WO2012120885A1 - 光音響計測装置 - Google Patents

光音響計測装置 Download PDF

Info

Publication number
WO2012120885A1
WO2012120885A1 PCT/JP2012/001583 JP2012001583W WO2012120885A1 WO 2012120885 A1 WO2012120885 A1 WO 2012120885A1 JP 2012001583 W JP2012001583 W JP 2012001583W WO 2012120885 A1 WO2012120885 A1 WO 2012120885A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
photoacoustic
switch
wavelength
acoustic wave
subject
Prior art date
Application number
PCT/JP2012/001583
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
和弘 広田
辻田　和宏
覚 入澤
Original Assignee
富士フイルム株式会社
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
Application filed by 富士フイルム株式会社 filed Critical 富士フイルム株式会社
Priority to CN201280012715.8A priority Critical patent/CN103687545A/zh
Publication of WO2012120885A1 publication Critical patent/WO2012120885A1/ja
Priority to US14/017,411 priority patent/US20140005556A1/en

Links

Images

Classifications

    • 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
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/44—Constructional features of the ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic device
    • A61B8/4444—Constructional features of the ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic device related to the probe
    • 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

Definitions

  • the present invention relates to a photoacoustic measurement apparatus, and more particularly to a photoacoustic measurement apparatus that irradiates a subject with light and detects an acoustic wave generated in the subject by the light irradiation.
  • An ultrasonic inspection method is known as a kind of image inspection method capable of non-invasively examining the state inside a living body.
  • an ultrasonic probe capable of transmitting and receiving ultrasonic waves is used.
  • the ultrasonic waves travel inside the living body and are reflected at the tissue interface.
  • the internal state can be imaged.
  • photoacoustic imaging in which the inside of a living body is imaged using the photoacoustic effect.
  • a living body is irradiated with pulsed laser light. Inside the living body, the living tissue absorbs the energy of the pulsed laser light, and ultrasonic waves (photoacoustic signals) are generated by adiabatic expansion due to the energy.
  • ultrasonic waves photoacoustic signals
  • Patent Document 1 An apparatus capable of generating a photoacoustic image and an ultrasonic image is described in Patent Document 1, for example.
  • a collection start command for photoacoustic image data is input using a keyboard, a trackball, a mouse, or the like provided on an operation panel.
  • an object of the present invention is to provide a photoacoustic measurement device that allows an operator to easily switch display images.
  • the present invention includes a light source, an acoustic wave transmitting unit that transmits an acoustic wave to the subject, and a light irradiation unit that emits light guided from the light source toward the subject.
  • a probe including an acoustic wave detector that detects a photoacoustic wave generated in the subject by light irradiation on the subject and a reflected acoustic wave transmitted to the subject, and a mode provided in the probe The operation mode is switched between an operation mode in which at least the photoacoustic wave is detected by the acoustic wave detection unit and an operation mode in which the photoacoustic signal is not detected by the acoustic wave detection unit in accordance with an operation of the changeover switch and the mode changeover switch.
  • a photoacoustic measurement device comprising a control unit.
  • the operation mode includes a first operation mode in which a photoacoustic wave is detected by the acoustic wave detection unit, a second operation mode in which a reflected acoustic wave is detected by the acoustic wave detection unit, and a photoacoustic operation in the acoustic wave detection unit.
  • a third operation mode for detecting both waves and reflected acoustic waves, and the control unit may switch the operation mode between the first to third operation modes each time the mode switch is operated. Good.
  • control unit sets the operation mode to an operation mode in which the acoustic wave detection unit does not detect the photoacoustic wave in the initial state.
  • Alternate mode push switch can be used as the mode switch.
  • the photoacoustic measurement apparatus of the present invention may further include an image generation unit that generates a photoacoustic image and an acoustic wave image based on detection signals of the photoacoustic wave and the reflected acoustic wave.
  • the probe may further include at least one of an acoustic wave transmission unit and a light irradiation unit.
  • the light source can emit light having a plurality of wavelengths different from each other, further includes a wavelength selection switch for selecting the wavelength of light to be irradiated on the subject, and the control unit performs switching to the operation mode.
  • the wavelength of light emitted from the light source may be controlled according to the operation of the wavelength selection switch.
  • the wavelength selective switch can be provided in the probe.
  • the control unit emits light of the first wavelength from the light source, emits light of the second wavelength different from the first wavelength, or emits light of the first wavelength according to the operation of the wavelength selection switch. And light of the second wavelength can be emitted alternately.
  • a slide switch can be used as the wavelength selection switch.
  • a contact state determination unit that determines whether or not the probe is in contact with the subject is further provided.
  • the contact state determination unit determines that the probe is in contact with the subject, light irradiation is performed on the subject. You may do it.
  • the contact state determination unit may determine whether the probe is in contact with the subject based on the detection signal of the reflected acoustic wave.
  • the present invention also provides a light source, an acoustic wave transmission unit that transmits an acoustic wave to the subject, a light irradiation unit that emits light guided from the light source toward the subject, and light irradiation on the subject.
  • a probe including an acoustic wave detection unit that detects a photoacoustic wave generated in the subject and a reflected acoustic wave with respect to the acoustic wave transmitted in the subject, a mode changeover switch for switching operation modes, and a light source
  • a wavelength selection switch for selecting a wavelength of light to be emitted from the light source, an operation mode for detecting at least a photoacoustic wave by the acoustic wave detection unit according to an operation of the mode changeover switch, and a photoacoustic signal by the acoustic wave detection unit.
  • a control unit that controls the wavelength of light emitted from the light source according to the operation of the wavelength selection switch, and switches the operation mode between the mode selection switch and the wavelength selection switch. At least one of the switch to provide a photoacoustic measuring device, characterized in that provided in the probe.
  • the photoacoustic measurement apparatus of the present invention may be configured such that both the mode change switch and the wavelength selection switch are provided in the probe.
  • Alternate mode push switch can be used as the mode switch.
  • the wavelength selection switch of the mode change switch and the wavelength selection switch is provided in the probe, and a foot switch operated by the operator's foot may be used as the mode change switch.
  • a foot switch that operates in an alternate manner can be used.
  • a slide switch can be used as the wavelength selection switch.
  • the probe is provided with a mode changeover switch, and by operating the switch, between the operation mode including the detection of the photoacoustic signal and the operation mode not including the detection of the photoacoustic signal. Switch the operation mode.
  • the operator can switch the generated image simply by operating the switch provided on the probe, and can easily switch the display image.
  • the figure which shows the external appearance of a probe The block diagram which shows the structure of a laser unit. The figure which shows the structural example of a wavelength selection element, a drive means, and a drive state detection means. The block diagram which shows the photoacoustic measuring device of 3rd Embodiment of this invention. The block diagram which shows the photoacoustic measuring device of a modification. The figure which shows the external appearance of the probe in a modification.
  • FIG. 1 shows a photoacoustic measuring apparatus according to a first embodiment of the present invention.
  • the photoacoustic measurement apparatus 10 includes an ultrasonic probe (probe) 11, an ultrasonic unit 12, and a laser light source (laser unit) 13.
  • the laser unit 13 is a light source, and generates laser light that irradiates the subject. What is necessary is just to set the wavelength of a laser beam suitably according to an observation target object.
  • the laser light emitted from the laser unit 13 is guided to the probe 11 using light guide means such as an optical fiber.
  • the probe 11 includes a light irradiation unit that irradiates the subject with the light guided from the laser unit 13.
  • an acoustic wave transmission unit that transmits an acoustic wave (typically an ultrasonic wave) to the subject and an acoustic wave detection unit that detects (receives) the acoustic wave from the subject are included.
  • the probe 11 has, for example, a plurality of ultrasonic transducers arranged one-dimensionally.
  • the probe 11 outputs an acoustic wave from a plurality of ultrasonic transducers when generating an ultrasonic image, and detects a reflected acoustic wave (hereinafter also referred to as a reflected acoustic signal) with respect to the output acoustic wave.
  • a reflected acoustic wave hereinafter also referred to as a reflected acoustic signal
  • the probe 11 detects an acoustic wave (hereinafter also referred to as a photoacoustic signal) generated when the measurement target in the subject absorbs the laser light from the laser unit 13.
  • the probe 11 only needs to include at least an acoustic wave detection unit, and both or either one of the acoustic wave transmission unit and the light irradiation unit may be provided outside the probe 11.
  • the probe 11 is provided with a mode switch 15 for switching the operation mode of the apparatus.
  • a mode switch 15 for switching the operation mode of the apparatus.
  • an alternate operation push switch can be used as the mode switch 15.
  • the mode switch 15 is used to switch the operation mode between an operation mode in which at least the photoacoustic wave is detected by the acoustic wave detection unit of the probe 11 and an operation mode in which the photoacoustic wave is not detected by the acoustic wave detection unit.
  • the operation mode includes a first operation mode in which a photoacoustic wave is detected by an acoustic wave detector, a second operation mode in which a reflected acoustic wave is detected, and a third mode in which both the photoacoustic wave and the reflected acoustic wave are detected.
  • An operator such as a doctor can switch detection of the photoacoustic signal, detection of the reflected acoustic signal, and detection of both the photoacoustic signal and the reflected acou
  • the ultrasonic unit 12 includes a reception circuit 16, an AD conversion unit 17, an image reconstruction unit 18, a detection unit 19, a logarithmic conversion unit 20, an image construction unit 21, a control unit 22, and a transmission control circuit 23.
  • the receiving circuit 16 receives acoustic wave detection signals (photoacoustic signals or reflected acoustic signals) detected by a plurality of ultrasonic transducers included in the probe 11.
  • the AD conversion means 17 converts the acoustic wave detection signal received by the receiving circuit 16 into a digital signal.
  • the AD conversion means 17 samples the detection signal of an acoustic wave with a predetermined sampling period, for example.
  • the ultrasonic unit 12 has a detection signal processing unit that processes detection signals of photoacoustic waves and reflected acoustic waves detected by the probe.
  • the signal processing unit is configured as, for example, an image generation unit that generates a tomographic image based on an acoustic wave detection signal detected by the probe 11.
  • the image reconstruction unit 18, the detection unit 19, the logarithmic conversion unit 20, and the image construction unit 21 constitute an image generation unit.
  • the function of the image generation means can be realized by a computer operating a process according to a predetermined program.
  • the image generation unit generates a first tomographic image (photoacoustic image) based on the photoacoustic signal received by the probe 11 and also generates a second tomographic image (ultrasonic wave) based on the reflected acoustic signal received by the probe 11. Image).
  • a first tomographic image photoacoustic image
  • a second tomographic image ultrasonic wave
  • the image reconstruction unit 18 generates data for each line of the tomographic image based on the detection signals of the acoustic waves detected by the plurality of ultrasonic transducers of the probe 11. For example, the image reconstruction unit 18 adds data from 64 ultrasonic transducers of the probe 11 with a delay time corresponding to the position of the ultrasonic transducer to generate data for one line (delay addition method). ).
  • the image reconstruction means 18 may perform reconstruction by the CBP method (Circular Back Projection) instead of the delay addition method. Alternatively, the image reconstruction unit 18 may perform reconstruction using the Hough transform method or the Fourier transform method.
  • the detection unit 19 outputs an envelope of the data of each line output by the image reconstruction unit 18.
  • the logarithmic conversion means 20 logarithmically transforms the envelope output from the detection means 19 to widen the dynamic range.
  • the image construction unit 21 generates a tomographic image based on the data of each line subjected to logarithmic transformation.
  • the image construction unit 21 generates a tomographic image by converting, for example, a position in the time axis direction of a detection signal (peak portion) of an acoustic wave into a position in the depth direction in the tomographic image.
  • the image display unit 14 displays the tomographic image generated by the image construction unit 21 on a display monitor or the like.
  • Control means (control unit) 22 controls each unit in the ultrasonic unit 12. Control performed by the control means 22 includes switching of operation modes.
  • the control means 22 switches the operation mode between the operation mode in which at least the photoacoustic wave is detected by the acoustic wave detection unit of the probe 11 and the operation mode in which the photoacoustic signal is not detected, according to the operation of the mode switch 15. .
  • the control unit 22 detects, for example, an operation mode in which a photoacoustic wave is detected to generate a photoacoustic image, an operation mode in which an ultrasonic image in which a reflected acoustic wave is detected, and a photoacoustic wave and a reflected acoustic wave are detected. Thus, the operation mode is switched between the operation mode for generating both the photoacoustic image and the ultrasonic image.
  • the control unit 22 In the initial state, that is, in a state where the mode changeover switch 15 is never pressed, the control unit 22 generates an operation mode in which, for example, the acoustic wave detection unit of the probe 11 does not detect photoacoustic waves, specifically, an ultrasonic image. Set to the operation mode. For example, the control unit 22 switches the operation mode each time the mode switch 15 is operated. The control means 22 switches the operation mode to the photoacoustic image generation mode when the mode switch 15 is pressed when the operation mode is the ultrasonic image generation mode. When the mode switch 15 is further pressed, the control unit 22 switches the operation mode from the photoacoustic image generation mode to a mode for generating both an ultrasonic image and a photoacoustic image.
  • the operation mode is returned to the mode for generating the ultrasonic image. Thereafter, every time the mode switch 15 is pressed, the control unit 22 switches the operation mode in the order of the ultrasonic image, the photoacoustic image, and the mode for generating both the ultrasonic image and the photoacoustic image.
  • the control means 22 sends an ultrasonic transmission trigger signal to the transmission control circuit 23 when the operation mode is a mode for generating an ultrasonic image or a mode for generating an ultrasonic image and a photoacoustic image.
  • the transmission control circuit 23 transmits an ultrasonic wave from the probe 11.
  • the control means 22 controls the sampling start timing of the reflected acoustic signal in the AD conversion means 17 in synchronization with the ultrasonic transmission trigger signal.
  • the control means 22 sends a laser oscillation trigger signal to the laser unit 13 when the operation mode is a mode for generating a photoacoustic image or a mode for generating an ultrasonic image and a photoacoustic image.
  • the laser unit 13 receives the trigger signal, performs laser oscillation, and emits laser light.
  • the control means 22 controls the sampling start timing of the photoacoustic signal in the AD conversion means 17 in synchronization with the laser oscillation trigger signal.
  • FIG. 2 shows the appearance of the probe 11.
  • the operator touches the surface on which the ultrasonic transducers are arranged at a place to be observed by grasping the probe 11 by hand.
  • the mode switch 15 is provided at a portion where the thumb is located. The operator appropriately operates the mode switch 15 to set the operation mode to a desired operation mode.
  • FIG. 3 shows an operation procedure when the operation mode is an ultrasonic image generation mode.
  • the control means 22 outputs an ultrasonic transmission trigger signal to the transmission control circuit 23 (step A1).
  • the probe 11 transmits an ultrasonic wave into the subject (step A2).
  • the probe 11 receives the reflected acoustic signal reflected within the subject (step A3).
  • the image generation unit in the ultrasonic unit 12 generates an ultrasonic image based on the reflected acoustic signal (step A4).
  • the image display means 14 displays the ultrasonic image generated by the ultrasonic unit 12 on the display screen (step A5).
  • FIG. 4 shows an operation procedure when the operation mode is a mode of photoacoustic image generation.
  • the control means 22 outputs a laser oscillation trigger signal to the laser unit 13 (step B1).
  • the laser unit 13 emits pulsed laser light.
  • the pulse laser beam emitted from the laser unit 13 is irradiated to the subject from the probe 11 (step B2).
  • the probe 11 receives a photoacoustic signal generated in the living body by irradiation with laser light (step B3).
  • the image generation means in the ultrasonic unit 12 generates a photoacoustic image based on the photoacoustic signal (step B4).
  • the image display unit 14 displays the photoacoustic image generated by the ultrasonic unit 12 on the display screen (step B5).
  • FIG. 5 shows an operation procedure when the operation mode is a mode for generating a photoacoustic image and an ultrasonic image.
  • the control means 22 outputs a laser oscillation trigger signal to the laser unit 13 (step C1).
  • the laser unit 13 emits pulsed laser light.
  • the pulse laser beam emitted from the laser unit 13 is irradiated to the subject from the probe 11 (step C2).
  • the probe 11 receives the photoacoustic signal generated in the living body by the irradiation of the laser light (step C3).
  • the image generation means in the ultrasonic unit 12 generates a photoacoustic image based on the photoacoustic signal (step C4).
  • the control means 22 outputs an ultrasonic transmission trigger signal to the transmission control circuit 23 (step C5).
  • the probe 11 transmits ultrasonic waves into the subject (step C6).
  • the probe 11 receives the reflected acoustic signal reflected in the subject (step C7).
  • the image generation means in the ultrasonic unit 12 generates an ultrasonic image based on the reflected acoustic signal (step C8).
  • the image display unit 14 displays the photoacoustic image and the ultrasonic image generated by the ultrasonic unit 12 on the display screen (step C9).
  • the image display means 14 superimposes and displays a photoacoustic image and an ultrasonic image, for example. In FIG. 5, the photoacoustic image is generated first, and then the ultrasonic image is generated. However, the ultrasonic image may be generated first, and then the photoacoustic image may be generated.
  • FIG. 6 shows an ultrasonic image
  • FIG. 7 shows a photoacoustic image
  • FIG. 8 shows an image in which the photoacoustic image and the ultrasonic image are superimposed.
  • the horizontal direction corresponds to the direction in which the ultrasonic transducers are arranged
  • the vertical direction corresponds to the depth direction.
  • the image display means 14 displays the ultrasonic image shown in FIG. 6 when the operation mode is the ultrasonic image generation mode.
  • the image display means 14 displays the photoacoustic image shown in FIG. 7 when the operation mode is the photoacoustic image generation mode.
  • the image display unit 14 displays an image in which the photoacoustic image and the ultrasonic image shown in FIG. 8 are superimposed.
  • the control means 22 switches the operation mode every time the mode switch 15 is operated. For example, when the photoacoustic measuring device 10 operates in the ultrasonic image generation mode and the mode changeover switch 15 is operated once while observing the ultrasonic image, the operation mode is switched to the photoacoustic image generation mode, and the photoacoustic image is displayed. Can be observed. In this embodiment, since the mode switching mode switch 15 is provided in the probe, the operator can switch the observation image without operating the operation panel or the like, and can easily switch the display image. Can do. As an initial state of the operation mode, a mode that does not include generation of a photoacoustic image is preferable. In that case, it is possible to prevent sudden laser light irradiation.
  • FIG. 9 shows a photoacoustic measurement apparatus according to the second embodiment of the present invention.
