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WO2017138459A1 - 音響波画像生成装置および音響波画像生成方法 - Google Patents

音響波画像生成装置および音響波画像生成方法 Download PDF

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WO2017138459A1
WO2017138459A1 PCT/JP2017/004072 JP2017004072W WO2017138459A1 WO 2017138459 A1 WO2017138459 A1 WO 2017138459A1 JP 2017004072 W JP2017004072 W JP 2017004072W WO 2017138459 A1 WO2017138459 A1 WO 2017138459A1
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WO
WIPO (PCT)
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acoustic wave
photoacoustic
interest
image
reception
Prior art date
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Ceased
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PCT/JP2017/004072
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English (en)
French (fr)
Inventor
温之 橋本
覚 入澤
宮地　幸哉
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Fujifilm Corp
Original Assignee
Fujifilm Corp
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.)
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Publication date
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Priority to CN201780010312.2A priority patent/CN108601583B/zh
Priority to JP2017566920A priority patent/JP6475369B2/ja
Publication of WO2017138459A1 publication Critical patent/WO2017138459A1/ja
Priority to US16/054,466 priority patent/US11119199B2/en
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Ceased legal-status Critical Current

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    • B06B2201/70—Specific application
    • B06B2201/76—Medical, dental

Definitions

  • the present invention relates to an apparatus for generating an acoustic wave image and a method for generating an acoustic wave image.
  • This measurement method emits pulsed light having a certain appropriate wavelength (for example, visible light, near-infrared light, or mid-infrared light wavelength band) toward the subject, and the absorbing substance in the subject is subjected to this pulse.
  • a photoacoustic wave which is an elastic wave generated as a result of absorbing light energy, is detected, and the concentration of the absorbing substance is quantitatively measured.
  • the absorbing substance in the subject is, for example, glucose or hemoglobin contained in blood.
  • a technique for detecting such a photoacoustic wave and generating a photoacoustic image based on the detection signal is called photoacoustic imaging (PAI) or photoacoustic tomography (PAT). Yes.
  • Patent Documents 1 and 2 show apparatuses that perform photoacoustic imaging to generate a photoacoustic image.
  • This type of photoacoustic image generation apparatus is often configured to generate a so-called reflected ultrasonic image as disclosed in Patent Document 2.
  • an apparatus for generating a reflected ultrasound image is based on a signal obtained by detecting a reflected acoustic wave reflected in the subject by an acoustic wave (mostly an ultrasonic wave) emitted toward the subject.
  • a tomographic image or the like inside the specimen is generated.
  • velocity information is analyzed from the reflected ultrasonic detection signal, and blood flow, tissue, and contrast agent echo components due to the Doppler effect are extracted, for example, Doppler indicating a blood flow portion.
  • Devices for generating images are also known. This Doppler image is often created by an apparatus that generates a photoacoustic image, as shown in Patent Document 3.
  • a photoacoustic image generation device generally emits light such as laser light toward a subject and absorbs this light to detect a photoacoustic wave generated from within the subject and based on a signal obtained. Thus, a photoacoustic image showing the internal tissue of the subject is generated.
  • an image generated based on the reflected ultrasonic detection signal and an image generated based on the photoacoustic wave detection signal are collectively referred to as an acoustic wave image.
  • JP2013-1558531A Japanese Patent Laying-Open No. 2015-181660 JP 2014-136103 A
  • the Doppler image there is a demand for enabling simultaneous observation of photoacoustic images. For example, in a Doppler image, it is possible to see a blood flow part and the like, and in a photoacoustic image, it is possible to see blood vessels by visualizing hemoglobin and the like in blood.
  • the photoacoustic image has lower real-time characteristics than the Doppler image. That is, while the repetition frequency of Doppler image generation can be secured at 30 Hz (frame rate is 30 frames / second), the repetition frequency of photoacoustic image generation may require light emission toward the subject. It is limited to about 10 Hz (frame rate is 10 frames / second).
  • the present invention has been made in view of the above problems, and an acoustic wave image that can generate both an image generated based on a reflected ultrasonic detection signal and an image generated based on a photoacoustic wave detection signal.
  • An object of the generation apparatus and method is to ensure a high frame rate for photoacoustic image generation.
