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超音波変調光断層画像化装置、およびそれを用いた超音波変調光断層画像化方法
説明

超音波変調光断層画像化装置、およびそれを用いた超音波変調光断層画像化方法

【課題】超音波変調光断層画像化装置において、装置を低コスト化する。
【解決手段】被検部に測定光を照射する測定光照射手段と、前記被検部に超音波を照射する超音波照射手段とを有し、測定光と超音波との被検部内における相互作用により変調された超音波変調光の検出信号に基づいて、被検部の断層画像を取得する超音波変調光断層画像化装置において、測定光の変調と超音波の変調によるヘテロダイン信号を検出し、ヘテロダイン信号の周波数解析を行うことにより断層情報を取得する。

【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【0001】
本発明は、超音波によって変調された光に基づいて生体組織の断層画像を取得する超音波変調光断層画像化装置に関するものである。
【背景技術】
【0002】
従来、生体計測の分野において様々な光計測装置が利用されている。これらの光計測装置では、例えば、体外から測定光(近赤外光など)が生体へ照射され、生体組織との相互作用を経て出射される測定光が検出される。そして、上記生体組織情報を含む測定光の検出信号に基づいて、断層画像化処理、代謝情報の収集(例えばヘモグロビンの定量)などが行われる。例えばその1つとして、OCT(Optical Coherence Tomography)計測を利用した光断層画像化装置が知られている。この光断層画像化装置は、光源から射出された広帯域光を光干渉計にて測定光と参照光に分割した後、光軸走査手段を通して測定光を被検部に照射するとともに、光軸走査手段にて光軸と垂直な1次元もしくは2次元方向に測定光の光軸を走査し、この被検部からの反射光を干渉計に戻し、この反射光を参照光と合波し、反射光と参照光との干渉光強度に基づいて走査領域の光断層画像を取得するものである。
【0003】
ところで、生体組織は光散乱媒体であり、生体内へ進入した測定光の多くは多重散乱される。したがって、光計測装置を用いた生体計測では、その計測範囲は生体表面の近傍に限られてしまう。例えば、測定光自身の光干渉に基づいている上記のOCT計測の場合には、その計測深度は生体表面からせいぜい2〜3mmである。このように、生体外から単に測定光を照射しただけでは、被検部の計測可能な範囲が限られてしまう。
【0004】
そこで、より深く生体内に侵入することが可能な超音波と組み合わせる方法が注目されており、その1つとして、超音波変調光計測を利用した超音波変調光断層画像化装置(UOT:Ultrasound modulated Optical Tomography)が知られている。
【0005】
例えば非特許文献1に記載されている方法では、光散乱媒体に対して、測定光と直交する方向から超音波が照射される。超音波は、既存の超音波計測装置で見られるように、生体内のある被検部に局所集中させることが可能である。そして、超音波が生体内へ照射されることによって生じる生体内の弾性波が、生体組織の粗密状態を形成して、測定光に対して屈折率分布を形成する。このとき、測定光が散乱しながら当該被検部を進行すると、生体組織の粗密状態の時間変化が測定光に作用し、測定光が変調される(以下、変調された測定光を超音波変調光という)。この結果、超音波変調光の検出信号から変調成分のみを解析することによって、観測部位の生体組織情報を取得することが可能となる。
【非特許文献1】Lihong V. Wang, Geng Ku, OPTICS LETTERS, Vol. 23, No. 12, p.975-977 (1998)
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【0006】
しかしながら、従来の方法では、検出信号処理のためのデバイス類が高価でありさらに種類が限られるなど、電気回路側のコストを抑えることや小型化が課題である。これは、UOT計測において、光検出手段が超音波の周波数成分と合致した超音波変調光(例えば1〜20MHz)を検出する方法が中心となっているためである。
【0007】
例えば、非特許文献1には、変調する超音波の周波数より低周波数で超音波変調光を検出するとして、被検部の深さ位置をエンコードした周波数掃引超音波を光検出器のゲインを変調することで超音波変調光の干渉信号を検出する方法が記載されている。しかしながら、ゲインを変調して信号を検出する方法は、光電子増倍管(PMT)でなければ困難であり、そのゲイン変調にも高電圧変調が必要でコストアップが避けられない。
【0008】
本発明は上記問題に鑑みてなされたものであり、PMTのような高価な装置を必要としない低コストの超音波変調光断層画像化装置を提供することを目的とするものである。
【課題を解決するための手段】
【0009】
本発明者は、UOT計測において、測定光の変調と超音波の変調とによって超音波変調光の干渉信号を生成できることに注目し、本発明に至った。