  • the photoacoustic measurement device 10 a includes an ultrasonic probe (probe) 11, an ultrasonic unit 12 a, and a light source (laser unit) 13.
  • the ultrasonic unit 12a includes a reception circuit 16, an AD conversion unit 17, a photoacoustic image reconstruction unit 27, a photoacoustic image construction unit 31, a control unit 22, a transmission control circuit 23, a reception memory 24, a data separation unit 25, and two wavelengths.
  • Data complex number conversion means 26, two-wavelength data calculation means 28, intensity information extraction means 29, detection / logarithmic conversion means 30, ultrasonic image reconstruction means 32, detection / logarithmic conversion means 33, ultrasonic image construction means 34, image synthesis Means 35 and a trigger control circuit 36 are provided.
  • the laser unit 13 is configured to be able to emit laser beams having a plurality of different wavelengths.
  • the photoacoustic image is generated by using, for example, photoacoustics that can discriminate between an artery and a vein using the wavelength dependence of the light absorption characteristics of the light absorber in the subject. Generate an image.
  • Switching of the operation mode of the apparatus using the mode switch 15 is the same as in the first embodiment. That is, for example, each time the mode change switch 15 configured using an alternate operation push switch is pressed, only the photoacoustic image and the ultrasonic image of the ultrasonic image are generated, and only the photoacoustic image is generated. The operation mode is switched between the operation mode and the operation mode for generating both images.
  • the pulsed laser light emitted from the laser unit 13 is guided to the probe 11 using light guide means such as an optical fiber, and is irradiated from the probe 11 toward the subject.
  • the laser unit 13 can emit a pulse laser beam having a first wavelength and a pulse laser beam having a second wavelength.
  • Molecular absorption coefficient at a wavelength of 750 nm of oxygenated hemoglobin (oxy-Hb combined with oxygen) contained in a large amount of human arteries is higher than a molecular absorption coefficient at a wavelength of 800 nm.
  • the molecular absorption coefficient at a wavelength of 750 nm of deoxygenated hemoglobin (hemoglobin deoxy-Hb not bound to oxygen) contained in a large amount in veins is lower than the molecular absorption coefficient at a wavelength of 800 nm.
  • the probe 11 detects a light irradiation unit that emits light toward the subject, an acoustic wave transmission unit that transmits an acoustic wave to the subject, and an acoustic wave (a photoacoustic wave and a reflected acoustic wave) from the subject. And an acoustic wave detection unit.
  • the receiving circuit 16 receives an acoustic wave detection signal detected by the probe 11.
  • the AD conversion means 17 samples the acoustic wave detection signal received by the receiving circuit 16.
  • the AD conversion means 17 samples an acoustic wave detection signal at a predetermined sampling period in synchronization with, for example, an AD clock signal.
  • the AD conversion means 17 stores the reflected acoustic data obtained by sampling the reflected acoustic signal and the photoacoustic data obtained by sampling the photoacoustic signal in the reception memory 24.
  • the control means 22 and the trigger control circuit 36 constitute a control unit.
  • the control means 22 controls each part in the ultrasonic unit 12a.
  • the trigger control circuit 36 outputs an optical trigger signal that instructs the laser unit 13 to emit light when the operation mode of the apparatus is an operation mode including generation of a photoacoustic image. This optical trigger signal corresponds to the laser oscillation trigger signal in the first embodiment.
  • the trigger control circuit 36 first outputs a flash lamp trigger signal, and subsequently outputs a Q switch trigger signal.
  • the laser unit 13 excites the laser medium in response to the flash lamp trigger signal, and emits pulsed laser light in response to the Q switch trigger signal.
  • the trigger control circuit 36 may be a part of the control unit 22.
  • the timing of the Q switch trigger may be generated in the laser unit 13.
  • a signal indicating that the Q switch is turned on may be notified from the laser unit 13 to the ultrasonic unit 12a side.
  • the light trigger signal is a concept including at least one of a flash lamp trigger signal and a Q switch trigger signal.
  • the Q switch trigger signal When the Q switch trigger signal is output from the trigger control circuit 36, the Q switch trigger signal corresponds to the optical trigger signal.
  • the flash lamp trigger signal is used as the optical trigger signal. It may correspond.
  • the trigger control circuit 36 outputs an ultrasonic trigger signal that instructs the transmission control circuit 23 to transmit acoustic waves when the operation mode of the apparatus is an operation mode including generation of an ultrasonic image.
  • the transmission control circuit 23 transmits an acoustic wave (ultrasonic wave) from the probe 11.
  • the trigger control circuit 36 outputs a light trigger signal and an ultrasonic trigger signal in a predetermined order. For example, the trigger control circuit 36 outputs an optical trigger signal first, and then outputs an ultrasonic trigger signal.
  • the light trigger signal is output to irradiate the subject with laser light and the photoacoustic signal is detected, and then the ultrasonic trigger signal is output to transmit the ultrasonic wave to the subject and the reflected acoustic signal. Detection is performed.
  • the trigger control circuit 36 After outputting the optical trigger signal or the ultrasonic trigger signal, the trigger control circuit 36 outputs a sampling trigger signal that instructs the AD conversion means 17 to start sampling.
  • the AD conversion unit 17 starts sampling the photoacoustic signal or the reflected acoustic signal.
  • the AD conversion unit 17 stores the sampled photoacoustic signal and reflected acoustic signal in the reception memory 24.
  • both may be sampled continuously.
  • the trigger control circuit 36 outputs the ultrasonic trigger signal at the timing when the detection of the photoacoustic signal ends after the output of the optical trigger signal.
  • the AD conversion means 17 continues sampling without interrupting sampling of the detection signal of the reflected acoustic wave.
  • the trigger control circuit 36 outputs an ultrasonic trigger signal in a state where the AD conversion means 17 continues sampling the acoustic wave detection signal.
  • the acoustic wave detected by the probe 11 changes from a photoacoustic wave to a reflected acoustic wave.
  • the AD conversion unit 17 continuously samples the detection signal of the detected acoustic wave, thereby continuously sampling the photoacoustic signal and the reflected acoustic signal, and the sampled photoacoustic signal and the reflected acoustic signal are both obtained. You may store in the common receiving memory 24.
  • the photoacoustic wave and the reflected acoustic wave are generated at the same position in the depth direction in the subject, the time required for the acoustic wave transmitted from the probe 11 to travel to that position in the case of the reflected acoustic signal. Therefore, the time from the acoustic wave transmission to the detection of the reflected acoustic wave is double the time from the light irradiation to the detection of the photoacoustic wave.
  • a 1/2 resampling unit for resampling the reflected acoustic signal to 1 ⁇ 2 is provided.
  • an ultrasonic image obtained by compressing the reflected acoustic signal to 1 ⁇ 2 in the time axis direction is used. May be generated.
  • the sampling rate in the AD conversion means 17 may be halved, for example, from 40 MHz to 20 MHz at the timing of sampling the detection signal of the reflected acoustic wave.
  • the sampling of the photoacoustic signal is repeated for the number of wavelengths of light emitted from the laser unit 13.
  • the subject is irradiated with light of the first wavelength from the laser unit 13, and the first photoacoustic signal (first order) detected by the probe 11 when the subject is irradiated with pulsed laser light of the first wavelength. 1 photoacoustic data) is stored in the reception memory 24.
  • the subject is irradiated with light of the second wavelength from the laser unit 13, and the second photoacoustic signal (second light) detected by the probe 11 when the pulse laser beam of the second wavelength is irradiated.
  • Acoustic data is stored in the reception memory 24.
  • the sampling of the photoacoustic signal and the sampling of the reflected acoustic signal may be repeated by the number of wavelengths.
  • the reflected acoustic data is stored in the reception memory 24 continuously with the first photoacoustic data, and the reflected acoustic data is stored in the reception memory 24 continuously with the second photoacoustic data.
  • the data separation means 25 separates the reflected acoustic data stored in the reception memory 24 from the first and second photoacoustic data.
  • the data separating unit 25 passes the first and second photoacoustic data to the two-wavelength data complex unit 26.
  • the two-wavelength data complex number generating means 26 generates complex number data in which one of the first photoacoustic signal and the second photoacoustic signal is a real part and the other is an imaginary part. In the following description, it is assumed that the two-wavelength data complex number generating means 26 generates complex number data having the first photoacoustic signal as a real part and the second photoacoustic signal as an imaginary part.
  • the photoacoustic image reconstruction means 27 inputs complex number data, which is photoacoustic data, from the two-wavelength data complex number conversion means 26, and reconstructs the photoacoustic data.
  • the photoacoustic image reconstruction means 27 performs image reconstruction from the input complex number data by the Fourier transform method (FTA method).
  • FFA method Fourier transform method
  • For the image reconstruction by the Fourier transform method for example, a conventionally known method described in the document “Photoacoustic Image Reconstruction-A A Quantitative Analysis” Jonathan I Isperl I et al. SPIE-OSA Vol. it can.
  • the photoacoustic image reconstruction unit 27 inputs Fourier transform data indicating the reconstructed image to the intensity information extraction unit 29 and the two-wavelength data calculation unit 28.
  • the two-wavelength data calculation means 28 extracts the relative signal intensity magnitude relationship between the photoacoustic data corresponding to each wavelength.
  • the two-wavelength data calculation means 28 uses the reconstructed image reconstructed by the photoacoustic image reconstruction means 27 as input data, and compares the real part and the imaginary part from the input data that is complex data. Sometimes, phase information indicating which is relatively large is extracted.
  • the intensity information extraction unit 29 generates intensity information indicating the signal intensity based on the photoacoustic data corresponding to each wavelength.
  • the intensity information extraction unit 29 uses the reconstructed image reconstructed by the photoacoustic image reconstruction unit 27 as input data, and generates intensity information from the input data that is complex number data. For example, when the complex number data is represented by X + iY, the intensity information extraction unit 29 extracts (X 2 + Y 2 ) 1/2 as the intensity information.
  • the detection / logarithm conversion means 30 generates an envelope of data indicating the intensity information extracted by the intensity information extraction means 29, and then logarithmically converts the envelope to widen the dynamic range.
  • the photoacoustic image construction means 31 receives the phase information from the two-wavelength data calculation means 28 and the intensity information after the detection / logarithmic conversion processing from the detection / logarithmic conversion means 30.
  • the photoacoustic image construction unit 31 generates a photoacoustic image that is a distribution image of the light absorber based on the input phase information and intensity information.
  • the photoacoustic image construction means 31 determines the luminance (gradation value) of each pixel in the light absorber distribution image, for example, based on the input intensity information.
  • the photoacoustic image construction means 31 determines the color (display color) of each pixel in the distribution image of the light absorber based on, for example, phase information.
  • the photoacoustic image constructing unit 31 determines the color of each pixel based on the input phase information using, for example, a color map in which a range from 0 ° to 90 ° is associated with a predetermined color.
  • the generation source of the photoacoustic signal is more than the absorption with respect to light having a wavelength of 798 nm. It is considered that this is an artery through which blood mainly containing oxygenated hemoglobin flows, which absorbs light with a wavelength of 756 nm.
  • the range of 45 ° to 90 ° is a range in which the second photoacoustic data is smaller than the first photoacoustic data, the source of the photoacoustic signal has a wavelength larger than the absorption with respect to light having a wavelength of 798 nm. It is considered that this is a vein through which blood mainly containing deoxygenated hemoglobin is less absorbed with respect to light at 756 nm.
  • the phase gradually changes so that the phase is 0 ° in red and the phase becomes colorless (white) as the phase approaches 45 °, and the phase 90 ° is blue and the phase is 45.
  • the portion corresponding to the artery can be represented in red
  • the portion corresponding to the vein can be represented in blue.
  • the gradation value may be constant and only the color classification of the portion corresponding to the artery and the portion corresponding to the vein may be performed according to the phase information.
  • the data separation unit 25 passes the separated reflected acoustic data to the ultrasonic image reconstruction unit 32.
  • the ultrasonic image reconstruction unit 32 generates data of each line of the ultrasonic image that is a tomographic image based on the reflected acoustic signal (reflected acoustic data).
  • the detection / logarithm conversion unit 33 generates an envelope of data of each line output by the ultrasonic image reconstruction unit 32, and logarithmically converts the envelope to widen the dynamic range.
  • the ultrasonic image construction unit 34 generates an ultrasonic image based on the data of each line subjected to logarithmic transformation.
  • the image synthesis unit 35 synthesizes the photoacoustic image generated by the photoacoustic image construction unit 31 and the ultrasonic image generated by the ultrasonic image construction unit 34.
  • the synthesized image is displayed on the image display means 14. It is also possible to display the photoacoustic image and the ultrasonic image side by side on the image display means 14 without performing image synthesis, or to switch between the photoacoustic image and the ultrasonic image.
  • the wavelength selection switch 37 is a switch for selecting which wavelength of light out of a plurality of wavelengths that the laser unit 13 can emit.
  • the user operates the wavelength selective switch 37 to generate, for example, the first wavelength, the second wavelength, and the first wavelength and the second wavelength alternately when generating the photoacoustic image. Can be selected.
  • the trigger control circuit 36 controls the wavelength of light emitted from the laser unit 13 in accordance with the operation of the wavelength selection switch 37.
  • FIG. 10 shows the appearance of the probe 11.
  • the probe 11 is provided with a wavelength selection switch 37.
  • the wavelength selection switch 37 is configured as a slide switch, for example.
  • the slide position of the wavelength selective switch 37 is “750”
  • the trigger control circuit 36 emits light having a wavelength of 750 nm from the laser unit 13.
  • the slide position is “800”
  • light having a wavelength of 800 nm is emitted from the laser unit 13.
  • the slide position is “ALT”
  • light having a wavelength of 750 nm and light having a wavelength of 800 nm are alternately emitted from the laser unit 13.
  • FIG. 11 shows the configuration of the laser unit 13.
  • the laser unit 13 includes a laser rod 61, a flash lamp 62, mirrors 63 and 64, a Q switch 65, a wavelength selection element 66, a drive unit 67, a drive state detection unit 68, and a BPF control circuit 69.
  • the laser rod 61 is a laser medium.
  • the laser rod 61 for example, alexandrite crystal, Cr: LiSAF (Cr: LiSrAlF6), Cr: LiCAF (Cr: LiCaAlF6) crystal, or Ti: Sapphire crystal can be used.
  • the flash lamp 62 is excitation means for exciting the laser medium, and irradiates the laser rod 61 with excitation light.
  • the mirrors 63 and 64 are opposed to each other with the laser rod 61 interposed therebetween, and the mirrors 63 and 64 constitute an optical resonator.
  • the mirror 64 is an output side mirror.
  • a Q switch 65 is inserted in the optical resonator.
  • the wavelength selection element 66 includes a plurality of band pass filters (BPFs) having different transmission wavelengths.
  • the wavelength selection element 66 selectively inserts a plurality of bandpass filters on the optical path of the optical resonator.
  • the wavelength selection element 66 includes, for example, a first bandpass filter that transmits light having a wavelength of 750 nm (center wavelength) and a second bandpass filter that transmits light having a wavelength of 800 nm (center wavelength).
  • the oscillation wavelength of the optical oscillator can be set to 750 nm, and by inserting the second band pass filter on the optical path of the optical resonator.
  • the oscillation wavelength of the optical oscillator can be 800 nm.
  • the driving unit 67 drives the wavelength selection element 66.
  • the driving state detection unit 68 detects the driving state of the wavelength selection element 66.
  • the BPF control circuit 69 controls the driving unit 67. For example, when the wavelength 750 nm is selected by the wavelength selection switch 37 (FIG. 9), the driving unit 67 sets the wavelength selection element 66 so that the first band pass filter is inserted on the optical path of the optical resonator. To drive. In addition, when the wavelength of 800 nm is selected, the wavelength selection element 66 is driven so that the second bandpass filter is inserted on the optical path of the optical resonator.
  • the driving unit 67 sequentially switches the bandpass filter inserted on the optical path of the optical resonator in a predetermined order. In this way, the wavelength selection element 66 is driven.
  • the driving unit 67 configures the wavelength selection element 66.
  • the filter rotator is continuously rotated.
  • the drive state detection means 68 detects the rotational displacement of the wavelength selection element 66 that is a filter rotator, for example.
  • the drive state detection means 68 outputs BPF state information indicating the rotational displacement position of the filter rotator.
  • FIG. 12 shows a configuration example of the wavelength selection element 66, the drive means 67, and the drive state detection means 68.
  • the wavelength selection element 66 is a filter rotating body including two band pass filters
  • the driving means 67 is a servo motor.
  • the driving state detecting means 68 is a rotary encoder.
  • the wavelength selection element 66 rotates according to the rotation of the output shaft of the servo motor.
  • Half of the filter rotator constituting the wavelength selection element 66 (for example, rotational displacement position 0 ° to 180 °) is a first bandpass filter that transmits light having a wavelength of 750 nm, and the other half (for example, rotational displacement position 180 °).
  • 360 ° is a second band-pass filter that transmits light having a wavelength of 800 nm.
  • the first band-pass filter and the second band-pass filter are alternately switched on the optical path of the optical resonator at a switching speed corresponding to the rotational speed of the filter rotator. Can be inserted.
  • the rotary encoder that constitutes the drive state detection means 68 detects the rotational displacement of the filter rotator that is the wavelength selection element 66 by means of a slit-type rotary plate attached to the output shaft of the servo motor and a transmission photo interrupter. Generate BPF status information.
  • the drive state detection means 68 outputs BPF state information indicating the rotational displacement position of the filter rotator to the BPF control circuit 69.
  • the BPF control circuit 69 detects the rotational displacement detected by the driving state detection means 68 during a predetermined time, for example.
  • the voltage supplied to the driving means 67 is controlled so that the amount becomes an amount corresponding to the predetermined rotation speed of the filter rotating body.
  • the trigger control circuit 36 instructs the rotation speed of the filter rotating body to the BPF control circuit 69 through the BPF control signal.
  • the BPF control circuit 69 monitors, for example, BPF state information, and the displacement amount of the wavelength selection element 66 detected by the drive state detection means 68 during a predetermined time is maintained at an amount corresponding to the instructed rotational speed.
  • the voltage supplied to the servo motor is controlled.
  • the trigger control circuit 36 may monitor the BPF state information and control the driving means 67 so that the wavelength selection element 66 is driven at a predetermined speed.
  • the trigger control circuit 36 (FIG. 9) outputs an ultrasonic trigger signal to the transmission control circuit 23.
  • the probe 11 transmits ultrasonic waves into the subject.
  • the probe 11 detects a reflected acoustic wave reflected in the subject.
  • the reception circuit 16 in the ultrasonic unit 12 a receives the detection signal (reflection acoustic signal) of the reflected acoustic wave, and the AD conversion unit 17 samples the reflected acoustic signal and stores it in the reception memory 24.
  • the data separation unit 25 reads the reflected acoustic signal from the reception memory 24 and passes it to the ultrasonic image reconstruction unit 32.
  • the reflected acoustic signal is reconstructed by the ultrasonic image reconstruction means 32 and then detected and logarithmically converted by the detection / logarithm conversion means 33.