  • the acoustic wave image generation apparatus is: A photoacoustic image is generated based on a signal obtained by detecting a photoacoustic wave generated from within the subject by an acoustic wave detection probe by receiving light emitted toward the subject, and relates to the subject
  • an acoustic wave image generation device that generates a Doppler image
  • Means for setting a region of interest in a Doppler image Based on the size of the set region of interest, the reception aperture for detecting the photoacoustic wave of the acoustic wave detection probe is set to an aperture smaller than all the reception apertures of the acoustic wave detection probe, and acoustic wave detection is performed.
  • Receiving aperture control means for setting the position of the receiving aperture for detecting the photoacoustic wave of the probe based on the position of the set region of interest; It is what has.
  • the reception aperture control means is preferably a means for blocking a photoacoustic wave detection signal output from at least some of the acoustic wave transducers other than the acoustic wave transducer serving as the reception aperture.
  • the reception aperture control means sets all the acoustic wave transducers arranged facing the entire region of interest to the reception aperture.
  • the reception aperture control means sets only a part of the acoustic wave transducers as reception apertures among the acoustic transducers arranged opposite to the entire region of interest. It may be.
  • the reception aperture control means may be configured such that the part of the acoustic wave transducers is more at a position facing the center of the region of interest than at a position facing the end of the region of interest. It is desirable to set it in a dense state.
  • the acoustic wave image generation device of the present invention is a signal output from acoustic wave transducers other than the some acoustic wave transducers among the plurality of acoustic wave transducers arranged facing the entire region of interest. It is desirable to further include means for interpolating signals output from the some acoustic wave transducers.
  • the acoustic wave image generation method of the present invention includes: A photoacoustic image is generated based on a signal obtained by detecting a photoacoustic wave generated from within the subject by an acoustic wave detection probe by receiving light emitted toward the subject, and relates to the subject
  • an acoustic wave image generation method for generating a Doppler image Set the region of interest in the Doppler image, Based on the size of the set region of interest, the reception aperture for detecting the photoacoustic wave of the acoustic wave detection probe is set to an aperture smaller than all the reception apertures of the acoustic wave detection probe, and acoustic wave detection is performed. The position of the reception aperture for detecting the photoacoustic wave of the probe is set based on the set position of the region of interest.
  • an acoustic wave detection probe in which a plurality of acoustic wave transducers capable of detecting photoacoustic waves are arranged in parallel is used. It is desirable to set the reception aperture by blocking the photoacoustic wave detection signals output from at least some of the acoustic wave transducers other than the acoustic wave transducer serving as the reception aperture.
  • the acoustic wave image generation method of the present invention it is desirable to set all the acoustic wave transducers arranged facing the entire region of interest in the reception aperture.
  • acoustic wave image generation method of the present invention only some acoustic wave transducers among the acoustic wave transducers arranged side by side across the entire region of interest may be set in the reception aperture.
  • the acoustic wave image is output from acoustic wave transducers other than the some acoustic wave transducers among the plurality of acoustic wave transducers arranged opposite to the entire region of interest. It is desirable to obtain the signal by interpolating the signals output from the part of the acoustic wave vibrators.
  • the frame rate of photoacoustic image generation can be kept high.
  • Schematic which shows the whole structure of the acoustic wave image generation apparatus which concerns on one Embodiment of this invention.
  • Schematic showing an example of reception aperture setting of an acoustic wave detection probe Schematic showing examples of region of interest settings
  • Schematic showing another example of reception aperture setting of acoustic wave detection probe
  • Schematic showing yet another example of reception aperture setting of the acoustic wave detection probe
  • Schematic showing yet another example of reception aperture setting of the acoustic wave detection probe
  • Schematic showing yet another example of reception aperture setting of the acoustic wave detection probe
  • Schematic showing yet another example of reception aperture setting of the acoustic wave detection probe Schematic showing the superimposed display state of Doppler image and photoacoustic image
  • FIG. 1 is a schematic diagram showing an overall configuration of an acoustic wave image generation apparatus 10 according to an embodiment of the present invention.
  • the shape of an acoustic wave detection probe (hereinafter simply referred to as a probe) 11 is schematically shown.
