JP5936559B2 - Photoacoustic image generation apparatus and photoacoustic image generation method - Google Patents

Description

本発明は、光の照射に起因して発生した光音響波に基づいて光音響画像を生成する光音響画像生成装置および光音響画像生成方法に関するものである。   The present invention relates to a photoacoustic image generation apparatus and a photoacoustic image generation method for generating a photoacoustic image based on a photoacoustic wave generated due to light irradiation.

従来、被検体の内部の断層画像を取得する方法としては、超音波が被検体内に照射されることにより被検体内で反射した超音波を検出して超音波画像を生成し、被検体内の形態的な断層画像を得る超音波イメージングが知られている。一方、被検体の検査においては形態的な断層画像だけでなく機能的な断層画像を表示する装置の開発も近年進められている。そして、このような装置の一つに光音響分析法を利用した装置がある。この光音響分析法は、所定の波長（例えば、可視光、近赤外光又は中間赤外光の波長帯域）を有するパルス光を被検体に照射し、被検体内の特定物質がこのパルス光のエネルギーを吸収した結果生じる弾性波である光音響波を検出して、その特定物質の濃度を定量的に計測するものである。被検体内の特定物質とは、例えば血液中に含まれるグルコースやヘモグロビンなどである。このように光音響波を検出しその検出信号に基づいて光音響画像を生成する技術は、光音響イメージング（ＰＡＩ：Photoacoustic Imaging）或いは光音響トモグラフィー（ＰＡＴ：Photo Acoustic Tomography）と呼ばれる（例えば特許文献１）。   Conventionally, as a method for acquiring a tomographic image inside a subject, an ultrasonic image is generated by detecting ultrasonic waves reflected in the subject by irradiating the subject with ultrasonic waves. Ultrasonic imaging for obtaining a morphological tomographic image is known. On the other hand, in the examination of a subject, development of an apparatus that displays not only a morphological tomographic image but also a functional tomographic image has been advanced in recent years. One of such devices is a device using a photoacoustic analysis method. This photoacoustic analysis method irradiates a subject with pulsed light having a predetermined wavelength (for example, wavelength band of visible light, near-infrared light, or mid-infrared light), and a specific substance in the subject is irradiated with the pulsed light. The photoacoustic wave, which is an elastic wave generated as a result of absorption of the energy, is detected, and the concentration of the specific substance is quantitatively measured. The specific substance in the subject is, for example, glucose or hemoglobin contained in blood. Such a technique for detecting a photoacoustic wave and generating a photoacoustic image based on the detection signal is called photoacoustic imaging (PAI) or photoacoustic tomography (PAT) (for example, Patent Documents). 1).

特開２０１０−１２２９５号公報JP 2010-12295 A

しかしながら、光音響イメージングでは、図９に示されるように、プローブ１の検出部２によって規定される走査ライン６に対して垂直に伸びる血管４ｂは画像化しやすいが、走査ライン６に対して平行に伸びる血管４ａは画像化しにくいという問題がある。これは、光音響波は血管の膨張に起因して発生するところ、血管４ｂから発生する光音響波５ｂは表面３に向かって伝搬する成分が多いが、血管４ａから発生する光音響波５ａは表面３に向かって伝搬する成分が少なく、光音響波５ａが比較的検出しにくいことが影響している。   However, in the photoacoustic imaging, as shown in FIG. 9, the blood vessel 4 b extending perpendicular to the scanning line 6 defined by the detection unit 2 of the probe 1 is easy to image, but parallel to the scanning line 6. The extending blood vessel 4a has a problem that it is difficult to image. This is because the photoacoustic wave is generated due to the expansion of the blood vessel, and the photoacoustic wave 5b generated from the blood vessel 4b has many components propagating toward the surface 3, but the photoacoustic wave 5a generated from the blood vessel 4a is This has an influence that there are few components propagating toward the surface 3 and the photoacoustic wave 5a is relatively difficult to detect.

本発明は上記問題に鑑みてなされたものであり、光音響画像の生成において、画像化しにくい血管をより効率よく画像化しやすくすることを可能とする光音響画像生成装置および光音響画像生成方法を提供することを目的とするものである。   The present invention has been made in view of the above problems, and provides a photoacoustic image generation apparatus and a photoacoustic image generation method that make it easier to efficiently image blood vessels that are difficult to image in the generation of photoacoustic images. It is intended to provide.

上記課題を解決するために、本発明は、光音響画像として画像化しにくい血管領域をドプラ画像で補正するものである。   In order to solve the above problems, the present invention corrects a blood vessel region that is difficult to be imaged as a photoacoustic image with a Doppler image.

より具体的には、本発明に係る第１の光音響画像生成装置は、
被検体内に発生した光音響波の信号を検出し、この信号に基づいて光音響画像を生成する光音響画像生成装置において、
音響波を送受信する音響送受信手段と、
音響送受信手段によって検出された光音響波の信号に基づいて光音響画像を生成する光音響画像生成手段と、
光音響波の信号に基づいて、被検体における血管領域であって音響送受信手段により規定される走査ラインとの成す角度が閾値角度以下である血管の血管領域を抽出し、抽出された血管領域を含みかつ音響送受信手段により規定される撮像可能範囲の一部である領域をドプラ計測対象領域として設定する抽出手段と、
抽出手段によって設定されたドプラ計測対象領域のみに対してパワードプラ計測が実施されるように音響送受信手段を制御する制御手段と、
パワードプラ計測の結果取得されたドプラ偏移に基づいてドプラ画像を生成するドプラ画像生成手段と、
光音響画像上にドプラ画像を重畳させる画像合成手段とを備えることを特徴とするものである。 More specifically, the first photoacoustic image generation apparatus according to the present invention is:
In a photoacoustic image generation device that detects a photoacoustic wave signal generated in a subject and generates a photoacoustic image based on the signal,
Acoustic transmitting and receiving means for transmitting and receiving acoustic waves;
Photoacoustic image generation means for generating a photoacoustic image based on a photoacoustic wave signal detected by the acoustic transmission / reception means;
Based on the photoacoustic wave signal, a blood vessel region of a blood vessel in which the angle between the blood vessel region in the subject and the scanning line defined by the acoustic transmission / reception means is equal to or smaller than a threshold angle is extracted, and the extracted blood vessel region is An extraction unit that sets a region that is a part of an imageable range defined by the acoustic transmission / reception unit as a Doppler measurement target region;
Control means for controlling the acoustic transmission / reception means so that power Doppler measurement is performed only on the Doppler measurement target region set by the extraction means;
Doppler image generation means for generating a Doppler image based on the Doppler shift acquired as a result of the power Doppler measurement;
And an image composition unit for superimposing the Doppler image on the photoacoustic image.

さらに本発明に係る第２の光音響画像生成装置は、
被検体内に発生した光音響波の信号を検出し、この信号に基づいて光音響画像を生成する光音響画像生成装置において、
音響波を送受信する音響送受信手段と、
音響送受信手段によって検出された光音響波の信号に基づいて光音響画像を生成する光音響画像生成手段と、
光音響波の信号に基づいて、被検体における血管領域であって音響送受信手段により受信された光音響波の信号強度が閾値強度以上である血管の血管領域を抽出し、抽出された血管領域を音響送受信手段により規定される撮像可能範囲から除外した領域をドプラ計測対象領域として設定する抽出手段と、
抽出手段によって設定されたドプラ計測対象領域のみに対してパワードプラ計測が実施されるように音響送受信手段を制御する制御手段と、
パワードプラ計測の結果取得されたドプラ偏移に基づいてドプラ画像を生成するドプラ画像生成手段と、
光音響画像上にドプラ画像を重畳させる画像合成手段とを備えることを特徴とするものである。 Furthermore, the second photoacoustic image generation apparatus according to the present invention provides:
In a photoacoustic image generation device that detects a photoacoustic wave signal generated in a subject and generates a photoacoustic image based on the signal,
Acoustic transmitting and receiving means for transmitting and receiving acoustic waves;
Photoacoustic image generation means for generating a photoacoustic image based on a photoacoustic wave signal detected by the acoustic transmission / reception means;
Based on the photoacoustic wave signal, a blood vessel region of the blood vessel in which the signal intensity of the photoacoustic wave received by the acoustic transmitting / receiving means is greater than or equal to the threshold strength is extracted, and the extracted blood vessel region is extracted. Extraction means for setting the area excluded from the imageable range defined by the acoustic transmission / reception means as a Doppler measurement target area;
Control means for controlling the acoustic transmission / reception means so that power Doppler measurement is performed only on the Doppler measurement target region set by the extraction means;
Doppler image generation means for generating a Doppler image based on the Doppler shift acquired as a result of the power Doppler measurement;
And an image composition unit for superimposing the Doppler image on the photoacoustic image.

そして、本発明の第１および第２の光音響画像生成装置において、抽出手段は、新たに光音響波の信号が検出された場合に、この信号に基づいて血管領域を再度抽出してドプラ計測対象領域を更新するものであり、
制御手段は、更新されたドプラ計測対象領域のみに対してパワードプラ計測が実施されるように音響送受信手段を制御するものであることが好ましい。 In the first and second photoacoustic image generation apparatuses of the present invention, when a photoacoustic wave signal is newly detected, the extraction unit extracts the blood vessel region again based on this signal and performs Doppler measurement. Update the target area,
It is preferable that the control means controls the sound transmitting / receiving means so that power Doppler measurement is performed only on the updated Doppler measurement target region.

また、本発明の第１の光音響画像生成装置において、抽出手段は、抽出した血管領域が血管の長さ方向に途切れている場合に、当該長さ方向の先に他の部分よりも広いスペースを確保してドプラ計測対象領域を設定するものであることが好ましい。   Further, in the first photoacoustic image generation apparatus of the present invention, when the extracted blood vessel region is interrupted in the length direction of the blood vessel, the extraction means has a space wider than the other portion in the length direction. Is preferably set to set the Doppler measurement target region.

また、本発明の第１の光音響画像生成装置において、抽出手段は、走査ラインとの成す角度が閾値以下である血管に起因する光音響波の信号がまとまって観測された範囲の代表線から血管の半径として予め設定された距離の範囲内の領域を、ドプラ計測対象領域として設定するものであることが好ましい。   Further, in the first photoacoustic image generation apparatus of the present invention, the extraction means uses a representative line in a range in which the signals of photoacoustic waves caused by blood vessels whose angle formed with the scanning line is equal to or less than a threshold are observed. It is preferable that a region within a range of a distance set in advance as the radius of the blood vessel is set as a Doppler measurement target region.

一方、本発明の第２の光音響画像生成装置において、抽出手段は、信号強度が閾値強度以上である光音響波の信号がまとまって観測された範囲の代表線から血管の半径として予め設定された距離の範囲内の領域を撮像可能範囲から除外して、ドプラ計測対象領域を設定するものであることが好ましい。   On the other hand, in the second photoacoustic image generation apparatus of the present invention, the extraction means is preset as the radius of the blood vessel from the representative line in the range where the signal of the photoacoustic wave whose signal intensity is equal to or higher than the threshold intensity is observed. It is preferable that the area within the range of the distance is excluded from the imageable range and the Doppler measurement target area is set.

また、本発明の第１および第２の光音響画像生成装置は、さらに、被検体内で反射した反射音響波に基づいて反射音響画像を生成する反射音響画像生成手段を備えることが好ましい。   Moreover, it is preferable that the first and second photoacoustic image generation apparatuses of the present invention further include reflected acoustic image generation means for generating a reflected acoustic image based on the reflected acoustic wave reflected in the subject.

