械加工され
ている物理チャネル、またはその内側および／または外側表面の間に配置することにより
形成される。
一実施形態では、ファイバーがライトバーガイド１７２２に取り付けられた後、ファイ
バー端部が、光放出のより均一な角度を提供するために、ラップおよび研磨され得る。一
実施形態では、ライトバーガイド１７２２は、組み立てられたプローブ１０２に取り付け
られると、それから放出される光を、プローブ１０２の遠位面に対して垂直にわずかに満
たない角度に、具体的には、光音響トランスデューサ配列１７１０の中心に対して垂直で
交差する平面に向かって内側にわずかな角度に向ける。一実施形態では、光路１３２の遠
位端（複数可）は、光音響トランスデューサ配列１３２の形状に合致、またはほぼ近似す
るものとする。
本明細書で「ライトバーガイド」として使用されるバーという用語は、特定の形状を取
り込むことを意図していない。例えば、ライトバーガイド１７２２は、光ファイバーの遠
位端を、例えば、限定はされないが、円形、楕円形、三角形、四角形、長方形、または任
意の不規則形の全体または一部など、実質的に任意の形状に導き得る。
一実施形態では、１つまたは複数のライトバーガイド１７２２および光学窓１６０３は
、光音響トランスデューサ組立体１７１５を収容するシェル１７０２、１７０４の外部で
あり、１つまたは複数のシェル１７０２、１７０４の外側に取り付けられるように適合さ
れる。
一実施形態では、光学窓１６０３から放出される光の角度が調整可能であり得る。一実
施形態では、光学窓１６０３から放出される光が、ある範囲にわたって調整可能であり得
る。範囲の一端では、光は、光学窓１６０３から、プローブ１０２の遠位面に垂直な方向
で放出され得、範囲のもう一端では、光は、光学窓１６０３から、光音響トランスデュー
サ配列１７１０の中心に対して垂直で交差する面に向かって最大で４５度以上の内側角度
で放出され得る。範囲はもっと狭いことも、広いこともあり得る。
プローブが２つの光学窓１６０３を有する実施形態では、両方の光学窓１６０３から放
出される光の角度が、個々に、または一緒に、調整可能であり得る。両方の光学窓１６０
３から放出される光の角度を一緒に調整する場合、光の方向は、各事例において、内側投
影、すなわち、光音響トランスデューサ配列１７１０の中心に対して垂直で交差する面に
向かっての投影の角度が、増加または減少される。このように、より大きな光フルエンス
が、体積１６０内に（垂直方向に曲げることにより）より深く、または（より内側に曲げ
ることにより）より浅く、向けられ得る。
光角度の向きの制御は、光ガイド１７２２を移動させることにより行うことができるか
、または光路１３２の後の光学素子（ｏｐｔｉｃｓ）の使用を通して光学的に達成できる
。光学的解決策は、光路１３２を通って伝導されている光の方向を変えるための１つもし
くは複数のレンズおよび／またはプリズムの使用、または、例えば、電場に応答して制御
される屈折率を有する光学要素など、変動する屈折率を有する光学要素の使用によること
を含み得る。方向を変えられた光は、トランスデューサ要素１７１０の真下の面積など、
所望の面積を照射するように向けることができる。プローブ１０２によって伝導される光
の方向を制御することは、安全性を維持し、皮膚およびトランスデューサに関して光の方
向を最適化するために有用である。
制御線１０９は、光の方向を変えるコマンドを送信し、および／または光パルスが光路
１３２から放出されているときの光の実際の方向を報告するために使用され得る。光学窓
１６０３から放出される光の角度は、光パルスに起因する音響情報をいつ解釈するかを考
慮するために重要なデータであり得る。
一実施形態では、装置１００は、プローブ１０２から放出される入射するレーザー光の
角度を調整できる。プローブ１０２から放出される入射するレーザー光の角度の調整は、
制御線１０９を経由して送信され得るコマンドの制御下で実行され得るか、または手動で
実行され得る。一実施形態では、スタンドオフが、例えば、入射するレーザー光を、所望
の深さに、またはスタンドオフなしで達成できるよりも表面に近接して、向けるのを支援
するために使用され得る。一実施形態では、スタンドオフは、音響および光の両方に対し
て、好ましくは、超音波範囲の音響および光源１２９によって利用される１つまたは複数
の波長の光に対して比較的透過的である。スタンドオフの使用は、超音波解像度が、その
トランスデューサからの公称距離でオブジェクトを検出する機能を欠いているので、体積
１６０の表面に近接したオブジェクトの撮像を支援するために、超音波用途では既知であ
るが、本願でのスタンドオフの使用は、異なる目的のため、すなわち、光源をトランスデ
ューサ要素１７１０の真下に向けることを可能にするためである。一実施形態では、スタ
ンドオフは、プローブ１０２から分離しており、体積１６０と、音響レンズ１６０５およ
び１つまたは複数の光学窓１６０３を含むプローブ１０２の遠位面との間に配置される。
一実施形態では、スタンドオフは、プローブの一部を成す場合があり、必要に応じて、所
定の位置に移動されて、取り外され得る。
光学窓１６０３は、プローブ１０２組立体の一部でもあり得る。一実施形態では、光学
窓１６０３は、ライトバーガイド１７２２の端部から、従って、光路１３２を構成する光
ファイバーの端部から間隔が空けられている。本明細書で使用されている光学窓という用
語は、機械的もしくは光学的に平らな光学的物質、または単に透明な光学的物質に限定さ
れない。代わりに、その用語は、光にそれを通過させることもあればさせないこともある
が、光路１３２に近位の窓の側面上に入射する光の少なくとも実質的な部分が、光学要素
の特性に依存する方法で、プローブ組立体１０２を出ることを可能にする、光学要素に言
及するために使用されている。一実施形態では、光学窓１６０３は透明であり得、それは
、プローブ１０２の遠位端が体積１６０と接触しているか、またはごく近接しているとき
に、光の、具体的には、光路１３２の端部から放出される光の、その体積１６０への伝導
を可能にする。一実施形態では、光学窓１６０３は、半透明であり得、プローブ１０２の
遠位端が体積１６０と接触しているか、またはごく近接しているときに、光の、具体的に
は、光路１３２の端部から放出される光の、拡散およびその体積１６０への伝導を可能に
する。一実施形態では、光学窓１６０３は、レンズであり得、プローブ１０２の遠位端が
体積１６０と接触しているか、またはごく近接しているときに、光の、具体的には、光路
１３２の端部から放出される光の、成形およびその体積１６０への方向づけを可能にする
。
組み立てられたプローブ１０２では、光学窓１６０３の１つの縁部が、トランスデュー
サ組立体１７１５にごく近接しているか、または接触している。光学窓１６０３のトラン
スデューサ組立体１７１５への近接は、光学窓１６０３から放出される光が、音響レンズ
１６０５に近接した、従って、トランスデューサ配列１７１０の面に近接した位置から放
出されることを可能にする。
使用中、カップリング剤（例えば、ジェル）が、プローブ１０２の遠位端と体積１６０
との間の音響接触を改善するために使用され得る。カップリング剤が、光路１３２を形成
する光ファイバーの遠位端と接触する場合、外部からの音響信号が、光路１３２を通じて
伝導される光に応答して生成され得る。一実施形態では、光学窓１６０３を含む、プロー
ブ１０２の遠位端が、カップリング剤と光ファイバーの遠位端との間にギャップを作り出
すことにより、光路１３２から放出される光に応答して、カップリング剤の潜在的な音響
効果を弱める。
図１８は、図１６に示すプローブなどの、組み立てられたプローブ１０２の一実施形態
の広い方の面の中心線に沿って取られた断面図を示す。シェル１７０２、１７０４は、光
学窓１６０３およびトランスデューサ組立体１７１５をプローブ１０２の遠位端で支持す
る。トランスデューサ組立体１７１５およびシェル１７０２、１７０４によって支持され
るスペーサー１７２０は、光学窓１６０３およびライトバーガイド１７２２を位置付けて
、かつライトバーガイド１７２２と光学窓１６０３との間にギャップ１８０２を維持する
のに役立つ。
光路１３２を構成する光ファイバーの遠位端は、それらが体積１６０への、または音響
トランスデューサ１７１０への物理的な音響伝導路を作成しないように、位置付けられ得
る。一実施形態では、ギャップ１８０２は、光路１３２を構成する光ファイバーの遠位端
と体積１６０または音響トランスデューサ１７１０との間の高周波数音響伝導路を防ぐた
めの役割を果たす。以下で述べるように、ライトバーガイド１７２２が、光路１３２を構
成する光ファイバーの遠位端と体積１６０または音響トランスデューサ１７１０との間の
物理的な音響伝導路を低減および／または最小化するのを確実にするために、特別に選択
された材料が使用できる。
フレックス回路１７１２は、その上の圧電トランスデューサ要素（図示せず）とともに
、バッキング１７１１の周囲に巻き付いて、圧電トランスデューサ要素をフレックス回路
の各端部でケーブルコネクタ１７１４と電気的に接続する。
シェル１７０２、１７０４内の開口部１８０４は、プローブ１０２の内部に入るための
、光路１３２（図１）、電気路１０８（図１）および任意選択の電力および制御線１０９
（図１）に対する開口部を提供する。一実施形態では、ゴム製グロメット（図示せず）が
、開口部１８０４を通ってプローブ１０２に入る経路または線に、安定性および張力緩和
を提供するために使用され得る。
図１９Ａを参照すると、１０本の光ファイバーの端部にごく近接して表面に当たる光の
典型パターンが示されている。今日、標準の合理的に柔軟な光ファイバーは、直径が、約
５０〜２００ミクロンの範囲である。光ファイバーを出る光は、ゆっくりと拡がる傾向が
あり、例えば、図１９Ｂで、光ファイバーの端部を離れた後に拡がる光の実例を参照され
たい。光ファイバーを離れた光ビームの拡張率は、光ファイバーの直径および光ファイバ
ー材料の屈折率の関数であり、そのファイバーが接続されている材料の屈折率の関数でも
あり得る。光ファイバーのグループが、照射される表面にごく近接して置かれる場合、図
１９Ａに見られるような光パターンが結果として生じる。
一実施形態では、もっと小さい直径を有する光ファイバーが、照射される面積を拡大し
、光路１３２の重さを最小限にして可撓性を向上させるために採用される。光は、それが
光ファイバーを出ると発散し、それが出るときのその発散は、ファイバーの直径に反比例
する、言い換えれば、光は、より小さい直径の光ファイバーから出ると、より速く発散す
る。従って、例えば、５０ミクロン未満、および潜在的に３０ミクロン未満、の範囲の光
ファイバーが、照射される面積を拡大するために望ましくあり得、従って、ビーム拡大器
の必要性を減らすか、潜在的に除外する。一実施形態では、光路１３２を構成する光ファ
イバーの１つまたは複数のグループの遠位端が、図１９Ａに示す光の特徴的なパターンを
回避するために融着され得る。
一実施形態では、光音響プローブは、照射される体積の表面上に入射する比較的均一な
配光を発生するものとする。光音響プローブが、比較的大きい面積の配光を発生すること
も望ましい場合がある。比較的大きくて均一な配光は、照射される表面の任意の所与の領
域上で特定の光フルエンスを超えることなく、光音響プローブが、最大量のエネルギーを
伝達できるようにするが、それは、患者の安全性を最大限にし、および／または信号対ノ
イズ比を向上できる。これらの理由のために、光ファイバー端部を、照射される体積の表
面にかなり近接して配置し、従って、図１９Ａに見られるような、小さいか、または不均
一な配光を得ることは望ましくない。
一実施形態では、光ファイバーは、照射される体積の表面から離され得る。光ファイバ
ーの端部を、照射される体積の表面から離すと、各光ファイバーから放出されたビームが
拡張されて、配光のより均一な面積を生じるであろう。光ファイバーを、照射される体積
の表面から離すことに関連した１つの潜在的な問題は、拡張するビームの漂遊部分によっ
て生じる光音響効果である。別の潜在的な問題は、（光ファイバーの端部と、照射される
表面との間の）距離を拡大することの、プローブの形状またはサイズへの影響である。さ
らに、光ファイバーの数を増加する（従って、光を放出するファイバー束の面積を拡大す
る）と、光路１３２（図１）の費用、重さおよび可撓性が増加して、プローブのサイズに
も影響し得る。
プローブ１０２は、ハンドヘルドであるように設計されているので、プローブの柄（プ
ローブ１０２のより狭い近位部分）が体積１６０の表面に比較的近接するように、プロー
ブのヘッド（プローブ１０２のより広い遠位部分）を短く保つことが望ましい。追加とし
て、プローブ１０２は、ハンドヘルドであるように設計されているので、その全体の厚さ
も、快適さ、便利さ、および操作有効性に対する考慮事項である。その結果、光路１３２
を形成する光ファイバーの遠位端を、光学窓１６０３から十分な距離に配置して、光学窓
１６０３を均一な光フルエンスで満たすような拡大を可能にすることは、推奨されない。
同様に、非常に多数のファイバーを使用して、光路１３２の遠位端でライトバーガイド１
７２２によって保持されるファイバー束の面積を拡大し、それにより、光学窓１６０３を
均一な光フルエンスで満たすような拡大を可能にしようと試みることも、それは、特に、
過度の重さ、不撓性、サイズ、および費用を生じ得るので、推奨されない。さらに、光学
窓１６０３のサイズの削減は、装置の潜在的な総安全エネルギー出力を減少させ、従って
、推奨されない。
図２０Ｂおよび図２０Ｃを参照すると、一実施形態では、ビーム拡大器２００１ｂ、２
００１ｃが、光のビームを拡大するために使用され得、光のビームを短い距離を経てより
均一にする。図２０ｂは、すりガラスまたは艶消しガラスビーム拡大器２００１ｂの使用
を示し、他方、図２０Ｃは、レンズビーム拡大器２００１ｃの使用を示す。一実施形態で
は、ライトバーガイド１７２２が概ね矩形の場合、レンズビーム拡大器２００１ｃは、円
筒状凸レンズまたは円筒状凹レンズであり得る。一実施形態では、凸レンズ（図示せず）
がビーム拡大器として使用され得る。当業者には、他のレンズ、レンズ系、もしくは他の
光学系、またはそれらの組合せが、光を発散させ、より均一に分散させるために使用でき
ることが明らかであろう。
図１８を再度参照すると、一実施形態では、ライトバーガイド１７２２が、ファイバー
の遠位端を保持する端部上の超音波結像面に向かって内側に曲げられる。ライトバーガイ
ド１７２２の遠位端が内側へ曲がっていることは、そこから放出する光が、光学窓１６０
３をより良く満たし、従って、光学窓１６０３に均一に照射することを可能にする。ギャ
ップ１８０２は、ビーム拡大器を含み得るが、光路１３２を通じて伝導された光が、光学
窓１６０３を満たすように拡大するためのスペースを提供し得る。内側に曲がっているこ
とは、体積１６０の表面上に入射する光の方向を、垂直に満たない角度で表面に当てるよ
うにさせ、従って、潜在的に、超音波トランスデューサ１７１０を覆う音響レンズ１６０
５の下の体積により良く伝搬させる傾向がある。
図１に戻ると、プローブ１０２は、ハンドヘルド使用が意図されているので、光路１３
２、電気路１０８、ならびに任意選択の電力および制御線１０９の重さおよび可撓性は考
慮事項である。一実施形態では、光路１３２をもっと軽くてもっと柔軟にするために、光
路１３２は、できる限り少ないファイバーで構築される。使用できるファイバーの数をど
れだけ少なくするかの制限要因は、光路１３２に渡って搬送される光の量である。ファイ
バーを通して多すぎる光を伝導すると、ファイバーを損傷することになる。光路１３２は
、体積１６０の表面上のフルエンスとなる光に、光源１２９と、照射される体積１６０の
表面との間で失われる（例えば、吸収または散乱される）すべての光を加えた総量を搬送
する必要がある。照射される最大面積は、光学窓１６０３のサイズを超えないことが知ら
れているので、また、照射される最大面積は、単位面積あたりのフルエンス制限を受ける
ので、光路１３２によって搬送される総光エネルギーは、フルエンス制限に光学窓１６０
３のサイズを乗じることによって概算できる。ＦＤＡは、フルエンスの人間に安全なレベ
ルに対する数を提供する。
照射される体積１６０は、一般に、それ独自の光音響応答を有するが、それは、光フル
エンスが最大であるところ、すなわち、体積１６０の表面で、特に明らかである。体積１
６０の表面に照射される面積が（例えば、光学窓１６０３のサイズおよびビームを増やす
ことにより）増えると、体積１６０自体の表面によって生成された光音響影響が減り、従
って、不均質性１６１、１６２を表す所望の信号と比較して、体積１６０自体の表面によ
って生成された望ましくない光音響信号を減らし得る。
体積１６０自体の表面によって生成された不必要な光音響信号に加えて、光学窓１６０
５とそれぞれのライトバーガイド１７２２との間のスペースを囲む側壁、音響レンズ１６
０５、およびトランスデューサハウジング１７１６の一部などの、超音波トランスデュー
サによって検出できる望ましくない光音響信号の他の原因があり得る。光学窓１６０３お
よびいずれの任意選択のビーム拡大器２００１Ｂ、２００１Ｃも、超音波トランスデュー
サによって検出できる望ましくない光音響信号の原因であり得る。
一実施形態では、光学窓１６０５とそれぞれのライトバーガイド１７２２との間のスペ
ースを囲む壁は、高吸音特性を有し、および／または白くて、および／または高光散乱お
よび／または反射特性を有する、材料から作られ得る。これらの特性を有する材料を使用
すると、超音波トランスデューサによって検出できる望ましくない光音響信号が減らされ
得る。一実施形態では、スペーサー１７２２は、Ｍｉｃｒｏ−Ｍａｒｋ ＣＲ−６００、
乾くと白色になる２部分の高性能注型用樹脂などの、樹脂材料から作ることができる。
一実施形態では、高吸音特性を有し、および／または白くて、および／または高光散乱
特性を有する材料の層（図示せず）が、組み立てられたプローブ１０２内でトランスデュ
ーサ組立体１７１５とライトバーガイド１７２２との間に配置される。あるいは、その層
は、組み立てられたプローブ１０２内で２つの部分が接触するところで、トランスデュー
サ組立体１７１５またはライトバーガイド１７２２に直接適用され得る。この層は、超音
波トランスデューサによって検出できる望ましくない光音響信号を減らし得る。一実施形
態では、その層は、Ｍｉｃｒｏ−Ｍａｒｋ ＣＲ−６００、乾くと白色になる２部分の高
性能注型用樹脂などの、樹脂材料から作ることができる。一実施形態では、その層（図示
せず）は、反射コーティングも含み得る。一実施形態では、金の反射コーティングがその
層に適用されて、そうでなければその層に当たる光を反射する。
一実施形態では、非反射コーティングが、光学窓１６０３および／またはビーム拡大器
２００１Ｂ、２００１Ｃの光音響的特性を減らすために使用され得る。一実施形態では、
フッ化マグネシウムが、光学窓１６０３および／またはビーム拡大器２００１Ｂ、２００
１Ｃ上の非反射コーティングとして使用され得る。非反射コーティングは、光学窓１６０
３によって吸収されるか反射されるエネルギーを減少および／または最小限にするために