  • the acoustic wave image generation device 10 of this example has a function of generating a photoacoustic image based on a photoacoustic wave detection signal.
  • a unit 12, a laser unit 13, an image display unit 14, an input unit 15 and the like are provided.
  • those components will be sequentially described.
  • the probe 11 has a function of emitting measurement light and ultrasonic waves toward the subject M, which is a living body, for example, and a function of detecting an acoustic wave U propagating in the subject M. That is, the probe 11 can emit (transmit) ultrasonic waves (acoustic waves) to the subject M and detect (receive) reflected ultrasonic waves (reflected acoustic waves) that have been reflected back from the subject M. it can.
  • acoustic wave is a term that includes ultrasonic waves and photoacoustic waves.
  • the “ultrasonic wave” means an elastic wave transmitted by the probe 11 and its reflected wave (reflected ultrasonic wave)
  • the “photoacoustic wave” means an elastic wave that is generated when the absorber 65 absorbs measurement light. Means wave.
  • the acoustic wave emitted from the probe 11 is not limited to the ultrasonic wave, and an acoustic wave having an audible frequency may be used as long as an appropriate frequency is selected according to the test object, measurement conditions, and the like.
  • Examples of the absorber 65 in the subject M include blood vessels and metal members.
  • the probe 11 is generally prepared for sector scanning, linear scanning, convex scanning, or the like, and an appropriate one is selected and used according to the imaging region.
  • an optical fiber 60 is connected to the probe 11 as a connecting portion that guides laser light L, which is measurement light emitted from a laser unit 13 described later, to the light emitting portion 40.
  • the probe 11 includes a transducer array 20 that is an acoustic wave detector, and a total of two light emitting units 40 that are disposed on both sides of the transducer array 20 with the transducer array 20 in between. And a housing 50 in which the transducer array 20 and the two light emitting portions 40 are accommodated.
  • the transducer array 20 also functions as an ultrasonic transmission element.
  • the transducer array 20 is connected to a circuit for transmitting ultrasonic waves, a circuit for receiving acoustic waves, and the like via wires not shown.
  • the transducer array 20 is formed by arranging a plurality of acoustic wave transducers (ultrasonic transducers) as electroacoustic transducers in a one-dimensional direction.
  • the acoustic wave vibrator is a piezoelectric element composed of, for example, piezoelectric ceramics.
  • the acoustic wave vibrator may be a piezoelectric element made of a polymer film such as polyvinylidene fluoride (PVDF).
  • PVDF polyvinylidene fluoride
  • the acoustic wave vibrator has a function of converting the received acoustic wave U into an electrical signal.
  • the transducer array 20 may include an acoustic lens.
  • the transducer array 20 includes a plurality of acoustic wave transducers arranged in a one-dimensional manner, but a vibration in which a plurality of acoustic wave transducers are arranged in a two-dimensional manner.
  • a child array may be used.
  • the acoustic wave vibrator has a function of transmitting ultrasonic waves as described above. That is, when an alternating voltage is applied to the acoustic wave vibrator, the acoustic wave vibrator generates an ultrasonic wave having a frequency corresponding to the frequency of the alternating voltage. Note that transmission and reception of ultrasonic waves may be separated from each other. That is, for example, ultrasonic waves may be transmitted from a position different from the probe 11, and reflected ultrasonic waves with respect to the transmitted ultrasonic waves may be received by the probe 11.
  • the light emitting unit 40 is a part that emits the laser light L guided by the optical fiber 60 toward the subject M.
  • the light emitting portion 40 is configured by the tip portion of the optical fiber 60, that is, the end portion far from the laser unit 13 that is a light source of measurement light.
  • two light emitting units 40 are disposed on both sides of the transducer array 20 in the elevation direction, for example, with the transducer array 20 interposed therebetween.
  • the elevation direction is a direction that is perpendicular to the arrangement direction and parallel to the detection surface of the transducer array 20 when a plurality of acoustic wave transducers are arranged one-dimensionally.
  • the light emitting part may be composed of a light guide plate and a diffusion plate that are optically coupled to the tip of the optical fiber 60.
  • a light guide plate can be composed of, for example, an acrylic plate or a quartz plate.
  • the diffusion plate a lens diffusion plate in which microlenses are randomly arranged on the substrate can be used.