さらに本発明の第１の光音響画像生成方法は、
被検体内に発生した光音響波の信号を音響送受信手段によって検出し、
検出された光音響波の信号に基づいて光音響画像を生成し、
光音響波の信号に基づいて、被検体における血管領域であって音響送受信手段により規定される走査ラインとの成す角度が閾値角度以下である血管の血管領域を抽出し、
抽出された血管領域を含みかつ音響送受信手段により規定される撮像可能範囲の一部である領域をドプラ計測対象領域として設定し、
設定されたドプラ計測対象領域のみに対してパワードプラ計測を実施し、
パワードプラ計測の結果取得されたドプラ偏移に基づいてドプラ画像を生成し、
光音響画像上にドプラ画像を重畳させることを特徴とするものである。 Furthermore, the first photoacoustic image generation method of the present invention includes:
A photoacoustic wave signal generated in the subject is detected by an acoustic transmission / reception means,
A photoacoustic image is generated based on the detected photoacoustic wave signal,
Based on the photoacoustic wave signal, the blood vessel region of the subject and the blood vessel region of the blood vessel whose angle formed with the scanning line defined by the acoustic transmission / reception means is equal to or smaller than the threshold angle is extracted.
A region that includes the extracted blood vessel region and is a part of the imageable range defined by the acoustic transmission / reception means is set as a Doppler measurement target region,
Perform power Doppler measurement only for the set Doppler measurement target area,
Generate a Doppler image based on the Doppler shift obtained as a result of the power Doppler measurement,
The Doppler image is superimposed on the photoacoustic image.

さらに本発明の第２の光音響画像生成方法は、
被検体内に発生した光音響波の信号を音響送受信手段によって検出し、
検出された光音響波の信号に基づいて光音響画像を生成し、
光音響波の信号に基づいて、被検体における血管領域であって音響送受信手段により受信された光音響波の信号強度が閾値強度以上である血管の血管領域を抽出し、
抽出された血管領域を音響送受信手段により規定される撮像可能範囲から除外した領域をドプラ計測対象領域として設定し、
設定されたドプラ計測対象領域のみに対してパワードプラ計測を実施し、
パワードプラ計測の結果取得されたドプラ偏移に基づいてドプラ画像を生成し、
光音響画像上にドプラ画像を重畳させることを特徴とするものである。 Furthermore, the second photoacoustic image generation method of the present invention provides:
A photoacoustic wave signal generated in the subject is detected by an acoustic transmission / reception means,
A photoacoustic image is generated based on the detected photoacoustic wave signal,
Based on the photoacoustic wave signal, extract the blood vessel region of the blood vessel that is the blood vessel region in the subject and the signal intensity of the photoacoustic wave received by the acoustic transmission / reception means is greater than or equal to the threshold strength,
The extracted blood vessel region is set as a Doppler measurement target region by excluding it from the imageable range defined by the acoustic transmission / reception means,
Perform power Doppler measurement only for the set Doppler measurement target area,
Generate a Doppler image based on the Doppler shift obtained as a result of the power Doppler measurement,
The Doppler image is superimposed on the photoacoustic image.

そして、本発明の第１および第２の光音響画像生成方法において、新たに光音響波の信号が検出された場合に、この信号に基づいて血管領域を再度抽出してドプラ計測対象領域を更新し、更新されたドプラ計測対象領域のみに対してパワードプラ計測を実施することが好ましい。   In the first and second photoacoustic image generation methods of the present invention, when a photoacoustic wave signal is newly detected, the blood vessel region is extracted again based on this signal, and the Doppler measurement target region is updated. However, it is preferable to perform power Doppler measurement only on the updated Doppler measurement target region.

また、本発明の第１の光音響画像生成方法において、抽出した血管領域が血管の長さ方向に途切れている場合に、当該長さ方向の先に他の部分よりも広いスペースを確保してドプラ計測対象領域を設定することが好ましい。   In the first photoacoustic image generation method of the present invention, when the extracted blood vessel region is interrupted in the length direction of the blood vessel, a space wider than other portions is secured at the end in the length direction. It is preferable to set the Doppler measurement target area.

また、本発明の第１の光音響画像生成方法において、走査ラインとの成す角度が閾値以下である血管に起因する光音響波の信号がまとまって観測された範囲の代表線から血管の半径として予め設定された距離の範囲内の領域を、ドプラ計測対象領域として設定することが好ましい。   Further, in the first photoacoustic image generation method of the present invention, the radius of the blood vessel is determined from the representative line in the range in which the signals of the photoacoustic wave caused by the blood vessel whose angle formed with the scanning line is equal to or less than the threshold is observed. It is preferable to set an area within a preset distance range as a Doppler measurement target area.

一方、本発明の第２の光音響画像生成方法において、信号強度が閾値強度以上である光音響波の信号がまとまって観測された範囲の代表線から血管の半径として予め設定された距離の範囲内の領域を撮像可能範囲から除外して、ドプラ計測対象領域を設定することが好ましい。   On the other hand, in the second photoacoustic image generation method of the present invention, a range of a distance set in advance as a radius of a blood vessel from a representative line of a range in which a signal of a photoacoustic wave having a signal intensity equal to or higher than a threshold intensity is observed. It is preferable to set the Doppler measurement target region by excluding the inner region from the imageable range.

また、本発明の第１および第２の光音響画像生成方法は、さらに、被検体内で反射した反射音響波に基づいて反射音響画像を生成することが好ましい。   The first and second photoacoustic image generation methods of the present invention preferably further generate a reflected acoustic image based on the reflected acoustic wave reflected in the subject.

本発明の光音響画像生成装置および光音響画像生成方法は、光音響画像にパワードプラ計測により得られたドプラ画像を重畳させることにより、光音響画像として画像化しにくい血管領域をドプラ画像で補正することを特徴とする。ドプラ計測は、血流方向を検知することができる計測方法であるから、走査ラインに対して平行に伸びる血管を画像化しやすいという特徴を有する。ただし、ドプラ計測を撮像可能範囲全体に対して実施すると合成画像をリアルタイムに生成する際にフレームレートが大きく低下してしまう。そこで、本発明では、光音響波の信号に基づいて、撮像可能範囲のうち補正が特に必要と思われる一部の領域（ドプラ計測対象領域）のみに対してパワードプラ計測を実施することで、フレームレートの低下を抑制している。この結果、光音響画像の生成において、画像化しにくい血管をより効率よく画像化しやすくすることが可能となる。   The photoacoustic image generation apparatus and the photoacoustic image generation method of the present invention correct a blood vessel region that is difficult to be imaged as a photoacoustic image by superimposing a Doppler image obtained by power Doppler measurement on the photoacoustic image. It is characterized by that. Since Doppler measurement is a measurement method capable of detecting the direction of blood flow, it has a feature that it is easy to image a blood vessel that extends parallel to the scanning line. However, if Doppler measurement is performed on the entire imageable range, the frame rate is greatly reduced when a composite image is generated in real time. Therefore, in the present invention, based on the photoacoustic wave signal, by performing power Doppler measurement only on a part of the imageable range (the Doppler measurement target region) that seems particularly necessary to be corrected, The reduction of the frame rate is suppressed. As a result, in the generation of the photoacoustic image, blood vessels that are difficult to be imaged can be easily imaged more efficiently.

第１の実施形態における光音響画像生成装置の構成を示す概略図である。It is the schematic which shows the structure of the photoacoustic image generating apparatus in 1st Embodiment. 第１の実施形態における音響送受信手段の構成を示す概略図である。It is the schematic which shows the structure of the acoustic transmission / reception means in 1st Embodiment. 第１の実施形態においてドプラ計測対象領域を設定する様子を示す概略図である。It is the schematic which shows a mode that the doppler measurement object area | region is set in 1st Embodiment. ドプラ計測対象領域を血管の長さ方向に広く確保した際の効果を説明する概略図である。It is the schematic explaining the effect at the time of ensuring the Doppler measurement object area | region widely in the length direction of the blood vessel. 第１の実施形態における信号処理の流れを示すフロー図である。It is a flowchart which shows the flow of the signal processing in 1st Embodiment. 第２の実施形態における光音響画像生成装置の構成を示す概略図である。It is the schematic which shows the structure of the photoacoustic image generating apparatus in 2nd Embodiment. 第２の実施形態においてドプラ計測対象領域を設定する様子を示す概略図である。It is the schematic which shows a mode that the doppler measurement object area | region is set in 2nd Embodiment. 第２の実施形態における信号処理の流れを示すフロー図である。It is a flowchart which shows the flow of the signal processing in 2nd Embodiment. 血管から発生する光音響波の様子を示す概略図である。It is the schematic which shows the mode of the photoacoustic wave which generate | occur | produces from the blood vessel.

以下、本発明の実施形態について図面を用いて説明するが、本発明はこれに限られるものではない。なお、視認しやすくするため、図面中の各構成要素の縮尺等は実際のものとは適宜異ならせてある。   Hereinafter, although an embodiment of the present invention is described using a drawing, the present invention is not limited to this. In addition, for easy visual recognition, the scale of each component in the drawings is appropriately changed from the actual one.

「第１の実施形態」
まず、本発明の光音響画像生成装置および光音響画像生成方法の第１の実施形態について説明する。図１は、第１の実施形態における光音響画像生成装置の構成を示す概略図である。また、図２は第１の実施形態における音響送受信手段の構成を示す概略図であり、図３は第１の実施形態においてドプラ計測対象領域を設定する様子を示す概略図であり、図４はドプラ計測対象領域を血管の長さ方向に広く確保した際の効果を説明する概略図であり、図５は第１の実施形態における信号処理の流れを示すフロー図である。 “First Embodiment”
First, a first embodiment of the photoacoustic image generation apparatus and photoacoustic image generation method of the present invention will be described. FIG. 1 is a schematic diagram illustrating the configuration of the photoacoustic image generation apparatus according to the first embodiment. FIG. 2 is a schematic diagram showing the configuration of the acoustic transmission / reception means in the first embodiment, FIG. 3 is a schematic diagram showing how the Doppler measurement target area is set in the first embodiment, and FIG. FIG. 5 is a schematic diagram for explaining an effect when a Doppler measurement target region is widely secured in the length direction of a blood vessel, and FIG. 5 is a flowchart showing a signal processing flow in the first embodiment.

本実施形態の光音響画像生成装置１０は、特にドプラ画像生成機能および光音響画像生成機能を有する。具体的には図１に示されるように、光音響画像生成装置１０は、超音波探触子（プローブ）１１、超音波ユニット１２、レーザユニット１３および表示手段１４を備えている。   The photoacoustic image generation apparatus 10 of the present embodiment particularly has a Doppler image generation function and a photoacoustic image generation function. Specifically, as shown in FIG. 1, the photoacoustic image generation apparatus 10 includes an ultrasonic probe (probe) 11, an ultrasonic unit 12, a laser unit 13, and a display unit 14.