【0010】
つまり、本発明による超音波変調光断層画像化装置は、
被検部に測定光を照射する測定光照射手段と、被検部に超音波を入射する超音波照射手段と、超音波を変調する超音波変調手段と、測定光と超音波との被検部内における相互作用により光学的特性が変調された、測定光の一部である第1の超音波変調光を、検出する光検出手段と、光検出手段により検出された第1の超音波変調光の検出信号に基づいて、被検部の断層画像を取得する断層画像取得手段とを備える超音波変調光断層画像化装置において、
測定光を変調する測定光変調手段と、
測定光の変調と超音波の変調との同期をとる同期制御手段とを備えることを特徴とするものである。
【0011】
さらに、本発明による超音波変調光断層画像化装置において、第1の超音波変調光は、測定光と超音波変調手段により周波数を変調された超音波との相互作用に起因するものであることが好ましく、或いは、測定光と超音波変調手段により変調されたパルス状の超音波との相互作用に起因するものであることが好ましい。
【0012】
また、測定光の波長と異なる波長を有する参照光を、被検部に照射する参照光照射手段と、
参照光を変調する参照光変調手段とを備え、
断層画像取得手段は、参照光と超音波との被検部内における相互作用により光学的特性が変調された第2の超音波変調光、および第1の超音波変調光のそれぞれの検出信号に基づき、両超音波変調光の間の演算結果を用いて、被検部の断層画像を取得するものであることが好ましい。
【発明の効果】
【0013】
本発明による超音波変調光断層画像化装置では、測定光の変調と超音波の変調とによって超音波変調光の干渉信号を生成している。したがって、光検出手段のゲインを変調する必要がないため、PMTのような高価な装置を必要としない。この結果、超音波変調光断層画像化装置の低コスト化が可能となる。
【発明を実施するための最良の形態】
【0014】
以下、本発明の実施形態について図面を用いて説明するが、本発明はこれに限られるものではない。
【0015】
「超音波変調光断層画像化装置」
本発明による超音波変調光断層画像化装置(UOT装置)の第1の実施形態について説明する。図1は、本実施形態のUOT装置101の全体構成を示す概略図である。
【0016】
図1に示すように、UOT装置101は、装置をコントロールするパーソナルコンピュータ(PC)110と、生体(光散乱媒体)の被検部150に測定光123aを照射する測定光照射手段である光源122および光源122を駆動する光源ドライバ(Lドライバ)121と、測定光123aを変調する測定光変調手段であるファンクションジェネレータ(FG)120と、超音波照射手段である超音波振動子132および超音波振動子132を駆動する超音波振動子ドライバ(Uドライバ)131と、超音波133を変調する超音波変調手段であるファンクションジェネレータ(FG)130と、光検出手段である光検出器142と、検出信号に基づいて被検部150の断層画像を取得する断層画像取得手段である信号処理部141と、得られた断層画像を表示する画像表示装置111とを備えている。そして、被検部150を挟んで光源122と光検出器142とが対向するように配置され、測定光123aの照射方向と超音波133の照射方向が垂直になるように超音波振動子132が配置されている。
【0017】
PC110は、本装置上の各構成の動作内容を制御すると共に各動作のタイミング制御を行っている。また、このPC110によって、FG120およびFG130の波形発生のタイミングを制御することにより、PC110は、測定光123aの変調と超音波133の変調との同期をとる同期制御手段としての役割も成す。
【0018】
光源122は、波長750nmの測定光123aを発するものである。光源122として例えば、半導体レーザやLD励起固体レーザ等が挙げられる。なお、光源122は、測定光を導光するファイバ光学系や集光レンズと組み合わせて使用することも可能である。また、Lドライバ121は、FG120に接続されており、FG120が発する信号の波形に従って光源122を駆動するものである。
【0019】
超音波振動子132は、単振動子又はアレイ振動子である。超音波振動子132には、音響フォーカスのための音響レンズを設けるのが好ましく、また、アレイ振動子の場合には電子的なフォーカスを適用するのが好ましい。この例では、超音波133の照射方向と測定光123aの照射方向とが直交するような配置となっているが、光散乱領域中を超音波が通過していればよく、特にこの配置に限られるものではない。照射される超音波133は、パルス波(PW)であっても、連続波(CW)であっても構わない。なお、CW超音波を用いた場合には、PW超音波を用いた場合に比べ高いS/N比が得られるため、計測時間を短縮することができる。また、Uドライバ131は、FG130に接続されており、FG130が発する信号の波形に従って超音波振動子132を駆動するものである。
【0020】