使用され得る。
一実施形態では、トランスデューサ組立体１７１５および／または音響レンズ１６０５
の光音響的シグナチャーが、白化によって低減できる。一実施形態では、ＲＴＶシリコン
ゴムから成る音響レンズ１６０５が、約４％のＴｉＯ２をドープされることにより、白く
されて、その光音響的シグナチャーが低減され得る。ＴｉＯ２をドープすることは、音響
レンズの反射率、従って、吸収を向上させ、また、ＲＴＶシリコンゴムの光音響応答を拡
散する傾向がある散乱効果も有していて、その応答を、もっと容易にフィルタ処理できる
低い周波数に下げることが考えられる。前述のように、トランスデューサ組立体１７１５
および／または音響レンズ１６０５の外側表面が、金、銅、アルミニウム、または真鍮な
どの、金属コーティングが施され得る。一実施形態では、金属コーティング、特に、金は
、トランスデューサ組立体１７１５および／または音響レンズ１６０５の光音響的特性を
減少させる。金は、光スペクトルにおけるその高反射率のために、音響レンズ１６０５の
光音響的特性を減少させることが考えられる。一実施形態では、音響レンズは、白くされ
ず、その自然の色を保持し得るか、または、１つもしくは複数の特定の波長での光吸収を
最小限にするために別の色にされ得る。一実施形態では、音響レンズは、例えば、ブナＮ
ゴム（すなわち、ニトリルゴム）またはラテックスゴムなどの、ＲＴＶシリコンゴム以外
の材料から作られ得る。
前述のように、光路１３２の端部の光ファイバーが、ライトバーガイド１７２２によっ
て保持されて、ライトバーガイド１７２２によって保持される全てのファイバーが実質的
に同じ平面上に配置される。一実施形態では、ファイバー端部が、機械的力、接着剤、ま
たは機械的力および接着剤の組合せを使用して所定の位置に固定され得る。ファイバーは
、それらを所望の位置およびパターンに保つため、および／またはレーザー発射に起因す
る機械的エネルギーの出力を減らすために、それらの遠位端の近くで接着され得る。一実
施形態では、ライトバーガイド１７２２内で固定された光ファイバー間のスペースが、次
の特性の１つまたは複数を有する材料で充填され得る：吸音、光散乱、白、および／また
は光反射。一実施形態では、光路１３２の遠位端でライトバーガイド１７２２によって包
み込まれ得る、光ファイバーが融着される。光路１３２の遠位端でのファイバーの融着は
、光路から放出する光がより均一にされるのを可能にすることができる。
一実施形態では、反射コーティングが、組み立てられたプローブを含む、シェル１７０
２、１７０４の、光路１３２から発散するレーザー光がその上に当たり得る面積、ならび
に、皮膚を、例えば、光学窓１６０３およびプローブ１０２の遠位端の他の部分の近くに
接触させるように設計された面積内に、配置される。一実施形態では、シェル１７０２、
１７０４が、光路１３２から発散するレーザー光がそれに当たり得るか、またはそれに当
たる可能性がある場所に、金でコーティングされる。一実施形態では、シェル１７０２、
１７０４の一部が金で作られ得るが、現在のところ、これは法外な費用がかかり得る。
一実施形態では、近接検出器システム（図示せず）が、プローブ１０２の遠位端が、体
積の表面の上または非常に近くにあることを判断するために使用される。かかる近接検出
器システムが望ましい理由は、特に、プローブ１０２が、検査中または検査される予定の
体積１６０にそれほど近接していない場合に、光源１２９がパルスを発するのを防ぐため
に、それが使用できるということである。これは、光源１２９が、例えば、目に害を及ぼ
し得るレベルで光を発生し得るので、安全性の問題であり得る。近接検出器システムは次
の形で実現され得る：プローブの遠位端における機械的接触スイッチ；無害のビームの反
射を体積１６０の表面から見る光学的スイッチ；体積１６０および／または体積１６０と
プローブの遠位端との間の任意の音響ジェルもしくは他の材料との接触によって閉じられ
る伝導性スイッチ；伝導性スイッチおよびプローブ１０２の遠位端との接触用の導電性表
面を含むスタンドオフ；伝導性スイッチおよび対象の体積１６０の表面に適用された薄く
、光学的かつ光音響的に透明な導電性表面；特定の時間内で音を伝導し、その反射を探す
ことによって、体積１６０の近接近を検出できる音響トランスデューサスイッチ；狭い形
状の音声送信器および受信器の使用ならびに近接を検出するための反射の使用によって、
体積１６０の近接近を検出できる音響トランスデューサスイッチ；信号リターンを探すこ
とにより、トランスデューサ配列内の１つあるいは複数のトランスデューサを近接検出器
として使用すること；または装置１００を超音波モードで操作して、超音波画像を探すこ
とによる。
一実施形態では、出力エネルギーがそこから推定または推測できる測定値を取得するた
めに、光学検出器（図示せず）がプローブ１０２内に配置され得る。一実施形態では、光
学検出器は、ビーム拡大器または光学窓によって反射されたエネルギーなどの、反射エネ
ルギーを測定する。一実施形態では、光学検出器は、ギャップ１８０２を取り囲んでいる
材料によって散乱されたエネルギーなどの、散乱エネルギーを測定する。光学検出器の測
定値は、制御信号線１０９を経由してシステム筐体１０１に伝達でき、そこで、それは、
プローブ１０２の光出力を推測または推定するために分析できる。一実施形態では、シス
テム筐体１０１内の制御機能が、光システム１２９の光出力、従って、光学検出器によっ
て行われた測定値に基づくプローブ１０２の光出力を制御または調整できる。一実施形態
では、システム筐体１０１内の制御機能が、光学検出器によって行われた測定値に基づき
プローブ１０２の光出力の変動を補正するために、トランスデューサ受信器内の利得を制
御または調整できる。一実施形態では、コンピューティングシステム１２８は、光学検出
器によって行われた測定値に基づき、異なる活動を、制御信号線１０６を通じて光システ
ム１２９からトリガーできる。一実施形態では、光学検出器によって出された測定値が、
装置１０１に対する電気システムまたは電力における変動を制御するために使用できる。
同様に、一実施形態では、光学検出器によって作成された測定値が、装置１００の光路１
３２または他の光学要素における変動を制御するために使用できる。一実施形態では、光
学検出器は、プローブ１０２によって出力された光のフルエンスを、そうでなければ、プ
ローブ１０２によって出力された光のフルエンスが安全限界を超えるか、またははるかに
下回る、電気的または光学的特性における変動に対応することにより、安全限界に近接し
てはいるが下回らせるために使用できる。
一実施形態では、安全機能は、システムが作動中に（例えば、レーザーが発射されてい
るとき）、プローブ１０２の可撓ケーブルからの切断を防ぐものとされる。この安全機能
を実現するために、一実施形態では、システム１００は、制御線（複数可）１０９を使用
して、プローブと可撓コネクタとの間のコネクタに機械的なロックを作動できる。一実施
形態では、フェールセキュアな機械的ロックは、特定の制御線（複数可）１０９が事前指
定された量よりも大きい電圧であった場合に、プローブ１０２の可撓ケーブルからの切断
を可能にするだけである。
前述のように、装置１００は、一実施形態では、超音波および光の両方を体積１６０に
伝導することが可能であり、伝導された超音波および光に対する超音波応答を受け取るこ
とおよび処理が可能である、プローブ１０２を含む。伝導された超音波に対する超音波応
答は、通常、送信周波数のあたりの狭い帯域幅であり、約７０％のパーセント帯域幅で、
２Ｍｈｚを下回る有意義な応答を持たないが、他方、伝導された光に対する超音波応答は
、通常、６ＭＨｚ〜８ＭＨｚの範囲に中心が置かれた、約５０ＫＨｚ〜２０ＭＨｚの範囲
またはそれ以上など、通常、ずっと広い範囲である。一実施形態では、超音波は、トラン
スデューサ１７１０によって伝導および受け取られるが、他方、光は、光１３０、１３１
によって伝導され、光路１３２をわたり、そして光学窓１６０３または他の開口部を経て
、それに対する超音波応答が、光音響効果によって標準的に生成されるより高い周波数範
囲を受け取るように調整された別個のトランスデューサ（図示せず）によって受け取られ
る。別々のトランスデューサは、例えば、２００オームを超え、好ましくは、約５００オ
ーム以上である、インピーダンスを有する、高インピーダンス増幅器とともに操作される
。光音響応答が別々のトランスデューサによって、または超音波応答に対する使用とは異
なるインピーダンス負荷を使用する同じトランスデューサによって受け取られる場合、超
音波応答を表す信号は、光音響応答を表す信号とは別の電気路１０８のワイヤー上で、シ
ステム筐体１０１に戻され得る。
一実施形態では、超音波が、トランスデューサ１７１０によって伝導されて、それに対
する超音波応答がトランスデューサ１７１０によって受け取られ、また、光は、光１３０
、１３１によって伝導され、光路１３２をわたり、光学窓１６０３を出て、それに対する
超音波応答も、トランスデューサ１７１０によって受け取られる。かかる実施形態では、
トランスデューサ１７１０は、１Ｋオームを超えて約１００Ｋ未満、より好ましくは、２
Ｋ〜１０Ｋオームの間の入力インピーダンスを有する、高インピーダンス増幅器とともに
操作される。例示的実施形態では、トランスデューサ１７１０は、５Ｋオーム入力インピ
ーダンス増幅器とともに操作され得る。
プローブ１０２が、超音波トランスデューサ１７１０および光音響効果によって標準的
に生成されるより高い（より広い）周波数範囲を受け取るように調整された別個のトラン
スデューサ（図示せず）を備える一実施形態では、光１３０、１３１によって伝導され、
光路１３２をわたり、光学窓１６０３を出る光に対する光音響応答は、トランスデューサ
１７１０および別個のトランスデューサの両方によって受け取られ得る。光音響効果に応
答した超音波を受け取るためにトランスデューサの両方のセットを使用すると、体積１６
０内のターゲット１６１、１６２をより良く分析するために使用できる追加のデータを捕
捉し得る。
図２１〜図２３を参照すると、プラスチゾルから形成されたファントムが、登録および
較正に有用である。図２１は、光音響撮像装置および／またはマルチモーダルな超音波お
よび光音響撮像装置に関連して使用されるファントム２１００を示す。ファントム２１０
０は、いくつかのターゲット２１０２、２１０４、２１０６を含む。一実施形態では、タ
ーゲット２１０２、２１０４、２１０６は異なっており、１つは第２の刺激ではなく、特
に第１の刺激に応答し、１つは第１の刺激ではなく、特に第２の刺激に応答し、そして１
つは、特に第１および第２の両方の刺激に応答する。一実施形態では、第１の刺激は、第
１の波長での光音響パルスであり得、第２の刺激は、第２の波長での光音響パルスであり
得る。一実施形態では、第１の刺激は従来型の超音波信号であり、第２の刺激は、１つま
たは複数の波長での光音響パルスであり得る。材料を様々な刺激に応答させるようにする
ため、ドーピングが一般に使用される。光音響応答に対して、材料が、関連する１つまた
は複数の周波数で、吸収体をドープされる。超音波応答に対して、材料が、より高密度に
なるようにドープされる。ファントム２１００を使用すると、第１または第２の刺激に対
する応答が明示できるか、または２１０２、２１０４、および／または２１０６ターゲッ
トがドープされる程度に応答して較正できる。これにより、ターゲット応答を区別するの
が困難なドーピング割合の判断が可能になる。
図２３は、光音響撮像装置および／またはマルチモーダルな超音波および光音響撮像装
置に関連して使用されるファントム２３００を示す。ファントム２３００は、プラスチゾ
ルに埋め込まれたいくつかのターゲット２３０２、２３０４を含む。一実施形態では、タ
ーゲット２３０２、２３０４は、一般に線形であり似ている。一実施形態では、ターゲッ
ト２３０２、２３０４は、天然または合成の馬の毛である。ファントム２３００を使用す
ると、光音響または超音波などの複数のモダリティを位置合わせすることができる。一実
施形態では、マルチモダリティプローブが、ファントムに結合されて、各モダリティの出
力を示す画像が、相互に重ね合わされて画面上に提示される。ジョイスティックまたは他
の入力装置を使用して、オペレータは手動で画像を位置合わせすることができ、このよう
にして、マルチモダリティプローブに対して位置合わせを提供する。一実施形態では、モ
ダリティの各々の画像が、コンピュータによって比較されて、自動的に位置合わせされる
。
図２２は、光音響撮像装置および／またはマルチモーダルな超音波および光音響撮像装
置に関連して使用されるアクティブなファントム２２００を示す。ファントム２２００は
、プラスチゾルに埋め込まれたアクティブなターゲット２２１２、およびターゲット制御
２２０１を含む。一実施形態では、アクティブなターゲット２２１２は、バッキング２２
１１上のトランスデューサ２２１０の線形配列を含み、トランスデューサ２２１０は、ア
クティブなターゲット２２１２の本体、コネクタ２２１４を通じ、電気路２２０８によっ
てターゲット制御２２０１に動作可能に接続されている。ターゲット制御２２０１は、ト
ランスデューサ２２１０を駆動する信号を生成できる。一実施形態では、ターゲット制御
８０１は、既知の超音波パターンを出力し、および／または光音響帰還信号をシミュレー
トするために、信号を選択的に作成する。ファントム２２００を使用すると、光出力シス
テムの整合性を気にすることなく、光音響装置１００の光音響帰還信号受けとりおよび処
理部分の試験および較正を可能にする。
前述および、前述の図に示すように、プローブ１０２は、光音響帰還信号を音響レンズ
１６０５を通して受け取るように適合されている、トランスデューサ１７１０の線形配列
を有し得る。他のトランスデューサ形状も望ましい。図２４Ａ〜図２４Ｃを参照すると、
様々な実施形態では、線形トランスデューサ配列が、配列の中心部分の平面からの角度で
、突き出すか、または、概ね楕円もしくは半円の形状であり得る側面によって配向され得
る。図２５Ａ〜図２５Ｃを参照すると、様々な実施形態では、トランスデューサ配列が、
大まかに示すように、２次元形状で提供され得る。図は、少数のトランスデューサのみ、
例えば、１行あたり７つ、を示すが、実際には、もっと多くのトランスデューサが使用さ
れ得る。前述のように、一実施形態では、１行あたり１２８以上のトランスデューサが使
用され得る。例えば、図２５Ａでは、アスタリスク型構成の単純なデカルト座標上に整列
され、共通の中心トランスデューサを共有する、トランスデューサの４つの概ね線形配列
を含む、例示的配列が示されている。図２５Ｂでは、トランスデューサの３つの概ね線形
配列を含む例示的配列が示されており、そこでは、トランスデューサが、様々な配列にお
いて同心円上に互いに同様に離れて配置され、また、アスタリスク型構成で共通の中心ト
ランスデューサを共有して整列されてもいる。図２５Ｃでは、単純なグリッドに配置され
ているトランスデューサの３つの概ね線形配列を含む、例示的配列が示されている。
示された多数の形状の各々に関して、光音響帰還信号から画像を展開するために、（ｉ
）トランスデューサが、光音響帰還信号を検出するために使用される場合、対象のターゲ
ット（複数可）を含む体積１６０に結合されていること、および（ｉｉ）検出された光音
響帰還信号が、トランスデューサのスペース内での互いの相対位置に関する情報を使用し
て処理されること、を必要とする。トランスデューサのスペース内での互いの相対位置が
分かっていて、光音響帰還信号を処理する際に使用されるという条件で、トランスデュー
サは、体積１６０に結合されている場合、その体積１６０の形状に適合する柔軟な配列で
使用され得る。
一実施形態では、光音響プローブが、レーザーなどの、光音響刺激が採用された後のあ
る期間、トランスデューサをサンプリングすることにより光音響帰還信号を検出するため
に使用できる。一実施形態では、光音響帰還信号の所望の内容の少なくとも一部は、約１
００ＫＨｚ〜１２ＭＨｚの周波数範囲内である。従って、光音響帰還信号は、３０ＭＨｚ
でサンプリングされ得るが、それは、信号の所望の内容の少なくとも一部に対して十分な
サンプリングレートである。一実施形態では、サンプリング機器は、６５ＭＨｚで最大２
５６までのチャネルをサンプリングできる。一実施形態では、光音響プローブは、１２８
または２５６個のトランスデューサを有する場合があり、３０ＭＨｚで、またはその前後
でサンプリングされ得る。
一実施形態では、光音響プローブは、複数のトランスデューサ要素を通して、またはト
ランスデューサ要素の複数のグループを通して、掃引することにより、光音響帰還信号を
検出できる。例えば、図２５Ａに戻ると、２５の図示された例示的トランスデューサ要素
が、７つの、４グループ２５１０、２５１５、２５２０、２５２５で示されていて、各グ
ループが共通の中心要素を共有することに留意されたい。一実施形態では、レーザーなど
からの光音響パルスの後、光音響帰還信号の検出の第１のサイクルが、まず１つのグルー
プ２５１０を、次いで、第２のグループ２５１５、その後、第３のグループ２５２０、そ
して第４のグループ２５２５を通して実施できる。光音響帰還信号の検出のその第１のサ
イクルが完了すると、第２のサイクル、第３のサイクルなどが継続し得る。６５ＭＨｚで
最大２５６までのチャネルをサンプリング可能な前述の実施形態で述べたサンプリング機
器は、３０ＭＨｚで２５６のトランスデューサの２つの別々の配列、または３０ＭＨｚで
１２８のトランスデューサの４つの配列のサンプリングも可能である。その結果、図２５
Ａ〜図２５Ｃに示すような実施形態では、サンプリング機器は、重なり合う２つ以上のグ
ループ（例えば、図２５Ａ〜図２５Ｂ）、または固有（例えば、図２５Ｃ）のトランスデ
ューサを通して掃引するために使用され得、従って、単一のレーザーパルスの発射などの
、単一の光音響事象に応答して光音響帰還信号をサンプリングし得る。
当業者には明らかであるように、サンプリング機器は、前述した例示的な１つよりも高
いレートでのサンプリングが可能である。もっと多くのチャネルまたはもっと速いレート
でサンプリングできるサンプリング機器を使用すると、多数の総サンプルが、単一の光音
響事象に応答して生成されるのを可能にする。その結果、単一の光音響事象に応答して、
そこから掃引される、前述で例示したよりも、大きなグループ、および／または多くのグ
ループのトランスデューサを使用することは、本明細書および本明細書で開示される発明
の範囲内である。
前述の異なるトランスデューサの形状の各々に関連して、利点がある。真っ直ぐな線形
配列は、コンパクトで、費用効率がよく、扱いやすく、標準的な超音波Ｂモード撮像で最
も一般に使用される。曲線状または翼状の線形配列は、照射された体積により良く適合し
得、従って、より良い結合を提供する。非線形（複数行、１．５次元としても知られてい
る）配列は、所与のボクセルからの光帰還信号を解決するための追加の角度を可能にする
が、それは、解像度を向上させ、および／または明瞭さおよびコントラストを画像に追加
し得、および／または３次元撮像用途をより良くサポートし得る。可撓性配列は体積に対