  • the ultrasonic image constructing unit 34 generates an ultrasonic image based on the reflected acoustic signal that has been detected and logarithmically converted.
  • the generated ultrasonic image is displayed on the display screen of the image display means 14.
  • the trigger control circuit 36 controls the BPF control circuit 69 so that the band pass filter inserted in the optical path of the optical resonator by the wavelength selection element 66 (FIG. 11) in the laser unit 13 is switched at a predetermined switching speed.
  • the trigger control circuit 36 outputs to the BPF control circuit 69 a BPF control signal for continuously rotating the filter rotator constituting the wavelength selection element 66 in a predetermined direction at a predetermined rotation speed.
  • the rotation speed of the filter rotator can be determined based on, for example, the number of wavelengths of pulse laser light to be emitted from the laser unit 13 (the number of transmission wavelengths of the bandpass filter) and the number of pulse lasers per unit time.
  • the trigger control circuit 36 outputs a flash lamp trigger signal for irradiating the laser unit 13 with excitation light from the flash lamp 62 to the laser rod 61.
  • the flash lamp 62 irradiates the laser rod 61 with excitation light in response to the flash lamp trigger signal.
  • the trigger control circuit 36 outputs a flash lamp trigger signal based on the BPF state signal. For example, the trigger control circuit 36 determines that the BPF state information is a driving position of the wavelength selection element 66 in which a bandpass filter corresponding to the wavelength (first wavelength) of the pulsed laser light to be emitted is inserted on the optical path of the optical resonator.
  • a flash lamp trigger signal is output and the laser rod 61 is irradiated with excitation light.
  • the trigger control circuit 36 periodically outputs a flash lamp trigger signal at a predetermined time interval.
  • the trigger control circuit 36 outputs a Q switch trigger signal to the Q switch 65 of the laser unit 13 after outputting the flash lamp trigger signal.
  • the trigger control circuit 36 performs Q at the timing when the wavelength selection element 66 inserts a bandpass filter having a transmission wavelength corresponding to the wavelength (first wavelength) of the pulsed laser light to be emitted into the optical path of the optical resonator. Outputs a switch trigger signal.
  • the wavelength selection element 66 is configured by a filter rotating body
  • the trigger control circuit 36 has a BPF state information in which a bandpass filter corresponding to the wavelength of the pulsed laser light to be emitted is inserted in the optical path of the optical resonator.
  • Q switch trigger signal is output when the position indicates that the The Q switch 65 abruptly changes the insertion loss in the optical resonator from the large loss to the small loss in response to the Q switch trigger signal, so that the pulse laser beam having the first wavelength is emitted from the output-side mirror 64. To do.
  • the light of the first wavelength emitted from the laser unit 13 is irradiated to the subject after being guided to the probe 11, for example.
  • the probe 11 detects a photoacoustic signal generated in the living body by the irradiation with the laser beam having the first wavelength.
  • the reception circuit 16 in the ultrasonic unit 12 a receives the photoacoustic signal, and the AD conversion means 17 samples the photoacoustic signal when the first wavelength is irradiated and stores it in the reception memory 24.
  • the subject is irradiated with the light of the second wavelength by the same procedure as described above. That is, after outputting the flash lamp trigger signal, the wavelength selection element 66 outputs the Q switch trigger signal at the timing when the bandpass filter having the transmission wavelength corresponding to the second wavelength is inserted in the optical path of the optical resonator.
  • the laser unit 13 emits a pulse laser beam having the second wavelength.
  • the probe 11 detects a photoacoustic signal generated in the living body by irradiation with laser light having the second wavelength.
  • the receiving circuit 16 in the ultrasonic unit 12 a receives the photoacoustic signal, and the AD conversion means 17 samples the photoacoustic signal when the second wavelength is irradiated and stores it in the receiving memory 24.
  • the data separation means 25 reads the photoacoustic signal when the light of the first wavelength is irradiated from the reception memory 24 and the photoacoustic signal when the light of the second wavelength is irradiated.
  • the two-wavelength data complex numbering means 26 generates complex number data in which one of the photoacoustic signals corresponding to the two wavelengths is a real part and the other is an imaginary part, and the photoacoustic image reconstruction means 27 is the complex number.
  • the data is reconstructed by the Fourier transform method.
  • the two-wavelength data calculation means 28 extracts phase information from the reconstructed complex number data. Further, the intensity information extraction unit 29 extracts intensity information from the reconstructed complex number data.
  • the extracted intensity information is subjected to detection / logarithmic conversion by the detection / logarithmic conversion means 30.
  • the photoacoustic image construction unit 31 generates a photoacoustic image based on the intensity information and the phase information that have been detected and logarithmically converted.
  • the generated photoacoustic image is displayed on the display screen of the image display means 14.
  • the wavelength selective switch 37 is selected to alternately irradiate light having a wavelength of 750 nm and light having a wavelength of 800 nm.
  • the trigger control circuit 36 is configured so that the band-pass filter inserted into the optical path of the optical resonator by the wavelength selection element 66 in the laser unit 13 is switched at a predetermined switching speed. , BPF control circuit 69 is controlled.
  • the trigger control circuit 36 outputs a flash lamp trigger signal to the laser unit 13 and irradiates the laser rod 61 with excitation light from the flash lamp 62.
  • the trigger control circuit 36 outputs a Q switch trigger signal to the Q switch 65 of the laser unit 13 after outputting the flash lamp trigger signal.
  • the Q switch 65 abruptly changes the insertion loss in the optical resonator from the large loss to the small loss, so that the pulse laser beam having the first wavelength is emitted from the output-side mirror 64.
  • the light of the first wavelength emitted from the laser unit 13 is irradiated to the subject after being guided to the probe 11, for example.
  • the probe 11 detects a photoacoustic signal generated in the living body by the irradiation with the laser beam having the first wavelength.
  • the reception circuit 16 in the ultrasonic unit 12 a receives the photoacoustic signal, and the AD conversion means 17 samples the photoacoustic signal when the first wavelength is irradiated and stores it in the reception memory 24.
  • the trigger control circuit 36 irradiates the subject with the light of the second wavelength by the same procedure as described above following the irradiation of the light of the first wavelength. That is, after outputting the flash lamp trigger signal, the wavelength selection element 66 outputs the Q switch trigger signal at the timing when the bandpass filter having the transmission wavelength corresponding to the second wavelength is inserted in the optical path of the optical resonator.
  • the laser unit 13 emits a pulse laser beam having the second wavelength.
  • the probe 11 detects a photoacoustic signal generated in the living body by irradiation with laser light having the second wavelength.
  • the receiving circuit 16 in the ultrasonic unit 12 a receives the photoacoustic signal, and the AD conversion means 17 samples the photoacoustic signal when the second wavelength is irradiated and stores it in the receiving memory 24.
  • the trigger control circuit 36 When the photoacoustic signal sampling is completed, the trigger control circuit 36 outputs an ultrasonic trigger signal to the transmission control circuit 23.
  • the probe 11 transmits ultrasonic waves into the subject.
  • the probe 11 detects a reflected acoustic signal reflected in the subject.
  • the reception circuit 16 in the ultrasonic unit 12 a receives the reflected acoustic signal, and the AD conversion means 17 samples the reflected acoustic signal and stores it in the reception memory 24.
  • the data separation means 25 reads the photoacoustic signal when the light of the first wavelength is irradiated from the reception memory 24 and the photoacoustic signal when the light of the second wavelength is irradiated. To the conversion means 26. Further, the reflected acoustic signal is read from the reception memory 24 and transferred to the ultrasonic image reconstruction unit 32.
  • the two-wavelength data complex numbering means 26 generates complex number data in which one of the photoacoustic signals corresponding to the two wavelengths is a real part and the other is an imaginary part, and the photoacoustic image reconstruction means 27 is the complex number.
  • the data is reconstructed by the Fourier transform method.
  • the two-wavelength data calculation means 28 extracts phase information from the reconstructed complex number data.
  • the intensity information extraction unit 29 extracts intensity information from the reconstructed complex number data.
  • the extracted intensity information is subjected to detection / logarithmic conversion by the detection / logarithmic conversion means 30.
  • the photoacoustic image construction unit 31 generates a photoacoustic image based on the intensity information and the phase information that have been detected and logarithmically converted.
  • the reflected acoustic signal transferred from the data separating means 25 to the ultrasonic image reconstructing means 32 is reconstructed by the ultrasonic image reconstructing means 32 and then detected and logarithmically converted by the detection / logarithmic converting means 33.
  • the ultrasonic image constructing unit 34 generates an ultrasonic image based on the reflected acoustic signal that has been detected and logarithmically converted.
  • the photoacoustic image generated by the photoacoustic image constructing means 31 and the ultrasonic image generated by the ultrasonic image constructing means 34 are displayed on the display screen of the image display means 14 after being combined by the image combining means 35. Is done.
  • the laser unit 13 includes the wavelength selection element 66, and the laser unit 13 can irradiate the subject with laser beams having a plurality of different wavelengths.
  • the wavelength selection element 66 includes two bandpass filters having different transmission wavelengths
  • the wavelength of light emitted from the laser unit 13 is controlled by selectively inserting these bandpass filters on the optical path of the optical resonator. be able to.
  • the two bandpass filters are continuously and selectively inserted into the optical path of the optical resonator.
  • the laser unit 13 can continuously switch and emit laser light having a plurality of wavelengths.
  • complex number data in which one of the first photoacoustic data and the second photoacoustic data obtained at two wavelengths is a real part and the other is an imaginary part is generated.
  • a reconstructed image is generated from the complex number data by Fourier transform. In this case, since the reconstruction only needs to be performed once, the reconstruction can be performed more efficiently than when the first photoacoustic data and the second photoacoustic data are separately reconstructed. .
  • the photoacoustic measurement apparatus 10 includes a wavelength selection switch 37 for selecting the wavelength of light to be irradiated on the subject, and the user operates the wavelength selection switch 37 to operate the laser.
  • the wavelength of light emitted from the unit 13 can be selected.
  • the wavelength selection switch 37 is provided in the probe 11, and the user can switch the wavelength of light to be irradiated on the subject without releasing the hand from the probe 11. Similar to the first embodiment, it is possible to easily switch between an operation mode for generating an ultrasonic image and an operation mode for generating a photoacoustic image by operating a mode switch 15 provided on the probe 11. .
  • FIG. 13 shows a photoacoustic measurement apparatus according to a third embodiment of the present invention.
  • the photoacoustic measurement device 10b of the present embodiment includes a contact state determination unit 38 in the ultrasonic unit 12b.
  • the contact state determination unit 38 determines whether the probe 11 is in contact with the subject.
  • the trigger control circuit 36 outputs a flash lamp trigger signal to the laser unit 13 and performs light irradiation on the subject. Is called.
  • an acoustic wave is transmitted from the probe 11 prior to light irradiation on the subject.
  • the probe 11 detects a reflected acoustic signal with respect to the transmitted ultrasonic wave.
  • the contact state determination unit 38 determines whether or not the probe 11 is in contact with the subject based on the reflected acoustic signal detected by the probe 11. More specifically, the contact state determination unit 38 determines whether or not the probe 11 is in contact with the subject using the ultrasonic image based on the reflected acoustic signal generated by the ultrasonic image construction unit 34.
  • the contact state determination unit 38 stores, for example, a typical image of an ultrasonic image generated in a state where the probe 11 is not in contact with the subject as a reference image.
  • the contact state determination unit 38 compares the ultrasonic image generated by the ultrasonic image construction unit 34 with the stored reference image, and determines whether the probe 11 is in contact with the subject based on the comparison result. Judging.
  • the contact state determination unit 38 calculates, for example, the similarity between the acoustic image generated by the ultrasonic image construction unit 34 and the reference image.
  • the contact state determination unit 38 determines that the probe 11 is not in contact with the subject when the similarity between the two ultrasonic images is equal to or greater than a predetermined threshold value.
  • the contact state determination unit 38 determines that the probe 11 is in contact with the subject.
  • the trigger control circuit 36 suppresses at least one of the flash lamp trigger signal and the Q switch trigger signal for the laser unit 13. Then, the laser beam is not irradiated from the probe 11 to the subject.
  • the contact state determination unit 38 stores the reference image and determines whether or not the probe 11 is in contact with the subject based on the similarity with the reference image.
  • the determination of the contact state is not limited to the above.
  • the contact state determination unit 38 may perform feature analysis of the ultrasonic image generated by the ultrasonic image construction unit 34 and determine whether or not the contact is made based on the analysis result.
  • saturated high-luminance lines are arranged at equal intervals in parallel with the ultrasonic transducer.
  • the contact state determination unit 38 is in a state where the probe 11 is not in contact with the subject when saturated high-luminance lines are lined up at equal intervals in parallel with the ultrasonic transducer in the generated ultrasonic image. It may be determined that an ultrasonic image has been generated.
  • the contact state determination means 3 may determine the contact state based on the signal waveform of the reflected acoustic signal. For example, the contact state determination unit 38 performs a characteristic analysis of the signal waveform of the reflected acoustic signal, and adds a probe waveform to the signal waveform of the reflected acoustic signal sampled by the AD conversion unit 17 (the reflected acoustic signal read from the reception memory 24). It is determined whether or not the characteristic of the signal waveform of the reflected acoustic signal observed when 11 is not in contact with the subject appears.
  • the contact state determination unit 38 checks how many portions of the reflected acoustic signal have an amplitude equal to or higher than a predetermined level corresponding to the saturation level, and checks the interval between the portions at the saturation level.
  • the contact state determination means 38 determines that the probe 11 is not in contact with the subject when, for example, a plurality of saturation levels in the reflected acoustic signal are arranged at equal intervals. On the contrary, the contact state determination means 38 determines that the probe 11 is in contact with the subject when the saturation level portions are not arranged at equal intervals.
  • the contact state determination unit 38 stores a signal waveform of a typical reflected acoustic signal when the probe 11 is not in contact with the subject as a reference signal waveform, and the reflected acoustic signal output from the AD conversion unit 17.
  • the correlation between the signal waveform and the reference signal may be obtained, and based on the correlation, it may be determined how similar they are.
  • the contact state determination means 38 performs threshold processing on the similarity between the two, and if the similarity is high, determines that the probe 11 is in contact with the subject, and if the similarity is low, the probe 11 is in contact with the subject. What is necessary is just to judge that it is touching.
  • the contact state determination unit 38 uses the output signals of the ultrasonic image reconstruction unit 32 and the detection / logarithmic conversion unit 33 instead of determining the contact state based on the reflected acoustic signal sampled by the AD conversion unit 17.
  • the contact state may be determined based on the basis. Even in such a case, it is possible to determine whether or not the probe 11 is in contact with the subject based on the signal waveform of the reflected acoustic signal before the generation of the ultrasonic image.
  • the contact state determination means 38 is used to determine whether the probe 11 is in contact with the subject.
  • the trigger control circuit 36 emits laser light from the laser unit 13 when it is determined that the probe 11 is in contact with the subject. By doing in this way, it can prevent that the pulse laser beam radiate
  • Other effects are the same as those of the second embodiment.
  • the example in which the first photoacoustic data and the second photoacoustic data are converted to complex numbers has been described.
  • the first photoacoustic data and the second photoacoustic data are not converted to complex numbers.
  • the photoacoustic data may be reconstructed separately.
  • the reconstruction method is not limited to the Fourier transform method.
  • the ratio between the first photoacoustic data and the second photoacoustic data is calculated by using complex numbers and phase information, but the ratio is calculated from the intensity information of both.
  • the intensity information can be generated based on the signal intensity in the first reconstructed image and the signal intensity in the second reconstructed image.
  • the number of wavelengths of the pulsed laser light applied to the subject is not limited to two, and the subject is irradiated with three or more pulsed laser lights, and photoacoustic data corresponding to each wavelength is generated.
  • a photoacoustic image may be generated based on this.
  • the two-wavelength data calculation unit 28 may generate a relative signal intensity magnitude relationship between the photoacoustic data corresponding to each wavelength as the phase information.
  • the intensity information extraction means 29 should just produce
  • the wavelength selection element 66 is mainly configured by a filter rotating body including two bandpass filter regions.
  • the wavelength selection element 66 is light that oscillates in an optical resonator.
  • the configuration of the filter rotating body is not limited.
  • the wavelength selection element 66 may be constituted by a rotating body in which a plurality of band pass filters are arranged in a circle.
  • the wavelength selection element 66 does not need to be a rotating body, and for example, a plurality of band pass filters may be arranged in a line.
  • the wavelength selection element 66 may be driven so that a plurality of band-pass filters are cyclically inserted on the optical path of the optical resonator, or a plurality of band-pass filters arranged in a row are arranged in the optical resonator.
  • the wavelength selection element 66 may be driven to reciprocate so as to cross the optical path.
  • a wavelength selection element such as a birefringence filter can be used.
  • a long pass filter or a short pass filter may be used instead of the band pass filter.
  • 750 nm when switching between 800 nm and 750 nm and emitting with an alexandrite laser, 750 nm has a higher gain, so the respective wavelengths can be selected even with a combination of the 800 nm and 750 nm long pass filters.
  • FIG. 14 shows a photoacoustic measurement device 10c according to a modification.
  • the probe 11 is provided with the mode change switch 15, whereas in FIG. 14, the foot switch 39 is a switch for changing the operation mode of the device. Used.
  • the foot switch (mode changeover switch) 39 performs, for example, an alternate operation, and each time the foot switch 39 is operated, the operation mode is switched between the operation mode including the detection of the photoacoustic signal and the operation mode not including the detection.
  • FIG. 15 shows the appearance of the probe 11 in a modified example.
  • the probe 11 is provided with only the wavelength selection switch 37 configured by a slide switch, and is not provided with the mode change switch 15 existing in the probe 11 used in the second embodiment shown in FIG.
  • the user can select the wavelength of light irradiated on the subject by operating the wavelength selection switch 37 at hand.
  • the foot switch 39 at the foot, generation of an ultrasonic image and generation of a photoacoustic image can be switched.
  • the photoacoustic measuring device of this invention is not limited only to the said embodiment, A various correction and change are carried out from the structure of the said embodiment. Those applied are also included in the scope of the present invention.