  • a quartz plate in which diffusing fine particles are dispersed can be used.
  • a holographic diffusion plate or an engineering diffusion plate may be used as the lens diffusion plate.
  • the laser unit 13 shown in FIG. 1 has a flash lamp excitation Q-switch solid laser such as a Q-switch alexandrite laser, for example, and emits laser light L as measurement light.
  • the laser unit 13 is configured to receive a trigger signal from the control unit 34 of the ultrasonic unit 12 and output the laser light L.
  • the laser unit 13 preferably outputs pulsed laser light L having a pulse width of 1 to 100 nsec (nanoseconds).
  • the wavelength of the laser light L is appropriately selected according to the light absorption characteristics of the absorber 65 in the subject M to be measured.
  • the wavelength be a wavelength belonging to the near-infrared wavelength region.
  • the near-infrared wavelength region means a wavelength region of about 700 to 850 nm.
  • the wavelength of the laser beam L is naturally not limited to this.
  • the laser beam L may be a single wavelength or may include a plurality of wavelengths such as 750 nm and 800 nm. When the laser beam L includes a plurality of wavelengths, the light beams having these wavelengths may be emitted at the same time or may be emitted while being switched alternately.
  • the laser unit 13 is also capable of outputting laser light in the near-infrared wavelength region as well as YAG-SHG (Second harmonic generation) -OPO (Optical Parametric Oscillation). : Optical parametric oscillation) laser, or a Ti-Sapphire (titanium-sapphire) laser or the like.
  • the optical fiber 60 guides the laser light L emitted from the laser unit 13 to the two light emitting units 40.
  • the optical fiber 60 is not particularly limited, and a known fiber such as a quartz fiber can be used.
  • a known fiber such as a quartz fiber can be used.
  • one thick optical fiber may be used, or a bundle fiber in which a plurality of optical fibers are bundled may be used.
  • the bundle fiber is arranged so that the laser light L is incident from the light incident end face of the bundled fiber portion, and the fiber portion branched into two of the bundle fiber is used.
  • Each tip portion constitutes the light emitting portion 40 as described above.
  • the ultrasonic unit 12 includes a multiplexer 19, a reception circuit 21, a reception memory 22, a data separation unit 23, a photoacoustic image generation unit 24, a Doppler image generation unit 25, a region of interest setting unit 26, an image display control unit 27, and a transmission control circuit. 33 and a control unit 34.
  • the ultrasonic unit 12 typically includes a processor, a memory, a bus, and the like. In the ultrasonic unit 12, a program relating to photoacoustic image generation and Doppler image generation is incorporated in a memory.
  • the functions of the photoacoustic image generation unit 24, the Doppler image generation unit 25, the region of interest setting unit 26, and the image display control unit 27 are realized by the above-described program being operated by the control unit 34 configured by a processor. That is, each of these units is configured by a memory and a processor in which a program is incorporated.
  • the hardware configuration of the ultrasonic unit 12 is not particularly limited, and includes a plurality of ICs (Integrated Circuits), processors, ASICs (Application Specific Integrated Circuits), FPGAs (Field-programmable Gate Arrays), memories, and the like. It can implement
  • the control unit 34 controls each unit of the acoustic wave image generation apparatus 10, and includes a trigger control circuit (not shown) in the present embodiment.
  • This trigger control circuit sends a light trigger signal to the laser unit 13 when generating a photoacoustic image, for example.
  • the flash lamp of the excitation source is turned on in the Q-switch solid-state laser of the laser unit 13, and excitation of the laser rod is started. While the excited state of the laser rod is maintained, the laser unit 13 can output the laser light L.
  • the control unit 34 then transmits a Q switch trigger signal from the trigger control circuit to the laser unit 13. That is, the control unit 34 controls the output timing of the laser light L from the laser unit 13 by this Q switch trigger signal. Further, the control unit 34 transmits a sampling trigger signal to the receiving circuit 21 simultaneously with transmission of the Q switch trigger signal.
  • This sampling trigger signal defines the sampling start timing of the photoacoustic wave detection signal in the AD converter (Analog-to-Digital converter) of the receiving circuit 21. As described above, by using the sampling trigger signal, the photoacoustic wave detection signal can be sampled in synchronization with the output of the laser light L.