＜超音波探触子（プローブ）＞
プローブ１１は、被検体に向けて超音波を照射し、被検体Ｍ内を伝搬する音響波を検出するものである。このプローブ１１が本発明における音響送受信手段に相当する。すなわち、プローブ１１は、被検体Ｍに対する超音波の照射（送信）、および被検体Ｍから反射して戻って来る反射超音波の検出（受信）を行う。さらにプローブ１１は、被検体Ｍ内の撮像対象物（例えば血管）がレーザ光を吸収することにより被検体Ｍ内に発生した光音響波の検出も行う。なお本明細書において、「音響波」とは超音波および光音響波を含む意味である。ここで、「超音波」とは、音響送受信手段による送信操作により被検体Ｍ内に発生した弾性波を意味し、「光音響波」とは測定光の照射による光音響効果により被検体Ｍ内に発生した弾性波を意味する。 <Ultrasonic probe (probe)>
The probe 11 irradiates the subject with ultrasonic waves and detects an acoustic wave propagating through the subject M. This probe 11 corresponds to the acoustic transmission / reception means in the present invention. That is, the probe 11 performs irradiation (transmission) of ultrasonic waves to the subject M and detection (reception) of reflected ultrasonic waves that are reflected from the subject M and returned. Further, the probe 11 also detects a photoacoustic wave generated in the subject M when the imaging object (for example, blood vessel) in the subject M absorbs the laser light. In this specification, “acoustic wave” means an ultrasonic wave and a photoacoustic wave. Here, “ultrasonic wave” means an elastic wave generated in the subject M by the transmission operation by the acoustic transmission / reception means, and “photoacoustic wave” means the inside of the subject M due to the photoacoustic effect by the irradiation of the measurement light. It means the elastic wave generated in

プローブ１１は、例えば一次元または二次元に配列された複数の超音波振動子１１ａから構成される振動子アレイを有する。超音波振動子１１ａは、例えば、圧電セラミクス、またはポリフッ化ビニリデン（ＰＶＤＦ）のような高分子フィルムから構成される圧電素子である。超音波振動子１１ａは、音響波を受信した場合にその受信信号を電気信号に変換する機能を有している。この電気信号は後述する受信回路２１に出力される。このプローブ１１は、セクタ走査対応、リニア走査対応、コンベックス走査対応等の中から撮像部位に応じて選択される。   The probe 11 has a transducer array composed of a plurality of ultrasonic transducers 11a arranged, for example, one-dimensionally or two-dimensionally. The ultrasonic transducer 11a is a piezoelectric element made of a polymer film such as piezoelectric ceramics or polyvinylidene fluoride (PVDF). The ultrasonic transducer 11a has a function of converting a received signal into an electric signal when an acoustic wave is received. This electrical signal is output to the receiving circuit 21 described later. The probe 11 is selected according to the imaging region from among sector scanning, linear scanning, and convex scanning.

本実施形態のプローブ１１は、図２に示されるように、超音波振動子１１ａ、光ファイバ５０および導光板５２を備える。光ファイバ５０は、レーザユニット１３からのレーザ光を導光板５２にまで導く。導光板５２は、超音波振動子１１ａからなる振動子アレイの周囲に配置され、レーザ光はこの導光板５２から照射される。プローブ１１を上記のように構成することにより、同じ撮像範囲についてのドプラ画像（或いは後述する反射音響画像としての超音波画像）および光音響画像を精度よく生成することができる。これにより、ドプラ画像と光音響画像の複雑な位置合わせ処理が不要となる場合もある。   As shown in FIG. 2, the probe 11 of the present embodiment includes an ultrasonic transducer 11 a, an optical fiber 50, and a light guide plate 52. The optical fiber 50 guides the laser light from the laser unit 13 to the light guide plate 52. The light guide plate 52 is disposed around the transducer array including the ultrasonic transducers 11 a, and laser light is emitted from the light guide plate 52. By configuring the probe 11 as described above, a Doppler image (or an ultrasonic image as a reflection acoustic image to be described later) and a photoacoustic image for the same imaging range can be generated with high accuracy. Thereby, the complicated position alignment process of a Doppler image and a photoacoustic image may become unnecessary.

レーザ光の照射は部分領域ごとに行ってもよい。例えば導光板５２は、領域Ａ、領域Ｂ、及び領域Ｃのそれぞれに対応して設けられる。その場合、領域Ａに対応する導光板５２ａは領域Ａの選択時にレーザ光を領域Ａに照射する。また、領域Ｂに対応する導光板５２ｂは領域Ｂの選択時にレーザ光を領域Ｂに照射する。そして、領域Ｃに対応する導光板５２ｃは領域Ｃの選択時にレーザ光を領域Ｃに照射する。   Laser beam irradiation may be performed for each partial region. For example, the light guide plate 52 is provided corresponding to each of the region A, the region B, and the region C. In that case, the light guide plate 52a corresponding to the region A irradiates the region A with laser light when the region A is selected. The light guide plate 52b corresponding to the region B irradiates the region B with laser light when the region B is selected. The light guide plate 52c corresponding to the region C irradiates the region C with laser light when the region C is selected.

＜レーザユニット＞
レーザユニット１３は、被検体Ｍに照射すべきレーザ光を測定光として出射する光出射部である。このレーザ光を被検体Ｍが吸収することにより被検体Ｍ内で光音響波が発生する。レーザユニット１３が出射するレーザ光は、例えば光ファイバ５０などの導光手段を用いてプローブ１１の先端まで導光され、プローブ１１から被検体Ｍに照射される。なお、レーザ光を出射させる位置はプローブ１１内に限定されない。 <Laser unit>
The laser unit 13 is a light emitting unit that emits laser light to be irradiated onto the subject M as measurement light. As the subject M absorbs the laser light, a photoacoustic wave is generated in the subject M. The laser light emitted from the laser unit 13 is guided to the tip of the probe 11 using light guide means such as an optical fiber 50 and is irradiated from the probe 11 to the subject M. The position where the laser beam is emitted is not limited to the probe 11.

例えば本実施形態においてレーザユニット１３は、励起光源であるフラッシュランプ３５とレーザ発振を制御するＱスイッチとを含むＱスイッチアレキサンドライトレーザである。レーザユニット１３は、制御手段３４内のトリガ制御回路が光トリガ信号を出力すると、フラッシュランプ３５を点灯し、Ｑスイッチレーザ３６を励起する。例えば本実施形態ではレーザユニット１３は、レーザ光として１〜１００ｎｓｅｃのパルス幅を有するパルス光を出力するものであることが好ましい。レーザ光の波長は、計測の対象となる被検体内の物質の光吸収特性によって適宜決定される。生体内のヘモグロビンは、その状態（酸素化ヘモグロビン、脱酸素化ヘモグロビン、メトヘモグロビン等）により光学的な吸収特性が異なるが、一般的には３６０〜１０００ｎｍの光を吸収する。したがって、生体内でのヘモグロビンを計測する場合には、他の生体物質の吸収が比較的少ない６００〜１０００ｎｍの程度とすることが好ましい。また、より生体内での被検体の深部まで届くという観点から、レーザ光の波長は７００〜１０００ｎｍであることが好ましい。   For example, in this embodiment, the laser unit 13 is a Q-switch alexandrite laser including a flash lamp 35 that is an excitation light source and a Q switch that controls laser oscillation. When the trigger control circuit in the control means 34 outputs a light trigger signal, the laser unit 13 turns on the flash lamp 35 and excites the Q switch laser 36. For example, in the present embodiment, the laser unit 13 preferably outputs pulsed light having a pulse width of 1 to 100 nsec as laser light. The wavelength of the laser light is appropriately determined according to the light absorption characteristics of the substance in the subject to be measured. In general, hemoglobin in a living body absorbs light of 360 to 1000 nm, although the optical absorption characteristics differ depending on the state (oxygenated hemoglobin, deoxygenated hemoglobin, methemoglobin, etc.). Therefore, when measuring hemoglobin in a living body, it is preferable to set the thickness to about 600 to 1000 nm with relatively little absorption of other biological substances. Further, from the viewpoint of reaching the deep part of the subject in the living body, the wavelength of the laser light is preferably 700 to 1000 nm.

なお、レーザユニット１３としては、特定の波長成分又はその成分を含む単色光を発生する半導体レーザ（ＬＤ）、固体レーザ、ガスレーザ等の発光素子を用いることもできる。   The laser unit 13 may be a light emitting element such as a semiconductor laser (LD), a solid-state laser, or a gas laser that generates a specific wavelength component or monochromatic light including the component.

＜超音波ユニット＞
超音波ユニット１２は、受信回路２１、ＡＤ変換手段２２、受信メモリ２３、光音響画像生成手段２５、ドプラ画像生成手段２９、画像合成手段３０、血管領域を抽出する抽出手段２８、送信制御回路３３および制御手段３４を有している。 <Ultrasonic unit>
The ultrasonic unit 12 includes a reception circuit 21, an AD conversion unit 22, a reception memory 23, a photoacoustic image generation unit 25, a Doppler image generation unit 29, an image synthesis unit 30, an extraction unit 28 that extracts a blood vessel region, and a transmission control circuit 33. And control means 34.

受信回路２１は、プローブ１１中の超音波振動子１１ａから出力された音響波の電気信号を受信する。ＡＤ変換手段２２はサンプリング手段であり、受信回路２１が受信した電気信号を例えばクロック周波数４０ＭＨｚのＡＤクロック信号に同期してサンプリングしてデジタル信号に変換する。ＡＤ変換手段２２は、例えば外部から入力されるＡＤクロック信号に同期して、所定のサンプリング周期で上記電気信号をサンプリングする。   The receiving circuit 21 receives an electrical signal of an acoustic wave output from the ultrasonic transducer 11 a in the probe 11. The AD conversion means 22 is a sampling means, which samples the electric signal received by the receiving circuit 21 in synchronization with an AD clock signal with a clock frequency of 40 MHz, for example, and converts it into a digital signal. The AD conversion means 22 samples the electric signal at a predetermined sampling period in synchronization with, for example, an AD clock signal input from the outside.

ＡＤ変換手段２２は、サンプリングしたデジタル信号（サンプリングデータ）を受信メモリ２３に格納する。受信メモリ２３に格納されたサンプリングデータは、光音響波に関するデータ（光音響データ）または超音波に関するデータ（超音波データ）である。   The AD conversion means 22 stores the sampled digital signal (sampling data) in the reception memory 23. The sampling data stored in the reception memory 23 is data regarding photoacoustic waves (photoacoustic data) or data regarding ultrasonic waves (ultrasonic data).

光音響画像生成手段２５は、例えば受信メモリに格納された上記光音響データを、超音波振動子の位置に応じた遅延時間で互いに加算して１ライン分のデータを再構成し、各ラインの光音響データに基づいて断層画像（光音響画像）のデータを生成する。なお、この光音響画像生成手段２５は、遅延加算法に代えて、ＣＢＰ法（Circular Back Projection）により再構成を行うものでもよい。あるいは光音響画像生成手段２５は、ハフ変換法又はフーリエ変換法を用いて再構成を行うものでもよい。光音響画像生成手段２５は、上記のようにして生成された光音響画像のデータを画像合成手段３０に出力する。   For example, the photoacoustic image generation means 25 adds the photoacoustic data stored in the reception memory to each other with a delay time corresponding to the position of the ultrasonic transducer to reconstruct data for one line, and Data of a tomographic image (photoacoustic image) is generated based on the photoacoustic data. In addition, this photoacoustic image generation means 25 may replace with a delay addition method, and may perform a reconstruction by CBP method (Circular Back Projection). Alternatively, the photoacoustic image generation unit 25 may perform reconstruction using a Hough transform method or a Fourier transform method. The photoacoustic image generation unit 25 outputs the photoacoustic image data generated as described above to the image synthesis unit 30.