Landscapes

  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Acoustics & Sound (AREA)
  • Ultra Sonic Daignosis Equipment (AREA)
  • Investigating Or Analyzing Materials By The Use Of Ultrasonic Waves (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)

Abstract

【課題】光音響計測装置において、簡易に装置の動作モードを切り替えることができるようにする。 【解決手段】プローブ（１１）は、被検体に対して音響波を送信する音響波送信部と、レーザユニット（１３）から導光された光を被検体に向けて出射する光照射部と、被検体に対する光照射により被検体内で生じた光音響波、及び、被検体内に送信された音響波に対する反射音響波を検出する音響波検出部を含む。プローブ（１１）にはモード切替スイッチ（１５）が設けられる。制御手段（２２）は、モード切替スイッチ（１５）の操作に応じて、音響波検出部で少なくとも光音響波を検出する動作モードと、音響波検出部で光音響波を検出しない動作モードとの間で動作モードを切り替える。

Description

光音響計測装置
　本発明は、光音響計測装置に関し、更に詳しくは、被検体に光を照射し、光照射により被検体内で生じた音響波を検出する光音響計測装置に関する。
　生体内部の状態を非侵襲で検査できる画像検査法の一種として、超音波検査法が知られている。超音波検査では、超音波の送信及び受信が可能な超音波探触子を用いる。超音波探触子から被検体（生体）に超音波を送信させると、その超音波は生体内部を進んでいき、組織界面で反射する。超音波探触子でその反射音波を受信し、反射超音波が超音波探触子に戻ってくるまでの時間に基づいて距離を計算することで、内部の様子を画像化することができる。
　また、光音響効果を利用して生体の内部を画像化する光音響イメージングが知られている。一般に光音響イメージングでは、パルスレーザ光を生体内に照射する。生体内部では、生体組織がパルスレーザ光のエネルギーを吸収し、そのエネルギーによる断熱膨張により超音波（光音響信号）が発生する。この光音響信号を超音波プローブなどで検出し、検出信号に基づいて光音響画像を構成することで、光音響信号に基づく生体内の可視化が可能である。
　光音響画像と超音波画像とを生成可能な装置が、例えば特許文献１に記載されている。特許文献１では、操作パネル上に設けられたキーボード、トラックボール、マウス等を用いて、光音響画像データの収集開始コマンドを入力する。
２００５－２１８６８４号公報
　ところで、光音響画像と超音波画像とを生成可能な装置においては、超音波画像、光音響画像、及び超音波画像と光音響画像とを重畳した画像の３通りの画像が表示（生成）可能である。特許文献１においては、画像の切り替えは、操作パネル上に設けられたキーボード、トラックボール、マウス等を操作することでなされる。しかし、その場合、操作者は、いちいち操作パネルを操作するために体の向きを変えたり、プローブを一度手から離したりする必要があり、操作が面倒であった。
　本発明は、上記に鑑み、操作者が、簡易に表示画像を切り替えることができる光音響計測装置を提供することを目的とする。
　上記目的を達成するために、本発明は、光源と、被検体に対して音響波を送信する音響波送信部と、光源から導光された光を被検体に向けて出射する光照射部と、被検体に対する光照射により被検体内で生じた光音響波、及び、被検体内に送信された音響波に対する反射音響波を検出する音響波検出部を含むプローブと、プローブに設けられたモード切替スイッチと、モード切替スイッチの操作に応じて、音響波検出部で少なくとも光音響波を検出する動作モードと、音響波検出部で光音響信号を検出しない動作モードとの間で動作モードを切り替える制御部とを備えたことを特徴とする光音響計測装置を提供する。
　本発明では、動作モードが、音響波検出部で光音響波を検出する第１の動作モードと音響波検出部で反射音響波を検出する第２の動作モードと、音響波検出部で光音響波及び反射音響波の双方を検出する第３の動作モードとを含み、制御部が、モード切替スイッチが操作されるたびに第１～第３の動作モードの間で動作モードを切り替えることとしてもよい。
　制御部が、初期状態では動作モードを音響波検出部で光音響波を検出しない動作モードに設定することが好ましい。
　モード切替スイッチには、オルタネート動作のプッシュスイッチを用いることができる。
　本発明の光音響計測装置は、光音響波及び反射音響波の検出信号に基づいて光音響画像及び音響波画像を生成する画像生成部を更に備える構成とすることができる。
　プローブは、音響波送信部と光照射部とのうちの少なくとも一方を更に含んでいてもよい。
　光源が、相互に異なる複数の波長の光を出射可能であり、被検体に照射されるべき光の波長を選択するための波長選択スイッチを更に備え、制御部が、動作モードに切替えに加えて、波長選択スイッチの操作に応じて光源から出射する光の波長を制御することとしてもよい。波長選択スイッチは、プローブに設けることができる。
　制御部が、波長選択スイッチの操作に応じて、光源から第１の波長の光を出射させ、第１の波長とは異なる第２の波長の光を出射させ、又は、第１の波長の光と第２の波長の光とを交互に出射させることとすることができる。
　波長選択スイッチには、スライドスイッチを用いることができる。
　プローブが被検体に接触しているか否かを判断する接触状態判断部を更に備え、接触状態判断部がプローブが被検体に接触していると判断したときに、被検体に対する光照射が行われるようにしてもよい。
　接触状態判断部は、反射音響波の検出信号に基いて、プローブが被検体に接触しているか否かを判断してもよい。
　本発明は、また、光源と、被検体に対して音響波を送信する音響波送信部と、光源から導光された光を被検体に向けて出射する光照射部と、被検体に対する光照射により被検体内で生じた光音響波、及び、被検体内に送信された音響波に対する反射音響波を検出する音響波検出部を含むプローブと、動作モードを切り替えるためのモード切替スイッチと、光源から出射すべき光の波長を選択するための波長選択スイッチと、モード切替スイッチの操作に応じて、音響波検出部で少なくとも光音響波を検出する動作モードと、音響波検出部で光音響信号を検出しない動作モードとの間で動作モードを切り替え、かつ、波長選択スイッチの操作に応じて光源から出射する光の波長を制御する制御部とを備え、モード切替スイッチと波長選択スイッチの少なくとも一方がプローブに設けられていることを特徴とする光音響計測装置を提供する。
　本発明の光音響計測装置は、モード切替スイッチと波長選択スイッチの双方がプローブに設けられている構成としてもよい。
　モード切替スイッチには、オルタネート動作のプッシュスイッチを用いることができる。
　上記したものに代えて、モード切替スイッチ及び波長選択スイッチとのうち波長選択スイッチのみがプローブに設けられており、モード切替スイッチに、操作者が足で操作するフットスイッチを用いることとしてもよい。フットスイッチには、オルタネート動作するものを用いることができる。
　波長選択スイッチには、スライドスイッチを用いることができる。
　本発明の光音響計測装置では、プローブにモード切替スイッチを設け、そのスイッチを操作することで、光音響信号の検出を含む動作モードと、光音響信号の検出を含まない動作モードとの間で動作モードを切り替える。操作者は、プローブに設けられたスイッチを操作するだけで生成される画像の切り替えを行うことができ、表示画像を簡易に切り替えることができる。
本発明の第１実施形態の光音響計測装置を示すブロック図。 プローブの外観を示す図。 動作モードが超音波画像生成のモードであるときの動作手順を示すフローチャート。 動作モードが光音響画像生成のモードであるときの動作手順を示すフローチャート。 動作モードが双方の画像を生成するモードであるときの動作手順を示すフローチャート。 超音波画像を例示する図。 光音響画像を例示する図。 光音響画像と超音波画像とを重畳した画像を例示する図。 本発明の第２実施形態の光音響計測装置を示すブロック図。 プローブの外観を示す図。 レーザユニットの構成を示すブロック図。 波長選択素子、駆動手段、及び駆動状態検出手段の構成例を示す図。 本発明の第３実施形態の光音響計測装置を示すブロック図。 変形例の光音響計測装置を示すブロック図。 変形例におけるプローブの外観を示す図。
　以下、図面を参照し、本発明の実施の形態を詳細に説明する。図１は、本発明の第１実施形態の光音響計測装置を示す。光音響計測装置１０は、超音波探触子（プローブ）１１、超音波ユニット１２、及びレーザ光源（レーザユニット）１３を備える。レーザユニット１３は、光源であり、被検体に照射するレーザ光を生成する。レーザ光の波長は、観察対象物に応じて適宜設定すればよい。レーザユニット１３が出射するレーザ光は、例えば光ファイバなどの導光手段を用いてプローブ１１まで導光される。
　プローブ１１は、レーザユニット１３から導光された光を被検体に向けて照射する光照射部を含む。また、被検体に対して音響波（典型的には超音波）を送信する音響波送信部と、及び被検体からの音響波の検出（受信）を行う音響波検出部とを含む。プローブ１１は、例えば一次元的に配列された複数の超音波振動子を有する。プローブ１１は、例えば超音波画像の生成時は複数の超音波振動子から音響波を出力し、出力された音響波に対する反射音響波（以下、反射音響信号とも呼ぶ）を検出する。プローブ１１は、光音響画像生成時は、被検体内の測定対象物がレーザユニット１３からのレーザ光を吸収することで生じた音響波（以下、光音響信号とも呼ぶ）を検出する。なお、プローブ１１は、少なくとも音響波検出部を含んでいればよく、音響波送信部と光照射部との双方、又は何れか一方がプローブ１１の外部に設けられていてもよい。
　プローブ１１には、装置の動作モードを切り替えるためのモード切替スイッチ１５が設けられる。モード切替スイッチ１５には、例えばオルタネート動作のプッシュスイッチを用いることができる。モード切替スイッチ１５は、プローブ１１の音響波検出部で少なくとも光音響波を検出する動作モードと、音響波検出部で光音響波を検出しない動作モードとの間で動作モードを切り替えるために使用される。動作モードは、例えば音響波検出部で光音響波を検出する第１の動作モードと、反射音響波を検出する第２の動作モードと、光音響波及び反射音響波の双方を検出する第３の動作モードとを含む。医師などの操作者は、モード切替スイッチ１５を押すことで、光音響信号の検出、反射音響信号の検出、及び光音響信号と反射音響信号の双方の検出を切り替えることができる。
　超音波ユニット１２は、受信回路１６、ＡＤ変換手段１７、画像再構成手段１８、検波手段１９、対数変換手段２０、画像構築手段２１、制御手段２２、送信制御回路２３を有する。受信回路１６は、プローブ１１が有する複数の超音波振動子が検出した音響波の検出信号（光音響信号又は反射音響信号）を受信する。ＡＤ変換手段１７は、受信回路１６が受信した音響波の検出信号をデジタル信号に変換する。ＡＤ変換手段１７は、例えば所定のサンプリング周期で音響波の検出信号をサンプリングする。
　超音波ユニット１２は、プローブで検出された光音響波及び反射音響波の検出信号を処理する検出信号処理部を有する。信号処理部は、例えば、プローブ１１が検出した音響波の検出信号に基づいて断層画像を生成する画像生成部として構成される。図１では、画像再構成手段１８、検波手段１９、対数変換手段２０、及び画像構築手段２１が画像生成部を構成する。画像生成手段の機能は、コンピュータが所定のプログラムに従って処理を動作することで実現できる。画像生成部は、プローブ１１が受信した光音響信号に基づいて第１の断層画像（光音響画像）を生成すると共に、プローブ１１が受信した反射音響信号に基づいて第２の断層画像（超音波画像）を生成する。
　画像再構成手段１８は、プローブ１１の複数の超音波振動子で検出された音響波の検出信号に基づいて、断層画像の各ラインのデータを生成する。画像再構成手段１８は、例えばプローブ１１の６４個の超音波振動子からのデータを、超音波振動子の位置に応じた遅延時間で加算し、１ライン分のデータを生成する（遅延加算法）。画像再構成手段１８は、遅延加算法に代えて、ＣＢＰ法（Circular Back Projection）により再構成を行ってもよい。あるいは画像再構成手段１８は、ハフ変換法又はフーリエ変換法を用いて再構成を行ってもよい。
　検波手段１９は、画像再構成手段１８が出力する各ラインのデータの包絡線を出力する。対数変換手段２０は、検波手段１９が出力する包絡線を対数変換し、ダイナミックレンジを広げる。画像構築手段２１は、対数変換が施された各ラインのデータに基づいて、断層画像を生成する。画像構築手段２１は、例えば音響波の検出信号（ピーク部分）の時間軸方向の位置を、断層画像における深さ方向の位置に変換して断層画像を生成する。画像表示手段１４は、画像構築手段２１が生成した断層画像を、表示モニタなどに表示する。
　制御手段（制御部）２２は、超音波ユニット１２内の各部を制御する。制御手段２２が行う制御は、動作モードの切り替えを含む。制御手段２２は、モード切替スイッチ１５の操作に応じて、プローブ１１の音響波検出部で少なくとも光音響波を検出する動作モードと、光音響信号を検出しない動作モードとの間で動作モードを切り替える。制御手段２２は、例えば光音響波を検出して光音響画像を生成する動作モードと、反射音響波を検出した超音波画像を生成する動作モードと、光音響波及び反射音響波の双方を検出して光音響画像及び超音波画像の双方を生成する動作モードとの間で、動作モードを切り替える。
　制御手段２２は、初期状態、つまりモード切替スイッチ１５が一度も押されてない状態では、例えばプローブ１１の音響波検出部で光音響波を検出しない動作モード、具体的には超音波画像を生成する動作モードに設定する。制御手段２２は、例えばモード切替スイッチ１５が操作されるたびに動作モードを切り替える。制御手段２２は、動作モードが超音波画像生成モードのときにモード切替スイッチ１５が押されると、動作モードを光音響画像生成モードに切り替える。制御手段２２は、更にモード切替スイッチ１５が押されると、動作モードを光音響画像生成モードから超音波画像と光音響画像との双方を生成するモードに切り替える。双方の画像を生成するモードでモード切替スイッチ１５が押されたときは、動作モードを、超音波画像を生成するモードに戻す。以降、制御手段２２は、モード切替スイッチ１５が押されるたびに、動作モードを、超音波画像、光音響画像、超音波画像と光音響画像の双方を生成するモードの順に切り替えていく。
　制御手段２２は、動作モードが超音波画像を生成するモード、又は超音波画像と光音響画像とを生成するモードのときは、送信制御回路２３に超音波送信トリガ信号を送る。送信制御回路２３は、トリガ信号を受けると、プローブ１１から超音波を送信させる。制御手段２２は、超音波送信トリガ信号と同期して、ＡＤ変換手段１７における反射音響信号のサンプリング開始タイミングを制御する。一方、制御手段２２は、動作モードが光音響画像を生成するモード、又は超音波画像と光音響画像とを生成するモードのときは、レーザユニット１３に対してレーザ発振トリガ信号を送る。レーザユニット１３は、トリガ信号を受けてレーザ発振を行い、レーザ光を出射する。制御手段２２は、レーザ発振トリガ信号と同期して、ＡＤ変換手段１７における光音響信号のサンプリング開始タイミングを制御する。