FG120およびFG130は、それぞれ測定光123aおよび超音波133の波形を生成し、PC110からのトリガーを受信することによって、その波形をそれぞれLドライバ121およびUドライバ131に送信するものである。測定光123aと超音波133の波形が同じ場合は、ドライバは1つでもよい。この場合、測定光123aと超音波133の発生のタイミングをずらせるように、測定光123a用のトリガーと超音波133用のトリガーを別々に処理できるように設定することが好ましい。
【0021】
光検出器142は、被検部150内を多重散乱されながら進行してきた測定光123a(散乱光123b)を検出するものである。なお、この散乱光123bの一部は、超音波133の音線を通過する際に超音波133からの相互作用を受け、周波数変調された超音波変調光123cとして検出される。そして、光検出器142は、検出信号を信号処理部141へと送信するように接続されている。また、光検出器142は、図1に示すように、PC110からトリガーを受信するようにしてもよい。
【0022】
なお、被検部150内における測定光123aの散乱のため、被検部150からの散乱光123bの検出は、上述のような光軸上から行う場合に限られるものではない。すなわち、光検出器142の配置位置は、例えば、被検部150の形状に応じて、検出する信号量をできるだけ多く確保できる位置に配置することが可能である。例えば、図2に示すように、光源122、超音波振動子132および光検出器142を近傍に配置した場合には、測定用プローブにまとめることができ、また被検部150の形状依存性が低減されるため好ましい。このような場合、光検出器142に入射する散乱光123bは、図3Aに示すような被検部150内の特定の経路124a(バナナシェイプ)を通過してきた散乱光123bが多く含まれることとなる。したがって、図3Bに示すように、複数の光検出器143を用いることにより、それぞれのバナナシェイプ(124bおよび124c)に応じた深さ位置からの散乱光を中心に検出するように、役割を分担させることができる。これにより、光検出器143を小型化することができ、測定用プローブを小型化することが可能となる。
【0023】
信号処理部141は、光検出器142によって検出された超音波変調光123cの干渉信号を受信し、A/D変換された干渉信号に基づき信号処理を行って被検部150の断層情報を取得し、この断層情報に基づき断層画像を生成し、PC110に断層画像を送信するものである。なお、信号処理の詳細は後述する。
【0024】
画像表示装置111は、PC110から送信された断層画像を表示するものである。
【0025】
そして、本実施形態に係るUOT装置を用いたUOT計測は、以下に示すものである。まず、測定光123aと超音波133の変調の同期を取って測定光123aと超音波133を被検部150に照射し、被検部150を進行してきた散乱光123bを検出し、散乱光123bの検出信号に含まれる超音波変調光123cの干渉信号に基づき信号処理を行って、1ライン分の断層画像を取得する。そして、被検部150の測定エリアに沿って走査しながら、上記の操作を繰返して複数ライン分の断層画像を取得し、この複数ライン分の断層画像を結合することにより被検部150の断層画像を得る。
【0026】
このUOT計測は、測定光123aの変調と超音波133の変調とに起因する、超音波変調光123cのヘテロダイン信号検出に基づいている。具体的には、測定光123aの変調周波数fおよび超音波133の変調周波数fが、時間tに対してそれぞれ下記式(1)、(2)で与えられる場合、深さ位置zにおいて変調を受けた超音波変調光123cのヘテロダイン周波数fが、下記式(3)で与えられる。なお、深さ位置zは、超音波133の音線に沿った被検部150表面からの距離である。これにより、深さ位置zの情報を有するヘテロダイン信号を検出し、そしてヘテロダイン周波数fを周波数成分分析することにより断層情報を取得することができる。
=a+b・t・・・(1)
=a+b・t・・・(2)
=|a−a−b・z/v|・・・(3)
(ここで、a、aはそれぞれf、fの初期値、bは掃引レート、vは被検部150内における音速である。)
【0027】
測定光123aと超音波133の変調の同期は、例えば、超音波133がCWの場合には、測定光123aと超音波133の照射開始時を一致させるように行う。一方、超音波133がPWの場合には、これらの同期は、1つの周波数の1つの超音波パルスが生体組織へ入射した時点に、同期を取って、光源側の変調を開始し、超音波パルスが計測したい領域を出るまで上記式(1)で表されるように変調周波数fを掃引することにより行う。後者の場合、上記式(2)はf=aとなり、上記式(3)はf=a−a+b・z/vとなる。
【0028】