一方、抽出手段２８は、受信メモリ２３に記憶されたサンプリングデータから同様に、光音響データを再構成し、光音響画像のデータを生成し、この光音響画像データに基づいて被検体Ｍ内における血管領域（血管５８の存在する領域）であってプローブ１１により規定される走査ライン６との成す角度が閾値角度以下である血管５８ａの血管領域５３を抽出する（図３）。血管領域の抽出方法は、特に制限されず既知の画像処理方法により行うことができ、例えば光音響画像中の画素値の大きさに基づいて判断される。一般に血管は他の組織に比べて光の吸収係数が大きいため、人体からの光音響信号は血管からの信号であるとみなすことが可能である。したがって、抽出手段２８は、例えば光音響画像において画素値が所定の値を超える場所を血管に対応する画像領域として抽出する。スムージング処理によりノイズを除去する処理など他の信号処理と組み合わせることも可能である。走査ライン６との成す角度が閾値角度以下であるか否かは、例えば、光音響画像データの輝度値に基づいて輝度値の変化率や連続性から血管の境界とその長さ方向（血液の流れる方向）を特定し、血管の長さ方向と走査ラインとの関係から算出されたこれら２つの交差角度の鋭角成分と閾値角度を比較することにより、判断することができる。なお鈍角成分で判断する場合には、それに対応した閾値角度以上であるか否かを判断すればよく、これら２つの判断手法は同値である。血管の長さ方向を特定する際には、撮像可能範囲を適当に分割し、分割領域ごとに当該分割領域に含まれる血管５８ａの長さ方向を特定することが好ましい。これにより、より正確に血管領域５３を抽出することができる。走査ライン６の方向は、プローブ１１の型に応じて適宜設定される。つまり、プローブ１１が例えばセクタ走査型またはコンベックス走査型である場合のように、撮像可能範囲が扇形状となり各走査ラインの方向が必ずしも一定しない場合もある。したがってこのような場合には、走査ラインを特定する際にも上記同様に、撮像可能範囲を適当に分割し、分割領域ごとに当該分割領域を通る走査ラインを特定することが好ましい。   On the other hand, the extraction means 28 similarly reconstructs photoacoustic data from the sampling data stored in the reception memory 23, generates photoacoustic image data, and based on this photoacoustic image data, the inside of the subject M is extracted. A blood vessel region 53 of a blood vessel 58a that is a blood vessel region (region where the blood vessel 58 exists) and that is formed with the scanning line 6 defined by the probe 11 is equal to or smaller than a threshold angle is extracted (FIG. 3). The extraction method of the blood vessel region is not particularly limited and can be performed by a known image processing method. For example, the determination is made based on the size of the pixel value in the photoacoustic image. In general, since blood vessels have a light absorption coefficient larger than that of other tissues, a photoacoustic signal from a human body can be regarded as a signal from a blood vessel. Therefore, the extracting unit 28 extracts, for example, a location where the pixel value exceeds a predetermined value in the photoacoustic image as an image region corresponding to the blood vessel. It is also possible to combine with other signal processing such as processing for removing noise by smoothing processing. Whether or not the angle formed with the scanning line 6 is equal to or less than the threshold angle is determined based on the luminance value of the photoacoustic image data, for example, from the change rate or continuity of the luminance value, and the blood vessel boundary and its length direction (blood This can be determined by specifying the flow direction) and comparing the acute angle component of these two intersection angles calculated from the relationship between the length direction of the blood vessel and the scanning line with the threshold angle. Note that when the obtuse angle component is used for determination, it is only necessary to determine whether or not the angle is equal to or greater than the corresponding threshold angle, and these two determination methods are equivalent. When specifying the length direction of the blood vessel, it is preferable to appropriately divide the imageable range and specify the length direction of the blood vessel 58a included in the divided region for each divided region. Thereby, the blood vessel region 53 can be extracted more accurately. The direction of the scanning line 6 is appropriately set according to the type of the probe 11. That is, as in the case where the probe 11 is, for example, the sector scanning type or the convex scanning type, the imaging range may be a fan shape and the direction of each scanning line may not always be constant. Therefore, in such a case, it is preferable to appropriately divide the imageable range and specify the scan line passing through the divided area for each divided area, as described above, when specifying the scanning line.

閾値角度は、光音響画像の補正レベルに応じて適宜設定される。光音響波は、その伝搬方向と走査ライン６との成す角度が小さいほど表面に到達しづらく検出されにくい。したがって、例えば光音響画像を広く補正したい場合には、例えば閾値角度を６０°として、走査ラインとの交差角度が０°〜６０°の角度範囲に含まれる血管を広く抽出する。一方、光音響画像の元データをなるべく活用し補正箇所を少なくしたいような場合には、例えば閾値角度を３０°として、走査ラインとの交差角度が０°〜３０°の角度範囲に含まれる血管を抽出する。   The threshold angle is appropriately set according to the correction level of the photoacoustic image. The smaller the angle formed between the propagation direction of the photoacoustic wave and the scanning line 6, the harder it is to reach the surface and the harder it is to detect. Therefore, for example, when it is desired to widely correct the photoacoustic image, for example, the threshold angle is set to 60 °, and blood vessels included in the angle range where the intersection angle with the scanning line is 0 ° to 60 ° are extracted widely. On the other hand, when it is desired to use the original data of the photoacoustic image as much as possible to reduce the number of correction points, for example, the threshold angle is set to 30 °, and blood vessels included in the angle range where the intersection angle with the scanning line is 0 ° to 30 °. To extract.

なお、抽出手段２８は、走査ライン６との成す角度が閾値角度よりも大きい血管５８ｂの血管領域を本実施形態では抽出しない。これは、血管５８ｂから発生する光音響波は表面に向かって伝搬する成分を多く有し、充分に検出可能であり特に補正を必要としないからである。   Note that the extraction unit 28 does not extract the blood vessel region of the blood vessel 58b whose angle formed with the scanning line 6 is larger than the threshold angle in this embodiment. This is because the photoacoustic wave generated from the blood vessel 58b has many components propagating toward the surface, can be sufficiently detected, and does not require any correction.

そして、抽出手段２８は、抽出された血管領域の情報に基づいて、抽出された血管領域を含みかつプローブ１１（音響送受信手段）により規定される撮像可能範囲４（いわゆるスキャン面）の一部である領域をドプラ計測対象領域として設定する。つまり、抽出手段２８は、被検体Ｍ内における血管の場所を特定するための情報を取得し、さらにドプラ計測を実施する領域を特定する機能を果たす。プローブにより規定される撮像可能範囲は、個々のプローブによって様々であるが、一般的に振動子アレイがリニア型である場合には矩形状の範囲であり、コンベックス型またはセクタ型である場合には扇形状の範囲である。ドプラ計測対象領域は、抽出された血管領域を含むように設定される。ドプラ計測対象領域を特定するための情報としては、例えば、画素値が所定の値を超える全ての画素位置そのものの情報、予め設定された値以上の画素（光音響信号）がまとまって観測された範囲（サンプルボリューム領域）を示す情報などが挙げられる。   The extraction means 28 is a part of the imageable range 4 (so-called scan plane) that includes the extracted blood vessel area and is defined by the probe 11 (acoustic transmission / reception means) based on the extracted blood vessel area information. A certain area is set as a Doppler measurement target area. That is, the extraction unit 28 functions to acquire information for specifying the location of the blood vessel in the subject M, and further specify a region where Doppler measurement is performed. The imageable range defined by the probe varies depending on the individual probe, but is generally a rectangular range when the transducer array is a linear type, and when it is a convex type or a sector type This is a fan-shaped range. The Doppler measurement target region is set so as to include the extracted blood vessel region. As information for specifying the Doppler measurement target region, for example, information on all pixel positions whose pixel values exceed a predetermined value, and pixels (photoacoustic signals) greater than a preset value were observed together. Information indicating a range (sample volume area) is included.

例えば、サンプルボリューム領域Ｓａを示す情報としては、図３に示されるような撮像可能範囲４において、血管領域５３に含まれる任意の代表線５４の位置およびこの代表線５４からの距離Ｌの情報、および領域Ｓａの各頂点５５の位置情報等が挙げられる。領域Ｓａの大きさや形状は、血管の太さ、長さ、方向および分岐等の構造的な特徴、並びに、血管の長さ方向に対する撮像断面の角度等の撮像条件を考慮して、血管領域５３が適切に含まれるように適宜設定される。サンプルボリューム領域を設定する場合には、例えば実際に抽出された血管領域に合わせてもよいが、血管領域が血管の長さ方向に途切れている場合にはその長さ方向の先に他の部分よりも広いスペースを確保するように設定することが好ましい。例えば図４ａのように、実際に抽出された血管領域に合わせてサンプルボリューム領域Ｓａを設定した場合には、ドプラ計測はその領域Ｓａに対してのみ実施されるから、実際に血管が存在していても、補正により追加できる血管部分５９が少なくなってしまう。一方図４ｂのように、血管領域が血管の長さ方向に途切れている場合にはその長さ方向に血管が伸びていることが示唆されていることになるから、その先に他の部分（血管領域が途切れていない部分）よりも広いスペース６０を確保することにより、より広い範囲で血管部分６１を追加表示することが可能となる。   For example, information indicating the sample volume area Sa includes information on the position of an arbitrary representative line 54 included in the blood vessel area 53 and the distance L from the representative line 54 in the imageable range 4 as shown in FIG. And position information of each vertex 55 of the region Sa. The size and shape of the region Sa is determined by taking into consideration structural characteristics such as the thickness, length, direction, and branching of the blood vessel, and imaging conditions such as the angle of the imaging section with respect to the length direction of the blood vessel. Is appropriately set so as to be appropriately included. When setting the sample volume region, for example, it may be matched with the actually extracted blood vessel region. However, if the blood vessel region is interrupted in the length direction of the blood vessel, another part is placed ahead of the length direction. It is preferable to set so as to ensure a wider space. For example, as shown in FIG. 4a, when the sample volume region Sa is set in accordance with the actually extracted blood vessel region, the Doppler measurement is performed only on the region Sa, so that the blood vessel actually exists. However, the blood vessel portion 59 that can be added by correction is reduced. On the other hand, as shown in FIG. 4b, when the blood vessel region is interrupted in the length direction of the blood vessel, it is suggested that the blood vessel extends in the length direction. By securing a wider space 60 than the portion where the blood vessel region is not interrupted, it is possible to additionally display the blood vessel portion 61 in a wider range.

なお、抽出手段２８が独自に光音響画像データを生成せずに、光音響画像生成手段２５によって生成された光音響画像データを抽出手段２８が取得してこの光音響画像データに基づいて被検体内における血管領域を抽出する態様でもよい。この場合には、重複して光音響画像データを生成する手間を省くことができる。また、上記では光音響画像データに基づいて血管領域を抽出する場合について説明したが、例えば血管領域は、画像化される前の光音響データに基づいて抽出することもできる。この場合には、例えば光音響信号のピーク位置を血管が存在する位置と推定することができる。抽出手段２８によって設定されたドプラ計測対象領域の情報は、制御手段３４へと出力される。   The extraction means 28 does not generate the photoacoustic image data independently, but the extraction means 28 acquires the photoacoustic image data generated by the photoacoustic image generation means 25, and the subject is based on the photoacoustic image data. It is also possible to extract the blood vessel region inside. In this case, the trouble of generating photoacoustic image data redundantly can be saved. In the above description, the blood vessel region is extracted based on the photoacoustic image data. However, for example, the blood vessel region can be extracted based on the photoacoustic data before being imaged. In this case, for example, the peak position of the photoacoustic signal can be estimated as the position where the blood vessel exists. Information on the Doppler measurement target area set by the extraction unit 28 is output to the control unit 34.