　図２は、プローブ１１の外観を示す。操作者は、プローブ１１を手で握って観察したい場所に超音波振動子が配列されている面を接触させる。モード切替スイッチ１５は、例えばプローブ１１を手で握ったときに、親指が位置する部分に設けられている。操作者は、モード切替スイッチ１５を適宜操作して、動作モードを所望の動作モードに設定する。
　図３は、動作モードが超音波画像生成のモードであるときの動作手順を示す。制御手段２２は、超音波送信トリガ信号を送信制御回路２３に出力する（ステップＡ１）。プローブ１１は、被検体内へ超音波を送信する（ステップＡ２）。プローブ１１は、被検体内で反射した反射音響信号を受信する（ステップＡ３）。超音波ユニット１２内の画像生成部は、反射音響信号に基づいて超音波画像を生成する（ステップＡ４）。画像表示手段１４は、超音波ユニット１２で生成された超音波画像を表示画面上に表示する（ステップＡ５）。
　図４は、動作モードが光音響画像生成のモードであるときの動作手順を示す。制御手段２２は、レーザ発振トリガ信号をレーザユニット１３へ出力する（ステップＢ１）。レーザユニット１３は、パルスレーザ光を出射する。レーザユニット１３から出射したパルスレーザ光は、プローブ１１から被検体に照射される（ステップＢ２）。プローブ１１は、レーザ光の照射により生体内で発生した光音響信号を受信する（ステップＢ３）。超音波ユニット１２内の画像生成手段は、光音響信号に基づいて光音響画像を生成する（ステップＢ４）。画像表示手段１４は、超音波ユニット１２で生成された光音響画像を表示画面上に表示する（ステップＢ５）。
　図５は、動作モードが光音響画像と超音波画像とを生成するモードであるときの動作手順を示す。制御手段２２は、レーザ発振トリガ信号をレーザユニット１３へ出力する（ステップＣ１）。レーザユニット１３は、パルスレーザ光を出射する。レーザユニット１３から出射したパルスレーザ光は、プローブ１１から被検体に照射される（ステップＣ２）。プローブ１１は、レーザ光の照射により生体内で発生した光音響信号を受信する（ステップＣ３）。超音波ユニット１２内の画像生成手段は、光音響信号に基づいて光音響画像を生成する（ステップＣ４）。
　続いて制御手段２２は、超音波送信トリガ信号を送信制御回路２３に出力する（ステップＣ５）。プローブ１１は、被検体内へ超音波を送信する（ステップＣ６）。プローブ１１は、被検体内で反射した反射音響信号を受信する（ステップＣ７）。超音波ユニット１２内の画像生成手段は、反射音響信号に基づいて超音波画像を生成する（ステップＣ８）。画像表示手段１４は、超音波ユニット１２で生成された光音響画像と超音波画像とを表示画面上に表示する（ステップＣ９）。画像表示手段１４は、例えば光音響画像と超音波画像とを重畳表示する。なお、図５では先に光音響画像を生成し、次いで超音波画像を生成することとしたが、超音波画像の生成を先に行い、その後に光音響画像を生成してもよい。
　図６は超音波画像を示し、図７は光音響画像を示し、図８は光音響画像と超音波画像とを重畳した画像を示す。各図において、横方向は超音波振動子が配列された方向に対応し、縦方向は深さ方向に対応している。画像表示手段１４は、動作モードが超音波画像生成モードのときは、図６に示す超音波画像を表示する。画像表示手段１４は、動作モードが光音響画像生成モードのときは、図７に示す光音響画像を表示する。画像表示手段１４は、動作モードが光音響画像と超音波画像とを生成するモードのときは、図８に示す光音響画像と超音波画像とを重畳した画像を表示する。
　本実施形態では、制御手段２２は、モード切替スイッチ１５が操作されるたびに、動作モードを切り替える。例えば光音響計測装置１０が超音波画像生成モードで動作し、超音波画像を観察していたときにモード切替スイッチ１５を１回操作すると、動作モードが光音響画像生成モードに切り替わり、光音響画像の観察が可能となる。本実施形態では、モードの切り替えモード切替スイッチ１５をプローブに設けているため、操作者は、操作パネルなどを操作しなくても、観察画像の切り替えが可能であり、簡易に表示画像を切り替えることができる。動作モードの初期状態としては、光音響画像の生成を含まないモードが好ましい。その場合、いきなりレーザ光が照射されることを防止できる。
　続いて、本発明の第２実施形態を説明する。図９は、本発明の第２実施形態の光音響計測装置を示す。光音響計測装置１０ａは、超音波探触子（プローブ）１１、超音波ユニット１２ａ、及び光源（レーザユニット）１３を備える。超音波ユニット１２ａは、受信回路１６、ＡＤ変換手段１７、光音響画像再構成手段２７、光音響画像構築手段３１、制御手段２２、送信制御回路２３、受信メモリ２４、データ分離手段２５、２波長データ複素数化手段２６、２波長データ演算手段２８、強度情報抽出手段２９、検波・対数変換手段３０、超音波画像再構成手段３２、検波・対数変換手段３３、超音波画像構築手段３４、画像合成手段３５、及びトリガ制御回路３６を有する。
　本実施形態では、レーザユニット１３は、相互に異なる複数の波長のレーザ光を出射可能に構成されている。複数波長の光を被検体に照射した場合、光音響画像の生成では、被検体内の光吸収体における光吸収特性の波長依存性を利用して、例えば動脈と静脈とが判別可能な光音響画像を生成する。モード切替スイッチ１５を用いた装置の動作モードの切り替えは、第１実施形態と同様である。すなわち、例えばオルタネート動作のプッシュスイッチを用いて構成されたモード切替スイッチ１５を押すたびに、光音響画像と超音波画像のうちの超音波画像のみを生成する動作モード、光音響画像のみを生成する動作モード、及び、双方の画像を生成する動作モードの間で動作モードの切り替えを行う。
　レーザユニット１３から出射したパルスレーザ光は、例えば光ファイバなどの導光手段を用いてプローブ１１まで導光され、プローブ１１から被検体に向けて照射される。以下の説明においては、主に、レーザユニット１３が、第１の波長のパルスレーザ光と第２の波長のパルスレーザ光とを出射可能であるものとして説明する。
　例えば、第１の波長（中心波長）として約７５０ｎｍを考え、第２の波長として約８００ｎｍを考える。ヒトの動脈に多く含まれる酸素化ヘモグロビン(酸素と結合したヘモグロビン:oxy-Hb)の波長７５０ｎｍにおける分子吸収係数は、波長８００ｎｍにおける分子吸収係数よりも高い。一方、静脈に多く含まれる脱酸素化ヘモグロビン（酸素と結合していないヘモグロビンdeoxy-Hb)の波長７５０ｎｍにおける分子吸収係数は、波長８００ｎｍにおける分子吸収係数よりも低い。この性質を利用し、波長８００ｎｍで得られた光音響信号に対して、波長７５０ｎｍで得られた光音響信号が相対的に大きいのか小さいのかを調べることで、動脈からの光音響信号と静脈からの光音響信号とを判別することができる。
　プローブ１１は、被検体に向けて光を照射する光照射部と、被検体に音響波を送信する音響波送信部と、被検体からの音響波（光音響波及び反射音響波）を検出する音響波検出部とを有する。受信回路１６は、プローブ１１が検出した音響波の検出信号を受信する。ＡＤ変換手段１７は、受信回路１６が受信した音響波の検出信号をサンプリングする。ＡＤ変換手段１７は、例えばＡＤクロック信号に同期して、所定のサンプリング周期で音響波の検出信号のサンプリングを行う。ＡＤ変換手段１７は、反射音響信号をサンプリングした反射音響データと、光音響信号をサンプリングした光音響データとを、受信メモリ２４に格納する。
　制御手段２２及びトリガ制御回路３６は、制御部を構成する。制御手段２２は、超音波ユニット１２ａ内の各部の制御を行う。トリガ制御回路３６は、装置の動作モードが光音響画像の生成を含む動作モードのとき、レーザユニット１３に対して光出射を指示する光トリガ信号を出力する。この光トリガ信号は、第１実施形態におけるレーザ発振トリガ信号に相当する。トリガ制御回路３６は、まずフラッシュランプトリガ信号を出力し、それに後続して、Ｑスイッチトリガ信号を出力する。レーザユニット１３は、フラッシュランプトリガ信号に応答してレーザ媒質の励起を行い、Ｑスイッチトリガ信号に応答してパルスレーザ光を出射する。なお、トリガ制御回路３６は、制御手段２２の一部であってもよい。
　トリガ制御回路３６からＱスイッチトリガ信号をレーザユニット１３に送信するのに代えて、レーザユニット１３内においてＱスイッチトリガのタイミングを生成してもよい。その場合は、Ｑスイッチをオンにした旨を示す信号をレーザユニット１３から超音波ユニット１２ａ側に通知してもよい。ここで、光トリガ信号とは、フラッシュランプトリガ信号とＱスイッチトリガ信号の少なくとも一方を含む概念である。トリガ制御回路３６からＱスイッチトリガ信号を出力する場合はＱスイッチトリガ信号が光トリガ信号に対応し、レーザユニット１３にてＱスイッチトリガのタイミングを生成する場合はフラッシュランプトリガ信号が光トリガ信号に対応していてもよい。
　トリガ制御回路３６は、装置の動作モードが超音波画像の生成を含む動作モードのとき、送信制御回路２３に、音響波送信を指示する超音波トリガ信号を出力する。送信制御回路２３は、超音波トリガ信号を受けると、プローブ１１から音響波（超音波）を送信させる。トリガ制御回路３６は、装置の動作モードが光音響画像と超音波画像との双方を生成する動作モードのときは、所定の順序で光トリガ信号と超音波トリガ信号とを出力する。トリガ制御回路３６は、例えば先に光トリガ信号を出力し、次いで超音波トリガ信号を出力する。光トリガ信号が出力されることで被検体に対するレーザ光の照射及び光音響信号の検出が行われ、その後、超音波トリガ信号が出力されることで被検体に対する超音波の送信及び反射音響信号の検出が行われる。トリガ制御回路３６は、光トリガ信号又は超音波トリガ信号の出力後、ＡＤ変換手段１７に対して、サンプリング開始を指示するサンプリングトリガ信号を出力する。ＡＤ変換手段１７は、サンプリングトリガ信号を受けると、光音響信号又は反射音響信号のサンプリングを開始する。ＡＤ変換手段１７は、サンプリングした光音響信号及び反射音響信号を、受信メモリ２４に格納する。
　なお、光音響画像と超音波画像との双方を生成する場合、光音響信号と反射音響信号とを個別にサンプリングするのに代えて、両者を連続的にサンプリングするようにしてもよい。例えば、トリガ制御回路３６は、光トリガ信号の出力後、光音響信号の検出を終了するタイミングで超音波トリガ信号を出力する。このとき、ＡＤ変換手段１７は反射音響波の検出信号のサンプリングを中断せず、サンプリングを継続して実施する。言い換えれば、トリガ制御回路３６は、ＡＤ変換手段１７が音響波の検出信号のサンプリングを継続している状態で、超音波トリガ信号を出力する。超音波トリガ信号に応答してプローブ１１が超音波送信を行うことで、プローブ１１で検出される音響波は、光音響波から反射音響波に変わる。ＡＤ変換手段１７は、検出された音響波の検出信号のサンプリングを継続することで、光音響信号と反射音響信号とを連続的にサンプリングし、サンプリングした光音響信号及び反射音響信号を、両者に共通の受信メモリ２４に格納してもよい。
　ところで、被検体内の深さ方向の同じ位置で光音響波及び反射音響波が発生したとすると、反射音響信号の場合は、プローブ１１から送信された音響波がその位置まで進むまでに要する時間が必要なため、音響波送信から反射音響波の検出までの時間は、光照射から光音響波の検出までの時間の倍の時間となる。超音波画像の生成に際しては、反射音響信号を１／２にリサンプルする１／２リサンプル手段を設け、例えば反射音響信号を時間軸方向に１／２に圧縮したものを対象に超音波画像を生成するようにしてもよい。あるいは、反射音響波の検出信号をサンプリングするタイミングでＡＤ変換手段１７におけるサンプリングレートを半分に、例えば４０ＭＨｚから２０ＭＨｚに下げてもよい。
　光音響信号のサンプリングは、レーザユニット１３が出射する光の波長の数だけ繰り返し行う。例えばまずレーザユニット１３から第１の波長の光を被検体に照射し、被検体に第１の波長のパルスレーザ光が照射されたときにプローブ１１で検出された第１の光音響信号（第１の光音響データ）を受信メモリ２４に格納する。次いで、レーザユニット１３から第２の波長の光を被検体に照射し、第２の波長のパルスレーザ光が照射されたときにプローブ１１で検出された第２の光音響信号（第２の光音響データ）を受信メモリ２４に格納する。光音響信号と反射音響信号とを連続的にサンプリングする場合、波長の数だけ光音響信号のサンプリングと反射音響信号のサンプリングとを繰り返せばよい。例えば第１の光音響データと連続して、受信メモリ２４に反射音響データを格納し、第２の光音響データと連続して、受信メモリ２４に反射音響データを格納する。
　データ分離手段２５は、受信メモリ２４に格納された反射音響データと、第１及び第２の光音響データとを分離する。データ分離手段２５は、第１及び第２の光音響データを、２波長データ複素数化手段２６に渡す。２波長データ複素数化手段２６は、第１の光音響信号と第２の光音響信号のうちの何れか一方を実部、他方を虚部とした複素数データを生成する。以下では、２波長データ複素数化手段２６が、第１の光音響信号を実部とし、第２の光音響信号を虚部とした複素数データを生成するものとして説明する。
　光音響画像再構成手段２７は、２波長データ複素数化手段２６から光音響データである複素数データを入力し、光音響データの再構成を行う。光音響画像再構成手段２７は、入力された複素数データから、フーリエ変換法（ＦＴＡ法）により画像再構成を行う。フーリエ変換法による画像再構成には、例えば文献”Photoacoustic Image Reconstruction-A Quantitative Analysis”Jonathan I.Sperl et al. SPIE-OSA Vol.6631 663103　等に記載されている従来公知の方法を適用することができる。光音響画像再構成手段２７は、再構成画像を示すフーリエ変換のデータを強度情報抽出手段２９と２波長データ演算手段２８とに入力する。
　２波長データ演算手段２８は、各波長に対応した光音響データ間の相対的な信号強度の大小関係を抽出する。本実施形態では、２波長データ演算手段２８は、光音響画像再構成手段２７で再構成された再構成画像を入力データとし、複素数データである入力データから、実部と虚部とを比較したときに、相対的に、どちらがどれくらい大きいかを示す位相情報を抽出する。２波長データ演算手段２８は、例えば複素数データがＸ＋ｉＹで表わされるとき、θ＝ｔａｎ－１（Ｙ／Ｘ）を位相情報として生成する。なお、Ｘ＝０の場合はθ＝９０°とする。実部を構成する第１の光音響データ（Ｘ）と虚部を構成する第２の光音響データ（Ｙ）とが等しいとき、位相情報はθ＝４５°となる。位相情報は、相対的に第１の光音響データが大きいほどθ＝０°に近づいていき、第２の光音響データが大きいほどθ＝９０°に近づいていく。