するより良い結合を提供することもできる。非線形配列は、超音波用に最適化されている
トランスデューサ要素が、光音響用に最適化されているトランスデューサ要素と同じプロ
ーブ内に共存することを可能にする。異なるトランスデューサ要素が、ＵＳまたはＯＡ画
像のいずれかを作成するために使用される。
光音響帰還信号は、一般に、約１００マイクロ秒未満の窓内で取得できる。約１，５０
０ｍ／秒の組織内の音速に対して一般に認められている近似値を使用すると、１００マイ
クロ秒の取得窓は、約１５センチメートルまでの深さに対応し得る。一実施形態では、光
音響帰還信号が、約６５マイクロ秒の窓内で取得でき、約１０センチメートルの深さから
の情報を含む。一実施形態では、光事象の頻度が、一般に、約５０〜１００ミリ秒（０．
０５〜０．１秒）ごとであると予測される。その結果、データ取得は、時間の１％未満で
、および時間の０．１％または０．２％の間により近づいて起こり得、データ取得が生じ
ていない９９％を超える時間が残る。電気的ノイズが、システム１００の光サブシステム
１２９および／または他の構成要素に電力を供給することにより作成され得る。その結果
、一実施形態では、電気的ノイズがデータ取得に影響を及ぼすのを防ぐために、同期化を
利用して、その期間中に不必要な構成要素に電力を供給するのを防ぎ、前置増幅器、アナ
ログ／デジタル変換器およびマルチプレクサに対してのみ電力を残す。一実施形態では、
電力とデータ取得との間の同期化は、電力システムが、取得期間中、最適に電気的に静か
であることを可能にする。一実施形態では、これは、この期間中に騒がしいデジタル構成
要素の電源を落とすか、またはこの時に充電されたコンデンサが取得ハードウェアに電力
を供給することを可能にすることにより達成され得る。一実施形態では、これは、取得サ
イクルを開始するのと同じトリガーによってトリガーされ、取得サイクルに含まれない周
辺構成要素のオン／オフを制御するために、マスタープロセッサによって制御される。一
実施形態では、これには、数ナノ秒〜数マイクロ秒かかる。一実施形態では、同じ同期化
信号が、ＯＡシステム内および／またはＯＡシステムに関連した、１つまたは複数の他の
スイッチング電力供給を同期させるために使用できる。１つまたは複数のかかるスイッチ
ング電力供給を制御することにより、電力供給によって生成される電気的ノイズ（例えば
、スイッチング過渡現象）が、同時に生じ得る。一実施形態では、同期化信号を使用する
ことにより、ＯＡシステム内の電力供給によって生成される電気的ノイズを、意図的にず
らすことができ、その間にデータが取得され得る、電気的に静かな一時的な窓を残す。
前述のように、一実施形態では、同一のトランスデューサが、音響生成超音波を受け取
るために、および光音響帰還信号を受け取るために使用される。音響生成超音波トランス
デューサの形状は、光音響帰還信号を受け取ることに最適ではない。その結果、一実施形
態では、別個のトランスデューサが、音響生成超音波および光音響帰還信号に対して使用
される。音響生成超音波トランスデューサは、トランスデューサ自身が、検出するために
それが必要とする信号を送信するので、より狭い帯域を有し得る。光音響帰還信号トラン
スデューサは、例えば、５０ＫＨｚ〜２０ＭＨｚなどの、より広い帯域を有し得る。この
より広い帯域が好まれるのは、特に、利得が、光音響帰還信号上で深さに伴ってより速く
低下するからである。従って、一実施形態では、複数のトランスデューサが、音響生成超
音波を受け取るために使用され、別の複数のトランスデューサが、光音響帰還信号を受け
取るために使用される。一実施形態では、音響生成超音波を受け取るために使用される複
数のトランスデューサおよび、光音響帰還信号を受け取るために使用される別の複数のト
ランスデューサが、ほぼ同数のトランスデューサを含む。一実施形態では、音響生成超音
波を受け取るために使用される複数のトランスデューサおよび、光音響帰還信号を受け取
るために使用される別の複数のトランスデューサの各々が、少なくとも１２８のトランス
デューサを含み、より好ましくは、少なくとも１９２のトランスデューサを含み得る。一
実施形態では、音響生成超音波を受け取るために使用される複数のトランスデューサおよ
び、光音響帰還信号を受け取るために使用される別の複数のトランスデューサの各々が、
少なくとも２５６のトランスデューサを含む。一実施形態では、光音響帰還信号を受け取
るために使用されるトランスデューサが、音響生成超音波を受け取るために使用される別
のトランスデューサよりも広い帯域周波数応答を有する。かかる実施形態では、光音響帰
還信号を受け取るために使用されるトランスデューサは、少なくとも約１ＭＨｚ〜５ＭＨ
ｚ、より好ましくは、約１００ＫＨｚ〜約１０ＭＨｚ、さらにもっと好ましくは、約５０
ＫＨｚ〜約２０ＭＨｚの周波数応答を有する。かかる実施形態では、光音響帰還信号を受
け取るために使用されるトランスデューサは、１ＫΩ以上、より好ましくは、５ＫΩ以上
などの、高インピーダンス増幅器を使用し得る。かかる実施形態では、音響生成超音波を
受け取るために使用されるトランスデューサは、１ＫΩ未満、より好ましくは、約２００
Ωのインピーダンスを有する増幅器を使用し得る。別々のトランスデューサの使用は、中
継システム１１０、およびトランスデューサ出力の切替え、従って、光音響処理およびオ
ーバーレイシステム１４０と超音波機器１５０との間の切替えに対する必要性を取り除く
。
前述のように、一実施形態では、同一のトランスデューサが、音響生成超音波を受け取
るために、および光音響帰還信号を受け取るために使用される。同一のトランスデューサ
が、音響生成超音波を受け取るために、および光音響帰還信号を受け取るために使用され
る場合、約１〜１０ＫΩの範囲内のインピーダンスを有する増幅器が使用されるべきであ
り、より好ましくは、ほぼ５ＫΩのインピーダンスを有する増幅器が使用されるべきであ
る。
一実施形態では、光音響帰還信号のサンプリングが様々な方法で実行され得、サンプリ
ングされたチャネルの各々に関連付けられた増幅器の利得が、時間とともに調整されるが
、以後、それを減衰補正またはＴＧＣと呼ぶ。ＴＧＣは、光音響帰還信号が弱くなるにつ
れて、音響入力での利得を増加させ、従って、より正確に信号をサンプリングし、信号が
弱くなったときにもっと正規化された収集データを提供して良好な信号対ノイズ比を維持
する。光音響帰還信号は、後の光音響帰還信号が一般により遠くまで進むことを含め、い
くつかの理由で、時間とともに弱まる。従って、一般に、光音響帰還信号は、ターゲット
の深さが増すにつれて弱くなる。しかし、光音響帰還信号の振幅（および、従って必要と
される利得）は、照射の位置および光源によっても影響を受ける。一般に、光は深い深さ
まであまり透過せず、従って、光音響帰還信号は弱まるが、これは、体積の表面で生じる
光音響事象が、一般に、深さが深くなればより小さい応答を誘発するためである。ＴＧＣ
は、後のより弱い光音響帰還信号を補正するために利用される。
光音響装置１００は、光サブシステム１２９の電力を測定し、それから、総電力および
ピーク電力の両方、および光路１３２の性能および効率を推測できるセンサー（図示せず
）を含み得る。一実施形態では、光検出器などのセンサーが、光サブシステム１２９内ま
たはそれにごく近接して、かつ、プローブ１０２内またはそれにごく近接して、配置でき
る。各事例では、センサーは、総電力およびピーク電力の推測に使用できる光１３０、１
３１の照射中に測定を行う。この目的のため、１つまたは複数のセンサーが、光学窓から
の反射を測定するために、プローブ１０２の内部に配置できる。同様に、１つまたは複数
のセンサーが、光サブシステム１２９内に配置されて、その中で反射される光を測定でき
る。２つのセンサー位置間で推測される測定値における経時的な偏差は、光路１３２内の
異常を示し得る。
ここで、プローブ１０２内またはそれにごく近接した光検出器などのセンサー（図示せ
ず）を有するシステムの一実施形態を述べる。一実施形態では、１つまたは複数のセンサ
ーが、光学窓からの反射を測定するために、プローブ内部の、ギャップ１８０２内に配置
され得る。代替または追加として、一実施形態では、１つまたは複数のセンサーが、光路
１３２を構成する、１つまたは少数の複数の光ファイバーからなど、光路１３２の構成要
素から直接光を提供され得る。代替または追加として、一実施形態では、１つまたは複数
のセンサーが、プローブ内に提供されている別の経路によって光を提供され得る。従って
、例えば、１つまたは複数のセンサーを、光学窓１６０３の反対側のプローブの端部内に
配置でき、補助光路（図示せず）が、例えば、光路１３２から直接、または光学窓からも
しくは他の方法で反射された、光を、１つもしくは複数のセンサーに搬送する。代替また
は追加として、一実施形態では、１つまたは複数のセンサーが、光路１３２内で生じた光
を、それが３次元体積１６０の表面から反射された後、検出するように配置され得る。３
次元体積１６０の表面から反射された光を検出するように配置されたセンサーからの情報
を、光学窓１６０３を経て体積１６０に向かって伝導された光に関する（光サブシステム
１２９または光学窓１６０３からの出力を測定するセンサーからの情報など）情報と組み
合わせて使用して、体積１６０に関する診断情報を提供できる。かかる診断情報は、体積
１６０の吸収性、または暗さを含み得る。
一実施形態では、前述のセンサーを、光学フィルタの使用を通じて、特定の波長に調整
できる。従って、例えば、プローブ１０２内またはそれにごく近接したセンサー、光サブ
システム１２９内またはそれにごく近接したセンサー、補助光路からの光を受け取るセン
サーおよび／または体積１６０の表面から反射された光を検出するように配置されたセン
サーを、光サブシステム１２９によって発生された光の波長および／または任意の外部か
らの光を区別するためにフィルタ処理できる。その結果、センサーは、２つの光源１３０
、１３１の１つからの光などの、特定の光周波数を検出するため（または潜在的に拒絶す
るため）に提供され得る。
一実施形態では、プローブ１０２内またはそれにごく近接した１つまたは複数のセンサ
ーを、光音響帰還信号データ検出を開始するためのトリガーシステムおよび方法の一部と
して使用できる。かかるトリガーシステムまたは方法では、１つまたは複数のセンサーに
よって光の特定の閾値を検出すると、検出制御信号をコンピューティングサブシステム１
２８に送信できる。一実施形態では、検出制御信号は、電力および制御信号線１０９を通
じて、光音響処理およびオーバーレイシステム１４０に送信される。検出制御信号は、例
えば、超音波トランスデューサ要素からのデータを「サンプリング」することにより、光
音響帰還信号データを取得するプロセスを、（もしあれば、任意の適切な遅延の後に）開
始するために、コンピューティングサブシステム１２８によって使用される。前述のよう
に、１つまたは複数のセンサーを、特定の光周波数を検出するために光学的にフィルタ処
理できるので、検出制御信号は、光の１つまたは複数の周波数に固有であり得、光の異な
る周波数に基づいて、異なるサンプリングレート、または遅延を開始し得る。
一実施形態では、プローブ１０２内またはそれにごく近接した１つまたは複数のセンサ
ーは、光音響システム１００を安全に開始し、次いで、レーザーをその安全な出力ポテン
シャルにするためのシステムおよび方法の一部として使用され得る。レーザー光源（例え
ば、１３０、１３１）は、一般に、制御可能なパワー出力を有するが、その設定に関わら
ず、多くの要因が、光源による総パワー出力に影響し得る。例えば、周囲温度が、レーザ
ーによるパワー出力に影響し得る。同様に、電力における変動も、レーザーによるパワー
出力に影響し得る。加えて、光路１３２が、レーザー光源（例えば、１３０、１３１）の
光出力に悪影響を与え得る。光路１３２内のファイバーが、それらが古くなるか、または
使用されるにつれて、バーンアウトするか、または透過特性を喪失し得る。さらに、曲が
って位置付けられているファイバーは、透過特性を喪失し得る。従って、光源（例えば、
１３０、１３１）を特定の出力レベルに設定することは、光路１３２の他方の端部、最終
的には、体積１６０に達する光を必ずしも決定しない。その結果、一実施形態では、光源
（例えば、１３０、１３１）は、比較的低いパワーに設定される。比較的低いパワーは、
すべてがそのピーク出力または透過性で機能している場合に、体積１６０上の所望の最大
フルエンスを超えないパワーになるように選択されるべきである。一旦、光源（例えば、
１３０、１３１）がパルスを発すると、１つまたは複数のセンサーからの測定値が、体積
１６０に伝導される光のフルエンスを推測するために使用される。この推測されたフルエ
ンスが所望のフルエンスレベル（または所望の範囲のフルエンスレベル）よりも低い場合
、光源からの出力が増加され得、プロセスが繰り返される。同様に、推測された光フルエ
ンスが所望の最大値よりも高い場合、光源からの出力が減少され得る。システム１００は
、毎秒、かなりの数のレーザー事象が可能であるので、光出力に対する増加率、従って、
レーザー事象間のフルエンスレベルにおける潜在的な増加を、比較的小さく保つことでき
る。一実施形態では、光源からの出力における変化量は、推測されたフルエンスが所望の
フルエンスレベル（またはフルエンスレベルの所望の範囲）とかけ離れている場合により
大きくなり得、また推測されたフルエンスが所望のフルエンスレベルに近接している場合
にはより小さくなり得る。
光音響システムを安全に開始して、レーザーをその安全な出力ポテンシャルにするため
の方法を提供することに加えて、レーザーフルエンスが監視および制御されていること、
ならびに、それが、安全限界の何らかのマージンに近づく事前定義された閾値を超える範
囲で、その出力パワーが低下できることを確実にするために、同じプロセスが閉ループ制
御として実行できる。同様に、そのプロセスを閉ループ制御として操作することは、シス
テム１００の動作条件（例えば、周囲温度および電力）が変化する時でさえも、また、光
路１３２の既存または変化する条件に関わらず、レーザー出力が最大限の好ましい設定に
セットされていることも確実にする。レーザーをその最高安全レベルで、またはそれに近
接して維持することは、最大の光フルエンス、従って最強の光帰還信号を可能にする。一
実施形態では、ターゲットのフルエンスレベル、ターゲットのフルエンスレベル近くの許
容可能なヒステリシス、および最大フルエンスレベルの１つまたは複数は、ユーザー選択
可能であり、選択される場合、レーザーを指定通りに維持するために閉ループ制御として
実行する処理によって使用され得る。閉ループ制御プロセスを、パルスごとのパワー出力
を正規化するために使用できる。
一実施形態では、１つまたは複数のプローブに近接したセンサーで取得された測定値が
、所与のレーザー出力に対する事前定義された閾値を下回る場合、フェイルセーフとして
、レーザーは遮断される場合がある。かかるレベルは、光路１３２の障害もしくは脱離、
または他の安全でない状態を反映し得る。
プローブ１０２内またはそれにごく近接した１つまたは複数のセンサーおよび光サブシ
ステム１２９内またはそれにごく近接した１つまたは複数のセンサーを有する一実施形態
では、センサーを、光路１３２内の障害を検出するため、または光路内の障害に対して安
全制御を提供するためのシステムまたは方法の一部として利用できる。一実施形態では、
光サブシステム１２９の光出力は、光路１３２の光出力および光学窓１６０３を出る光フ
ルエンスに比例すると予測される。１つまたは複数の光サブシステムに近接したセンサー
の使用は、いくつかのセンサー上に入射する光の予期される量における差異の検出を可能
にする。前述のように、光路１３２は、レーザー光源（例えば、１３０、１３１）の光出
力に悪影響を与え得る。例えば、光路１３２は、束内のバーンアウトしたか、古いか、ま
たは損傷したファイバーによって悪影響を与えられ得る。従って、光源（例えば、１３０
、１３１）を特定の出力レベルに設定することは、光路１３２の他方の端部、最終的には
、体積１６０に達する光を必ずしも決定しない。１つまたは複数の光サブシステムに近接
したセンサーおよび１つまたは複数のプローブに近接したセンサーの両方を採用すること
により、光路１３２の性能を検出および監視できる。
一実施形態では、１つまたは複数の光サブシステムに近接したセンサーが、光路１３２
に入る光のパワーを測定するために使用され、１つまたは複数のプローブに近接したセン
サーが、光路１３２を通って伝導されている光のパワーを測定するために使用される。１
つまたは複数の光サブシステムに近接したセンサーで取得された測定値が、１つまたは複
数のプローブに近接したセンサーでの測定値を予測するために使用され得る。一実施形態
では、１つまたは複数のプローブに近接したセンサーでの予測された測定値からの偏差を
、光路１３２で潜在的な問題を識別するために使用できる。一実施形態では、センサー測
定値が、その事象に関する他のデータとともに記録される。一実施形態では、偏差が査定
されて、処置を講ずる必要があるかどうか、例えば、ユーザーが光路１３２の接続をチェ
ックする必要があるかどうか、または光路１３２が保守（例えば、矯正、クリーニング、
ラッピングおよび研磨、または他の保守）、あるいは交換さえ、を必要としているかどう
かを判断する。一実施形態では、１つまたは複数のプローブに近接したセンサーで取得さ
れた測定値が、事前定義された量を上回って、その予測された測定値から外れている場合
、フェイルセーフとして、レーザーは遮断される場合がある。かかる偏差は、光路１３２
の障害もしくは脱離、または他の障害もしくは安全でない状態を表し得る。
プローブ１０２内もしくはそれにごく近接した１つもしくは複数のセンサーおよび／ま
たは光サブシステム１２９内またはそれにごく近接した１つまたは複数のセンサーを有す
る一実施形態では、そのセンサーからの測定値が、（指示された光出力を含む）マシンの
他の設定に加えて、光音響帰還信号などの、光パルスに関連する他のデータとともに、格
納されるべきである。
一実施形態では、１つまたは複数の埋め込まれた感光センサーを含む較正ファントムが
提供される。前述のセンサーと同様に、ファントム内のセンサーを、配光だけでなく、総
電力およびピーク電力を推測するために使用できる。ファントムセンサーと他のセンサー
との間で推測された測定値における経時的な偏差は、同様に、異常を示し得る。さらに、
ファントム内とプローブ内の様々なセンサーの測定値との間の経時的な変化が、プローブ
の光出力の均一性に関する問題を示し得る。システムトランスデューサではなくかかるセ
ンサーを使用すると、音響的に困難な事柄を回避し、従って、トランスデューサ自体によ
って取り込まれる誤差を除去する。
一実施形態では、第２の較正ファントムに、センサーではなく音響ターゲットが提供さ
れ得る。かかるファントムの使用は、センサー自体によって取り込まれ得るいかなる誤差
も除去する。音響ターゲットおよびセンサーファントムの両方を使用した較正は、クロス
チェックを提供して、較正誤差の可能性を弱める。減衰補正は、適切に較正される必要が