制御手段３４は、超音波ユニット１２内の各部を制御する。例えば制御手段３４は、レーザユニット１３に対してレーザ光の出力を指示するフラッシュランプトリガ信号を出力する。これによりレーザユニット１３では、フラッシュランプトリガ信号に応答してフラッシュランプ３５が点灯し、レーザ励起が開始される。その後、制御手段３４は、所定のタイミングでＱスイッチトリガ信号を出力する。これによりレーザユニット１３では、Ｑスイッチレーザ３６のＱスイッチがＱスイッチトリガ信号に応答してＯＮ状態となり、レーザ光が出力されて、被検体Ｍにレーザ光が照射される。また制御手段３４は、抽出手段２８によって出力されたドプラ計測対象領域の情報を受け取り、後述するようにドプラ計測用に送信超音波を送信する方向を決定する。そして、決定した方向に超音波が送信されるように、制御手段３４は、個々の超音波振動子１１ａを同時にまたは時間差を付けて駆動させる旨の超音波トリガ信号を送信制御回路３３に出力する。送信制御回路３３は、その超音波トリガ信号に従って超音波振動子１１ａを駆動させる。つまり本実施形態では、制御手段３４は、送信制御回路３３を介してプローブ１１を制御している。   The control means 34 controls each part in the ultrasonic unit 12. For example, the control unit 34 outputs a flash lamp trigger signal that instructs the laser unit 13 to output laser light. Thereby, in the laser unit 13, the flash lamp 35 is turned on in response to the flash lamp trigger signal, and laser excitation is started. Thereafter, the control means 34 outputs a Q switch trigger signal at a predetermined timing. Thus, in the laser unit 13, the Q switch of the Q switch laser 36 is turned on in response to the Q switch trigger signal, the laser light is output, and the subject M is irradiated with the laser light. Further, the control unit 34 receives the information of the Doppler measurement target region output by the extraction unit 28, and determines the direction in which the transmission ultrasonic wave is transmitted for Doppler measurement, as will be described later. Then, the control means 34 outputs to the transmission control circuit 33 an ultrasonic trigger signal for driving the individual ultrasonic transducers 11a simultaneously or with a time difference so that the ultrasonic waves are transmitted in the determined direction. . The transmission control circuit 33 drives the ultrasonic transducer 11a according to the ultrasonic trigger signal. That is, in the present embodiment, the control unit 34 controls the probe 11 via the transmission control circuit 33.

ドプラ画像生成手段２９は、例えば制御手段３４から取得した送信超音波の周波数と受信した反射超音波の周波数との差（ドプラ偏移）に基づいてパワードプラモードによるドプラ画像を生成する。この際、ドプラ画像生成手段２９は、例えば制御手段３４から（或いは直接抽出手段２８から）ドプラ計測対象領域の情報を取得し、この情報に基づいて、超音波が送信された方向（いわゆる深さ方向）においても走査ライン上の領域のうちドプラ計測対象領域として設定されている領域についてのみ画像化を行う。超音波が送信された走査ライン上の領域であっても、血管が存在しなければ画像化の必要性が乏しいためである。生成されたドプラ画像のデータは画像合成手段３０に出力される。   For example, the Doppler image generation unit 29 generates a Doppler image in the power Doppler mode based on a difference (Doppler shift) between the frequency of the transmission ultrasonic wave acquired from the control unit 34 and the frequency of the received reflected ultrasonic wave. At this time, the Doppler image generation unit 29 acquires, for example, information on the Doppler measurement target region from the control unit 34 (or directly from the extraction unit 28), and based on this information, the direction (so-called depth) in which the ultrasonic waves are transmitted. (Direction), only the region set as the Doppler measurement target region in the region on the scanning line is imaged. This is because even in the region on the scanning line to which the ultrasonic wave is transmitted, if there is no blood vessel, the necessity for imaging is poor. The generated Doppler image data is output to the image composition means 30.

ドプラ計測とは、送信波の周波数に対する受信波の周波数のドプラ偏移に基づいて、非侵襲的に血行動態、血流速度および生体内動向等を計測する計測手法である。したがって、ドプラ計測では、走査ラインに平行に伸びる血管ほど画像化しやすい。このような計測手法としては、例えば、連続的な超音波ビームの反射信号におけるドプラ偏移を解析して波形表示する走査モード（連続波ドプラモード）、超音波パルスの反射信号におけるドプラ偏移を解析して波形表示する走査モード（パルスドプラモード）、二次元血流情報を平均流速でカラー表示する走査モード（カラードプラモード）、および血管からの信号強度をカラー表示する走査モード（パワードプラモード）などがある。   Doppler measurement is a measurement technique for non-invasively measuring hemodynamics, blood flow velocity, in-vivo trend, and the like based on the Doppler shift of the frequency of the received wave with respect to the frequency of the transmitted wave. Therefore, in Doppler measurement, blood vessels that extend parallel to the scanning line are more easily imaged. As such a measurement method, for example, a scanning mode (continuous wave Doppler mode) in which a Doppler shift in a reflected signal of a continuous ultrasonic beam is analyzed to display a waveform, a Doppler shift in a reflected signal of an ultrasonic pulse is used. Scan mode for analysis and waveform display (pulse Doppler mode), scan mode for color display of two-dimensional blood flow information at an average flow velocity (color Doppler mode), and scan mode for color display of signal intensity from blood vessels (power Doppler mode) and so on.

そして本発明は特にパワードプラモードを利用する。パワードプラモードでは、ドプラ偏移の信号量に基づいて細い血管まで表示することできかつ血管の繋がりも良好に表示することが可能である。したがって、パワードプラモードによるドプラ画像は、光音響画像によって画像化しにくい血管領域を補正するのに適している。   The present invention particularly uses the power Doppler mode. In the power Doppler mode, it is possible to display even a thin blood vessel based on the signal amount of the Doppler shift, and it is possible to display the connection of the blood vessel well. Therefore, the Doppler image in the power Doppler mode is suitable for correcting a blood vessel region that is difficult to be imaged by the photoacoustic image.

画像合成手段３０は、光音響画像生成手段２５から取得した光音響画像データ上にドプラ画像生成手段２９から取得したドプラ画像データを重畳させてこれらの画像を合成し、その合成画像が表示手段１４に表示されるように表示手段１４を制御する。これにより、ドプラ計測により得られる血管情報を光音響画像上で確認しながら画像中の血管を観察することが可能となる。つまり、パワードプラモードのドプラ画像を光音響画像上に重畳させることにより、光音響計測では信号が弱く光音響画像中に表示されにくい或いは表示されない血管を光音響画像上でも確認することができる。   The image synthesizing unit 30 synthesizes these images by superimposing the Doppler image data acquired from the Doppler image generating unit 29 on the photoacoustic image data acquired from the photoacoustic image generating unit 25, and the combined image is displayed on the display unit 14. The display means 14 is controlled so as to be displayed. Thereby, it is possible to observe blood vessels in the image while confirming blood vessel information obtained by Doppler measurement on the photoacoustic image. That is, by superimposing the Doppler image in the power Doppler mode on the photoacoustic image, it is possible to confirm on the photoacoustic image blood vessels that are weak in signals or are not displayed in the photoacoustic image due to photoacoustic measurement.

画像合成手段３０は、プローブ１１が二次元配列した振動子アレイを有することにより複数の断層画像（光音響画像およびドプラ画像を含む）が取得された場合には、それらの断層画像に基づいてボリュームデータを作成し、三次元画像として合成画像を表示手段１４に表示させてもよい。   When a plurality of tomographic images (including a photoacoustic image and a Doppler image) are acquired by the probe 11 having a transducer array in which the probe 11 is two-dimensionally arranged, the image synthesizing unit 30 generates a volume based on the tomographic images. Data may be created and a composite image may be displayed on the display unit 14 as a three-dimensional image.

以下、図５を用いて光音響画像生成方法の流れについて説明する。まず、光音響画像生成装置１０の電源が入力されると制御手段３４はフラッシュランプトリガ信号をフラッシュランプ３５に送信し、これによりフラッシュランプが点灯し、Ｑスイッチレーザ３６が励起される。断層画像を取得したい部分の被検体表面にプローブ１１が当てられた状態で、図示しない測定開始用のボタンが押下されると、制御手段３４はＱスイッチトリガ信号をＱスイッチレーザ３６に送信し、これによりＱスイッチレーザ３６からレーザ光が被検体Ｍに向けて出射する（ＳＴＥＰ１−１）。そして、レーザ光を受けた被検体Ｍ内で光音響波が発生し、プローブ１１で光音響信号が検出され、メモリに保存される（ＳＴＥＰ１−２）。   Hereinafter, the flow of the photoacoustic image generation method will be described with reference to FIG. First, when the power supply of the photoacoustic image generation apparatus 10 is input, the control unit 34 transmits a flash lamp trigger signal to the flash lamp 35, whereby the flash lamp is turned on and the Q switch laser 36 is excited. When a measurement start button (not shown) is pressed in a state where the probe 11 is applied to the surface of the subject where a tomographic image is to be acquired, the control means 34 transmits a Q switch trigger signal to the Q switch laser 36, Thereby, the laser light is emitted from the Q switch laser 36 toward the subject M (STEP 1-1). Then, a photoacoustic wave is generated in the subject M that has received the laser beam, and a photoacoustic signal is detected by the probe 11 and stored in the memory (STEP 1-2).

すると、抽出手段２８が、光音響信号から光音響画像を構築し、光音響画像中の血管領域を抽出し、抽出された血管領域に基づき血管が存在すると推定されるサンプルボリューム領域Ｓａ（つまりドプラ計測対象領域）を設定する（ＳＴＥＰ１−３）。そして、制御手段３４が、そのサンプルボリューム領域Ｓａのみに対してドプラ計測が実施されるように、送信制御回路３３へ超音波トリガ信号を送信する。この結果、送信制御回路３３は、その超音波トリガ信号に基づきこのサンプルボリューム領域Ｓａが存在する走査ラインのみに対してパルス超音波が送信されるように振動子アレイを動作させ（ＳＴＥＰ１−４）、ドプラ画像生成手段２９はそのサンプルボリューム領域Ｓａのみにおいてパワードプラモードによるドプラ画像を生成する（ＳＴＥＰ１−５）。   Then, the extraction means 28 constructs a photoacoustic image from the photoacoustic signal, extracts a blood vessel region in the photoacoustic image, and samples volume region Sa (that is, Doppler estimated) that a blood vessel exists based on the extracted blood vessel region. (Measurement target area) is set (STEP 1-3). And the control means 34 transmits an ultrasonic trigger signal to the transmission control circuit 33 so that Doppler measurement is implemented only with respect to the sample volume area | region Sa. As a result, based on the ultrasonic trigger signal, the transmission control circuit 33 operates the transducer array so that the pulse ultrasonic wave is transmitted only to the scanning line where the sample volume region Sa exists (STEP 1-4). The Doppler image generation means 29 generates a Doppler image in the power Doppler mode only in the sample volume area Sa (STEP 1-5).