  • the control unit 34 transmits an ultrasonic trigger signal that instructs the transmission control circuit 33 to transmit an ultrasonic wave when generating an ultrasonic image.
  • the transmission control circuit 33 transmits an ultrasonic wave from the probe 11.
  • the control unit 34 transmits a sampling trigger signal to the reception circuit 21 in synchronization with the timing of ultrasonic transmission, and starts sampling of the reflected ultrasonic detection signal.
  • the position of the probe 11 is gradually changed with respect to the subject M, for example, in the above-described elevation direction, and the subject M is irradiated with the laser light L or the ultrasonic wave.
  • the photoacoustic wave detection signal or the reflected ultrasonic wave detection signal is sampled while the acoustic wave detection lines are shifted line by line in synchronization with this scanning.
  • the scanning may be performed by the operator manually moving the probe 11 or may be performed using an automatic scanning mechanism.
  • the reception circuit 21 receives the photoacoustic wave detection signal output from the transducer array 20 of the probe 11 and stores the received detection signal in the reception memory 22.
  • the photoacoustic wave detection signal is transmitted to the receiving circuit 21 through the multiplexer 19, which will be described in detail later.
  • the reception circuit 21 typically includes a low noise amplifier, a variable gain amplifier, a low pass filter, and an AD converter.
  • the photoacoustic wave detection signal output from the probe 11 is amplified by a low-noise amplifier, then gain-adjusted according to the depth by a variable gain amplifier, and after a high-frequency component is cut by a low-pass filter, a digital signal is output by an AD converter. And stored in the reception memory 22.
  • the receiving circuit 21 is composed of, for example, one IC (Integrated Circuit).
  • the high-frequency component cut by the low-pass filter is for preventing aliasing noise during AD conversion.
  • the cut-off frequency is about 10 to 30 MHz, which is about half the sampling frequency of AD conversion. It is said.
  • the probe 11 outputs a photoacoustic wave detection signal and a reflected ultrasonic detection signal. Therefore, the reception memory 22 stores the digitized photoacoustic wave detection signal and reflected ultrasonic wave detection signal.
  • the photoacoustic wave detection signal is a signal obtained by detecting a photoacoustic wave generated from within the subject M by absorbing the laser light L emitted toward the subject M.
  • the reflected ultrasonic wave detection signal is a signal obtained by detecting a reflected acoustic wave reflected by the ultrasonic wave, which is an acoustic wave emitted toward the subject M, in the subject M.
  • the data separation means 23 reads the photoacoustic image data from the reception memory 22, that is, the digitized photoacoustic wave detection signal, and transmits it to the photoacoustic image generation unit 24. Further, the data separation unit 23 reads the data for the reflected ultrasound image from the reception memory 22, that is, the digitized reflected ultrasound detection signal, and transmits it to the Doppler image generation unit 25.
  • the photoacoustic image generation unit 24 reconstructs the photoacoustic wave detection signal received from the reception memory 22 through the data separation unit 23 to generate a photoacoustic image. Specifically, the photoacoustic image generation unit 24 adds a photoacoustic wave detection signal based on a signal from each acoustic wave transducer with a delay time corresponding to the position of each acoustic wave transducer in the transducer array 20, A photoacoustic wave detection signal for one line is generated (delay addition method). The photoacoustic image generation unit 24 may perform reconstruction by the CBP method (Circular Back Projection) instead of the delay addition method.
  • CBP method Carcular Back Projection
  • the photoacoustic image generation unit 24 may perform reconstruction using the Hough transform method or the Fourier transform method.
  • the reconstructed photoacoustic wave detection signals for a plurality of lines are subjected to signal processing such as detection processing and logarithmic conversion processing, and then as a signal for displaying a photoacoustic image (tomographic image) regarding a cross section of the subject M.
  • the image is sent to the image display unit 14 via the image display control unit 27.
  • the Doppler image generation unit 25 performs frequency analysis on velocity information from the reflected ultrasonic detection signal received from the reception memory 22 via the data separation unit 23, and extracts blood flow, tissue, and contrast agent echo components due to the Doppler effect.
  • a Doppler image signal for displaying a Doppler image indicating a blood flow portion is acquired. This Doppler image signal is also sent to the image display unit 14 via the image display control unit 27.