ある。
さらなる実施形態では、線形または非線形配列が、物理的に互いに分離され得るが、そ
れらからのデータは、同じ光音響事象に応答して回収され得る。図２６を参照すると、実
例として、２本アーム（またはそれ以上）の鉗子状のプローブ２６００が、使用時に、フ
ィンガーグリップ２６０５、２６１０を使用して、例えば、照射される体積の各側面上に
物理的に位置付けることができるアーム２６１５から延出する線形または非線形のトラン
スデューサ配列２６２０を含み得る。別の例（図示せず）では、グローブの２本以上のフ
ィンガーが、手動で位置付けることができるトランスデューサの線形または非線形の配列
を含む。各事例において、使用中、一方の配列の他の配列に対する向きを知ることは、好
ましくはあるが、必要ではない。また、体積に組み合わされたトランスデューサ配列の少
なくとも一部が光音響帰還信号を検出することを可能にするために、光音響事象が体積を
十分に照射することは必要であるが、光音響事象がプローブから生成されることは必要で
はない。
図２７を参照すると、データを前方伝送モードで取得することにより光音響画像を生成
する際に使用するための、鉗子状のプローブ２７００が示されている。プローブ２７００
は、レーザーなどの適切な光源からの光出力を投影できる光学窓２７３０の真向かいに位
置付けられた線形または非線形のトランスデューサ配列２７２０を含み得る。光学窓をト
ランスデューサ配列からの分離は、光音響帰還信号のサンプリングプロセスを干渉するノ
イズの多数の原因を緩和する。
プローブ１０２内の各トランスデューサは、動作中にわずかな変動を示し得る。その結
果、一実施形態では、一旦完了すると、プローブ１０２は、ファントム（図７〜図９を参
照）などの１つまたは複数の既知の試験対象に関連して検査され、試験対象からのプロー
ブの測定された応答が記録される。一実施形態では、試験対象は、既知の光音響事象に応
答して、またはファントムのアクティブ制御によってのいずれかで、既知の光音響帰還信
号を生成することになる。既知／予期される光音響帰還信号からの変動は、識別されて、
その変動を含む各特定のチャネル（例えば、トランスデューサ）に関連付けられ得る。こ
のようにして、プローブ独自の応答特性が、プローブごとに異なる範囲で、吸収でき、後
の処理で正規化され得る。従って、特定のトランスデューサが、予期された信号と異なる
信号を生成する場合、その差異が吸収でき、次いで、後に正規化される。
一実施形態では、プローブ独自の応答特性に関連する情報は、プローブ自身内に格納さ
れ得、電力および制御信号線１０９を介して、光音響処理およびオーバーレイシステム１
４０に報告され得る。代替実施形態では、プローブ独自の応答特性に関連する情報は、プ
ローブの外部に格納され得、プローブのシリアル番号または他の識別子で関連付けされ得
る。光音響処理およびオーバーレイシステム１４０は、使用のためにプローブを識別した
後、プローブ応答特性を取得できる。一実施形態では、プローブ応答特性は、ローカルデ
ィスク、ネットワーク、またはインターネット上のいずれかの、ネットワークアクセス可
能な位置に格納され得、そのディスク、ネットワーク、またはインターネットへの接続（
図示せず）を経由して、光音響処理およびオーバーレイシステム１４０にアクセス可能に
される。一実施形態では、光音響処理およびオーバーレイシステム１４０は、プローブか
ら一意の識別子を取得し、その後、ローカル装置、ネットワーク上のデータベースまたは
インターネットを介して問合せを行い、その一意の識別子に関連付けられたプローブに対
する応答特性を取得する。プローブ応答特性は、プローブが製造される時またはそれに近
い時間に記録されて格納され得る。一実施形態では、プローブ応答特性は、プローブ上で
特殊な検査（既知／予期される応答を有する検査）を実行することにより更新され得る。
プローブ識別子は、マシンの起動後であるが、光出力を行う前に、光音響処理およびオ
ーバーレイシステム１４０によって取得され得る。一実施形態では、プローブ識別子が、
プローブ上のバーコード上に記録され、そのバーコードが、装置が光出力を生じる前にス
キャンされる。一実施形態では、プローブ識別子が、プローブ内のコンピュータ可読メモ
リ上に記録され、起動後であるが、光出力を行う前に、光音響処理およびオーバーレイシ
ステム１４０によって、問合せが行われるか、またはそれに対して報告される。
プローブ識別子が既知であるので、装置は、プローブ使用の統計情報を保持できる。例
えば、一実施形態では、装置は、例えば、生じた光出力事象の数およびタイプ、ならびに
生じた超音波事象の数を含め、光音響モードにおけるプローブの操作の統計情報を保持し
得る。（図示されていない、内部光学センサーから推定され得る）プローブからの総光エ
ネルギー出力に関する統計情報も保持できる。一実施形態では、プローブの応答特性およ
びプローブ統計情報を、プローブ１０２がその上に取り付けられている任意の装置１００
に対して利用可能にできる。従って、例えば、かかる特性および統計情報が、インターネ
ットを介してアクセス可能な方法で格納できる。一実施形態では、ＶＰＮが、インターネ
ット上でセキュリティのために使用される。
光路１３２がプローブ１０２に固定して取り付けられている実施形態では、プローブ使
用統計情報は、光ファイバーにも関連し得る。例えば、光路１３２内のファイバーは、例
えば、損傷したか、または燃えたファイバーなど、何らかの透過率の低下をもたらす、時
間および／または使用に伴い劣化し得る。その結果、一実施形態では、装置は、総光エネ
ルギー、ピーク光エネルギー、および光路１３２を通過したパルス数に関連した統計情報
を保持できる。一実施形態では、プローブ内のセンサーは、光路のエネルギー出力に関す
る情報を検出でき、光サブシステム１２９内のセンサーは、光サブシステム１２９のエネ
ルギー出力に関する情報を検出できる。２つの端部でのセンサーにおける経時的な変動を
検出することにより、保守問題が特定できる。例えば、光サブシステム側センサーと比較
して、プローブ側センサーでの減少を見ると、光路１３２が劣化していて、交換が必要で
あることが示され得る。さらに、プローブ側センサーと光サブシステム側センサーとの間
の特定の差異は、それが保守を必要としていることを装置１００に示させるという結果と
なり得る。一実施形態では、差異が特定の安全閾値よりも大きい場合、装置１００は、継
続して光事象を放出し得ない。一実施形態では、これらのセンサーによって報告された情
報が、使用統計情報とともに格納され得る。
光路１３２がプローブ１０２から完全にまたは部分的に取り外し可能な場合、光路１３
２の取り外し可能な部分は、それ独自の一意の識別子を有し得る。光路の取り外し可能な
部分がそれ独自の一意の識別子を有する場合、光路のその部分に関連する使用統計情報が
、プローブに対する使用統計情報とほぼ同じ方法であるが、光路またはその部分に関連し
て、保持され得る。
装置１００の１つの使用は、乳がん検出のために人間に対して画像検査を実行すること
である。臨床装置１００は、光音響撮像機能および超音波撮像機能を包含するマルチモダ
リティシステムであり得る。光音響撮像が超音波撮像に勝る利点は、それが腫瘍の直接機
能評価を提供し得る超高コントラスト画像を提供することだけである。
臨床システムの一実施形態のブロック図が、主要なサブシステム間のやりとり、および
それらが表す信号のタイプを例示する図２８に示されている。一実施形態では、装置１０
０は、次のサブシステムから成る統合システムを提供する：超音波サブシステム２８０２
、光音響電子サブシステム２８０４、電力供給サブシステム２８０６、１つのコンソール
内に収容され得る、プローブ１０２および照射／レーザーサブシステム２８０８、ならび
に、コンソールに取り付けることができる制御およびディスプレイサブシステム２８１０
。超音波サブシステム２８０２、光音響電子サブシステム２８０４、ならびに制御および
ディスプレイのサブシステム２８１０は、以下、ＵＯＡと総称されることとする。
超音波サブシステム２８０２は、例えば、完全に機能的なスタンドアロンの超音波シス
テムであり得る。超音波サブシステム２８０２は、組織を刺激するために使用される超音
波信号を出力する超音波送信器２８１２を含む。超音波送信器２８１２は、その出力を、
超音波信号をプローブ１０２に切り替える光音響電子サブシステム２８０４内の中継ボー
ド２８１４に提供する。超音波サブシステムは、超音波信号を中継ボード２８１４から受
け取り、それらをコンピュータ２８１６に伝送し、それによってさらに処理するために処
理する、データ取得ボード、またはＤＡＱをさらに含む。コンピュータ２８１６は、ソフ
トウェアを通じて、信号処理、ユーザーインタフェース、ならびにコマンドおよび制御機
能を提供する。コンピュータ２８１６は、システムによって生成されたデータのみならず
プログラミングを格納するための、１つまたは複数のコンピュータ可読媒体を含む。コン
ピュータ可読媒体は、揮発性および／または不揮発性ＲＡＭ、ＲＯＭ、ソリッドステート
ドライブ、光媒体、磁気媒体（例えば、ハードドライブ）もしくは他の記憶装置の形であ
り得る。メモリおよびストレージは、コンピュータの残りの構成要素に統合され得るか、
または物理的に分離され得る。コンピュータ２８１６は、さらに、コマンドおよび制御信
号を受け取る、データ取得プロセスの制御用のＤＡＱおよび超音波送信器に送信する。
光音響電子サブシステム２８４は、受け取られた超音波信号を超音波サブシステム２８
０２のＤＡＱに、また、受け取られた光音響信号をデジタル取得および処理（ＤＡＰ）ボ
ード２８１８に交互に切り替えるための切替え機能を提供する中継ボード２８１４を含む
。中継ボード２８１４は、切替え制御およびタイミング制御の両方のためのファームウェ
アを含む。一実施形態では、超音波信号を送ることおよび受け取ることの両方を行うため
の超音波トランスデューサを形成するフレックス回路が、中継ボード２８１４に統合され
る。ＤＡＰ ２８１８はＯＡ信号を受け取って処理し、処理されたＯＡ信号をコンピュー
タ２８１６に出力する。コンピュータ２８１６は、コマンドおよび制御信号をバックプレ
ーンを経由してＤＡＰ ２８１８および中継ボード２８１４に提供し、タイミング信号を
バックプレーンを経由して照射／レーザーサブシステム２８０８に提供する。
図２９は、その一実施形態に従った、システム１００の照射サブシステム２８０８およ
び制御インタフェースを例示するブロック図を示す。トリガーは、アクティブ化のために
ＴＴＬ正極性である。照射サブシステム外部制御およびインタフェースのいくつかは、イ
ンターロック、光ダイオードベースの出力（６）、アース、ＲＳ２３２、電力および光ポ
ートを含む。
図３０は、システム１００内の放射制約を例示するパルス図を示す。
一実施形態では、装置１００は、トランスデューサの配列およびレーザー光がそこを通
過できる開口部を含むハンドヘルドプローブ１０２を使用する。使用中、オペレータは、
重大な画像特性を識別するために、プローブ１０２を身体または他の体積上を移動させな
がら、コントロールを操作し、ディスプレイを見る。超音波モードでは、レーザー光源は
放出しない。光音響モードでは、レーザーは、特定の事前構成および／またはオペレータ
設定パラメータに従って光を放出する。一実施形態では、ハンドヘルドプローブは、超音
波プローブの操作に似た方法で操作され得る。一実施形態では、装置１００は、オペレー
タ選択可能な操作モードを含み、それにより光音響モードおよび超音波モードがインター
レースされる。
一実施形態では、臨床装置１００は、特定の事前構成および／またはオペレータ設定パ
ラメータに従って、２つの出力波長を提供可能な照射源１４０８を含む。一実施形態では
、オペレータは、１０６４ｎｍでのＮｄ：ＹＡＧレーザー出力または７５７ｎｍでのアレ
キサンドライトレーザー出力のいずれかを選択すること、または両方のレーザー出力の使
用を選択することが可能であろう。２つの波長が選択される場合、レーザーサブシステム
は、特定の事前構成および／またはオペレータ設定パラメータに従って、２つの波長間で
交互に、または、他の事前構成もしくはオペレータ設定サイクルで、交替して行い得る。
一実施形態では、エネルギー、パルスレート、および波長などの、レーザー動作パラメー
タがオペレータ選択可能であるが、特定の事前構成パラメータに依存する。
一実施形態では、レーザーエネルギーの伝達は、取り外し可能機構をもつ光ファイバー
束を経由するであろう。レーザー出力の光ファイバー束に対するインタフェースをとるた
めの取り外し可能機能は、切断された場合の安全インターロック／レーザーシャットダウ
ンを含む。一実施形態では、レーザーサブシステム構成要素は、熱交換、パルスドライバ
、直接レーザーコントロール、レーザーパワー供給、レーザーパワー管理、レーザーヘッ
ド（複数可）、空洞および光学素子、制御およびドライブ電子機器、電子インタフェース
ポート、およびレーザー出力ポートを含む。
一実施形態では、レーザーは、ＵＯＡ制御システムによって完全に制御される。臨床装
置は、ユーザー制御パネルの近くに配置された低電流キースイッチの使用によって電源を
オン／オフされ得る。この低電流スイッチの動作を通して、閉じると、絶縁トランスの２
３０ＶＡＣの二次出力が、レーザーを含む、サブシステムの各々に適用される。このスイ
ッチを開くと、サブシステムの各々から電力が取り除かれる。
一実施形態では、レーザーサブシステムは、光ファイバー束を取り付けるように設計さ
れた共通の同心円出力コネクタをもつ、Ｑ−スイッチＮｄ：ＹＡＧレーザーおよびアレキ
サンドライトＱ−スイッチレーザーから成る。それは、全ての必要な電子機器、冷却、電
力管理、光学系、および操作要件を満たすために必要な接続を含む。
前述のように、特定の事前構成パラメータに従って、一実施形態では、オペレータは、
Ｎｄ：ＹＡＧ（１０６４ｎｍ）レーザーのみからの臨床装置１００のレーザー光出力を選
択すること、またはアレキサンドライト（７５７ｎｍ）のみからのレーザー光出力を選択
すること、または両方の波長のレーザー光出力を交互に行うことを選択できる。一実施形
態では、選択は、ＵＯＡからのＲＳ２３２コマンドを介して行われることになる。
一実施形態では、波長が変化する間の時間は、好ましくは０．０５秒未満であり、波長
変化に対する応答を開始するために時間遅延は、０．０１秒未満（これは、波長を変化さ
れるための０．０５秒内に含まれる）であるものとする。これは、実際の波長変更が行わ
れる前に、コマンドに０．０１秒を許可する。このタイミングパラメータは、装置１００
が、毎秒２０回までのレートで、波長出力を交替できるようにして、毎秒１０パルスで動
作する各別々の波長をインターリーブする。
一実施形態では、Ｎｄ：ＹＡＧに対するレーザー出力パルス幅はほぼ７ｎｓであるが、
実用的である限り、かつ任意の事例では、最良のパルス安定性のためには、２５ｎｓ未満
にすべきである。アレキサンドライトレーザーに対するレーザー出力パルス幅はほぼ６０
ｎｓ未満、より好ましくはほぼ５０ｎｓ未満であり得る。一実施形態では、どちらのレー
ザーに対してもサテライトパルス（一次パルスの直後に生じる二次レーザーパルス）は許
可されない。前述のように、一実施形態では、Ｎｄ：ＹＡＧまたはアレキサンドライトレ
ーザー以外の１つまたは複数の光源が採用され得る。従って、例えば、一実施形態では、
装置の作動中に、２つ以上の別々の波長を連続光パルスで生成するために、１つの迅速に
同調可能なレーザーが採用され得る。
パルスレートは、オペレータ選択可能であり得る。一実施形態では、パルスレートは、
各波長に対して、２、５、１０ＰＰＳからオペレータ選択可能であり得、インターレース
が選択される場合、パルスレートは、２倍の４、１０、２０ＰＰＳになるであろう。一実
施形態では、パルスレート間で選択するための最大時間は、１０秒となる。各レーザー波
長に対するパルスレートは、単一波長またはインターレース動作と無関係となる。
一実施形態では、ファイバー束に向けられるパルス（レーザー出力）ごとのエネルギー
は、各波長に対して最低でも１５段階で、２５ｍｊ〜２５０ｍｊの間で変化するであろう
。一実施形態では、制御は、ＲＳ２３２ポートを経由するであろう。パルスごとのエネル
ギーは、各波長に対して独立して調整可能とされる。一実施形態では、選択後、各出力エ
ネルギーが影響を受けるまでの最大時間はほぼ２秒となる。
意図しないパルスごとの変動を最小限にすることが望ましい。その結果、一実施形態で
は、（制御されていない）パルスごとのエネルギー変動は、５０レーザーパルス後、いず
れのレーザー出力からも３％ ＲＭＳ未満となる。
一実施形態では、各パルス（両方の波長）の出力エネルギーの測定が行われて、アナロ
グ出力パルスとともにＵＯＡに伝達されることになる。一実施形態では、パルスは、光学
的に検出されたパルスの引き延ばされた表現となる。振幅は、各出力パルスのエネルギー
の表現となる。一実施形態では、振幅は、予期される最大エネルギーに等しい５Ｖピーク
をもつ、０〜５Ｖピークとなる。一実施形態では、これらの信号に対するドライバは、全
体を通してＤＣ結合され、０〜５ボルトの１０００オーム終端を駆動し得る。一実施形態
では、パルスは、ピーク検出されて、少なくとも２００ｎｓで引き延ばされ得るが、２０
Ｍサンプル／秒での６．８ＭＨｚエイリアス除去フィルタを採用する場合、ピークは、少
なくとも２つのサンプルが捕捉されることを可能にするために、２ｕｓ前に生じる必要が
ある。一実施形態では、２０Ｍサンプル／秒サンプリング単位が、ＵＯＡ電子機器内に配
置される。インタフェースコネクタは、レーザーサブシステム上でＢＮＣを使用し得る。
コネクタ出力が、単一のＢＮＣコネクタまたは一対のＢＮＣコネクタ上のいずれかに提供
できる。
一実施形態では、レーザーパルスの各立ち上がりエッジが検出され、ＢＮＣコネクタを
もつ同軸ケーブルを経由して、ＴＴＬフォーマットでＵＯＡに伝達されることになる。一
実施形態では、別個の信号、同軸ケーブル、およびコネクタが、各追加の波長に対して使
用され得る。一実施形態では、信号は、少なくとも１マイクロ秒の持続時間を有する正相
入力（ｐｏｓｉｔｉｖｅ ｇｏｉｎｇ）ＴＴＬ信号となる。一実施形態では、ＵＯＡ終端
は５０オームに組み合わされたＡＣとなる。
一実施形態では、同期パルスジッター試験があるものとする。その試験は、ＴＴＬ同期
パルスを使用するトリガーをもつオシロスコープを使用し得る。入力は、レーザーパルス
の出力をサンプリングする広帯域光学試験検出器の出力となる。光学的に検出された波形
のＲＭＳジッターは、好ましくは約６ｎｓ未満である。
一実施形態では、各波長に対して各検出された光パルスが、レーザーシステムの外部の
２つの試験コネクタで利用可能にされる。一実施形態では、試験コネクタは、ＢＮＣコネ
クタであり、信号に対するドライバは、５０オーム範囲の負荷を駆動できるべきである。
これらの試験信号は、システム試験および評価をサポートするために使用され得る。一実
施形態では、５０オーム出力負荷に対して、同期検出器からアナログドライバまで、各波
長に対する別々の出力があり、その振幅は、光学検出器からの実際のパルスの割合であり
得る。