超音波変調光123cの信号処理は、図4に示すように、信号処理部141が光検出器142からの検出信号を受信し(ST1)、DC成分を除去し(ST2)、自乗検波し(ST3)、検出信号から1ライン分の信号データをすべて抽出し(ST4、ST5)、得られた同一ラインのデータを加算し(ST6)、加算された信号データをフーリエ変換処理することによってスペクトルデータを取得し(ST7、ST8)、リファレンスデータを取得し(ST9)、スペクトルデータとリファレンスデータとを比較演算し(ST10)、上記式(3)を用いて比較演算されて得られたスペクトルデータの周波数成分から深さ位置を求めて(ST11)、1ライン分の断層情報を得る(ST12)ものである。
【0029】
リファレンスデータとは、例えば、測定光123aの波長とは異なり、かつ被検部150に吸収されにくい波長を有する参照光を用いて、上記のUOT計測および信号処理(ST9とST10を除く)と同様の方法によって得られるデータである。具体的には、UOT装置が、さらに上記参照光を照射する参照光照射手段を備え、参照光と超音波との被検部内における相互作用により光学的特性が変調された、超音波変調光を検出し、この超音波変調光の検出信号に基づいて、参照光によるスペクトルデータを取得することによって、リファレンスデータを得ることができる。このリファレンスデータは、計測直前又は直後など別途作成してもよく、また測定光123aによる当該UOT計測と同時に作成してもよい。
【0030】
図5Aおよび図5Bは、それぞれ上記のようにして得られるスペクトルデータおよびリファレンスデータを概略的に示したものである。これらのデータを比較演算することによりスペクトルデータの相対強度を求めることができる(図6)。この結果、散乱光123bの分布に起因したベースラインの変動分をキャンセルすることができ、よりS/N比の高い断層情報を取得することが可能となる。また、一般的にベースラインの光量によって信号のレベルも変動するため、上記のような比較演算をすることにより計測系の変動を除去し、被検部150の固有の吸収スペクトル情報を得ることも可能となる。したがって、例えば、光吸収係数あるいは血液中酸素濃度の計測等を行うことが可能となる。
【0031】
以上のように、本発明によるUOT装置では、測定光の変調と超音波の変調とによって超音波変調光の干渉信号を生成している。したがって、光検出手段のゲインを変調する必要がないため、PMTのような高価な装置を必要としない。この結果、UOT装置の低コスト化が可能となる。
【0032】
「測定用プローブ」
次に、本発明によるUOT装置に用いられる測定用プローブについて説明する。
【0033】
<第1の実施形態>
図7は、測定用プローブの第1の実施形態を示すものである。この測定用プローブ201は、例えば生体150の頸部に当接して用いられ、例えば頸動脈内の血液を分析するためのものである。測定用プローブ201のケーシング内には、上述した光源122および光検出器142が設けられ、さらにそれらの間に超音波振動子132が設けられている。超音波振動子132は、測定用プローブ201の中心軸に沿って超音波133を放射するものであり、その中心軸に対してほぼ平行となるように光源122および光検出器142の指向方向が設定されている。そして、光源122および超音波振動子132は、UOT装置において詳説したように、図7には図示しない測定光変調手段および超音波変調手段にそれぞれ接続されている。このような測定用プローブ201によれば、従来の超音波診断と同様に探触子を生体に当接させるだけで所望の計測を行えるという利点がある。
【0034】
<第2の実施形態>
図8は、測定用プローブの第2の実施形態を示すものである。この測定用プローブ202は、血管あるいは管腔内に挿入されるものである。その先端部内には、光源122および光検出器142が設けられ、それらの間に超音波振動子132が設けられている。測定用プローブ202においても上記同様に、超音波振動子132は、測定用プローブ201の中心軸に沿って超音波133を放射するものであり、その中心軸に対してほぼ平行となるように光源122および光検出器142の指向方向が設定されている。そして、光源122および超音波振動子132は、UOT装置において詳説したように、図8には図示しない測定光変調手段および超音波変調手段にそれぞれ接続されている。このようなプローブ202によれば、例えば血管151近傍の生体組織150の分析などを行うことができる。
【0035】
<第3の実施形態>
図9は、測定用プローブの第3の実施形態を示すものである。本実施形態では、測定用プローブが、超音波プローブ132および測定光プローブ203で構成されている。測定光プローブ203は、例えば生体150の血管151内に挿入されるものである。その先端部内には、光源122および光検出器142が設けられおり、血管151内において測定光の送受波を行っている。一方、超音波プローブ132は、超音波振動子132を有し、生体表面上に当接して用いられ、この超音波プローブ132によって超音波133が放射される。ここで、光源122および超音波振動子132は、UOT装置において詳説したように、図9には図示しない測定光変調手段および超音波変調手段にそれぞれ接続されている。
【0036】
また、図9に示した測定光プローブ203において、その先端面に光源122および光検出器142の両方を設け、プローブ前方の血液を分析するようにしてもよい。また、体内において超音波133の送波を行いつつ、体外において光の送受波を行ってもよい。