  • the range for acquiring the above Doppler image signal is set by the operator. This range is referred to as a region of interest.
  • the position and size of the region of interest are set by the region of interest setting unit 26.
  • a Doppler image that can be generated from all reflected ultrasonic detection signals received from the reception memory 22 is displayed on the image display unit 14. While observing the Doppler image, the surgeon sets an image range narrower than that, for example, showing the blood flow portion as the region of interest.
  • the operator designates an area on the Doppler image displayed on the image display unit 14 using the input unit 15 such as a mouse, and the designated area is input to the control unit 34. Is done. Then, the control unit 34 sends information indicating the designated region of interest to the region of interest setting unit 26 and controls the region of interest setting unit 26.
  • the region of interest is set by first generating a wide range of Doppler images as described above, specifying the region on that region, and generating an ultrasound B-mode image from the reflected ultrasound detection signal output by the reception memory 22. It is also possible to display the image on the image display unit 14 and specify the area on the B-mode image.
  • the image display control unit 27 causes the image display unit 14 to display a photoacoustic image based on the signal for displaying the photoacoustic image and a Doppler image based on the Doppler image signal. These two types of images are displayed separately on the image display unit 14 as a combined image. In the latter case, the image display control unit 27 performs image composition by superimposing a photoacoustic image and a Doppler image, for example.
  • FIG. 8 schematically shows a state in which the photoacoustic image Ipa and the Doppler image Idp are superimposed and displayed on the display screen 14a of the image display unit 14.
  • the photoacoustic image Ipa shows a capillary vessel Cv and the like present in a portion relatively close to the epidermis S of the subject M.
  • the Doppler image Idp shows a blood flow portion Ve or the like located deeper than the capillary blood vessel Cv.
  • the two types of acoustic wave images described above are generated with a time interval.
  • the photoacoustic image is generated after the Doppler image is generated.
  • the image display control unit 27 includes a buffer memory that temporarily stores an image signal indicating each image.
  • FIG. 2 is a schematic diagram for explaining this.
  • the probe 11 is shown as a plurality of acoustic wave transducers G1 to G16 arranged in a one-dimensional array. That is, in this example, the probe 11 is shown as having 16 channels (channels).
  • These acoustic wave transducers G1 to G16 are the transducer array 20 shown in FIG.
  • FIG. 2 only some of the acoustic wave vibrators G1 to G16 are given numbers, but the acoustic wave vibrator G1, the acoustic wave vibrator G2, ... Are arranged in the order of acoustic wave transducers G16.
  • F indicates an area where a Doppler image can be generated
  • ROI indicates an area of interest set in the area F.
  • the position of the probe 11 is shown as a relative position with respect to the region F, but this relative position corresponds to the positional relationship between the probe 11 and the subject M when generating the photoacoustic image. .
  • reception circuit 21C conceptually shows the reception channel of the reception circuit 21 shown in FIG.
  • the reception circuit 21 has eight reception channels C1 to C8.
  • Reference numeral 19 denotes a multiplexer (see FIG. 1) interposed between the reception channel 21C and the probe 11.
  • the signals emitted from the 16ch acoustic wave transducers G1 to G16 are received by the receiving circuit 21
  • the signals emitted from the 8ch acoustic wave transducers G1 to G8 are first received by the 8ch reception channel.
  • the signals are received by the receiving circuit 21 from C1 to C8.
  • the multiplexer 19 is switched, and the signals emitted from the remaining 8ch acoustic wave transducers G9 to G16 are received by the receiving circuit 21 from the 8ch receiving channels C1 to C8.
  • the multiplexer 19 when the photoacoustic image is generated, the multiplexer 19 is in a state as illustrated. In generating a photoacoustic image of one cross section of the subject M, the laser light L is emitted toward the subject M only once under this state. Thus, when the laser beam L is emitted once, only signals (photoacoustic wave detection signals) output from the 8ch acoustic wave transducers G4 to G11 are received by the receiving circuit 21 from the 8ch reception channels C1 to C8. The Thereafter, the multiplexer 19 is not switched, and the reception of the photoacoustic wave detection signal for generating a photoacoustic image of one cross section is completed.