　強度情報抽出手段２９は、各波長に対応した光音響データに基づいて信号強度を示す強度情報を生成する。本実施形態では、強度情報抽出手段２９は、光音響画像再構成手段２７で再構成された再構成画像を入力データとし、複素数データである入力データから、強度情報を生成する。強度情報抽出手段２９は、例えば複素数データがＸ＋ｉＹで表わされるとき、（Ｘ２＋Ｙ２）１／２を、強度情報として抽出する。検波・対数変換手段３０は、強度情報抽出手段２９で抽出された強度情報を示すデータの包絡線を生成し、次いでその包絡線を対数変換してダイナミックレンジを広げる。
　光音響画像構築手段３１は、２波長データ演算手段２８から位相情報を入力し、検波・対数変換手段３０から検波・対数変換処理後の強度情報を入力する。光音響画像構築手段３１は、入力された位相情報と強度情報とに基づいて、光吸収体の分布画像である光音響画像を生成する。光音響画像構築手段３１は、例えば入力された強度情報に基づいて、光吸収体の分布画像における各画素の輝度（階調値）を決定する。また、光音響画像構築手段３１は、例えば位相情報に基づいて、光吸収体の分布画像における各画素の色（表示色）を決定する。光音響画像構築手段３１は、例えば例えば位相０°から９０°の範囲を所定の色に対応させたカラーマップに用いて、入力された位相情報に基づいて各画素の色を決定する。
　ここで、位相０°から４５°の範囲は、第１の光音響データが第２の光音響データよりも大きい範囲であるため、光音響信号の発生源は、波長７９８ｎｍの光に対する吸収よりも波長７５６ｎｍの光に対する吸収の方が大きい酸素化ヘモグロビンを主に含む血液が流れている動脈であると考えられる。一方、位相４５°から９０°の範囲は、第２の光音響データが第１の光音響データよりも小さい範囲であるため、光音響信号の発生源は、波長７９８ｎｍの光に対する吸収よりも波長７５６ｎｍの光に対する吸収の方が小さい脱酸素化ヘモグロビンを主に含む血液が流れている静脈であると考えられる。
　そこで、カラーマップとして、例えば位相が０°が赤色で、位相が４５°に近づくに連れて無色（白色）になるように色が徐々に変化すると共に、位相９０°が青色で、位相が４５°に近づくに連れて白色になるように色が徐々に変化するようなカラーマップを用いる。この場合、光音響画像上で、動脈に対応した部分を赤色で表わし、静脈に対応した部分を青色で表わすことができる。強度情報を用いずに、階調値は一定として、位相情報に従って動脈に対応した部分と静脈に対応した部分との色分けを行うだけでもよい。
　なお、被検体に対して単一の波長の光のみが照射される場合は、２波長データ複素数化手段２６による複素数化、及び、２波長データ演算手段２８による位相情報の抽出は不要である。単一の波長の光のみが照射される場合は、強度情報抽出手段２９によって抽出される強度情報に基づいて、光音響画像を生成すればよい。
　一方、データ分離手段２５は、分離した反射音響データを、超音波画像再構成手段３２に渡す。超音波画像再構成手段３２は、反射音響信号（反射音響データ）に基づいて、断層画像である超音波画像の各ラインのデータを生成する。検波・対数変換手段３３は、超音波画像再構成手段３２が出力する各ラインのデータの包絡線を生成し、その包絡線を対数変換してダイナミックレンジを広げる。超音波画像構築手段３４は、対数変換が施された各ラインのデータに基づいて、超音波画像を生成する。
　画像合成手段３５は、光音響画像構築手段３１で生成された光音響画像と、超音波画像構築手段３４で生成された超音波画像とを合成する。合成された画像は、画像表示手段１４に表示される。画像合成を行わずに、画像表示手段１４に、光音響画像と超音波画像とを並べて表示し、或いは光音響画像と超音波画像とを切り替えて表示することも可能である。
　波長選択スイッチ３７は、レーザユニット１３が出射可能な複数の波長のうち、どの波長の光を出射するかを選択するためのスイッチである。ユーザは、波長選択スイッチ３７を操作することで、光音響画像の生成に際して、例えば第１の波長、第２の波長、及び、第１の波長と第２の波長とを交互に出射するの何れかを選択することができる。トリガ制御回路３６は、波長選択スイッチ３７の操作に応じて、レーザユニット１３から出射する光の波長を制御する。
　図１０は、プローブ１１の外観を示す。プローブ１１には、モード切替スイッチ１５に加えて、波長選択スイッチ３７が設けられている。波長選択スイッチ３７は、例えばスライドスイッチとして構成される。波長選択スイッチ３７のスライド位置が「７５０」の位置のとき、トリガ制御回路３６は、レーザユニット１３から波長７５０ｎｍの光を出射させる。スライド位置が「８００」のときは、レーザユニット１３から波長８００ｎｍの光を出射させる。スライド位置が「ＡＬＴ」のときは、レーザユニット１３から波長７５０ｎｍの光と波長８００ｎｍの光とを交互に出射させる。
　続いて、レーザユニット１３の構成を詳細に説明する。図１１は、レーザユニット１３の構成を示す。レーザユニット１３は、レーザロッド６１、フラッシュランプ６２、ミラー６３、６４、Ｑスイッチ６５、波長選択素子６６、駆動手段６７、駆動状態検出手段６８、及びＢＰＦ制御回路６９を有する。
　レーザロッド６１は、レーザ媒質である。レーザロッド６１には、例えばアレキサンドライト結晶やＣｒ：ＬｉＳＡＦ（Ｃｒ：ＬｉＳｒＡｌＦ６），Ｃｒ：ＬｉＣＡＦ（Ｃｒ：ＬｉＣａＡｌＦ６）結晶，Ｔｉ：Ｓａｐｐｈｉｒｅ結晶を用いることができる。フラッシュランプ６２は、レーザ媒質を励起する励起手段であり、レーザロッド６１に励起光を照射する。フラッシュランプ６２以外の光源、例えば半導体レーザや固体レーザを、励起光源として用いてもよい。
　ミラー６３、６４は、レーザロッド６１を挟んで対向しており、ミラー６３、６４により光共振器が構成される。ここでは、ミラー６４が出力側のミラーであるとする。光共振器内には、Ｑスイッチ６５が挿入される。Ｑスイッチ６５により、光共振器内の挿入損失を損失大（低Ｑ）から損失小（高Ｑ）へと急速に変化させることで、パルスレーザ光を得ることができる。
　波長選択素子６６は、透過波長が相互に異なる複数のバンドパスフィルタ（ＢＰＦ：Band Pass Filter）を含む。波長選択素子６６は、複数のバンドパスフィルタを光共振器の光路上に選択的に挿入する。波長選択素子６６は、例えば波長７５０ｎｍ（中心波長）の光を透過させる第１のバンドパスフィルタと、波長８００ｎｍ（中心波長）の光を透過させる第２のバンドパスフィルタとを含む。光共振器の光路上に第１のバンドパスフィルタを挿入することで、光発振器の発振波長を７５０ｎｍとすることができ、光共振器の光路上に第２のバンドパスフィルタを挿入することで、光発振器の発振波長を８００ｎｍとすることができる。
　駆動手段６７は、波長選択素子６６を駆動する。駆動状態検出手段６８は、波長選択素子６６の駆動状態を検出する。ＢＰＦ制御回路６９は、駆動手段６７を制御する。駆動手段６７は、例えば波長選択スイッチ３７（図９）により波長７５０ｎｍが選択されているときは、光共振器の光路上に第１のバンドパスフィルタが挿入されるように、波長選択素子６６を駆動する。また、波長８００ｎｍが選択されているときは、光共振器の光路上に第２のバンドパスフィルタが挿入されるように、波長選択素子６６を駆動する。
　駆動手段６７は、波長選択スイッチ３７により２つの波長の光を交互に出射することが選択されているときは、光共振器の光路上に挿入されるバンドパスフィルタが所定の順序で順次に切り替わるように波長選択素子６６を駆動する。例えば波長選択素子６６が、回転変位に伴って光共振器の光路上に選択的に挿入するバンドパスフィルタを切り替えるフィルタ回転体で構成されているとき、駆動手段６７は、波長選択素子６６を構成するフィルタ回転体を連続的に回転駆動する。駆動状態検出手段６８は、例えばフィルタ回転体である波長選択素子６６の回転変位を検出する。駆動状態検出手段６８は、フィルタ回転体の回転変位位置を示すＢＰＦ状態情報を出力する。
　図１２は、波長選択素子６６、駆動手段６７、及び駆動状態検出手段６８の構成例を示す。この例では、波長選択素子６６は２つのバンドパスフィルタを含むフィルタ回転体であり、駆動手段６７はサーボモータである。また、駆動状態検出手段６８はロータリーエンコーダーである。波長選択素子６６は、サーボモータの出力軸の回転に従って回転する。波長選択素子６６を構成するフィルタ回転体の半分（例えば回転変位位置０°から１８０°）は波長７５０ｎｍの光を透過させる第１のバンドパスフィルタであり、残りの半分（例えば回転変位位置１８０°から３６０°）は波長８００ｎｍの光を透過させる第２のバンドパスフィルタである。このようなフィルタ回転体を回転させることで、光共振器の光路上に、第１のバンドパスフィルタと第２のバンドパスフィルタとを、フィルタ回転体の回転速度に応じた切り替え速度で交互に挿入することができる。
　駆動状態検出手段６８を構成するロータリーエンコーダーは、サーボモータの出力軸に取り付けられたスリット入りの回転板と透過型フォトインタラプタとで、波長選択素子６６であるフィルタ回転体の回転変位を検出し、ＢＰＦ状態情報を生成する。駆動状態検出手段６８は、フィルタ回転体の回転変位位置を示すＢＰＦ状態情報をＢＰＦ制御回路６９に出力する。
　波長選択スイッチ３７（図９）により２つの波長の光を交互に出射することが選択されているとき、ＢＰＦ制御回路６９は、例えば所定時間の間に駆動状態検出手段６８が検出した回転変位の量が、フィルタ回転体の所定の回転速度に応じた量になるように駆動手段６７に供給する電圧などを制御する。トリガ制御回路３６は、ＢＰＦ制御信号を通じて、ＢＰＦ制御回路６９に、フィルタ回転体の回転速度を指示する。ＢＰＦ制御回路６９は、例えばＢＰＦ状態情報をモニタし、所定時間の間に駆動状態検出手段６８で検出される波長選択素子６６の変位量が、指示された回転速度に対応した量に保たれるように、サーボモータに供給する電圧などを制御する。ＢＰＦ制御回路６９を用いるのに代えて、トリガ制御回路３６がＢＰＦ状態情報をモニタし、波長選択素子６６が所定の速度で駆動されるように、駆動手段６７を制御するようにしてもよい。
　以下、超音波画像を生成する動作モード、光音響画像を生成する動作モード、及び双方の画像を生成する動作モードにおける動作手順について説明する。まず、超音波画像を生成する動作モードにおける動作手順を説明する。超音波画像生成の動作手順は、基本的に第１実施形態で説明したものと同様である。トリガ制御回路３６（図９）は、超音波トリガ信号を送信制御回路２３に出力する。プローブ１１は、被検体内へ超音波を送信する。プローブ１１は、被検体内で反射した反射音響波を検出する。超音波ユニット１２ａ内の受信回路１６は反射音響波の検出信号（反射音響信号）を受信し、ＡＤ変換手段１７は反射音響信号をサンプリングして受信メモリ２４に格納する。データ分離手段２５は、受信メモリ２４から反射音響信号を読み出して超音波画像再構成手段３２に渡す。反射音響信号は、超音波画像再構成手段３２で再構成された後に、検波・対数変換手段３３にて検波・対数変換される。超音波画像構築手段３４は、検波・対数変換された反射音響信号に基づいて超音波画像を生成する。生成された超音波画像は、画像表示手段１４の表示画面上に表示される。
　次いで、光音響画像を生成する動作モードにおける動作手順を説明する。ここでは、波長選択スイッチ３７により、波長７５０ｎｍの光と波長８００ｎｍの光とを交互に照射することが選択されているものとする。トリガ制御回路３６は、レーザユニット１３内の波長選択素子６６（図１１）が光共振器の光路上に挿入するバンドパスフィルタが所定の切替え速度で切り替わるように、ＢＰＦ制御回路６９を制御する。トリガ制御回路３６は、例えば、波長選択素子６６を構成するフィルタ回転体を、所定の方向に所定の回転速度で連続的に回転させる旨のＢＰＦ制御信号を、ＢＰＦ制御回路６９に出力する。フィルタ回転体の回転速度は、例えばレーザユニット１３から出射すべきパルスレーザ光の波長の数（バンドパスフィルタの透過波長の数）と、単位時間当たりのパルスレーザの個数とに基づいて決定できる。
　トリガ制御回路３６は、レーザユニット１３に、フラッシュランプ６２からレーザロッド６１へ励起光を照射させる旨のフラッシュランプトリガ信号を出力する。フラッシュランプ６２は、フラッシュランプトリガ信号に応答してレーザロッド６１に励起光を照射する。トリガ制御回路３６は、ＢＰＦ状態信号に基づいて、フラッシュランプトリガ信号を出力する。例えばトリガ制御回路３６は、ＢＰＦ状態情報が、出射すべきパルスレーザ光の波長（第１の波長）に対応したバンドパスフィルタが光共振器の光路上に挿入される波長選択素子６６の駆動位置から、レーザロッド６１の励起に要する時間の間に波長選択素子６６が変位する量を差し引いた位置を示す情報になるとフラッシュランプトリガ信号を出力し、レーザロッド６１に対して励起光を照射させる。トリガ制御回路３６は、例えば所定の時間間隔で周期的にフラッシュランプトリガ信号を出力する。
　トリガ制御回路３６は、フラッシュランプトリガ信号の出力後、レーザユニット１３のＱスイッチ６５にＱスイッチトリガ信号を出力する。トリガ制御回路３６は、波長選択素子６６が、出射すべきパルスレーザ光の波長（第１の波長）に対応した透過波長のバンドパスフィルタを光共振器の光路上に挿入しているタイミングでＱスイッチトリガ信号を出力する。例えば波長選択素子６６がフィルタ回転体で構成されるとき、トリガ制御回路３６は、ＢＰＦ状態情報が、出射すべきパルスレーザ光の波長に対応したバンドパスフィルタが光共振器の光路上に挿入されていることを示す位置となっているときに、Ｑスイッチトリガ信号を出力する。Ｑスイッチ６５が、Ｑスイッチトリガ信号に応答して光共振器内の挿入損失を損失大から損失小に急激に変化させることで、出力側のミラー６４から第１の波長のパルスレーザ光が出射する。
　レーザユニット１３から出射した第１の波長の光は、例えばプローブ１１まで導光された後に被検体に照射される。プローブ１１は、第１の波長のレーザ光の照射により生体内で発生した光音響信号を検出する。超音波ユニット１２ａ内の受信回路１６は光音響信号を受信し、ＡＤ変換手段１７は第１の波長が照射されたときの光音響信号をサンプリングして受信メモリ２４に格納する。
　第１の波長の光の照射に続いて、上記と同様な手順により、第２の波長の光を被検体に照射する。すなわち、フラッシュランプトリガ信号の出力後、波長選択素子６６が、第２の波長に対応した透過波長のバンドパスフィルタを光共振器の光路上に挿入しているタイミングでＱスイッチトリガ信号を出力し、レーザユニット１３から第２の波長のパルスレーザ光を出射させる。プローブ１１は、第２の波長のレーザ光の照射により生体内で発生した光音響信号を検出する。超音波ユニット１２ａ内の受信回路１６は光音響信号を受信し、ＡＤ変換手段１７は第２の波長が照射されたときの光音響信号をサンプリングして受信メモリ２４に格納する。
　データ分離手段２５は、受信メモリ２４から第１の波長の光が照射されたときの光音響信号と、第２の波長の光が照射されたときの光音響信号とを読み出し、２波長データ複素数化手段２６に渡す。２波長データ複素数化手段２６は、２つの波長に対応した光音響信号のうちの一方を実部とし、他方を虚部とした複素数データを生成し、光音響画像再構成手段２７は、その複素数データをフーリエ変換法により再構成する。２波長データ演算手段２８は、再構成された複素数データから位相情報を抽出する。また、強度情報抽出手段２９は、再構成された複素数データから強度情報を抽出する。抽出された強度情報は、検波・対数変換手段３０にて検波・対数変換される。光音響画像構築手段３１は、検波・対数変換された強度情報と位相情報とに基づいて、光音響画像を生成する。生成された光音響画像は、画像表示手段１４の表示画面上に表示される。