一実施形態では、光ファイバー束は、組み合わされたレーザー出力ポートに連結される
。一実施形態では、光出力は、光学ユニットの前方右で水平となる。急速着脱コネクタが
、ファイバー束をレーザー出力ポートに接続するために使用され得る。
一実施形態では、ファイバーケーブル用のマウントは、レーザーエネルギー出力に対す
る自己整合を提供する。一実施形態では、６ｍｍの中心開口のあるセラミック円板が、フ
ァイバー束への損傷を最小限にするために、光ファイバーマウントの出力に取り付けられ
るであろう。一実施形態では、ファイバー束が接続されるとき、マイクロスイッチが係合
される。マイクロスイッチは、安全インターロックとして機能し、マイクロスイッチが閉
じられていない限り、レーザーが発射できないことを確実にするために使用される。
一実施形態では、レーザー出力ビームの形状は、円形となる。一実施形態では、ビーム
プロファイルは、光ファイバーの均一な照射を確実にするために、ほぼシルクハット形状
に平らにされることになる。一実施形態では、ビーム幅は、１０％レベルで直径６ｍｍで
あろう。安全性および一貫性のため、ビーム形状は、この形状から大幅に外れるべきでな
く；一実施形態では、ビーム形状は、経時的およびパルスごとに、３％ ＲＭＳ以上この
形状から外れない。
一実施形態では、各レーザーの出力は、光ファイバーに対してほぼ６．２５ｍｍであり
、ビームは、フル活用の後を含め、ホットスポット（複数可）を有するべきでない。一実
施形態では、（Ｎｄ：ＹＡＧおよびアレキサンドライトに対して）両方のビーム形状は、
６ｍｍ直径の５％以内で、直径が等しくなる。本明細書での目的のため、ホットスポット
は、ビーム断面の任意の２ｍｍ区分にわたるエネルギー密度における１５％変動と定義さ
れる。一実施形態では、レーザービームは、出力エネルギーの９８％がファイバーケーブ
ル内に伝達されるように、出力コネクタを狙う必要がある。一実施形態では、現地でレー
ザービーム調整を達成するための機構が提供される。
一実施形態では、レーザースペクトル幅が、ＦＷＨＭ（Ｆｕｌｌ Ｗａｖｅ Ｈａｌｆ
Ｍａｘｉｍｕｍ：全波半値）レベルで３０ｎｍ未満であり、スペクトル特性が好ましく
は安定していて、パルスごとに３ｎｍ ＲＭＳ以上変動しない。
一実施形態では、臨床装置１００の主な動作モードは、以下である：
ａ．オフモード：全ての電力がオフにされて、レーザーサブシステム内を電流が流れてい
てはならない。これは、主回路ブレーカーをオフにするか、または電力キースイッチをオ
フにすることによって達成できる。この場合、電力はまだ絶縁トランスに接続されている
可能性がある。
ｂ．スリープモードまたは超音波のみモード：ほとんど全ての電力が、全ての操作に対し
て停止されているが、レーザーサブシステムを「オン」モードにするだけの十分なエネル
ギーを除く。例えば、レーザー制御ユニットだけが電源を入れられている。
ｃ．オンモード：ウォームアップ期間：全ての必要な電力をオンにして、レーザーがウォ
ームアップされるのを可能にする。レーザーは、レーザーヘッドの温度を測定して、ＵＯ
Ａに報告する。レーザーヘッドの温度が事前に決定された値に達すると、ＵＯＡはレーザ
ーシステムを「スタンバイモード」にする。一実施形態では、レーザーサブシステムは、
十分なウォームアップが行われるまで、「スタンバイモード」に移行することが許可され
ない。
ｄ．スタンバイモード：レーザーが、準備完了モードコマンドから迅速に「準備完了モー
ド」にされることを可能にする。
ｅ．準備完了モード：レーザーを放出モードにするが、シャッターは閉じたままである。
一実施形態では、放出モードは、放出モードコマンドの後、事前に指定された間隔で、例
えば、１秒以内または２０パルス後に、開始できる。
ｆ．放出モード：このモードが指示されている限り、指定された出力エネルギーを提供す
る。このモードでは、レーザーは、外部コマンドから決定されたように、そのランプ同期
およびドライバ、Ｑ−スイッチ遅延およびドライバ、ならびにパルスレートを提供する。
波長出力は、外部コマンドから決定されるとおりである。
一実施形態では、レーザーサブシステムは、任意の動作モードから任意の低い動作モー
ドに直接移行する機能を有し：「オフ」が一番低い動作モードであり、「放出」が最も高
い動作モードである。例えば、一実施形態では、オペレータは、放出モードから、スタン
バイ、オン、スリープ、またはオフモードに直接移行することが可能であろう。好ましく
は、オペレータは、オフから放出モードには、まず、その間のモードに移行することなく
、直接移行することはできなくなる。
一実施形態では、レーザーは、内部同期で動作し、ＵＯＡはその同期をレーザーからそ
の同期信号出力を通して導き出すとされる。一実施形態では、時間依存インタフェース（
同期信号）は、ＴＴＬ信号を使用してインタフェースをとられるが、コンピュータインタ
フェース情報はＲＳ２３２インタフェースを経由することになる。一実施形態では、波長
選択モード（単一ＹＡＧ、単一ＡＬＥＸ、インターレースモード）がＲＳ２３２を通じて
選択され、制御ユニットは内部コマンドを、正しいタイミングで、インターレースまたは
単一モードで生成することになる。一実施形態では、電子機器が、エネルギー光ダイオー
ドおよび／または同期パルスおよび／またはＱ−スイッチＴＴＬ同期出力を通して、現在
のレーザー発光を有効にする。
一実施形態では、シャッターが、（放出モードで定義されるように）レーザー光が放出
されるのを可能にするために、開かれることになる。一実施形態では、シャッターは、２
つの条件―足踏みスイッチの閉鎖およびＲＳ−２３２コマンド、が存在しない限り、閉じ
たままとされる。しかし、足踏みスイッチが閉じたままであり、ＲＳ２３２コマンドが存
在する限り、放出は存続することになる。足踏みスイッチの閉鎖およびＲＳ−２３２コマ
ンドの両方は、放出を達成するために両方とも存在する必要がある。足踏みスイッチの閉
鎖は、図３１に示すように、三線式インタフェースを使用して、スイッチ内に二重接点、
ＮＣおよびＮＯを提供し得る。足踏みスイッチおよびＲＳ２３２コマンドの一方または両
方が変わると、放出は、シャッターの閉鎖によって、好ましくは、約０．５秒以内に、存
続を停止することになる。レーザーサブシステムは、別に指示されるまで、準備完了モー
ドのままであり得る。
一実施形態では、レーザーオペレーティングシステムは、説明責任およびトラブルシュ
ーティングの目的のため、エラーコード、ランプショット、および動作事象の不揮発性タ
イムスタンプ付きレコードを保持するものとする。不揮発性レコードは、ＲＳ−２３２コ
マンドによって、可読で、おそらくは、消去可能であり得る。一実施形態では、不揮発性
レコードの消去は、パスワードまたは他のアクセス装置を必要とする。一実施形態では、
５０事象以上からなるログが十分であり得る。一実施形態では、ＵＯＡは、メッセージの
数をポーリングしてそれらを読むことができる。
一実施形態では、レーザーサブシステムは、レーザーヘッドの温度を監視して、各々を
定期的にＵＯＡに報告し、レーザーヘッドが許容可能な温度に達していない限り、レーザ
ーが準備完了モードに移行するように指示することを、ＵＯＡが回避することを可能にし
、温度が予想外にその適切な動作範囲外であれば、自動的にレーザーサブシステムをオフ
モードにする。
一実施形態では、ポッケルセルへのワイヤーおよび全ての内部高放射信号はシールドさ
れるべきである。臨床装置１００の撮像時間の間、電磁放射線を弱めるために、ランプド
ライバの再充電は、Ｑ−スイッチの後、７０マイクロ秒以上遅延されるべきである。図１
６を参照されたい。再充電中、電磁放射線は、超音波またはＯＡ撮像に干渉しないよう、
十分に低い必要がある。
代替実施形態では、制御信号が、ＯＡデータ取得中、およびＵＳデータ取得中にも、電
力供給スイッチングノイズを抑制するために使用できる。例えば、論理ＨＩＧＨが、内部
スイッチング電力供給に、フラッシュランプ回路に電力を供給するスイッチングＰＷＭ（
パルス幅変調）を駆動するその内部発振器、および／または任意の他のスイッチング動作
を停止させ、論理ＬＯＷの場合に、通常の操作を再開するように、レーザー回路内からの
ＴＴＬトリガーが生成され得る。一実施形態では、この制御は、あるオン時間（例えば、
１００マイクロ秒）を超えてアサートされず、また、あるデューティサイクルを超えない
可能性がある。一実施形態では、トリガー信号は負論理であり得、論理ＬＯＷが発振器を
停止し、論理ＨＩＧＨがその再開を許可する。一実施形態では、トリガー信号は、ＯＡシ
ステム内のレーザー内および／または他の場所で、１つまたは複数の他のスイッチング電
力供給に適用でき、それは、非振動間隔中に、電気的ノイズを電力供給から抑制し得る。
一実施形態では、データ取得期間は、その間、１つまたは複数のスイッチング電力供給が
、抑制されたスイッチング回路を有している、間隔内にすべきである。スイッチング電力
供給が、ＰＷＭ制御されないタイプである場合でも、トリガーは、いずれにしても、スイ
ッチング機能を制御するために使用される内部発振器の動作を抑制するために使用できる
。
一実施形態では、ユーザーインタフェースコンソールは、レーザーシステムに対する全
てのＡＣ電力を取り除くことによりレーザーをオフモードにするための「パニックボタン
」を含むであろう。
一実施形態では、レーザーサブシステムおよび他の全てのサブシステムは、２３０＋１
−１０％ ＶＡＣ、単相、６０／５０＋／−３Ｈｚ、最大で４０００ＶＡから動作するで
あろう。一実施形態では、幹線（ｍａｉｎｓ）電圧は、ｗｗｗ．ｔｏｒｏｉｄｓ．ｃｏｍ
によって製造された部品番号９２５．１２０２、または均等物などの、絶縁トランスの使
用によって、様々なサブシステムから分離され、一次側の切替え可能ＡＣ回路ブレーカー
で保護され得る。このトランスの二次側は、４つのＡＣ電源方式サブシステムの各々に、
突入電流問題を回避するために、ソフトスタート絶縁トランスを通して、ＡＣ電力を供給
するであろう。一実施形態では、レーザーサブシステムは、損傷が生じること、再調整を
必要とすること、調整すること、または安全でない動作を生じることなく、入力電力の突
然の喪失または電圧低下に対応するように適合される。
一実施形態では、全てのオペレーティングシステムコントロールは、ＵＯＡ電子機器を
介して提供され得る。
読み取り規則
以下の規則は、上に記載されるシステムおよび方法により作成される画像を分析するた
めに有益である。また、これらの規則は、上に開示される本システムのソフトウェアもし
くはファームウェア内に、本システムの一部または全体を組み込むことにより自動化され
てもよい。
線維腺腫分析規則
一部の線維腺腫は、背景組織と比較して異なる比率で光音響エネルギーを吸収する。
多くの（約５０％）の線維腺腫は、ヘモグロビンを示さない（９５％のコラーゲン構造
）。
線維腺腫は、周辺のいずれかへと入る単一の血液供給を示す。一部の画像は、概して３
０％の線維芽細胞、７０％のコラーゲンである場合に中心的な血液供給を示す。
一部の線維腺腫は、病変の嚢に平行であり外側の血管を示す。
無色または色が最小の領域は、血液供給の減少に関連する。線維腺腫では、これは線維
状（コラーゲン）組織を示すことがある。コラーゲンは、線維組織であり、細胞性ではな
い。線維芽細胞は、コラーゲンを産生する細胞である。
上記の規則を組み合わせることができる。
線維腺腫は、カラー化において代謝に関する必要の指標、および背景となる組織と同様
である赤および青の混合物として示される。
この規則は、線維腺腫をＩＤＣと区別する。
浸潤性乳管癌（ＩＤＣ）分析規則
ＩＤＣの大多数は、背景組織とは異なる比率で光音響エネルギーを吸収する。
組織学的異型度３の病変は、概して主に赤を示す。典型的には、それらは病変に供給す
る及びそこから排出する複数の血管を有する。それらは通常、病変の表面を通して見るこ
とができる。この段階の病変は、より外接した表面を有する。通常、病変内に目に見える
血液が存在する。小さな病変は、異型度３とすることができる。
組織学的異型度２の病変は、緑から赤の混合色を示す。このカラーバランスは、癌の攻
撃性によるものである。多くの場合、複数の血管が、斜角で表面から放射する。多くの場
合、病変内に血液の流れは存在しない。異型度２の病変は、しばしば異型度３に移行する
。
組織学的異型度１の病変は、赤および緑の混合色を示す。多くの場合、１つまたは２つ
の血管が、斜角で表面から放射する。これらの病変は、末梢血周辺の血管表面に存在する
。異型度１の病変は、しばしば異型度２の病変に移行する。
一般的な規則
解釈の誤解を避けるための一般的な規則を以下に示す。
・グレースケール画像は、光音響データの解釈に重要である。
光音響データは、病変内、病変周囲で直に接触した境界組織内でのみ解釈される。病変を
検出するために光音響画像を使用しないこと。
・対象領域内の大きな血管は、光音響データのカラー表示に悪影響を与え得る。病変を
介しての掃引が、いくつかのフレーム上に大きな血管を示すが、他のフレームには示され
ない場合、通常は、大きな交絡した血管が存在しないフレーム上の光音響データを解釈す
ることが最適である。
・光音響ＰＯＭが、病変間で変動する場合、病変内の最も高い光音響ＰＯＭにより病変
を特徴付ける。
・マンモグラムが利用可能であり、マンモグラムをＢＩＲＡＤＳ ４ｃまたは５として
評価し、全てのマンモグラムにおいて、査定者がＢＩＲＡＤＳ ４ｃまたは５としてグレ
ースケール画像を評価する場合、グレースケールＰＯＭを下げるために光音響を使用して
はならない。光音響ＰＯＭは、他のいずれかの病変上のＰＯＭ（マンモグラフィーおよび
／またはグレースケール画像によるＢＩＲＡＤＳ３、４ａ、および４ｂ）を上げるかまた
は下げるために使用することはできない。
・病変の側部での曲線状アーチファクトは、腫瘍新生血管を模倣し得る。真の腫瘍血管
とアーチファクトを区別することを支援するために、未加工の光音響画像（右側部のグレ
ースケール光音響画像）を使用する。
本システムおよび方法が、光音響プローブを含む方法および装置のブロック図および操
作上の具体例を参照して前述されている。ブロック図または操作上の具体例の各ブロック
、およびブロック図または操作上の具体例のブロックの組合せが、アナログまたはデジタ
ルハードウェアおよびコンピュータプログラム命令によって実現され得ることを理解され
たい。これらのコンピュータプログラム命令は、汎用コンピュータのプロセッサ、専用コ
ンピュータ、ＡＳＩＣ、ＦＰＧＡ、または他のプログラム可能データ処理装置に提供され
得、これにより、コンピュータのプロセッサまたは他のプログラム可能データ処理装置に
よって実行される、命令が、ブロック図または操作ブロックもしくは複数のブロックで指
定された機能／動作を実現する。ある代替実施態様では、ブロック内に記述された機能／
動作は、操作上の具体例に記述された順序とは異なる順序で生じ得る。例えば、連続して
示される２つのブロックは、実際には、関与する機能／動作に応じて、実質的に同時に実
行され得るか、またはブロックは時々、逆の順序で実行され得る。
本記述および以下の請求項では、「１つの（ａ）」または「１つの（ａｎ）」は、特に
指示のない限り、「少なくとも１つ」または「１つまたは複数」を意味する。さらに、単
数形の「１つの（ａ）」、「１つの（ａｎ）」および「その（ｔｈｅ）」は、その内容に
ついて別段の明確な指示がない限り、複数参照を含む。従って、例えば、「１つの化合物
（ａ ｃｏｍｐｏｕｎｄ）」は、２つ以上の化合物の混合物を含む。
本明細書および添付の請求項では、「または（ｏｒ）」という用語は、一般に、その内
容について別段の明確な指示がない限り、「および／または（ａｎｄ／ｏｒ）」を含む意
味で採用される。
終点による数値範囲の本明細書における列挙は、その範囲内に包含される全ての数を含
む（例えば、１〜５は、１、１．５、２、２．７５、３、３．８０、４、および５を含む
）。
特に指示のない限り、明細書および請求項内で使用される、成分の量、特性の測定など
を表す全ての数は、その内容について別段の明確な指示がない限り、「約（ａｂｏｕｔ）
」という用語によって、全ての場合において修正されるとして理解されるべきである。そ
の結果、それとは反対の指示がない限り、前述の明細書および添付の請求項に記載された
数値パラメータは、本発明の技術を利用する当業者によって得られようとする所望の特性
に応じて変わり得る。最低でも、また、請求項の範囲を制限しようとする試みとしてでは
なく、各数値パラメータは、少なくとも、報告された有効数字の数を考慮し、また、普通
の丸め技術によって、解釈されるべきである。しかし、任意の数値は、それらそれぞれの
試験測定値で見られた標準偏差に必ず起因するある誤差を本質的に含む。
当業者は、本開示の方法およびシステムが、多くの方法で実現され得、そのため前述の
典型的な実施形態および例によって制限されないことを理解するであろう。言い換えれば
、ハードウェアおよびソフトウェアまたはファームウェアの様々な組み合わせで、単一ま
たは複数の構成要素によって実行されている機能要素、および個々の機能は、臨床レベル
もしくはサーバーレベルまたは両方のいずれかで、ソフトウェアアプリケーション間に分
散され得る。これに関して、本明細書に記載されている異なる実施形態の任意の数の特徴
が、単一または複数の実施形態に組み合わされ得、また、本明細書に記載されている全て
の特徴より少ない又は多い特徴を有する代替実施形態が可能である。機能も、全体または
一部において、現在知られているか、または知られるようになる方法で、複数の構成要素
間に分散され得る。従って、本明細書に記載されている機能、特徴、インタフェースおよ
びプリファレンスの達成には、無数のソフトウェア／ハードウェア／ファームウェアの組
合せが可能である。さらに、本開示の範囲は、当業者によって現在または将来に理解され
得るように、記載されている特徴および機能およびインタフェースを実行するための従来
から知られている方法、ならびに本明細書に記載されているハードウェアまたはソフトウ
ェアまたはファームウェア構成要素に行われ得る変更および修正、を包含する。
その上、本開示内でフローチャートとして提示および記述された方法の実施形態は、本
技術のより完全な理解を提供するために一例として提供されている。開示された方法は、
本明細書に提示されている操作および論理のフローに限定されない。様々な操作の順序が
変更され、また、より大きな操作の一部として記述されている下位操作が独立して実行さ
れる、代替実施形態が検討される。
本発明に対する様々な修正および代替が、当業者には、本発明の範囲および精神から逸
脱することなく、明らかになるであろう。本発明は、本明細書に記載された特定の実施形
態および例によって不当に限定されることを意図しないこと、ならびにかかる実施形態お
よび例は、単に本発明を例示するために提示されており、本発明の範囲は本明細書に添付
の請求項によってのみ限定されることを意図することが理解されるべきである。従って、
本発明は、その好ましい実施形態を参照して、具体的に示され、記述されているが、本発
明の精神および範囲から逸脱することなく、形態および詳細において様々な変更が本明細
書において行われ得ることが、当業者によって理解されるであろう。