一方、光音響画像生成手段２５は、ＳＴＥＰ１−２でメモリに保存された光音響信号に基づいて光音響画像を生成する（ＳＴＥＰ１−６）。ＳＴＥＰ１−６で生成された光音響画像は、画像合成手段３０に出力され、ＳＴＥＰ１−５で生成されたドプラ画像と重畳されて合成され、合成画像が表示手段１４に表示される（ＳＴＥＰ１−７）。ここまでの工程で、１フレーム分の合成された断層画像が生成される。つまり、例えば画像を動画としてリアルタイムに被検体内を観察する場合には、プローブ１１を被検体表面に対して固定して、すなわち振動子アレイによって規定される撮像可能範囲を固定して、ＳＴＥＰ１−１からＳＴＥＰ１−７の工程を複数回繰り返す。このように、直前に取得された光音響信号に基づいてドプラ計測対象領域を随時更新し、さらに光音響信号を検出する周期とドプラ計測を行う周期を同期することで、より正確な血管領域情報に基づいてドプラ計測を実施することができるため、ドプラ計測の精度が向上する。   On the other hand, the photoacoustic image generation means 25 generates a photoacoustic image based on the photoacoustic signal stored in the memory in STEP1-2 (STEP1-6). The photoacoustic image generated in STEP 1-6 is output to the image synthesizing unit 30, is superimposed and synthesized with the Doppler image generated in STEP 1-5, and the synthesized image is displayed on the display unit 14 (STEP 1-7). ). The combined tomographic image for one frame is generated through the steps so far. That is, for example, when observing the inside of the subject in real time as an image as a moving image, the probe 11 is fixed to the surface of the subject, that is, the imaging range defined by the transducer array is fixed, and STEP1- Steps 1 to 1-7 are repeated a plurality of times. In this way, more accurate blood vessel region information can be obtained by updating the Doppler measurement target region as needed based on the photoacoustic signal acquired immediately before and synchronizing the cycle of detecting the photoacoustic signal and the cycle of performing Doppler measurement. Since the Doppler measurement can be performed based on the above, the accuracy of the Doppler measurement is improved.

なお、光音響信号を検出する周期とドプラ計測を行う周期は必ずしも同期している必要はない。これらが同期していない場合には、ドプラ計測は、例えば直前に設定された（つまり最後に更新された）ドプラ計測対象領域のみに対して実施される。   The period for detecting the photoacoustic signal and the period for performing Doppler measurement are not necessarily synchronized. If they are not synchronized, the Doppler measurement is performed, for example, only on the Doppler measurement target area set immediately before (that is, updated last).

以上のように、本実施形態に係る光音響画像生成装置および光音響画像生成方法は、光音響波の信号に基づいて、撮像可能範囲のうち補正が特に必要と思われる一部の領域（ドプラ計測対象領域）のみに対してパワードプラ計測を実施し、光音響画像にパワードプラ計測により得られたドプラ画像を重畳させることにより、光音響画像として画像化しにくい血管領域をドプラ画像で補正することを特徴とする。この結果、光音響画像の生成において、画像化しにくい血管をより効率よく画像化しやすくすることが可能となる。   As described above, the photoacoustic image generation apparatus and the photoacoustic image generation method according to the present embodiment are based on the photoacoustic wave signal, and some areas (Doppler) that are considered particularly necessary to be corrected in the imageable range. By performing power Doppler measurement only on the measurement target region) and superimposing the Doppler image obtained by power Doppler measurement on the photoacoustic image, the blood vessel region that is difficult to be imaged as a photoacoustic image is corrected with the Doppler image. It is characterized by. As a result, in the generation of the photoacoustic image, blood vessels that are difficult to be imaged can be easily imaged more efficiently.

つまり、機能的な断層画像をリアルタイムに表示するため、ドプラ計測および光音響計測を交互スキャン方式で実施する場合には、例えば単純計算でフレームレートが２分の１になってしまい、リアルタイム性が低下してしまう。一方、フレームレートを低下させないために、光音響画像の撮像範囲に比べドプラ計測対象領域を単純に小さく絞っただけでは、血管情報の全体観察ができなくなってしまう。そこで、本実施形態の光音響画像生成装置および光音響画像生成方法は、ドプラ計測の対象を血管が存在すると推定される所定領域に限定し、血管観察に必要性の低い領域をドプラ計測の対象から除外することで、血管情報の全体観察を確保しながらフレームレートの低下も抑制している。この結果、合成画像の生成の効率化が図られている。   In other words, in order to display a functional tomographic image in real time, when Doppler measurement and photoacoustic measurement are performed by an alternate scan method, for example, the frame rate is halved by simple calculation, and real-time characteristics are reduced. It will decline. On the other hand, in order not to reduce the frame rate, the entire blood vessel information cannot be observed simply by narrowing the Doppler measurement target area smaller than the imaging range of the photoacoustic image. Therefore, the photoacoustic image generation apparatus and the photoacoustic image generation method according to the present embodiment limit the target of Doppler measurement to a predetermined region where a blood vessel is estimated to exist, and target the region that is less necessary for blood vessel observation to the target of Doppler measurement. By excluding from the above, it is possible to suppress the decrease in the frame rate while ensuring the whole observation of the blood vessel information. As a result, the efficiency of generating a composite image is improved.

「第２の実施形態」
次に、本発明の光音響画像生成装置および光音響画像生成方法の第３の実施形態について説明する。本実施形態は、光音響画像、超音波画像およびドプラ画像を重畳させる点で、第１の実施形態と異なる。したがって、第１の実施形態と同様の構成要素については同じ符号を付し、その詳細な説明は特に必要のない限り省略する。 “Second Embodiment”
Next, a third embodiment of the photoacoustic image generation apparatus and photoacoustic image generation method of the present invention will be described. This embodiment is different from the first embodiment in that a photoacoustic image, an ultrasonic image, and a Doppler image are superimposed. Therefore, the same components as those in the first embodiment are denoted by the same reference numerals, and detailed description thereof is omitted unless particularly necessary.

図６は、第２の実施形態における光音響画像生成装置の構成を示す概略図である。また、図７は第２の実施形態においてドプラ計測対象領域を設定する様子を示す概略図であり、図８は第２の実施形態における信号処理の流れを示すフロー図である。   FIG. 6 is a schematic diagram illustrating a configuration of the photoacoustic image generation apparatus according to the second embodiment. FIG. 7 is a schematic diagram showing how to set a Doppler measurement target region in the second embodiment, and FIG. 8 is a flowchart showing a signal processing flow in the second embodiment.

本実施形態の光音響画像生成装置１０は、特にドプラ画像生成機能、光音響画像生成機能および超音波画像生成機能を有する。具体的には図６に示されるように、光音響画像生成装置１０は、超音波探触子（プローブ）１１、超音波ユニット１２、レーザユニット１３および表示手段１４を備えている。プローブ１１、レーザユニット１３および表示手段１４は第１の実施形態と同様のものである。   The photoacoustic image generation apparatus 10 of the present embodiment particularly has a Doppler image generation function, a photoacoustic image generation function, and an ultrasonic image generation function. Specifically, as shown in FIG. 6, the photoacoustic image generation apparatus 10 includes an ultrasonic probe (probe) 11, an ultrasonic unit 12, a laser unit 13, and a display unit 14. The probe 11, the laser unit 13, and the display means 14 are the same as those in the first embodiment.

＜超音波ユニット＞
超音波ユニット１２は、受信回路２１、ＡＤ変換手段２２、受信メモリ２３、光音響画像生成手段２５、超音波画像生成手段２６、ドプラ画像生成手段２９、画像合成手段３０、血管領域を抽出する抽出手段２８、送信制御回路３３および制御手段３４を有している。光音響画像生成手段２５は第１の実施形態で説明したものと同様である。 <Ultrasonic unit>
The ultrasonic unit 12 includes a reception circuit 21, an AD conversion unit 22, a reception memory 23, a photoacoustic image generation unit 25, an ultrasonic image generation unit 26, a Doppler image generation unit 29, an image synthesis unit 30, and an extraction for extracting a blood vessel region. Means 28, transmission control circuit 33 and control means 34 are provided. The photoacoustic image generation means 25 is the same as that described in the first embodiment.

超音波画像生成手段２６は、プローブ１１の複数の超音波振動子１１ａで検出された反射超音波（より具体的にはそのサンプリングデータ）に基づいて、個々の超音波振動子１１ａの位置に応じた遅延時間で加算して１ライン分のデータを再構成し、各ラインの超音波データに基づいて、断層画像（超音波画像）のデータを生成する。各ラインのデータの生成には、光音響画像生成手段２５における各ラインのデータの生成と同様に、遅延加算法などを用いることができる。超音波画像生成手段２６は、必要に応じて検波処理や対数変換処理を行ってもよい。   The ultrasonic image generating means 26 corresponds to the position of each ultrasonic transducer 11a based on the reflected ultrasonic waves (more specifically, the sampling data) detected by the multiple ultrasonic transducers 11a of the probe 11. The data for one line is reconstructed by adding the delay times, and tomographic image (ultrasonic image) data is generated based on the ultrasonic data of each line. For the generation of the data of each line, a delay addition method or the like can be used as in the generation of the data of each line in the photoacoustic image generation means 25. The ultrasonic image generation unit 26 may perform detection processing or logarithmic conversion processing as necessary.

本実施形態の抽出手段２８は、受信メモリ２３に記憶されたサンプリングデータから同様に、光音響データを再構成し、光音響画像のデータを生成し、この光音響画像データに基づいて被検体Ｍ内における血管領域であってプローブ１１により受信された光音響波の信号強度が閾値強度以上である血管の血管領域５６を抽出する（図７）。血管領域の抽出方法は、特に制限されず既知の画像処理方法により行うことができ、例えば光音響画像中の画素値の大きさに基づいて判断される。そして、抽出手段２８は、抽出された血管領域５６またはこの血管領域を含む所定の領域Ｓｂ（仮サンプルボリューム領域）をプローブ１１により規定される撮像可能範囲４から除外した領域をドプラ計測対象領域として設定する。つまり、本実施形態では、撮像可能範囲４のうち、抽出された血管領域５６または仮サンプルボリューム領域Ｓｂを除いた全範囲についてドプラ計測が実施される。これは、血管領域５６は充分な信号強度が得られているから、そのような領域を除いて最大限広くドプラ画像を取得するという思想に基づく。これにより、第１の実施形態に比べれば効率（フレームレート）が低下するが、撮像可能範囲の全範囲に対してドプラ計測を実施する場合よりは効率よく、かつ第１の実施形態よりも広い範囲で補正用のドプラ画像を取得することができる。   Similarly, the extraction means 28 of the present embodiment reconstructs photoacoustic data from the sampling data stored in the reception memory 23 to generate photoacoustic image data, and the subject M is based on the photoacoustic image data. A blood vessel region 56 of the blood vessel in which the signal intensity of the photoacoustic wave received by the probe 11 is equal to or higher than the threshold strength is extracted (FIG. 7). The extraction method of the blood vessel region is not particularly limited and can be performed by a known image processing method. For example, the determination is made based on the size of the pixel value in the photoacoustic image. Then, the extraction unit 28 sets, as a Doppler measurement target region, a region obtained by excluding the extracted blood vessel region 56 or the predetermined region Sb (temporary sample volume region) including this blood vessel region from the imageable range 4 defined by the probe 11. Set. That is, in the present embodiment, Doppler measurement is performed on the entire range of the imageable range 4 excluding the extracted blood vessel region 56 or the temporary sample volume region Sb. This is based on the idea that a sufficient Doppler image is obtained except for such a region since the blood vessel region 56 has a sufficient signal intensity. As a result, the efficiency (frame rate) is reduced as compared with the first embodiment, but it is more efficient than the case where the Doppler measurement is performed on the entire imageable range and is wider than the first embodiment. A correction Doppler image can be acquired within a range.