　続いて、超音波画像と光音響画像との双方を生成する動作モードにおける動作手順を説明する。ここでも、波長選択スイッチ３７により、波長７５０ｎｍの光と波長８００ｎｍの光とを交互に照射することが選択されているものとする。トリガ制御回路３６は、上記した光音響画像の生成の場合と同様に、レーザユニット１３内の波長選択素子６６が光共振器の光路上に挿入するバンドパスフィルタが所定の切替え速度で切り替わるように、ＢＰＦ制御回路６９を制御する。
　トリガ制御回路３６は、レーザユニット１３にフラッシュランプトリガ信号を出力し、フラッシュランプ６２からレーザロッド６１に励起光を照射させる。トリガ制御回路３６は、フラッシュランプトリガ信号の出力後、レーザユニット１３のＱスイッチ６５にＱスイッチトリガ信号を出力する。Ｑスイッチ６５が光共振器内の挿入損失を損失大から損失小に急激に変化させることで、出力側のミラー６４から第１の波長のパルスレーザ光が出射する。
　レーザユニット１３から出射した第１の波長の光は、例えばプローブ１１まで導光された後に被検体に照射される。プローブ１１は、第１の波長のレーザ光の照射により生体内で発生した光音響信号を検出する。超音波ユニット１２ａ内の受信回路１６は光音響信号を受信し、ＡＤ変換手段１７は第１の波長が照射されたときの光音響信号をサンプリングして受信メモリ２４に格納する。
　トリガ制御回路３６は、第１の波長の光の照射に続いて、上記と同様な手順により、第２の波長の光を被検体に照射する。すなわち、フラッシュランプトリガ信号の出力後、波長選択素子６６が、第２の波長に対応した透過波長のバンドパスフィルタを光共振器の光路上に挿入しているタイミングでＱスイッチトリガ信号を出力し、レーザユニット１３から第２の波長のパルスレーザ光を出射させる。プローブ１１は、第２の波長のレーザ光の照射により生体内で発生した光音響信号を検出する。超音波ユニット１２ａ内の受信回路１６は光音響信号を受信し、ＡＤ変換手段１７は第２の波長が照射されたときの光音響信号をサンプリングして受信メモリ２４に格納する。
　光音響信号のサンプリングが終了すると、トリガ制御回路３６は、超音波トリガ信号を送信制御回路２３に出力する。プローブ１１は、被検体内へ超音波を送信する。プローブ１１は、被検体内で反射した反射音響信号を検出する。超音波ユニット１２ａ内の受信回路１６は反射音響信号を受信し、ＡＤ変換手段１７は反射音響信号をサンプリングして受信メモリ２４に格納する。
　データ分離手段２５は、受信メモリ２４から第１の波長の光が照射されたときの光音響信号と、第２の波長の光が照射されたときの光音響信号とを読み出し、２波長データ複素数化手段２６に渡す。また、受信メモリ２４から反射音響信号を読み出し、超音波画像再構成手段３２に渡す。
　２波長データ複素数化手段２６は、２つの波長に対応した光音響信号のうちの一方を実部とし、他方を虚部とした複素数データを生成し、光音響画像再構成手段２７は、その複素数データをフーリエ変換法により再構成する。２波長データ演算手段２８は、再構成された複素数データから位相情報を抽出する。また、強度情報抽出手段２９は、再構成された複素数データから強度情報を抽出する。抽出された強度情報は、検波・対数変換手段３０にて検波・対数変換される。光音響画像構築手段３１は、検波・対数変換された強度情報と位相情報とに基づいて、光音響画像を生成する。
　データ分離手段２５から超音波画像再構成手段３２に渡された反射音響信号は、超音波画像再構成手段３２で再構成された後に、検波・対数変換手段３３にて検波・対数変換される。超音波画像構築手段３４は、検波・対数変換された反射音響信号に基づいて、超音波画像を生成する。光音響画像構築手段３１で生成された光音響画像と超音波画像構築手段３４で生成された超音波画像とは、画像合成手段３５で合成された後に、画像表示手段１４の表示画面上に表示される。
　本実施形態では、レーザユニット１３が波長選択素子６６を含んでおり、レーザユニット１３から、相互に異な複数の波長のレーザ光を被検体に照射することができる。波長選択素子６６が透過波長が異なる２つのバンドパスフィルタを含むとき、それらバンドパスフィルタを光共振器の光路上に選択的に挿入することで、レーザユニット１３から出射する光の波長を制御することができる。また、例えば、透過波長が異なる２つのバンドパスフィルタを含む波長選択素子６６を連続的に駆動することで、２つのバンドパスフィルタを連続的、かつ選択的に光共振器の光路上に挿入することができ、レーザユニット１３から複数波長のレーザ光を連続的に切り替えて出射することができる。複数の波長のパルスレーザ光を照射したときの光音響信号（光音響データ）を用いることで、各光吸収体の光吸収特性が波長に応じて異なることを利用した機能イメージングを行うことができる。
　また、本実施形態では、２つの波長で得られた第１の光音響データと、第２の光音響データとの何れか一方を実部、他方を虚部とした複素数データを生成し、その複素数データからフーリエ変換法により再構成画像を生成している。このようにする場合、再構成は一度で済むため、第１の光音響データと第２の光音響データとを別々に再構成する場合に比して、再構成を効率的に行うことができる。
　本実施形態では、光音響計測装置１０は、被検体に照射すべき光の波長を選択するための波長選択スイッチ３７を含んでおり、ユーザは、その波長選択スイッチ３７を操作することで、レーザユニット１３から出射する光の波長を選択することができる。本実施形態では、波長選択スイッチ３７がプローブ１１に設けられており、ユーザは、プローブ１１から手を離すことなく、被検体に照射すべき光の波長を切り替えることができる。プローブ１１に設けられたモード切替スイッチ１５を操作することで、超音波画像を生成する動作モードと光音響画像を生成する動作モードとを容易に切り替えられる点は、第１実施形態と同様である。
　続いて、本発明の第３実施形態を説明する。図１３は、本発明の第３実施形態の光音響計測装置を示す。本実施形態の光音響計測装置１０ｂは、第２実施形態の光音響計測装置１０ａの構成に加えて、超音波ユニット１２ｂ内に接触状態判断手段３８を有する。接触状態判断手段３８は、プローブ１１が被検体に接触しているか否かを判断する。トリガ制御回路３６は、接触状態判断手段３８がプローブ１１が被検体に接触していると判断しているとき、レーザユニット１３に対してフラッシュランプトリガ信号を出力し、被検体に対する光照射が行われる。
　本実施形態では、被検体に対する光照射に先行して、プローブ１１から音響波を送信する。プローブ１１は、送信された超音波に対する反射音響信号を検出する。接触状態判断手段３８は、プローブ１１で検出された反射音響信号に基づいて、プローブ１１が被検体に接触しているか否かを判断する。より詳細には、接触状態判断手段３８は、超音波画像構築手段３４が生成した、反射音響信号に基づく超音波画像を用いて、プローブ１１が被検体に接触しているか否かを判断する。
　接触状態判断手段３８は、例えばプローブ１１が被検体に接触していない状態で生成された超音波画像の典型的な画像を参照画像として記憶している。接触状態判断手段３８は、超音波画像構築手段３４が生成した超音波画像と、記憶している参照画像とを比較し、その比較結果に基づいてプローブ１１が被検体に接触しているか否かを判断する。接触状態判断手段３８は、例えば超音波画像構築手段３４が生成した緒音波画像と参照画像との類似度を計算する。接触状態判断手段３８は、２つの超音波画像の類似度が所定のしきい値以上のときは、プローブ１１が被検体に接触していないと判断する。接触状態判断手段３８は、類似度がしきい値よりも低ければ、プローブ１１が被検体に接触していると判断する。トリガ制御回路３６は、接触状態判断手段３８にてプローブ１１が被検体に接触していないと判断されたときは、レーザユニット１３に対するフラッシュランプトリガ信号及びＱスイッチトリガ信号のうちの少なくとも一方を抑止し、プローブ１１から被検体にレーザ光を照射させない。
　上記では、接触状態判断手段３８が参照画像を記憶しておき、参照画像と類似度に基づいてプローブ１１が被検体に接触しているか否かを判断することとしたが、超音波画像に基づく接触状態の判断は上記したものに限定されない。例えば、接触状態判断手段３８が、超音波画像構築手段３４で生成された超音波画像の特徴解析を行い、その解析結果に基づいて接触しているか否かを判断してもよい。一般に、プローブ１１が被検体に接触しない状態で生成された超音波画像では、飽和した高輝度の線が超音波振動子と平行に等間隔で並ぶ。接触状態判断手段３８は、例えば生成された超音波画像において、飽和した高輝度の線が超音波振動子と平行に等間隔で並んでいるときに、プローブ１１が被検体に接触していない状態で超音波画像が生成されたと判断してもよい。
　また、超音波画像に基づいて接触状態を判断するのに代えて、接触状態判断手段３が、反射音響信号の信号波形に基づいて接触状態を判断するようにしてもよい。例えば接触状態判断手段３８は、反射音響信号の信号波形の特徴解析を行い、ＡＤ変換手段１７でサンプリングされた反射音響信号（受信メモリ２４から読み出された反射音響信号）の信号波形に、プローブ１１が被検体に接触していないときに観察される反射音響信号の信号波形の特徴が表れているか否かを判断する。例えば接触状態判断手段３８は、反射音響信号において振幅が飽和レベルに対応する所定のレベル以上となっている箇所がいくつあるかを調べると共に、その飽和レベルとなっている箇所の間隔を調べる。接触状態判断手段３８は、例えば反射音響信号において複数の飽和レベルとなる個所が等間隔に並んでいるときは、プローブ１１が被検体に接触していないと判断する。接触状態判断手段３８は、逆に、飽和レベルとなる個所が等間隔に並んでいないときは、プローブ１１が被検体に接触していると判断する。
　反射音響信号の信号波形基づく接触状態の判断は上記したものに限定されない。例えば、接触状態判断手段３８は、プローブ１１が被検体に接触していないときの典型的な反射音響信号の信号波形を参照信号波形として記憶しておき、ＡＤ変換手段１７が出力する反射音響信号の信号波形と参照信号との相関を求め、その相関に基づいて両者がどれだけ類似しているかを判断してもよい。その場合、接触状態判断手段３８は、両者の類似度をしきい値処理し、類似度が高ければプローブ１１が被検体に接触していると判断し、類似度が低ければプローブ１１が被検体に接触していると判断すればよい。
　なお、接触状態判断手段３８は、ＡＤ変換手段１７でサンプリングされた反射音響信号に基づいて接触状態を判断するに代えて、超音波画像再構成手段３２、検波・対数変換手段３３の出力信号に基づいて接触状態を判断してもよい。その場合でも、超音波画像生成前の反射音響信号の信号波形に基づいて、プローブ１１が被検体に接触しているか否かの判断が可能である。
　本実施形態では、接触状態判断手段３８を用い、プローブ１１が被検体に接触しているか否かを判断する。トリガ制御回路３６は、プローブ１１が被検体に接触していると判断されたときに、レーザユニット１３からレーザ光を出射させる。このようにすることで、レーザユニット１３から出射したパルスレーザ光が自由空間に放出されることを防ぐことができる。その他の効果は第２実施形態と同様である。
　なお、第２及び第３実施形態では、第１の光音響データと第２の光音響データとを複素数化する例について説明したが、複素数化せずに、第１の光音響データと第２の光音響データとを別々に再構成してもよい。また、再構成の手法は、フーリエ変換法には限定されない。さらに、第２及び第３実施形態においては、複素数化して位相情報を用いて第１の光音響データと第２の光音響データの比を計算しているが、両者の強度情報から比を計算しても同様の効果が得られる。また、強度情報は、第１の再構成画像における信号強度と、第２の再構成画像における信号強度とに基づいて生成できる。
　光音響画像の生成に際して、被検体に照射されるパルスレーザ光の波長の数は２つには限られず、３以上のパルスレーザ光を被検体に照射し、各波長に対応する光音響データに基づいて光音響画像を生成してもよい。その場合、例えば２波長データ演算手段２８は、各波長に対応する光音響データ間での相対的な信号強度の大小関係を位相情報として生成すればよい。また、強度情報抽出手段２９は、例えば各波長に対応する光音響データにおける信号強度を１つにまとめたものを強度情報として生成すればよい。
　第２実施形態では、主に、波長選択素子６６が、２つのバンドパスフィルタ領域を含むフィルタ回転体で構成される例を説明したが、波長選択素子６６は、光共振器内で発振する光の波長を変化させるものであればよく、フィルタ回転体の構成には限定されない。例えば、波長選択素子６６を、複数のバンドパスフィルタを円周状に配置した回転体で構成してもよい。波長選択素子６６は回転体である必要はなく、例えば、複数のバンドパスフィルタを一列に並べたものでもよい。その場合、複数のバンドパスフィルタが循環的に光共振器の光路上に挿入されるよう波長選択素子６６を駆動してもよいし、一列に並べられた複数のバンドパスフィルタが光共振器の光路上を横切るように波長選択素子６６を往復駆動させてもよい。バンドパスフィルタに代えて、複屈折フィルタなどの波長選択素子を用いることも可能である。また、２波長選択において、両者のゲインが異なる場合は、バンドパスフィルタの代わりにロングパスフィルタ又はショートパスフィルタを使用してもよい。例えばアレキサンドライトレーザで、８００ｎｍと７５０ｎｍとを切り替えて出射する場合、７５０ｎｍの方が高ゲインであるため、８００ｎｍと７５０ｎｍのロングパスフィルターの組み合わせでも、それぞれの波長の選択が可能である。
　第２及び第３実施形態では、モード切替スイッチ１５と波長選択スイッチ３７との双方がプローブ１１に設けられる例について説明したが、モード切替スイッチ１５と波長選択スイッチ３７との少なくとも一方がプローブ１１に設けられていればよく、必ずしも双方がプローブ１１に設けられている必要はない。図１４は、変形例の光音響計測装置１０ｃを示している。図９に示す第２実施形態の光音響計測装置１０ａではプローブ１１にモード切替スイッチ１５が設けられているのに対し、図１４では、フットスイッチ３９が、装置の動作モードを切り替えるためのスイッチとして用いられる。フットスイッチ（モード切替スイッチ）３９は、例えばオルタネート動作し、フットスイッチ３９を操作するたびに、光音響信号の検出を含む動作モードと含まない動作モードとの間で動作モードが切り替えられる。
　図１５は、変形例におけるプローブ１１の外観を示す。プローブ１１には、スライドスイッチで構成された波長選択スイッチ３７だけが設けられ、図１０に示す第２実施形態で用いられるプローブ１１に存在していたモード切替スイッチ１５が設けられてない。このような構成とした場合、ユーザは、手元の波長選択スイッチ３７を操作することで、被検体に照射される光の波長を選択することができる。一方、足元のフットスイッチ３９を操作することで、超音波画像の生成と光音響画像の生成とを切り替えることができる。
　以上、本発明をその好適な実施形態に基づいて説明したが、本発明の光音響計測装置は、上記実施形態にのみ限定されるものではなく、上記実施形態の構成から種々の修正及び変更を施したものも、本発明の範囲に含まれる。