【0037】
なお、上記実施形態においては、生体に対する計測を行う装置について説明したが、もちろん生体以外の物体に対する計測にも本発明を応用可能である。
【図面の簡単な説明】
【0038】
【図1】本発明によるUOT装置の一例を示す概略構成図(その1)
【図2】本発明によるUOT装置の一例を示す概略構成図(その2)
【図3A】光源、超音波振動子および光検出器の配置例を示す概略図(その1)
【図3B】光源、超音波振動子および光検出器の配置例を示す概略図(その2)
【図4】本発明における信号処理の流れを示すフロー図
【図5A】スペクトルデータの概略図
【図5B】リファレンスデータの概略図
【図6】リファレンスデータとの演算によって得られたスペクトルデータの概略図
【図7】測定用プローブの第1の実施形態
【図8】測定用プローブの第2の実施形態
【図9】測定用プローブの第3の実施形態
【符号の説明】
【0039】
101 UOT装置
110 コントロール部
111 画像表示装置
120、130 ファンクションジェネレータ
121 光源ドライバ
122 光源
123a 測定光
123b 散乱光
123c 超音波変調光
131 超音波振動子ドライバ
132 超音波振動子
133 超音波
141 信号処理部
142 光検出器
150 被検部
201 測定用プローブ

【特許請求の範囲】
【請求項1】
被検部に測定光を照射する測定光照射手段と、前記被検部に超音波を照射する超音波照射手段と、前記超音波を変調する超音波変調手段と、前記測定光と前記超音波との前記被検部内における相互作用により光学的特性が変調された、前記測定光の一部である第1の超音波変調光を、検出する光検出手段と、該光検出手段により検出された前記第1の超音波変調光の検出信号に基づいて、前記被検部の断層画像を取得する断層画像取得手段とを備える超音波変調光断層画像化装置において、
前記測定光を変調する測定光変調手段と、
前記測定光の変調と前記超音波の変調との同期をとる同期制御手段とを備えることを特徴とする超音波変調光断層画像化装置。
【請求項2】
前記第1の超音波変調光が、前記測定光と前記超音波変調手段により周波数を変調された前記超音波との相互作用に起因するものであることを特徴とする請求項1に記載の超音波変調光断層画像化装置。
【請求項3】
前記第1の超音波変調光が、前記測定光と前記超音波変調手段により1パルス変調された前記超音波との相互作用に起因するものであることを特徴とする請求項1に記載の超音波変調光断層画像化装置。
【請求項4】
前記測定光の波長と異なる波長を有する参照光を、前記被検部に照射する参照光照射手段と、
前記参照光を変調する参照光変調手段とを備え、
前記断層画像取得手段が、前記参照光と前記超音波との前記被検部内における相互作用により光学的特性が変調された第2の超音波変調光、および前記第1の超音波変調光のそれぞれの検出信号に基づき、前記両超音波変調光の間の演算結果を用いて、前記被検部の断層画像を取得するものであることを特徴とする請求項1から3いずれかに記載の超音波変調光断層画像化装置。

【図1】
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【図2】
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【図3A】
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【図3B】
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【図4】
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【図5A】
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【図5B】
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【図6】
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【図7】
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【図8】
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【図9】
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【公開番号】特開2010−17375(P2010−17375A)
【公開日】平成22年1月28日(2010.1.28)
【国際特許分類】
【出願番号】特願2008−181026(P2008−181026)
【出願日】平成20年7月11日(2008.7.11)
【出願人】(306037311)富士フイルム株式会社 (25,513)
【Fターム(参考)】