以下、図８を用いて光音響画像生成方法の流れについて説明する。まず、ＳＴＥＰ２−１およびＳＴＥＰ２−２は、第１の実施形態におけるＳＴＥＰ１−１およびＳＴＥＰ１−２と同様である。   Hereinafter, the flow of the photoacoustic image generation method will be described with reference to FIG. First, STEP2-1 and STEP2-2 are the same as STEP1-1 and STEP1-2 in the first embodiment.

抽出手段２８は、光音響信号から光音響画像を構築し、光音響画像中の血管領域５６を抽出する（ＳＴＥＰ２−３）。そして抽出手段２８は、抽出された血管領域５６に基づき血管が存在すると推定される仮サンプルボリューム領域Ｓｂを設定し、仮サンプルボリューム領域Ｓｂを撮像可能範囲４から除外した領域をドプラ計測対象領域として設定する。なお、前述したように、抽出手段２８は、画像化される前の光音響データに基づいて抽出してもよい。そして、制御手段３４が、そのドプラ計測対象領域のみに対してドプラ計測が実施され、かつ撮像可能範囲全体に対して超音波計測が実施されるように、送信制御回路３３へ超音波トリガ信号を送信する。送信制御回路３３は、走査ラインを徐々にずらしながら、ドプラ計測用の超音波と超音波計測用の超音波とを交互に送信し、プローブ１１はこれらの反射超音波を交互に受信する（ＳＴＥＰ２−４）。なお、送信制御回路３３は、ドプラ計測においては、ドプラ計測対象領域が存在する走査ラインのみに対してパルス超音波が送信されるように振動子アレイを動作させる。ドプラ画像生成手段２９はそのドプラ計測対象領域のみにおいてパワードプラモードによるドプラ画像を生成し、超音波画像生成手段２６は撮像可能範囲全体の超音波画像を生成する（ＳＴＥＰ２−５）。   The extraction means 28 constructs a photoacoustic image from the photoacoustic signal and extracts the blood vessel region 56 in the photoacoustic image (STEP 2-3). Then, the extraction unit 28 sets a temporary sample volume region Sb in which blood vessels are estimated to exist based on the extracted blood vessel region 56, and sets a region excluding the temporary sample volume region Sb from the imageable range 4 as a Doppler measurement target region. Set. As described above, the extraction unit 28 may extract based on the photoacoustic data before being imaged. Then, the control means 34 sends an ultrasonic trigger signal to the transmission control circuit 33 so that the Doppler measurement is performed only on the Doppler measurement target region and the ultrasonic measurement is performed on the entire imageable range. Send. The transmission control circuit 33 alternately transmits ultrasonic waves for Doppler measurement and ultrasonic waves for ultrasonic measurement while gradually shifting the scanning line, and the probe 11 receives these reflected ultrasonic waves alternately (STEP 2). -4). In the Doppler measurement, the transmission control circuit 33 operates the transducer array so that the pulse ultrasonic wave is transmitted only to the scanning line where the Doppler measurement target region exists. The Doppler image generation unit 29 generates a Doppler image in the power Doppler mode only in the Doppler measurement target region, and the ultrasonic image generation unit 26 generates an ultrasonic image of the entire imageable range (STEP 2-5).

一方、光音響画像生成手段２５は、ＳＴＥＰ２−２でメモリに保存された光音響信号に基づいて光音響画像を生成する（ＳＴＥＰ２−６）。   On the other hand, the photoacoustic image generation means 25 generates a photoacoustic image based on the photoacoustic signal stored in the memory in STEP2-2 (STEP2-6).

ＳＴＥＰ２−５で生成されたドプラ画像および超音波画像、並びにＳＴＥＰ２−６で生成された光音響画像は、それぞれ画像合成手段３０に出力され、そこで重畳されて合成され、その後合成画像が表示手段１４に表示される（ＳＴＥＰ２−７）。ここまでの工程で、１フレーム分の合成された断層画像が生成される。つまり、例えば画像を動画としてリアルタイムに被検体内を観察する場合には、プローブ１１を被検体表面に対して固定して、すなわち振動子アレイによって規定される撮像可能範囲を固定して、ＳＴＥＰ２−１からＳＴＥＰ２−７の工程を複数回繰り返す。   The Doppler image and the ultrasonic image generated in STEP 2-5 and the photoacoustic image generated in STEP 2-6 are each output to the image synthesizing unit 30 and superimposed and synthesized there, and then the synthesized image is displayed on the display unit 14. (STEP 2-7). The combined tomographic image for one frame is generated through the steps so far. That is, for example, when observing the inside of the subject in real time as an image as a moving image, the probe 11 is fixed to the surface of the subject, that is, the imaging range defined by the transducer array is fixed, and STEP2- Steps 1 to 2-7 are repeated a plurality of times.

以上のように、本実施形態に係る光音響画像生成装置および光音響画像生成方法でも、光音響波の信号に基づいて、撮像可能範囲のうち補正が特に必要と思われる一部の領域（ドプラ計測対象領域）のみに対してパワードプラ計測を実施し、光音響画像にパワードプラ計測により得られたドプラ画像を重畳させることにより、光音響画像として画像化しにくい血管領域をドプラ画像で補正するから、第１の実施形態と同様の効果が得られる。   As described above, even in the photoacoustic image generation apparatus and the photoacoustic image generation method according to the present embodiment, a part of the imageable range that is particularly necessary to be corrected (Doppler) based on the photoacoustic wave signal. Since the power Doppler measurement is performed only on the measurement target region) and the Doppler image obtained by the power Doppler measurement is superimposed on the photoacoustic image, a blood vessel region that is difficult to be imaged as a photoacoustic image is corrected with the Doppler image. The same effects as those of the first embodiment can be obtained.

さらに本実施形態では、光音響画像生成装置は、光音響画像に加えて超音波画像を生成する。超音波画像を参照することで、光音響画像では画像化することができない部分を観察することができる。   Further, in the present embodiment, the photoacoustic image generation device generates an ultrasonic image in addition to the photoacoustic image. By referring to the ultrasonic image, a portion that cannot be imaged in the photoacoustic image can be observed.

１ プローブ
２ 検出部
３ 撮像部位の表面
４ 撮像可能範囲
６ 走査ライン
１０ 光音響画像生成装置
１１ プローブ
１１ａ 超音波振動子
１２ 超音波ユニット
１３ レーザユニット
１４ 表示手段
２１ 受信回路
２２ 変換手段
２３ 受信メモリ
２５ 光音響画像生成手段
２６ 超音波画像生成手段
２８ 抽出手段
２９ ドプラ画像生成手段
３０ 画像合成手段
３３ 送信制御回路
３４ 制御手段
３５ フラッシュランプ
３６ スイッチレーザ
５０ 光ファイバ
５２ 導光板
５３ 走査ラインとの成す角度が閾値角度以下である血管の血管領域
５６ 光音響波の信号強度が閾値強度以上である血管の血管領域
５８ａ 走査ラインとの成す角度が閾値角度以下である血管
５８ｂ 光音響波の信号強度が閾値強度以上である血管
Ｍ 被検体
Ｓａ サンプルボリューム領域
Ｓｂ 仮サンプルボリューム領域 DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 Probe 2 Detection part 3 The surface of the imaging part 4 The imaging possible range 6 Scan line 10 Photoacoustic image generation apparatus 11 Probe 11a Ultrasonic transducer 12 Ultrasonic unit 13 Laser unit 14 Display means 21 Reception circuit 22 Conversion means 23 Reception memory 25 Photoacoustic image generation means 26 Ultrasonic image generation means 28 Extraction means 29 Doppler image generation means 30 Image synthesis means 33 Transmission control circuit 34 Control means 35 Flash lamp 36 Switch laser 50 Optical fiber 52 Light guide plate 53 The angle formed with the scanning line is Blood vessel region 56 of blood vessel that is equal to or smaller than threshold angle Blood vessel region 58a of blood vessel whose signal intensity of photoacoustic wave is equal to or higher than threshold strength Blood vessel 58b that is less than or equal to the threshold angle Blood vessel M Subject Sa Sample volume region Sb Temporary sump Volume area

Claims (18)