Claims (18)

  1. 　光源と、
    　被検体に対して音響波を送信する音響波送信部と、
    　前記光源から導光された光を被検体に向けて出射する光照射部と、
    　被検体に対する光照射により被検体内で生じた光音響波、及び、被検体内に送信された音響波に対する反射音響波を検出する音響波検出部を含むプローブと、
    　前記プローブに設けられたモード切替スイッチと、
    　前記モード切替スイッチの操作に応じて、前記音響波検出部で少なくとも前記光音響波を検出する動作モードと、前記音響波検出部で前記光音響波を検出しない動作モードとの間で動作モードを切り替える制御部とを備えたことを特徴とする光音響計測装置。
  2. 　前記動作モードが、前記音響波検出部で前記光音響波を検出する第１の動作モードと前記音響波検出部で前記反射音響波を検出する第２の動作モードと、前記音響波検出部で前記光音響波及び前記反射音響波の双方を検出する第３の動作モードとを含み、前記制御部が、前記モード切替スイッチが操作されるたびに前記第１～第３の動作モードの間で動作モードを切り替えることを特徴とする請求項１に記載の光音響計測装置。
  3. 　前記制御部が、初期状態では前記動作モードを前記音響波検出部で前記光音響波を検出しない動作モードに設定するものであることを特徴とする請求項１又は２に記載の光音響計測装置。
  4. 　前記モード切替スイッチが、オルタネート動作のプッシュスイッチであることを特徴とする請求項１から３何れかに記載の光音響計測装置。
  5. 　前記光音響波及び前記反射音響波の検出信号に基づいて光音響画像及び音響波画像を生成する画像生成部を更に備えたことを特徴とする請求項１から４何れかに記載の光音響計測装置。
  6. 　前記プローブが、前記音響波送信部と光照射部とのうちの少なくとも一方を更に含んでいることを特徴とする請求項１から５何れかに記載の光音響計測装置。
  7. 　前記光源が、相互に異なる複数の波長の光を出射可能であり、
    　被検体に照射されるべき光の波長を選択するための波長選択スイッチを更に備え、
    　前記制御部が、前記動作モードに切替えに加えて、前記波長選択スイッチの操作に応じて前記光源から出射する光の波長を制御することを特徴とする請求項１から６何れかに記載の光音響計測装置。
  8. 　前記波長選択スイッチがプローブに設けられていることを特徴とする請求項７に記載の光音響計測装置。
  9. 　前記制御部が、前記波長選択スイッチの操作に応じて、前記光源から第１の波長の光を出射させ、前記第１の波長とは異なる第２の波長の光を出射させ、或いは、前記第１の波長の光と前記第２の波長の光とを交互に出射させることを特徴とする請求項７又は８に記載の光音響計測装置。
  10. 　前記波長選択スイッチが、スライドスイッチであることを特徴とする請求項７から９何れかに記載の光音響計測装置。
  11. 　前記プローブが被検体に接触しているか否かを判断する接触状態判断部を更に備え、前記接触状態判断部がプローブが被検体に接触していると判断したときに、被検体に対する光照射が行われることを特徴とする請求項１から１０何れかに記載の光音響計測装置。
  12. 　前記接触状態判断部が、前記反射音響波の検出信号に基いて、プローブが被検体に接触しているか否かを判断することを特徴とする請求項１１に記載の光音響計測装置。
  13. 　光源と、
    　被検体に対して音響波を送信する音響波送信部と、
    　前記光源から導光された光を被検体に向けて出射する光照射部と、
    　被検体に対する光照射により被検体内で生じた光音響波、及び、被検体内に送信された音響波に対する反射音響波を検出する音響波検出部を含むプローブと、
    　動作モードを切り替えるためのモード切替スイッチと、
    　前記光源から出射すべき光の波長を選択するための波長選択スイッチと、
    　前記モード切替スイッチの操作に応じて、前記音響波検出部で少なくとも前記光音響波を検出する動作モードと、前記音響波検出部で前記光音響波を検出しない動作モードとの間で動作モードを切り替え、かつ、前記波長選択スイッチの操作に応じて前記光源から出射する光の波長を制御する制御部とを備え、
    　前記モード切替スイッチと前記波長選択スイッチの少なくとも一方が前記プローブに設けられていることを特徴とする光音響計測装置。
  14. 　前記モード切替スイッチと前記波長選択スイッチの双方が前記プローブに設けられていることを特徴とする請求項１３に記載の光音響計測装置。
  15. 　前記モード切替スイッチが、オルタネート動作のプッシュスイッチであることを特徴とする請求項１３又は１４に記載の光音響計測装置。
  16. 　前記モード切替スイッチ及び前記波長選択スイッチとのうち前記波長選択スイッチのみが前記プローブに設けられており、前記モード切替スイッチが、操作者が足で操作するフットスイッチであることを特徴とする請求項１３に記載の光音響計測装置。
  17. 　前記フットスイッチがオルタネート動作するものであることを特徴とする請求項１６に記載の光音響計測装置。
  18. 　前記波長選択スイッチが、スライドスイッチであることを特徴とする請求項１３から１７何れかに記載の光音響計測装置。
PCT/JP2012/001583 2011-03-10 2012-03-08 光音響計測装置 WO2012120885A1 (ja)

Priority Applications (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
CN201280012715.8A CN103687545A (zh) 2011-03-10 2012-03-08 光声测量设备
US14/017,411 US20140005556A1 (en) 2011-03-10 2013-09-04 Photoacoustic measuring apparatus

Applications Claiming Priority (4)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2011-052742 2011-03-10
JP2011052742 2011-03-10
JP2012-028219 2012-02-13
JP2012028219A JP6010306B2 (ja) 2011-03-10 2012-02-13 光音響計測装置

Related Child Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
US14/017,411 Continuation US20140005556A1 (en) 2011-03-10 2013-09-04 Photoacoustic measuring apparatus

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2012120885A1 true WO2012120885A1 (ja) 2012-09-13

Family

ID=46797856

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/JP2012/001583 WO2012120885A1 (ja) 2011-03-10 2012-03-08 光音響計測装置

Country Status (4)

Country Link
US (1) US20140005556A1 (ja)
JP (1) JP6010306B2 (ja)
CN (1) CN103687545A (ja)
WO (1) WO2012120885A1 (ja)

Cited By (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2014079485A (ja) * 2012-10-18 2014-05-08 Canon Inc 被検体情報取得装置および被検体情報取得装置の制御方法
JP2014086531A (ja) * 2012-10-23 2014-05-12 Canon Inc レーザー装置およびその制御方法
WO2014115042A1 (en) * 2013-01-22 2014-07-31 Koninklijke Philips N.V. Safety mechanism for photoacoustic imaging system
JP2016077447A (ja) * 2014-10-15 2016-05-16 プレキシオン株式会社 光音響波信号変換機および光音響波信号変換機内蔵プローブ
US20220091144A1 (en) * 2013-12-30 2022-03-24 Shenzhen Mindray Bio-Medical Electronics Co., Ltd. Ultrasound imaging device and imaging method thereof

Families Citing this family (20)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
KR102143632B1 (ko) * 2013-12-30 2020-08-11 삼성메디슨 주식회사 광음향 프로브 및 광음향 진단장치
WO2015198570A1 (ja) * 2014-06-24 2015-12-30 富士フイルム株式会社 固体レーザ装置及び光音響計測装置
JP6501474B2 (ja) * 2014-09-29 2019-04-17 キヤノン株式会社 被検体情報取得装置
GB201417164D0 (en) 2014-09-29 2014-11-12 Renishaw Plc Measurement Probe
JP6408152B2 (ja) * 2015-06-30 2018-10-17 富士フイルム株式会社 光音響画像生成装置及び挿入物
CN107923881A (zh) * 2015-08-31 2018-04-17 佳能株式会社 光声被检体信息取得装置和方法
JP6602460B2 (ja) * 2016-03-29 2019-11-06 富士フイルム株式会社 光音響計測装置
JP6595712B2 (ja) 2016-05-27 2019-10-23 富士フイルム株式会社 固体レーザ装置
US20190239860A1 (en) 2016-07-08 2019-08-08 Canon Kabushiki Kaisha Apparatus, method and program for displaying ultrasound image and photoacoustic image
CN107582096A (zh) 2016-07-08 2018-01-16 佳能株式会社 用于获取信息的装置、方法和存储介质
JP2018011927A (ja) * 2016-07-08 2018-01-25 キヤノン株式会社 制御装置、制御方法、制御システム及びプログラム
US20180146860A1 (en) 2016-11-25 2018-05-31 Canon Kabushiki Kaisha Photoacoustic apparatus, information processing method, and non-transitory storage medium storing program
KR20180075223A (ko) * 2016-12-26 2018-07-04 삼성메디슨 주식회사 광 음향 영상 진단 장치 및 제어방법
US20180368696A1 (en) * 2017-06-23 2018-12-27 Canon Kabushiki Kaisha Object information acquiring apparatus and object information acquiring method
JP2019107084A (ja) * 2017-12-15 2019-07-04 キヤノン株式会社 医用画像装置及び医用画像の表示方法
CN112218585A (zh) * 2018-06-07 2021-01-12 三W日本株式会社 超声波测量装置、接触判断服务器装置、接触判断程序以及接触判断方法
CN110367943A (zh) * 2019-08-23 2019-10-25 中国科学技术大学 相控阵超声换能器和超声相控检测***
CN110811639B (zh) * 2019-11-06 2023-11-21 浙江清华柔性电子技术研究院 总胆红素检测贴片及总胆红素检测***
DE102020211441B3 (de) 2020-09-11 2022-01-05 Siemens Healthcare Gmbh Lichtwellenleiter für ein Generieren von Ultraschallwellen
KR20240043557A (ko) * 2022-09-27 2024-04-03 국립부경대학교 산학협력단 광음향 영상 및 초음파 영상의 합성 영상 입력장치 및 그 방법

Citations (12)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS6351844A (ja) * 1986-08-22 1988-03-04 株式会社東芝 超音波診断装置
JPH01291838A (ja) * 1988-05-18 1989-11-24 Fujitsu Ltd 超音波診断装置
JPH04211600A (ja) * 1990-03-28 1992-08-03 Toshiba Corp 超音波プローブ・システム
JPH0523338A (ja) * 1991-07-22 1993-02-02 Matsushita Electric Ind Co Ltd 超音波診断装置
JPH08257027A (ja) * 1995-03-22 1996-10-08 Olympus Optical Co Ltd 超音波診断装置
JPH1085220A (ja) * 1996-09-12 1998-04-07 Toshiba Iyou Syst Eng Kk 超音波診断装置
JP2003230560A (ja) * 2002-02-12 2003-08-19 Toshiba Medical System Co Ltd 超音波画像診断装置
JP2003250803A (ja) * 2002-02-28 2003-09-09 Hitachi Medical Corp 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
JP2009142320A (ja) * 2007-12-11 2009-07-02 Nippon Telegr & Teleph Corp <Ntt> 成分濃度測定装置
JP2009540904A (ja) * 2006-06-23 2009-11-26 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ 光音響及び超音波合成撮像器のタイミング制御装置
JP2010512929A (ja) * 2006-12-19 2010-04-30 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ 光音響及び超音波の結合型イメージング・システム

Family Cites Families (18)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2893356B2 (ja) * 1990-07-19 1999-05-17 康人 竹内 患者の体に対して適応する超音波診断装置
JPH0736819B2 (ja) * 1990-07-24 1995-04-26 株式会社島津製作所 シネループメモリ付超音波診断装置
JPH0724309U (ja) * 1993-10-21 1995-05-09 株式会社島津製作所 超音波診断装置
JPH09238944A (ja) * 1996-03-13 1997-09-16 Fujitsu Ltd 超音波診断装置
JP2002186616A (ja) * 2000-12-21 2002-07-02 Aloka Co Ltd 超音波診断装置
US20030144582A1 (en) * 2001-09-07 2003-07-31 Carl Cohen Portable non-invasive glucose monitor
JP2003135455A (ja) * 2001-10-31 2003-05-13 Shimadzu Corp 超音波診断装置
JP2003135459A (ja) * 2001-10-31 2003-05-13 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc 超音波プローブ状態判断方法および超音波診断装置
JP4234393B2 (ja) * 2002-10-31 2009-03-04 株式会社東芝 生体情報計測装置
WO2004107980A2 (en) * 2003-06-11 2004-12-16 Koninklijke Philips Electronics, N.V. Control device for ultrasound system
JP4343594B2 (ja) * 2003-06-23 2009-10-14 オリンパス株式会社 内視鏡装置
US20060058654A1 (en) * 2004-08-24 2006-03-16 Gerois Di Marco System and method for providing a user interface for an ultrasound system
US7333194B2 (en) * 2004-09-27 2008-02-19 Industrial Test Systems, Inc. Photometric analysis
JP2008529707A (ja) * 2005-02-18 2008-08-07 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ 医療機器の自動制御
US20080004608A1 (en) * 2006-06-30 2008-01-03 Alcon, Inc. Multifunction surgical probe
JP5235586B2 (ja) * 2008-10-03 2013-07-10 キヤノン株式会社 生体情報処理装置及び生体情報処理方法
JP2010274049A (ja) * 2009-06-01 2010-12-09 Toshiba Corp 超音波画像診断装置及び超音波画像診断装置の制御方法
TWI405560B (zh) * 2009-12-15 2013-08-21 Nat Univ Tsing Hua 鈣化點成像方法及系統

Patent Citations (12)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS6351844A (ja) * 1986-08-22 1988-03-04 株式会社東芝 超音波診断装置
JPH01291838A (ja) * 1988-05-18 1989-11-24 Fujitsu Ltd 超音波診断装置
JPH04211600A (ja) * 1990-03-28 1992-08-03 Toshiba Corp 超音波プローブ・システム
JPH0523338A (ja) * 1991-07-22 1993-02-02 Matsushita Electric Ind Co Ltd 超音波診断装置
JPH08257027A (ja) * 1995-03-22 1996-10-08 Olympus Optical Co Ltd 超音波診断装置
JPH1085220A (ja) * 1996-09-12 1998-04-07 Toshiba Iyou Syst Eng Kk 超音波診断装置
JP2003230560A (ja) * 2002-02-12 2003-08-19 Toshiba Medical System Co Ltd 超音波画像診断装置
JP2003250803A (ja) * 2002-02-28 2003-09-09 Hitachi Medical Corp 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
JP2009540904A (ja) * 2006-06-23 2009-11-26 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ 光音響及び超音波合成撮像器のタイミング制御装置
JP2010512929A (ja) * 2006-12-19 2010-04-30 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ 光音響及び超音波の結合型イメージング・システム
JP2009142320A (ja) * 2007-12-11 2009-07-02 Nippon Telegr & Teleph Corp <Ntt> 成分濃度測定装置

Cited By (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2014079485A (ja) * 2012-10-18 2014-05-08 Canon Inc 被検体情報取得装置および被検体情報取得装置の制御方法
US10314494B2 (en) 2012-10-18 2019-06-11 Canon Kabushiki Kaisha Object information acquiring apparatus and method of controlling object information acquiring apparatus
JP2014086531A (ja) * 2012-10-23 2014-05-12 Canon Inc レーザー装置およびその制御方法
WO2014115042A1 (en) * 2013-01-22 2014-07-31 Koninklijke Philips N.V. Safety mechanism for photoacoustic imaging system
US20220091144A1 (en) * 2013-12-30 2022-03-24 Shenzhen Mindray Bio-Medical Electronics Co., Ltd. Ultrasound imaging device and imaging method thereof
US11754577B2 (en) * 2013-12-30 2023-09-12 Shenzhen Mindray Bio-Medical Electronics Co., Ltd. Ultrasound imaging device and imaging method thereof
JP2016077447A (ja) * 2014-10-15 2016-05-16 プレキシオン株式会社 光音響波信号変換機および光音響波信号変換機内蔵プローブ

Also Published As

Publication number Publication date
US20140005556A1 (en) 2014-01-02
JP2012196430A (ja) 2012-10-18
JP6010306B2 (ja) 2016-10-19
CN103687545A (zh) 2014-03-26

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP6010306B2 (ja) 光音響計測装置
WO2012114729A1 (ja) 光音響画像生成装置、及び方法
JP5796896B2 (ja) 断層画像生成装置及び方法
JP5655021B2 (ja) 光音響画像化方法および装置
JP5713968B2 (ja) 光音響画像生成装置及び音響波ユニット
JP5840069B2 (ja) 光音響画像生成装置、システム、及び方法
JP5777394B2 (ja) 光音響画像化方法および装置
JP5694991B2 (ja) 光音響画像化方法および装置
JP5662973B2 (ja) レーザ光源ユニット、その制御方法、光音響画像生成装置及び方法
JP5681675B2 (ja) 光音響画像生成装置及び音響波ユニット
JP2013084923A (ja) レーザ光源ユニット及び光音響画像生成装置
US20160324423A1 (en) Photoacoustic measurement apparatus and signal processing device and signal processing method for use therein
JP5683383B2 (ja) 光音響撮像装置およびその作動方法
WO2013031216A1 (ja) 音響画像生成装置および音響画像生成方法
JP2013106822A (ja) 光音響画像生成装置および光音響画像生成方法
WO2013129108A1 (ja) レーザ光源ユニット、その制御方法および光音響画像生成装置
WO2013128921A1 (ja) 画像生成装置及び方法
JP2012231879A (ja) 光音響画像化方法および装置
JP5839688B2 (ja) 光音響画像処理装置、及び方法
JP5946230B2 (ja) 光音響画像化方法および装置

Legal Events

Date Code Title Description
121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application

Ref document number: 12754228

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: DE

122 Ep: pct application non-entry in european phase

Ref document number: 12754228

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1