Claims (67)

  1. 定性的画像を作成する方法であって、該方法は、
    電磁エネルギーを体積内に蓄積する工程であって、蓄積したエネルギーの空間プロファ
    イルが、十分に変動する、工程、
    前記体積中に蓄積したエネルギーから音響帰還信号を測定する工程と、
    前記体積中に空間的に表される少なくとも１つのパラメータ値を推定するパラメータマ
    ップを計算する工程と、
    ｉ）前記パラメータマップの少なくとも１つの対象領域内の少なくとも１つの基準レ
    ベルを決定することと、
    ｉｉ）カラーマップの上限およびカラーマップの下限を特定し、前記カラーマップの
    上限およびカラーマップの下限が、前記少なくとも１つの基準レベルに関連して決定され
    ること、
    により、前記蓄積したエネルギーの空間プロファイル内の変動の少なくとも一部から生じ
    る効果に対して調整するマッピング構成を作成する工程と、
    前記マッピング構成のカラーマップの上限および下限に従って、前記カラーマップ上に
    前記パラメータマップの推定値をマッピングすることにより、前記カラーマップのパレッ
    ト内のパラメータマップを表示し、表示されたパラメータマップを生成する工程と、
    を含む、方法。
  2. 前記電磁エネルギーを前記体積内に蓄積する工程が、前記パラメータマップの分子コン
    トラスト源を提供するために、電磁エネルギーの少なくとも２つの波長を前記体積に蓄積
    する１つ以上のエネルギー源を使用することを含む、請求項１に記載の方法。
  3. 前記パラメータマップを計算する工程が、
    少なくとも２つの電磁エネルギー波長のうちの第１の波長の前記音響帰還信号に基づき
    、前記体積の空間表示を計算することと、
    前記少なくとも２つの電磁エネルギー波長のうちの第２の波長の前記音響帰還信号に基
    づき、前記体積の空間表示を計算することと、
    前記少なくとも２つの電磁エネルギー波長の計算された空間表示の間の関係を均衡させ
    、前記少なくとも２つの波長のそれぞれの、均衡させた前記体積の空間表示に基づき、前
    記体積内に空間的に示される少なくとも１つのパラメータ値を推定することと、
    少なくとも１つの空間的に表示されたパラメータの前記推定値を出力することと
    を含む、請求項２に記載の方法。
  4. 均衡させる工程が、前記計算された空間表示の少なくとも１つの対象領域に適用した数
    学的特徴に基づき実行され、前記数学的特徴の結果が、前記計算された空間表示の少なく
    とも１つに正規化されるために適用され、それにより、前記少なくとも２つの波長のそれ
    ぞれの均衡させた前記体積の空間表示を生成する、請求項３に記載の方法。
  5. 均衡の数学的特徴が、統計関数であり、前記正規化が、前記統計関数の結果に比例して
    、少なくとも１つの計算された空間表示を掛け合わせることにより実行される、請求項４
    に記載の方法。
  6. 前記統計関数が、前記対象領域の標準偏差の逆数である、請求項５に記載の方法。
  7. 前記統計関数の結果が、スカラー値であり、乗算に使用される値が、前記対象領域にわ
    たり一定である、請求項５に記載の方法。
  8. 前記統計関数の結果が、スカラー値であり、乗算に使用される値が、前記統計関数の結
    果に基づき、かつ所定の関係に従って、前記対象領域にわたって空間的に変動する、請求
    項５に記載の方法。
  9. 前記所定の関係が、仮定した空間エネルギー分布に基づく、請求項８に記載の方法。
  10. 前記均衡の数学的特徴が、前記少なくとも２つの波長の第２の波長の対象領域中の推定
    値上への前記少なくとも２つの波長の第１の波長の対象領域中の推定値のスカラー投影で
    あり、前記正規化が、前記スカラー投影の結果に比例して、少なくとも１つの計算された
    空間表示を掛け合わせることにより実行される、請求項４に記載の方法。
  11. 前記正規化が、定数を乗算することにより実行される、請求項４に記載の方法。
  12. 前記カラーマップが、少なくとも１つのチャネルからなり、マッピング工程が、前記カ
    ラーマップの上限および下限の間の補間に従う、前記カラーマップの各チャネル上に前記
    パラメータマップのマッピング数値を含む、請求項１に記載の方法。
  13. 前記少なくとも１つの基準レベルを決定する工程が、前記少なくとも１つの対象領域内
    の前記パラメータマップの数値の特定の数学的特徴を使用することを含む、請求項１に記
    載の方法。
  14. 前記基準レベルを決定する前記特定の数学的特徴が、前記対象領域内の画素の数値の平
    均値である、請求項１３に記載の方法。
  15. 前記基準レベルを決定する前記特定の数学的特徴が、統計関数である、請求項１３に記
    載の方法。
  16. 前記統計関数が、標準偏差、ヒストグラム、最大値、最小値、中央値、最大値−最小値
    ／２、閾値を超える比率、尖度、歪度、分散、範囲の内の少なくとも１つを含む、請求項
    １５に記載の方法。
  17. 前記パラメータマップを計算する工程が、前記少なくとも２つの波長に関する前記体積
    内の電磁エネルギーフルエンス分布の間接的または明示的モデルを考慮することを含み、
    前記エネルギーの分布が前記音響帰還信号の強度を決定する、請求項２に記載の方法。
  18. 前記パラメータマップを計算する工程が、前記少なくとも２つの波長に関する前記体積
    内の電磁エネルギーフルエンス分布の理論的基礎を考慮することを含み、前記エネルギー
    分布が、前記光音響帰還信号の強度を決定する、請求項２に記載の方法。
  19. 透明度で表示されるマップをマスクする工程をさらに含む、請求項１に記載の方法。
  20. 前記表示されるマップを超音波画像と位置合わせする工程をさらに含む、請求項１９に
    記載の方法。
  21. 前記パラメータマップの前記少なくとも１つの対象領域を定義する工程をさらに含む、
    請求項１に記載の方法。
  22. 前記少なくとも１つの対象領域を定義する工程が、前記対象領域を特定するユーザー入
    力を受けることを含む、請求項２１に記載の方法。
  23. 前記ユーザー入力を受ける工程が、グラフィカルユーザーインタフェースを介して、全
    体の深さを定義する入力を受信することを含む、請求項２２に記載の方法。
  24. 前記全体の深さを定義する入力が、前記ユーザーからの深さおよび高さの入力を含む、
    請求項２３に記載の方法。
  25. 前記対象領域が矩形である、請求項２２に記載の方法。
  26. 前記特定の数学的特徴が、固定の定数である、請求項１３に記載の方法。
  27. 前記基準レベルが、オフセット値によりオフセットされる、請求項１に記載の方法。
  28. 前記オフセット値が、ユーザーにより調節可能である、請求項２７に記載の方法。
  29. 前記オフセット値が固定される、請求項２７に記載の方法。
  30. 前記カラーマップの上限および下限が、前記対象領域の画素の数値の統計関数を計算す
    ることにより決定される、請求項１に記載の方法。
  31. 前記統計関数が、標準偏差である、請求項３０に記載の方法。
  32. 前記統計関数の結果が、前記基準レベルに対する前記カラーマップの上限および下限の
    関係を比例させるために使用される、請求項３０に記載の方法。
  33. 前記カラーの上限が、前記基準レベル＋第１の定数×前記対象領域の標準偏差であり、
    前記カラーの下限が、前記基準レベル−第２の定数×前記対象領域の標準偏差である、請
    求項１６に記載の方法。
  34. 前記第１の定数および前記第２の定数が、同一の定数である、請求項３３に記載の方法
    。
  35. 前記少なくとも１つの基準レベルが固定され、前記パラメータマップの計算が予め較正
    される、請求項１に記載の方法。
  36. 前記少なくとも１つの基準レベルが固定され、前記パラメータマップの計算が、波長当
    たりのフルエンス補正を使用して調整される、請求項１に記載の方法。
  37. 透明度マップならびに前記カラーマップの上限および下限が、前記基準レベルに関連し
    て定義される、請求項１９に記載の方法。
  38. 前記透明度マップが、透明度チャネルを反映する単一チャネルのカラーマップを含む、
    請求項３７に記載の方法。
  39. 前記カラーマップが、単一チャネルのグレースケールカラーマップである、請求項３に
    記載の方法。
  40. ユーザーに表示されるパラメータマップを表示する工程をさらに含む、請求項１に記載
    の方法。
  41. 前記対象領域が、前記パラメータマップのサブセットを表す、請求項１に記載の方法。
  42. 前記対象領域が、前記パラメータマップの全体を表す、請求項１に記載の方法。
  43. 表示されるパラメータマップが、ヘモグロビンの酸素飽和度を表す、請求項１に記載の
    方法。
  44. 表示されるパラメータマップが、総光音響帰還信号強度を表す、請求項１に記載の方法
    。
  45. 表示されるパラメータマップが、画像で表示されるカラー表示の数値がない状態で、定
    性的画像として表示される、請求項１に記載の方法。
  46. 相対コントラストを使用して、対象となる組織の体積中の定性的画像を生成する光音響
    イメージングシステムであって、該システムは、
    体積内にエネルギーを蓄積するための電磁エネルギー源と、
    光音響帰還信号を取得するためのデータ収集サブシステムと、
    前記組織を空間的に表すパラメータマップを生成し、
    背景物質に対する基準レベルを統計的に決定し、
    前記基準レベルを使用してカラーマップの上限およびカラーマップの下限を割り当て
    、
    前記カラーマップの上限およびカラーマップの下限の間の補間に基づき、カラーマッ
    プ中のカラー値に画像中の画素をマッピングすることと、
    前記表示された画像を出力することと、
    を行うように構成される電気サブシステムと、
    を含む、システム。
  47. 前記背景物質が、実質的に通常の組織を含む、請求項４６に記載のシステム。
  48. 前記実質的に通常の組織が、***組織を含む、請求項４７に記載のシステム。
  49. 前記背景物質が、基準となる組織を含む、請求項４６に記載のシステム。
  50. 前記基準となる組織が***組織を含む、請求項４９に記載のシステム。
  51. 前記基準となる組織が、組織のファントムを含む、請求項４９に記載のシステム。
  52. 前記背景物質が、対象領域内の体積中に含まれる、請求項４６に記載のシステム。
  53. 前記背景物質が、実質的に知られている酸素化レベルを有する、請求項４６に記載のシ
    ステム。
  54. 前記知られている酸素化レベルが、特定のパーセンテージを超えると知られている酸素
    化レベルを含む、請求項５３に記載のシステム。
  55. 前記画像を出力することが、前記画像を処理することをさらに含む、請求項４６に記載
    のシステム。
  56. 前記画像を出力することが、少なくとも１つのパラメータ画像を作成することを含む、
    請求項５５に記載のシステム。
  57. 前記画像を出力することが、前記パラメータ画像を超音波画像と位置合わせして、位置
    合わせされた画像を作成することをさらに含む、請求項５６に記載のシステム。
  58. 前記画像を出力することが、位置合わせした画像を表示することをさらに含む、請求項
    ５７に記載のシステム。
  59. 電磁エネルギーが、前記体積内に蓄積され、エネルギーの少なくとも２つの波長が、分
    子コントラストを提供するために使用される、請求項４６に記載のシステム。
  60. 前記基準レベルを統計的に決定することが、前記対象領域中の酸素化レベルの平均値を
    計算することを含む、請求項４６に記載のシステム。
  61. 前記基準レベルが、酸素化のレベルである、請求項４６に記載のシステム。
  62. 前記基準レベルが、ヘモグロビンのレベルである、請求項４６に記載のシステム。
  63. 前記カラーマップの上限を割り当てるために前記基準レベルを使用することが、前記カ
    ラーマップ基準点＋前記対象領域中の酸素化の標準偏差×カラー定数パラメータであるよ
    うに前記カラーマップの上限を設定することを含む、請求項４６に記載のシステム。
  64. 前記カラーマップの下限を割り当てるために前記基準レベルを使用することが、前記カ
    ラー基準点−前記対象領域における酸素化の標準偏差×カラー定数パラメータであるよう
    に前記カラーマップの下限を設定することを含む、請求項４６に記載のシステム。
  65. 前記特定の数学的特徴が、Ｍｉｃｈｅｌｓｏｎコントラスト、Ｗｅｂｅｒコントラスト
    、局部コントラスト、またはＲＭＳコントラストなどのコントラストの測定値であり、前
    記基準レベル、カラーマップの上限、およびカラーマップの下限が、前記対象領域のコン
    トラストの測定値を最大化するために計算される、請求項１３に記載の方法。
  66. 前記パラメータ画像を位置合わせすることが、運動の推定値を使用して、前記超音波画
    像の位置および前記パラメータ画像の位置を推定し、それに従って前記パラメータ画像を
    ずらし、収集した値の運動により引き起こされる位置のずれを低減することを含む、請求
    項５７に記載のシステム。
  67. 前記対象領域が、高レベルのヘモグロビンまたは他の基準を示すように、閾値を超える
    画素値などの基準と一致する画素により得られる、請求項２１に記載の方法。
JP2018105261A 2012-03-09 2018-05-31 光音響イメージングシステムにおける統計マッピング Active JP6505919B2 (ja)