  • signals photoacoustic wave detection signals
  • some of the 16-channel acoustic wave transducers G1 to G16 that is, the 8-channel acoustic wave transducers G1 to G3 and G12 to G16.
  • the frame rate of photoacoustic image generation can be raised and the real-time property of a photoacoustic image can be improved.
  • the acoustic wave vibrator serving as the reception aperture is indicated by hatching (the same applies to FIGS. 4 to 7).
  • the 8-channel acoustic wave transducers G4 to G11 serving as the reception openings are determined based on the size and position of the region of interest ROI, which is a range in which the Doppler image signal is acquired. That is, in this example, the 8ch acoustic wave transducers G4 to G11 are set as the reception openings so that all the acoustic wave transducers arranged facing the entire region of interest ROI can be set as the reception openings.
  • a fan-shaped portion in a black background is an ultrasonic image such as a B-mode image, and a region of interest ROI that is a display range of a Doppler image is set therein.
  • a blood flow portion is shown near the center of the region of interest ROI indicated by A, and there is an object to be displayed in a portion near the left and right ends of the region of interest indicated by B. Not done.
  • the blood flow part is generally displayed.
  • the photoacoustic image is used to display a blood vessel portion that absorbs light such as the laser light L and emits a photoacoustic wave. Accordingly, on the assumption that the region of interest ROI is set so as to include the blood flow part, the reception aperture of the probe 11 should be set so that at least the photoacoustic wave detection signal can be generated for this region of interest ROI. Even if the reception aperture is limited to a small size, the generated photoacoustic image can display the blood vessel portion as described above.
  • the state of the multiplexer 19 is controlled by the control unit 34 based on information indicating the region of interest ROI. That is, in the present embodiment, the multiplexer 19 and the control unit 34 constitute reception aperture control means. Further, the region of interest setting unit 26 and the control unit 34 constitute means for setting the region of interest.
  • FIG. 4 shows another example of the reception aperture setting of the probe 11.
  • the size of the reception aperture is 8 ch as in the example of FIG. 2.
  • the position of the region of interest ROI is different from that in the example of FIG. G15 is a reception aperture.
  • the acoustic wave vibrator of the probe 11 is 128 ch
  • the receiving channel of the receiving circuit 21 is 64 ch
  • the repetition frequency of the laser light L is 10 Hz.
  • Emitting laser beam L (first time) (2) Detect photoacoustic wave by 64ch acoustic wave vibrator (first time) (3) Emitting laser beam L (second time) (4) Photoacoustic wave is detected by the remaining 64ch acoustic wave transducer (second time) (5) It is necessary to emit the laser beam L twice, such as generating a photoacoustic image by the photoacoustic image generation unit 24 (see FIG. 1). Then, since the repetition frequency of emission of the laser light L is 10 Hz, the repetition frequency of photoacoustic image generation is 5 Hz (frame rate is 5 frames / second).
  • the acoustic wave transducer of the probe 11 when the acoustic wave transducer of the probe 11 is originally 128 ch, if a half of 64 ch is used as a reception aperture, one photoacoustic image is generated.
  • Emitting laser beam L first time
  • Detect photoacoustic wave by 64ch acoustic wave vibrator first time
  • the laser light L needs to be emitted only once, such as generation of a photoacoustic image by the photoacoustic image generation unit 24 (see FIG. 1).
  • the repetition frequency of photoacoustic image generation can be set to 10 Hz (the frame rate is 10 frames / second) which is the same as the repetition frequency of emission of the laser light L.
  • the region of interest ROI is often set to a partial region within a range where an ultrasonic image can be acquired by the probe 11. Therefore, it is often possible to generate a photoacoustic image that can display a desired portion such as a blood vessel portion even if the reception opening of the probe 11 is limited to about 1 ⁇ 2 of the reception opening that the probe 11 originally has. Therefore, according to the present invention, in many cases, the frame rate can be improved in the photoacoustic image generation as compared with the case where all the reception apertures originally provided in the probe 11 are used.