被検体内に発生した光音響波の信号を検出し、該信号に基づいて光音響画像を生成する光音響画像生成装置において、
音響波を送受信する音響送受信手段と、
該音響送受信手段によって検出された光音響波の信号に基づいて光音響画像を生成する光音響画像生成手段と、
前記光音響波の信号に基づいて、前記被検体における血管領域であって前記音響送受信手段により規定される走査ラインとの成す角度が閾値角度以下である血管の血管領域を抽出し、抽出された血管領域を含みかつ前記音響送受信手段により規定される撮像可能範囲の一部である領域をドプラ計測対象領域として設定する抽出手段と、
該抽出手段によって設定されたドプラ計測対象領域のみに対してパワードプラ計測が実施されるように前記音響送受信手段を制御する制御手段と、
パワードプラ計測の結果取得されたドプラ偏移に基づいてドプラ画像を生成するドプラ画像生成手段と、
前記光音響画像上に前記ドプラ画像を重畳させる画像合成手段とを備えることを特徴とする光音響画像生成装置。 In a photoacoustic image generation apparatus that detects a photoacoustic wave signal generated in a subject and generates a photoacoustic image based on the signal,
Acoustic transmitting and receiving means for transmitting and receiving acoustic waves;
Photoacoustic image generation means for generating a photoacoustic image based on a photoacoustic wave signal detected by the acoustic transmission / reception means;
Based on the photoacoustic wave signal, a blood vessel region of a blood vessel in which the angle between the blood vessel region in the subject and the scanning line defined by the acoustic transmission / reception means is equal to or smaller than a threshold angle is extracted and extracted. An extraction unit that sets a region that includes a blood vessel region and is a part of an imageable range defined by the acoustic transmission / reception unit as a Doppler measurement target region;
Control means for controlling the acoustic transmission / reception means so that power Doppler measurement is performed only on the Doppler measurement target region set by the extraction means;
Doppler image generation means for generating a Doppler image based on the Doppler shift acquired as a result of the power Doppler measurement;
An image synthesizing unit that superimposes the Doppler image on the photoacoustic image. 前記抽出手段が、新たに光音響波の信号が検出された場合に、該信号に基づいて前記血管領域を再度抽出して前記ドプラ計測対象領域を更新するものであり、
前記制御手段が、更新されたドプラ計測対象領域のみに対してパワードプラ計測が実施されるように前記音響送受信手段を制御するものであることを特徴とする請求項１に記載の光音響画像生成装置。 When the extraction means newly detects a photoacoustic wave signal, the blood vessel region is extracted again based on the signal, and the Doppler measurement target region is updated.
2. The photoacoustic image generation according to claim 1, wherein the control unit controls the acoustic transmission / reception unit so that power Doppler measurement is performed only on the updated Doppler measurement target region. apparatus. 前記抽出手段が、抽出した血管領域が血管の長さ方向に途切れている場合に、当該長さ方向の先に他の部分よりも広いスペースを確保してドプラ計測対象領域を設定するものであることを特徴とする請求項１または２に記載の光音響画像生成装置。   When the extracted blood vessel region is interrupted in the length direction of the blood vessel, the extraction means secures a space larger than the other part and sets the Doppler measurement target region in the length direction. The photoacoustic image generating apparatus according to claim 1 or 2. 前記抽出手段が、走査ラインとの成す角度が閾値以下である血管に起因する光音響波の信号がまとまって観測された範囲の代表線から血管の半径として予め設定された距離の範囲内の領域を、ドプラ計測対象領域として設定するものであることを特徴とする請求項１から３いずれか１項に記載の光音響画像生成装置。   An area within a range of a distance set in advance as a radius of the blood vessel from a representative line of a range in which the photoacoustic wave signal caused by the blood vessel whose angle formed with the scanning line is equal to or less than a threshold is observed by the extraction unit Is set as a Doppler measurement target region, The photoacoustic image generating apparatus according to any one of claims 1 to 3. さらに、被検体内で反射した反射音響波に基づいて反射音響画像を生成する反射音響画像生成手段を備えることを特徴とする請求項１から４いずれか１項に記載の光音響画像生成装置。   5. The photoacoustic image generation apparatus according to claim 1, further comprising a reflected acoustic image generation unit configured to generate a reflected acoustic image based on a reflected acoustic wave reflected in the subject. 被検体内に発生した光音響波の信号を検出し、該信号に基づいて光音響画像を生成する光音響画像生成装置において、
音響波を送受信する音響送受信手段と、
該音響送受信手段によって検出された光音響波の信号に基づいて光音響画像を生成する光音響画像生成手段と、
前記光音響波の信号に基づいて、前記被検体における血管領域であって前記音響送受信手段により受信された前記光音響波の信号強度が閾値強度以上である血管の血管領域を抽出し、抽出された血管領域を前記音響送受信手段により規定される撮像可能範囲から除外した領域をドプラ計測対象領域として設定する抽出手段と、
該抽出手段によって設定されたドプラ計測対象領域のみに対してパワードプラ計測が実施されるように前記音響送受信手段を制御する制御手段と、
パワードプラ計測の結果取得されたドプラ偏移に基づいてドプラ画像を生成するドプラ画像生成手段と、
前記光音響画像上に前記ドプラ画像を重畳させる画像合成手段とを備えることを特徴とする光音響画像生成装置。 In a photoacoustic image generation apparatus that detects a photoacoustic wave signal generated in a subject and generates a photoacoustic image based on the signal,
Acoustic transmitting and receiving means for transmitting and receiving acoustic waves;
Photoacoustic image generation means for generating a photoacoustic image based on a photoacoustic wave signal detected by the acoustic transmission / reception means;
Based on the photoacoustic wave signal, a blood vessel region of the blood vessel in which the signal intensity of the photoacoustic wave received by the acoustic transmission / reception means is greater than or equal to a threshold strength is extracted and extracted. An extraction unit that sets a region excluded from the imageable range defined by the acoustic transmission / reception unit as a Doppler measurement target region;
Control means for controlling the acoustic transmission / reception means so that power Doppler measurement is performed only on the Doppler measurement target region set by the extraction means;
Doppler image generation means for generating a Doppler image based on the Doppler shift acquired as a result of the power Doppler measurement;
An image synthesizing unit that superimposes the Doppler image on the photoacoustic image. 前記抽出手段が、新たに光音響波の信号が検出された場合に、該信号に基づいて前記血管領域を再度抽出して前記ドプラ計測対象領域を更新するものであり、
前記制御手段が、更新されたドプラ計測対象領域のみに対してパワードプラ計測が実施されるように前記音響送受信手段を制御するものであることを特徴とする請求項６に記載の光音響画像生成装置。 When the extraction means newly detects a photoacoustic wave signal, the blood vessel region is extracted again based on the signal, and the Doppler measurement target region is updated.
The photoacoustic image generation according to claim 6, wherein the control unit controls the acoustic transmission / reception unit so that power Doppler measurement is performed only on the updated Doppler measurement target region. apparatus. 前記抽出手段が、信号強度が閾値強度以上である光音響波の信号がまとまって観測された範囲の代表線から血管の半径として予め設定された距離の範囲内の領域を前記撮像可能範囲から除外して、ドプラ計測対象領域を設定するものであることを特徴とする請求項６または７に記載の光音響画像生成装置。   The extraction means excludes from the imageable range an area within a range of a distance preset as a radius of a blood vessel from a representative line of a range in which a signal of a photoacoustic wave having a signal intensity equal to or greater than a threshold intensity is observed. The photoacoustic image generation apparatus according to claim 6 or 7, wherein a Doppler measurement target region is set. さらに、被検体内で反射した反射音響波に基づいて反射音響画像を生成する反射音響画像生成手段を備えることを特徴とする請求項６から８いずれか１項に記載の光音響画像生成装置。   The photoacoustic image generation apparatus according to any one of claims 6 to 8, further comprising reflected acoustic image generation means for generating a reflected acoustic image based on the reflected acoustic wave reflected in the subject. 被検体内に発生した光音響波の信号を音響送受信手段によって検出し、
検出された光音響波の信号に基づいて光音響画像を生成し、
前記光音響波の信号に基づいて、前記被検体における血管領域であって前記音響送受信手段により規定される走査ラインとの成す角度が閾値角度以下である血管の血管領域を抽出し、
抽出された血管領域を含みかつ前記音響送受信手段により規定される撮像可能範囲の一部である領域をドプラ計測対象領域として設定し、
設定されたドプラ計測対象領域のみに対してパワードプラ計測を実施し、
パワードプラ計測の結果取得されたドプラ偏移に基づいてドプラ画像を生成し、
前記光音響画像上に前記ドプラ画像を重畳させることを特徴とする光音響画像生成方法。 A photoacoustic wave signal generated in the subject is detected by an acoustic transmission / reception means,
A photoacoustic image is generated based on the detected photoacoustic wave signal,
Based on the photoacoustic wave signal, extract a blood vessel region of a blood vessel which is a blood vessel region in the subject and an angle formed with a scanning line defined by the acoustic transmission / reception means is a threshold angle or less,
A region that includes the extracted blood vessel region and is a part of the imageable range defined by the acoustic transmission / reception means is set as a Doppler measurement target region,
Perform power Doppler measurement only for the set Doppler measurement target area,
Generate a Doppler image based on the Doppler shift obtained as a result of the power Doppler measurement,
A photoacoustic image generation method, wherein the Doppler image is superimposed on the photoacoustic image. 新たに光音響波の信号が検出された場合に、該信号に基づいて前記血管領域を再度抽出して前記ドプラ計測対象領域を更新し、
更新されたドプラ計測対象領域のみに対してパワードプラ計測を実施することを特徴とする請求項１０に記載の光音響画像生成方法。 When a photoacoustic wave signal is newly detected, the blood vessel region is extracted again based on the signal to update the Doppler measurement target region,
The photoacoustic image generation method according to claim 10, wherein power Doppler measurement is performed only on the updated Doppler measurement target region. 抽出した血管領域が血管の長さ方向に途切れている場合に、当該長さ方向の先に他の部分よりも広いスペースを確保してドプラ計測対象領域を設定することを特徴とする請求項１０または１１に記載の光音響画像生成方法。   11. When the extracted blood vessel region is interrupted in the length direction of the blood vessel, the Doppler measurement target region is set while ensuring a wider space than the other portion at the tip of the length direction. Or the photoacoustic image generation method of 11. 走査ラインとの成す角度が閾値以下である血管に起因する光音響波の信号がまとまって観測された範囲の代表線から血管の半径として予め設定された距離の範囲内の領域を、ドプラ計測対象領域として設定することを特徴とする請求項１０から１２いずれか１項に記載の光音響画像生成方法。   A Doppler measurement target is an area within a range of a distance set in advance as a radius of a blood vessel from a representative line of a range in which a photoacoustic wave signal caused by a blood vessel whose angle with a scanning line is equal to or less than a threshold is observed. It sets as an area | region, The photoacoustic image generating method of any one of Claim 10 to 12 characterized by the above-mentioned. さらに、被検体内で反射した反射音響波に基づいて反射音響画像を生成することを特徴とする請求項１０から１３いずれか１項に記載の光音響画像生成方法。   The photoacoustic image generation method according to any one of claims 10 to 13, further comprising generating a reflected acoustic image based on a reflected acoustic wave reflected within the subject. 被検体内に発生した光音響波の信号を音響送受信手段によって検出し、
検出された光音響波の信号に基づいて光音響画像を生成し、
前記光音響波の信号に基づいて、前記被検体における血管領域であって前記音響送受信手段により受信された前記光音響波の信号強度が閾値強度以上である血管の血管領域を抽出し、
抽出された血管領域を前記音響送受信手段により規定される撮像可能範囲から除外した領域をドプラ計測対象領域として設定し、
設定されたドプラ計測対象領域のみに対してパワードプラ計測を実施し、
パワードプラ計測の結果取得されたドプラ偏移に基づいてドプラ画像を生成し、
前記光音響画像上に前記ドプラ画像を重畳させることを特徴とする光音響画像生成方法。 A photoacoustic wave signal generated in the subject is detected by an acoustic transmission / reception means,
A photoacoustic image is generated based on the detected photoacoustic wave signal,
Based on the photoacoustic wave signal, extract a blood vessel region of the blood vessel in the subject, and the blood vessel region of the blood vessel in which the signal intensity of the photoacoustic wave received by the acoustic transmission / reception means is greater than or equal to a threshold strength,
A region excluding the extracted blood vessel region from the imageable range defined by the acoustic transmission / reception means is set as a Doppler measurement target region,
Perform power Doppler measurement only for the set Doppler measurement target area,
Generate a Doppler image based on the Doppler shift obtained as a result of the power Doppler measurement,
A photoacoustic image generation method, wherein the Doppler image is superimposed on the photoacoustic image. 新たに光音響波の信号が検出された場合に、該信号に基づいて前記血管領域を再度抽出して前記ドプラ計測対象領域を更新するものであり、
更新されたドプラ計測対象領域のみに対してパワードプラ計測を実施することを特徴とする請求項１５に記載の光音響画像生成方法。 When a photoacoustic wave signal is newly detected, the blood vessel region is extracted again based on the signal, and the Doppler measurement target region is updated.
The photoacoustic image generation method according to claim 15, wherein power Doppler measurement is performed only on the updated Doppler measurement target region. 信号強度が閾値強度以上である光音響波の信号がまとまって観測された範囲の代表線から血管の半径として予め設定された距離の範囲内の領域を前記撮像可能範囲から除外して、ドプラ計測対象領域を設定することを特徴とする請求項１５または１６に記載の光音響画像生成方法。   Doppler measurement is performed by excluding a region within a range of a distance preset as a radius of a blood vessel from a representative line of a range in which a signal of a photoacoustic wave whose signal strength is equal to or greater than a threshold strength is observed, from the imageable range. The photoacoustic image generation method according to claim 15 or 16, wherein a target region is set. さらに、被検体内で反射した反射音響波に基づいて反射音響画像を生成することを特徴とする請求項１５から１７いずれか１項に記載の光音響画像生成方法。   The photoacoustic image generation method according to any one of claims 15 to 17, further comprising generating a reflected acoustic image based on a reflected acoustic wave reflected within the subject.

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