Applications Claiming Priority (6)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US201261609100P 2012-03-09 2012-03-09
US61/609,100 2012-03-09
US13/507,217 2012-06-13
US13/507,217 US9289191B2 (en) 2011-10-12 2012-06-13 System and method for acquiring optoacoustic data and producing parametric maps thereof
US13/793,808 2013-03-11
US13/793,808 US9330452B2 (en) 2012-03-09 2013-03-11 Statistical mapping in an optoacoustic imaging system

Related Parent Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2014561185A Division JP2015509443A (ja) 2012-03-09 2013-03-11 光音響イメージングシステムにおける統計マッピング

Publications (2)

Publication Number Publication Date
JP2018149362A true JP2018149362A (ja) 2018-09-27
JP6505919B2 JP6505919B2 (ja) 2019-04-24

Family

ID=49117523

Family Applications (2)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2014561185A Pending JP2015509443A (ja) 2012-03-09 2013-03-11 光音響イメージングシステムにおける統計マッピング
JP2018105261A Active JP6505919B2 (ja) 2012-03-09 2018-05-31 光音響イメージングシステムにおける統計マッピング

Family Applications Before (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2014561185A Pending JP2015509443A (ja) 2012-03-09 2013-03-11 光音響イメージングシステムにおける統計マッピング

Country Status (8)

Country Link
US (3) US9330452B2 (ja)
JP (2) JP2015509443A (ja)
KR (1) KR102105728B1 (ja)
AU (1) AU2013229748B2 (ja)
CA (1) CA2866840C (ja)
MX (1) MX2014010832A (ja)
SG (1) SG11201405548RA (ja)
WO (1) WO2013134772A2 (ja)

Families Citing this family (47)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP2335030A4 (en) * 2008-06-18 2014-05-07 Eyelab Group Llc SYSTEM AND METHOD FOR DETERMINING VOLUMETRIC PARAMETERS OF OCULAR TISSUES AND OTHER BIOLOGICAL TISSUES
US9289191B2 (en) 2011-10-12 2016-03-22 Seno Medical Instruments, Inc. System and method for acquiring optoacoustic data and producing parametric maps thereof
US10433732B2 (en) 2011-11-02 2019-10-08 Seno Medical Instruments, Inc. Optoacoustic imaging system having handheld probe utilizing optically reflective material
US9730587B2 (en) 2011-11-02 2017-08-15 Seno Medical Instruments, Inc. Diagnostic simulator
US11287309B2 (en) 2011-11-02 2022-03-29 Seno Medical Instruments, Inc. Optoacoustic component utilization tracking
US20140005544A1 (en) 2011-11-02 2014-01-02 Seno Medical Instruments, Inc. System and method for providing selective channel sensitivity in an optoacoustic imaging system
US20130289381A1 (en) 2011-11-02 2013-10-31 Seno Medical Instruments, Inc. Dual modality imaging system for coregistered functional and anatomical mapping
US11191435B2 (en) 2013-01-22 2021-12-07 Seno Medical Instruments, Inc. Probe with optoacoustic isolator
US9445786B2 (en) 2011-11-02 2016-09-20 Seno Medical Instruments, Inc. Interframe energy normalization in an optoacoustic imaging system
US9743839B2 (en) 2011-11-02 2017-08-29 Seno Medical Instruments, Inc. Playback mode in an optoacoustic imaging system
US9733119B2 (en) 2011-11-02 2017-08-15 Seno Medical Instruments, Inc. Optoacoustic component utilization tracking
US9814394B2 (en) 2011-11-02 2017-11-14 Seno Medical Instruments, Inc. Noise suppression in an optoacoustic system
CA2866840C (en) * 2012-03-09 2022-03-29 Seno Medical Instruments, Inc. Statistical mapping in an optoacoustic imaging system
US10762628B2 (en) * 2012-03-09 2020-09-01 Seno Medical Instruments, Inc. Statistical mapping in an optoacoustic imaging system
JP5844296B2 (ja) * 2012-06-11 2016-01-13 富士フイルム株式会社 放射線画像処理装置および方法
US9610043B2 (en) 2012-06-13 2017-04-04 Seno Medical Instruments, Inc. System and method for producing parametric maps of optoacoustic data
US9860510B2 (en) * 2013-03-15 2018-01-02 Intuitive Surgical Operations, Inc. Depth based modification of captured images
US10631735B2 (en) 2014-01-23 2020-04-28 National University Of Ireland, Galway Photoacoustic tomography method and system
JP6366356B2 (ja) * 2014-05-14 2018-08-01 キヤノン株式会社 光音響装置、信号処理方法、及びプログラム
JP6366355B2 (ja) * 2014-05-14 2018-08-01 キヤノン株式会社 光音響装置、信号処理方法、及びプログラム
JP6452314B2 (ja) * 2014-05-14 2019-01-16 キヤノン株式会社 光音響装置、信号処理方法、及びプログラム
US9460499B2 (en) 2014-05-30 2016-10-04 Shenzhen Mindray Bio-Medical Electronics Co., Ltd. Systems and methods for selective enhancement of a region of interest in an image
US10417763B2 (en) 2014-07-25 2019-09-17 Samsung Electronics Co., Ltd. Image processing apparatus, image processing method, x-ray imaging apparatus and control method thereof
EP3179948B1 (en) * 2014-07-25 2022-04-27 Covidien LP Augmented surgical reality environment
KR20160012837A (ko) * 2014-07-25 2016-02-03 삼성전자주식회사 영상 처리 장치 및 그 영상 처리 방법
WO2016070115A1 (en) 2014-10-30 2016-05-06 Seno Medical Instruments, Inc. Opto-acoustic imaging system with detection of relative orientation of light source and acoustic receiver using acoustic waves
JP6556509B2 (ja) * 2015-06-16 2019-08-07 Cyberdyne株式会社 光音響画像化装置および光源ユニット
JP6631360B2 (ja) * 2016-03-29 2020-01-15 ブラザー工業株式会社 画像処理装置および画像処理方法
US10026014B2 (en) * 2016-10-26 2018-07-17 Nxp Usa, Inc. Method and apparatus for data set classification based on generator features
JP6929048B2 (ja) * 2016-11-30 2021-09-01 キヤノン株式会社 表示制御装置、表示方法、及びプログラム
US10607631B2 (en) * 2016-12-06 2020-03-31 Nippon Telegraph And Telephone Corporation Signal feature extraction apparatus, signal feature extraction method, and program
JP6594355B2 (ja) * 2017-01-06 2019-10-23 キヤノン株式会社 被検体情報処理装置および画像の表示方法
WO2018165221A1 (en) * 2017-03-06 2018-09-13 The Regents Of The University Of California Joint estimation with space-time entropy regularization
JP6885896B2 (ja) * 2017-04-10 2021-06-16 富士フイルム株式会社 自動レイアウト装置および自動レイアウト方法並びに自動レイアウトプログラム
JP2019007825A (ja) * 2017-06-23 2019-01-17 株式会社島津製作所 核医学診断装置および核医学診断装置の日常保守および点検方法
KR101859392B1 (ko) * 2017-10-27 2018-05-18 알피니언메디칼시스템 주식회사 초음파 영상 기기 및 이를 이용한 클러터 필터링 방법
US11026585B2 (en) 2018-06-05 2021-06-08 Synaptive Medical Inc. System and method for intraoperative video processing
US11867627B2 (en) * 2018-10-12 2024-01-09 Washington University Compact guided diffuse optical tomography system for imaging a lesion region
CN109903280B (zh) * 2019-02-27 2020-09-29 上海联影智能医疗科技有限公司 肿瘤确定***、方法及存储介质
WO2020187700A1 (en) * 2019-03-15 2020-09-24 Ithera Medical Gmbh Device and method for analyzing optoacoustic data, optoacoustic system and computer program
JP7428597B2 (ja) 2020-06-18 2024-02-06 株式会社アドバンテスト 光超音波測定装置、方法、プログラム、記録媒体
KR102397299B1 (ko) 2020-07-13 2022-05-11 한국생명공학연구원 언에어로스케프트룸 프로피오니게네스 균주 및 이의 용도
CN112304897B (zh) * 2020-09-14 2021-09-14 中国人民解放军战略支援部队航天工程大学 一种用于燃烧场二维重建的光谱选择方法和***
US11804690B2 (en) * 2020-11-11 2023-10-31 Seno Medical Instruments, Inc. Laser assembly for an optoacoustic probe
US11430459B2 (en) * 2020-12-31 2022-08-30 Robert Bosch Gmbh Self-calibration dynamic spatiotemporal beamforming system
US11686650B2 (en) 2020-12-31 2023-06-27 Robert Bosch Gmbh Dynamic spatiotemporal beamforming
CN118037847A (zh) * 2024-04-15 2024-05-14 北京航空航天大学 基于频域差分的感兴趣区域快速定位方法及装置

Citations (11)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH09133654A (ja) * 1995-11-08 1997-05-20 Hitachi Ltd 光音響分析装置
JP2002534183A (ja) * 1998-12-31 2002-10-15 ゼネラル・エレクトリック・カンパニイ カラーマップの調整による超音波カラーフロー表示の最適化法
JP2004506467A (ja) * 2000-08-24 2004-03-04 グルコン　インク 光音響を調べること及びイメージングシステム
WO2005048847A1 (ja) * 2003-11-21 2005-06-02 Hitachi Medical Corporation 超音波診断装置
JP2005218684A (ja) * 2004-02-06 2005-08-18 Toshiba Corp 非侵襲生体情報映像装置及び非侵襲生体情報映像方法
WO2005122906A1 (ja) * 2004-06-18 2005-12-29 Hitachi Medical Corporation 超音波診断装置
JP2010099378A (ja) * 2008-10-27 2010-05-06 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc 超音波診断装置
WO2011000389A1 (en) * 2009-06-29 2011-01-06 Helmholtz Zentrum München Deutsches Forschungszentrum Für Gesundheit Und Umwelt (Gmbh) Thermoacoustic imaging with quantitative extraction of absorption map
JP2011177496A (ja) * 2010-02-04 2011-09-15 Canon Inc 機能情報取得装置、機能情報取得方法、及びプログラム
JP2011528923A (ja) * 2008-07-25 2011-12-01 ヘルムホルツ・ツェントルム・ミュンヒェン・ドイチェス・フォルシュンクスツェントルム・フューア・ゲズントハイト・ウント・ウムベルト（ゲーエムベーハー） 組織をターゲットにしたバイオマーカーを定量的に検出する多重スペクトル光音響トモグラフィ
WO2012014739A1 (ja) * 2010-07-27 2012-02-02 株式会社 日立メディコ 超音波診断装置

Family Cites Families (154)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CA1093873A (en) 1978-06-05 1981-01-20 Helmut H. Lukas Optical fibre connector
US4267732A (en) 1978-11-29 1981-05-19 Stanford University Board Of Trustees Acoustic microscope and method
NO880891L (no) 1987-03-03 1988-09-05 Elizabeth May Dowling Fremgangsmaate og apparat for maaling eller deteksjon av konsentrasjonen av en substans.
JP2659429B2 (ja) * 1989-03-17 1997-09-30 株式会社日立製作所 光音響信号検出方法及びその装置並びに半導体素子内部欠陥検出方法
JP2724505B2 (ja) 1989-10-31 1998-03-09 アンリツ株式会社 光減衰量校正方法及び光校正装置
JPH0741026B2 (ja) 1990-08-30 1995-05-10 ヒロセ電機株式会社 体温計
US5460182A (en) 1992-09-14 1995-10-24 Sextant Medical Corporation Tissue penetrating apparatus and methods
ZA948393B (en) 1993-11-01 1995-06-26 Polartechnics Ltd Method and apparatus for tissue type recognition
US5504281A (en) 1994-01-21 1996-04-02 Minnesota Mining And Manufacturing Company Perforated acoustical attenuators
US5840023A (en) 1996-01-31 1998-11-24 Oraevsky; Alexander A. Optoacoustic imaging for medical diagnosis
US5713356A (en) 1996-10-04 1998-02-03 Optosonics, Inc. Photoacoustic breast scanner
US6117080A (en) 1997-06-04 2000-09-12 Atl Ultrasound Ultrasonic imaging apparatus and method for breast cancer diagnosis with the use of volume rendering
US5946081A (en) 1997-12-08 1999-08-31 Asia Optical Co., Inc. Method and apparatus for reducing the noise in the receiver of a laser range finder
JP3631365B2 (ja) 1998-02-10 2005-03-23 日本ペイント株式会社 変角分光反射率の測定方法
US5977538A (en) 1998-05-11 1999-11-02 Imarx Pharmaceutical Corp. Optoacoustic imaging system
US6236455B1 (en) 1998-06-26 2001-05-22 Battelle Memorial Institute Photoacoustic spectroscopy sample cells and methods of photoacoustic spectroscopy
US6487440B2 (en) 1998-07-08 2002-11-26 Lifespex, Inc. Optical probe having and methods for difuse and uniform light irradiation
US6126605A (en) * 1998-12-31 2000-10-03 General Electric Company Ultrasound color flow display optimization by adjusting dynamic range
US6216025B1 (en) 1999-02-02 2001-04-10 Optosonics, Inc. Thermoacoustic computed tomography scanner
US6263094B1 (en) 1999-04-02 2001-07-17 Agilent Technologies, Inc. Acoustic data acquisition/playback system and method
WO2001010295A1 (en) 1999-08-06 2001-02-15 The Board Of Regents Of The University Of Texas System Optoacoustic monitoring of blood oxygenation
US6515273B2 (en) 1999-08-26 2003-02-04 Masimo Corporation System for indicating the expiration of the useful operating life of a pulse oximetry sensor
US6694173B1 (en) 1999-11-12 2004-02-17 Thomas Bende Non-contact photoacoustic spectroscopy for photoablation control
US6751490B2 (en) 2000-03-01 2004-06-15 The Board Of Regents Of The University Of Texas System Continuous optoacoustic monitoring of hemoglobin concentration and hematocrit
US6656119B2 (en) 2000-03-17 2003-12-02 Kabushiki Kaisha Toshiba Imaging diagnostic apparatus and maintenance method of the same
GB0007860D0 (en) * 2000-03-31 2000-05-17 Glaxo Group Ltd Quantative analysis of biological images
JP3842101B2 (ja) 2000-10-31 2006-11-08 富士写真フイルム株式会社 内視鏡装置
US6491630B1 (en) 2000-11-09 2002-12-10 Koninklijke Philips Electronics N.V. Ultrasound imaging device having a soft keyboard for entering data
US6650928B1 (en) * 2000-11-27 2003-11-18 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Color parametric and composite maps for CT perfusion
IL143255A (en) * 2001-05-20 2015-09-24 Simbionix Ltd Endoscopic ultrasonography simulation
US7245746B2 (en) 2001-06-12 2007-07-17 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Ultrasound color characteristic mapping
JP2003126091A (ja) 2001-10-23 2003-05-07 Shimadzu Corp 超音波診断装置
US6904306B1 (en) 2002-01-23 2005-06-07 Koninklijke Philips Electronics N.V. Method and apparatus for evaluation of contrast agent uptake based on derived parametric images
US6776760B2 (en) 2002-03-06 2004-08-17 Alfred E. Mann Institute For Biomedical Engineering At The University Of Southern California Multi-mode processing for ultrasonic imaging
US20030187319A1 (en) 2002-03-29 2003-10-02 Olympus Optical Co., Ltd. Sentinel lymph node detecting apparatus, and method thereof
AU2002322640B2 (en) 2002-07-26 2008-01-10 The Board Of Regents Of The University Of Texas System Continuous optoacoustic monitoring of hemoglobin concentration and hematocrit
US7447536B2 (en) 2002-11-12 2008-11-04 G.E. Medical Systems Global Technology Company, Llc System and method for measurement of local lung function using electron beam CT
US6951541B2 (en) 2002-12-20 2005-10-04 Koninklijke Philips Electronics, N.V. Medical imaging device with digital audio capture capability
AU2003900902A0 (en) 2003-02-27 2003-03-13 Varian Australia Pty Ltd Spectrophotometer
US6980419B2 (en) 2003-03-12 2005-12-27 Zonare Medical Systems, Inc. Portable ultrasound unit and docking station
JP4406226B2 (ja) * 2003-07-02 2010-01-27 株式会社東芝 生体情報映像装置
JP2005048847A (ja) 2003-07-31 2005-02-24 Nsk Ltd ボールねじ一体型直動案内ユニット
US7508113B2 (en) 2004-05-18 2009-03-24 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Apparatus for two-dimensional transducers used in three-dimensional ultrasonic imaging
US7327896B1 (en) 2004-08-12 2008-02-05 Northrop Grumman Corporation Testing apparatus and method for a spectral imaging system
US8708912B2 (en) 2004-11-17 2014-04-29 Hitachi Medical Corporation Ultrasound diagnostic apparatus and method of displaying ultrasound image
IL166408A0 (en) 2005-01-20 2006-01-15 Ultraview Ltd Combined 2d pulse-echo ultrasound and optoacousticsignal for glaucoma treatment
US7574249B2 (en) 2005-02-08 2009-08-11 General Electric Company Device-less gating of physiological movement for improved image detection
US20060262903A1 (en) * 2005-05-20 2006-11-23 Diebold Roger M Method and apparatus for photothermal modification of x-ray images
KR100847797B1 (ko) 2005-07-15 2008-07-23 주식회사 메디슨 메모리에 저장된 송신 신호 및 수신 신호의 지연값을이용하여 송신 빔 및 수신 빔을 형성하는 초음파 진단장치및 방법
US8784318B1 (en) * 2005-07-22 2014-07-22 Zonare Medical Systems, Inc. Aberration correction using channel data in ultrasound imaging system
US20070093702A1 (en) 2005-10-26 2007-04-26 Skyline Biomedical, Inc. Apparatus and method for non-invasive and minimally-invasive sensing of parameters relating to blood
US7918793B2 (en) * 2005-10-28 2011-04-05 Biosense Webster, Inc. Synchronization of ultrasound imaging data with electrical mapping
US20090171195A1 (en) * 2005-11-11 2009-07-02 Barbour Randall L Functional imaging of autoregulation
KR100908252B1 (ko) * 2006-03-10 2009-07-20 주식회사 메디슨 영상 처리 시스템 및 방법
EP1998681A2 (en) 2006-03-21 2008-12-10 Koninklijke Philips Electronics N.V. Optimization of velocity scale for color tissue doppler imaging
US7515676B2 (en) 2006-04-28 2009-04-07 Kabushiki Kaisha Toshiba Method, apparatus, and computer program product for sinogram completion
JP5432708B2 (ja) 2006-06-23 2014-03-05 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ 光音響及び超音波合成撮像器のタイミング制御装置
JP4820239B2 (ja) 2006-08-28 2011-11-24 公立大学法人大阪府立大学 光トモグラフィ装置用プローブ
JP2008070675A (ja) 2006-09-15 2008-03-27 Yazaki Corp 雌フェルール
CN101185580A (zh) 2006-11-15 2008-05-28 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 超声诊断***高速射频回波数据采集方法和装置
US7729735B1 (en) 2006-11-30 2010-06-01 Dartmouth-Hitchcock Clinic System and method for venous oximetry using a catheter
WO2008067842A1 (en) 2006-12-08 2008-06-12 Universität Heidelberg Method for generating at least two-dimensional tomographic image data, apparatus, computer program product
ATE526882T1 (de) * 2006-12-19 2011-10-15 Koninkl Philips Electronics Nv Kombiniertes photoakustisches und ultraschall- darstellungssystem
US8520852B2 (en) 2006-12-22 2013-08-27 Ibiquity Digital Corporation Method and apparatus for store and replay functions in a digital radio broadcasting receiver
US8460195B2 (en) 2007-01-19 2013-06-11 Sunnybrook Health Sciences Centre Scanning mechanisms for imaging probe
NZ579125A (en) 2007-01-19 2012-06-29 Sunnybrook Health Sciences Ct Scanning mechanisms comprising drive mechanism for imparting rotational motion to imaging conduit
WO2008101019A2 (en) 2007-02-13 2008-08-21 Board Of Regents, The University Of Texas System Molecular specific photoacoustic imaging
US20080242988A1 (en) * 2007-03-28 2008-10-02 Tetsuya Yoshida Ultrasound diagnostic apparatus, ultrasound image processing apparatus, and ultrasound image processing method
US20080255433A1 (en) 2007-04-11 2008-10-16 The Board Of Regents Of The University Of Texas Syatem Optoacoustic monitoring of multiple parameters
US20080255455A1 (en) 2007-04-11 2008-10-16 General Electric Company Probe holder for portable diagnostic ultrasound system
WO2009009223A2 (en) 2007-05-19 2009-01-15 The Regents Of The University Of California Co-registration for dual pet-transrectal ultrasound (pet-trus) prostate imaging
JP2009011711A (ja) 2007-07-09 2009-01-22 Toshiba Corp 超音波診断装置
WO2009055705A2 (en) 2007-10-25 2009-04-30 Washington University In St. Louis Confocal photoacoustic microscopy with optical lateral resolution
US7517157B1 (en) 2007-11-08 2009-04-14 The Boeing Company All-plastic optical mini-connector
DE102007054747B4 (de) 2007-11-16 2022-05-12 Te Connectivity Germany Gmbh Lichtleitkabel-Kontakt, Lichtleitkabel-Verbinder sowie konfektioniertes Lichtleitkabel
WO2009073979A1 (en) 2007-12-12 2009-06-18 Carson Jeffrey J L Three-dimensional photoacoustic imager and methods for calibrating an imager
US20090156932A1 (en) 2007-12-13 2009-06-18 Board Of Trustees Of The University Of Arkansas Device and method for in vivo flow cytometry using the detection of photoacoustic waves
US8388931B2 (en) 2008-02-29 2013-03-05 Marcos Lopez 99m Tc-labeled triphenylphosphonium derivative contrasting agents and molecular probes for early detection and imaging of breast tumors
US8208709B2 (en) 2008-04-17 2012-06-26 The Ohio State University Research Foundation System and method for improved real-time cine imaging
JP5083046B2 (ja) * 2008-06-03 2012-11-28 ソニー株式会社 撮像装置及び撮像方法
JP5294998B2 (ja) 2008-06-18 2013-09-18 キヤノン株式会社 超音波探触子、該超音波探触子を備えた光音響・超音波システム並びに検体イメージング装置
US8353833B2 (en) 2008-07-18 2013-01-15 University Of Rochester Low-cost device for C-scan photoacoustic imaging
JP4900979B2 (ja) 2008-08-27 2012-03-21 キヤノン株式会社 光音響装置および光音響波を受信するための探触子
US8165368B2 (en) 2008-09-29 2012-04-24 General Electric Company Systems and methods for machine learning based hanging protocols
US20100094134A1 (en) 2008-10-14 2010-04-15 The University Of Connecticut Method and apparatus for medical imaging using near-infrared optical tomography combined with photoacoustic and ultrasound guidance
CN102264304B (zh) 2008-10-15 2014-07-23 罗切斯特大学 利用多功能声透镜的光声成像
US9528966B2 (en) * 2008-10-23 2016-12-27 Washington University Reflection-mode photoacoustic tomography using a flexibly-supported cantilever beam
US8354639B2 (en) * 2008-11-25 2013-01-15 Flir Systems Ab IR camera with adjustable view parameter settings
JP2010125118A (ja) 2008-11-28 2010-06-10 Toshiba Corp 超音波診断装置及び超音波診断装置制御方法
KR101061004B1 (ko) 2008-12-10 2011-09-01 한국전기연구원 광역학 치료 및 광 검출을 위한 장치
JP5241465B2 (ja) 2008-12-11 2013-07-17 キヤノン株式会社 光音響イメージング装置および光音響イメージング方法
JP5641723B2 (ja) 2008-12-25 2014-12-17 キヤノン株式会社 被検体情報取得装置
US8187191B2 (en) 2009-01-08 2012-05-29 Volcano Corporation System and method for equalizing received intravascular ultrasound echo signals
WO2010107930A1 (en) 2009-03-17 2010-09-23 The Uwm Research Foundation, Inc. Ultrasonic imaging device
BRPI1009366A2 (pt) 2009-04-20 2016-03-08 Univ Missouri método e sistema de detecção de analito em tecido sólido in vitro
WO2010127199A2 (en) 2009-05-01 2010-11-04 Visualsonics Inc. System for photoacoustic imaging and related methods
WO2011039955A1 (ja) 2009-09-30 2011-04-07 テルモ株式会社 画像診断装置
JP5692988B2 (ja) 2009-10-19 2015-04-01 キヤノン株式会社 音響波測定装置
US8862206B2 (en) 2009-11-12 2014-10-14 Virginia Tech Intellectual Properties, Inc. Extended interior methods and systems for spectral, optical, and photoacoustic imaging
US20110144495A1 (en) * 2009-12-14 2011-06-16 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Perfusion Imaging of a Volume in Medical Diagnostic Ultrasound
JP5653045B2 (ja) * 2010-01-15 2015-01-14 株式会社日立メディコ 超音波診断装置
WO2011091423A2 (en) 2010-01-25 2011-07-28 The Arizona Board Of Regents On Behalf Of The University Of Arizona Ultrasonic/photoacoustic imaging devices and methods
JP5574724B2 (ja) 2010-01-27 2014-08-20 キヤノン株式会社 被検体情報処理装置および被検体情報処理方法
EP2359745A1 (en) 2010-02-12 2011-08-24 Helmholtz Zentrum München Deutsches Forschungszentrum für Gesundheit und Umwelt (GmbH) Method and device for multi-spectral photonic imaging
CA2797784A1 (en) 2010-04-30 2011-11-03 Visualsonics Inc. Photoacoustic transducer and imaging system
JP5587046B2 (ja) 2010-06-10 2014-09-10 キヤノン株式会社 光音響測定装置
JP2012005622A (ja) 2010-06-24 2012-01-12 Fujifilm Corp 光音響画像化装置及び方法
JP2012005624A (ja) 2010-06-24 2012-01-12 Fujifilm Corp 超音波光音響撮像装置およびその作動方法
US8930145B2 (en) * 2010-07-28 2015-01-06 Covidien Lp Light focusing continuous wave photoacoustic spectroscopy and its applications to patient monitoring
US20120054619A1 (en) 2010-08-31 2012-03-01 Fox Entertainment Group, Inc. Localized media content editing
US9289191B2 (en) 2011-10-12 2016-03-22 Seno Medical Instruments, Inc. System and method for acquiring optoacoustic data and producing parametric maps thereof
US8823928B2 (en) 2011-11-02 2014-09-02 Seno Medical Intruments, Inc. Light output calibration in an optoacoustic system
US9163980B2 (en) 2010-09-17 2015-10-20 Seno Medical Instruments, Inc. Light output calibration in an optoacoustic system
JP2012070949A (ja) 2010-09-29 2012-04-12 Fujifilm Corp 光音響画像化装置、方法、及びプログラム
TWI430778B (zh) 2010-12-24 2014-03-21 Pai Chi Li 醫學成像系統及其醫學成像方法
WO2012097294A1 (en) 2011-01-13 2012-07-19 Ultrasonic Medical Mapping, Llc Non-imaging low frequency ultrasonic testing and diagnostic evaluation system
WO2012109394A2 (en) 2011-02-08 2012-08-16 Incube Labs, Llc Apparatus, system and methods for photoacoustic detection of deep vein thrombosis
JP5796896B2 (ja) 2011-03-10 2015-10-21 富士フイルム株式会社 断層画像生成装置及び方法
JP5896623B2 (ja) 2011-05-02 2016-03-30 キヤノン株式会社 被検体情報取得装置およびその制御方法
CA2851624C (en) 2011-10-12 2021-09-21 Seno Medical Instruments, Inc. System and method for acquiring optoacoustic data and producing parametric maps thereof
US9814394B2 (en) 2011-11-02 2017-11-14 Seno Medical Instruments, Inc. Noise suppression in an optoacoustic system
US9743839B2 (en) 2011-11-02 2017-08-29 Seno Medical Instruments, Inc. Playback mode in an optoacoustic imaging system
KR102117132B1 (ko) 2011-11-02 2020-05-29 세노 메디컬 인스투르먼츠 인코포레이티드 상호 정합된 기능적 및 해부학적 매핑을 위한 이중 방식 이미징 시스템
US20130279920A1 (en) 2011-11-02 2013-10-24 Seno Medical Instruments, Inc. Repeatably alignable fiber optic connector
US20130296684A1 (en) 2011-11-02 2013-11-07 Seno Medical Instruments, Inc. Probe holder
US10433732B2 (en) 2011-11-02 2019-10-08 Seno Medical Instruments, Inc. Optoacoustic imaging system having handheld probe utilizing optically reflective material
US9445786B2 (en) 2011-11-02 2016-09-20 Seno Medical Instruments, Inc. Interframe energy normalization in an optoacoustic imaging system
US9757092B2 (en) 2011-11-02 2017-09-12 Seno Medical Instruments, Inc. Method for dual modality optoacoustic imaging
US9733119B2 (en) 2011-11-02 2017-08-15 Seno Medical Instruments, Inc. Optoacoustic component utilization tracking
US20140005544A1 (en) 2011-11-02 2014-01-02 Seno Medical Instruments, Inc. System and method for providing selective channel sensitivity in an optoacoustic imaging system
WO2013067383A1 (en) 2011-11-02 2013-05-10 Seno Medical Instruments, Inc. Optoacoustic imaging systems and methods with enhanced safety
WO2013067374A1 (en) 2011-11-02 2013-05-10 Seno Medical Instruments, Inc. System and method for dynamically varying the angle of light transmission in an optoacoustic imaging system
US9445785B2 (en) 2011-11-02 2016-09-20 Seno Medical Instruments, Inc. System and method for normalizing range in an optoacoustic imaging system
US9730587B2 (en) 2011-11-02 2017-08-15 Seno Medical Instruments, Inc. Diagnostic simulator
US9282899B2 (en) 2011-11-02 2016-03-15 Seno Medical Instruments, Inc. System and method for detecting anomalous channel in an optoacoustic imaging system
US20130289381A1 (en) 2011-11-02 2013-10-31 Seno Medical Instruments, Inc. Dual modality imaging system for coregistered functional and anatomical mapping
WO2013158154A1 (en) 2011-11-04 2013-10-24 Seno Medical Instruments, Inc. System and method for adjusting the light output of an optoacoustic imaging system
US20140012138A1 (en) 2011-12-23 2014-01-09 Olive Medical Corporation Apparatus, system and method for providing an imaging device for medical applications
CA2861979C (en) 2012-01-23 2022-05-24 Tomowave Laboratories, Inc. Laser optoacoustic ultrasonic imaging system (louis) and methods of use
US20130190589A1 (en) * 2012-01-25 2013-07-25 Nellcor Puritan Bennett Llc Multiple peak analysis in a photoacoustic system
CA2866840C (en) * 2012-03-09 2022-03-29 Seno Medical Instruments, Inc. Statistical mapping in an optoacoustic imaging system
WO2013188708A1 (en) 2012-06-13 2013-12-19 Seno Medical Instruments, Inc. System and method for storing data associated with the operation of a dual modality optoacoustic / ultrasound system
EP3586757A1 (en) 2012-06-13 2020-01-01 Seno Medical Instruments, Inc. Optoacoustic imaging system with fiber optic cable
KR102170350B1 (ko) 2012-06-13 2020-10-27 세노 메디컬 인스투르먼츠 인코포레이티드 광음향 데이터의 파라메트릭 맵들을 생성하기 위한 시스템 및 방법
WO2013188713A1 (en) 2012-06-13 2013-12-19 Seno Medical Instruments, Inc. System and method for normalizing range in an optoacoustic imaging system
WO2013188710A1 (en) 2012-06-13 2013-12-19 Seno Medical Instruments, Inc. System and method for detecting anomalous channel in an optoacoustic imaging system
WO2013188711A1 (en) 2012-06-13 2013-12-19 Seno Medical Instruments, Inc. System and method for providing selective channel sensitivity in an optoacoustic imaging system
US9610043B2 (en) 2012-06-13 2017-04-04 Seno Medical Instruments, Inc. System and method for producing parametric maps of optoacoustic data
WO2013188714A1 (en) 2012-06-13 2013-12-19 Seno Medical Instruments, Inc. Interframe energy normalization in an optoacoustic imaging system
US20140003769A1 (en) 2012-06-29 2014-01-02 Precision Optics Corporation, Inc. Quick connect coupler for optical fiber cable
US9468447B2 (en) 2012-08-14 2016-10-18 Insurgical, LLC Limited-use tool system and method of reprocessing
EP2742854B1 (en) 2012-12-11 2021-03-10 iThera Medical GmbH Handheld device and method for tomographic optoacoustic imaging of an object
JP6112861B2 (ja) 2012-12-28 2017-04-12 キヤノン株式会社 被検体情報取得装置、信号処理装置および表示装置
EP2754388B1 (en) 2013-01-15 2020-09-09 Helmholtz Zentrum München Deutsches Forschungszentrum für Gesundheit und Umwelt GmbH System and method for quality-enhanced high-rate optoacoustic imaging of an object

Patent Citations (11)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH09133654A (ja) * 1995-11-08 1997-05-20 Hitachi Ltd 光音響分析装置
JP2002534183A (ja) * 1998-12-31 2002-10-15 ゼネラル・エレクトリック・カンパニイ カラーマップの調整による超音波カラーフロー表示の最適化法
JP2004506467A (ja) * 2000-08-24 2004-03-04 グルコン　インク 光音響を調べること及びイメージングシステム
WO2005048847A1 (ja) * 2003-11-21 2005-06-02 Hitachi Medical Corporation 超音波診断装置
JP2005218684A (ja) * 2004-02-06 2005-08-18 Toshiba Corp 非侵襲生体情報映像装置及び非侵襲生体情報映像方法
WO2005122906A1 (ja) * 2004-06-18 2005-12-29 Hitachi Medical Corporation 超音波診断装置
JP2011528923A (ja) * 2008-07-25 2011-12-01 ヘルムホルツ・ツェントルム・ミュンヒェン・ドイチェス・フォルシュンクスツェントルム・フューア・ゲズントハイト・ウント・ウムベルト（ゲーエムベーハー） 組織をターゲットにしたバイオマーカーを定量的に検出する多重スペクトル光音響トモグラフィ
JP2010099378A (ja) * 2008-10-27 2010-05-06 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc 超音波診断装置
WO2011000389A1 (en) * 2009-06-29 2011-01-06 Helmholtz Zentrum München Deutsches Forschungszentrum Für Gesundheit Und Umwelt (Gmbh) Thermoacoustic imaging with quantitative extraction of absorption map
JP2011177496A (ja) * 2010-02-04 2011-09-15 Canon Inc 機能情報取得装置、機能情報取得方法、及びプログラム
WO2012014739A1 (ja) * 2010-07-27 2012-02-02 株式会社 日立メディコ 超音波診断装置

Also Published As

Publication number Publication date
CA2866840A1 (en) 2013-09-12
CA2866840C (en) 2022-03-29
US20140093150A1 (en) 2014-04-03
SG11201405548RA (en) 2014-10-30
JP2015509443A (ja) 2015-03-30
JP6505919B2 (ja) 2019-04-24
KR20140140028A (ko) 2014-12-08
AU2013229748A1 (en) 2014-09-25
US20160317038A1 (en) 2016-11-03
US10354379B2 (en) 2019-07-16
US20180061050A1 (en) 2018-03-01
KR102105728B1 (ko) 2020-04-28
MX2014010832A (es) 2015-08-05
US9836838B2 (en) 2017-12-05
AU2013229748B2 (en) 2017-11-02
US9330452B2 (en) 2016-05-03
WO2013134772A2 (en) 2013-09-12
WO2013134772A3 (en) 2013-11-07

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP6505919B2 (ja) 光音響イメージングシステムにおける統計マッピング
US11660003B2 (en) Noise suppression in an optoacoustic system
US11633109B2 (en) Optoacoustic imaging systems and methods with enhanced safety
US10327647B2 (en) System and method for producing parametric maps of optoacoustic data
US10349921B2 (en) System and method for mixed modality acoustic sampling
US10278589B2 (en) Playback mode in an optoacoustic imaging system
US10542892B2 (en) Diagnostic simulator
US10349836B2 (en) Optoacoustic probe with multi-layer coating
US10285595B2 (en) Interframe energy normalization in an optoacoustic imaging system
US10517481B2 (en) System and method for providing selective channel sensitivity in an optoacoustic imaging system
JP6239604B2 (ja) 光音響データのパラメータマップを生成するための方法およびシステム
JP6479471B2 (ja) 光音響データを取得し、そのパラメータマップを生成するためのシステムおよび方法
US8823928B2 (en) Light output calibration in an optoacoustic system
CA2874878C (en) Optoacoustic imaging system with fiber optic cable
US20140036053A1 (en) System and method for normalizing range in an optoacoustic imaging system
US20140012124A1 (en) System and method for detecting anomalous channel in an optoacoustic imaging system
WO2013067374A1 (en) System and method for dynamically varying the angle of light transmission in an optoacoustic imaging system
JP2016515889A (ja) プローブホルダー
WO2013067383A1 (en) Optoacoustic imaging systems and methods with enhanced safety
WO2013188708A1 (en) System and method for storing data associated with the operation of a dual modality optoacoustic / ultrasound system
US20190266725A1 (en) Statistical mapping in an optoacoustic imaging system
CA2902056C (en) Light output calibration in an optoacoustic system
WO2014144278A1 (en) Diagnostic simulator

Legal Events

Date Code Title Description
TRDD Decision of grant or rejection written
A977 Report on retrieval

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007

Effective date: 20190220

A01 Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01

Effective date: 20190226

A61 First payment of annual fees (during grant procedure)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61

Effective date: 20190327

R150 Certificate of patent or registration of utility model

Ref document number: 6505919

Country of ref document: JP

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250