  • the photoacoustic image has a shallow imageable area. That is, only a portion that is relatively close to the surface on the light irradiation side of the subject can be imaged. For this reason, the photoacoustic wave detection signal output by the acoustic wave transducer facing the portion of the Doppler image away from the region of interest ROI does not contribute to the improvement of image quality because the reception directivity angle of the acoustic wave transducer is deep. In many cases, the image quality of the photoacoustic image is deteriorated by increasing. On the other hand, in the example shown in FIG. 2 or the example shown in FIG. 4, a photoacoustic image is generated mainly based on a signal output from an acoustic wave transducer having a shallow reception directivity angle. Expected to improve image quality.
  • the reception aperture may be widened within a range where the frame rate does not decrease.
  • the reception aperture may be expanded to 64 ch.
  • FIG. 5 another example of the reception aperture setting of the probe 11 is shown.
  • all acoustic wave transducers arranged facing the entire region of interest ROI are set as reception openings.
  • the reception apertures are set as in the above two examples, the number of the reception apertures becomes the reception channel of the reception circuit 21. It may be larger than the number of C1 to C8. In such a case, the frame rate for generating the photoacoustic image is lowered.
  • the reception aperture In order to prevent such a situation, in the example of FIG. 5, only a part of the acoustic wave transducers among the acoustic transducers arranged facing the entire region of interest ROI are set as the reception aperture. That is, in this example, specifically, among the 14 acoustic wave vibrators that are arranged facing the entire region of interest ROI, eight acoustic wave vibrators G2, G4, G6, G8, G9, G11, G13 and Only G15 is a reception aperture. By doing this, the number of reception apertures of the probe 11 is made to coincide with the number of reception channels C1 to C8 of the reception circuit 21, and it is possible to prevent the frame rate of photoacoustic image generation from being lowered. This effect can be similarly obtained in the example of FIG.
  • the setting of the reception aperture of the probe 11 as described above is an example according to the above-described actual apparatus, that is, the acoustic wave vibrator of the probe 11 is 128 ch, the reception channel of the reception circuit 21 is 64 ch, and the laser beam L is emitted.
  • the repetition frequency of 10 Hz is 10 Hz.
  • the repetition frequency of photoacoustic image generation can be set to 10 Hz, which is the same as the repetition frequency of emission of the laser light L.
  • FIG. 6 shows still another example of the reception aperture setting of the probe 11.
  • the example shown in FIG. 6 is basically the same as the example shown in FIG. 5 except that the arrangement of acoustic wave transducers serving as reception apertures is only partially different.
  • a signal (photoacoustic signal) output from an acoustic wave transducer that is not set in the reception aperture among a plurality of acoustic transducers arranged opposite to the entire region of interest ROI. It is desirable to obtain the wave detection signal) by interpolating the signal output from the acoustic wave vibrator set in the reception aperture. If a photoacoustic image is generated based on the signal obtained by the interpolation, a photoacoustic image having no sense of incongruity in luminance and density distribution can be generated.
  • the above interpolation may be performed on the signal after reconstructing the photoacoustic image, or may be performed on the signal before reconstruction.
  • the photoacoustic image generation unit 24 shown in FIG. 1 may be provided with an interpolation function, and the photoacoustic image generation unit 24 may be used as an interpolation unit.
  • FIG. 7 shows still another example of the reception aperture setting of the probe 11.
  • the example shown in FIG. 7 is similar to the example of FIG. 5 and the example of FIG. 6 described above, of the acoustic wave vibrators G2 among the acoustic wave vibrators arranged facing the entire region of interest ROI, Only G4, G6, G7, G8, G9, G11 and G13 are set as reception apertures. Thereby, the same effect as in the example of FIG. 5 and the example of FIG. 6 can be obtained.
  • the acoustic wave that becomes the reception aperture is selected by selecting the acoustic wave transducers G2, G4, G6, G7, G8, G9, G11, and G13 as the acoustic wave transducer that is the reception aperture.
  • the vibrators are set to be in a more dense state at a position facing the center of the region of interest ROI than at a position facing the end of the region of interest ROI.
  • the region of interest ROI is often set so that the blood flow portion and the like are near the center.
  • the signal intensity of the photoacoustic wave detection signal is lower at the periphery of the region of interest ROI, and therefore may cause noise in the reconstructed photoacoustic image. Therefore, if the reception aperture of the probe 11 is set as in this example and the photoacoustic wave generated near the end of the region of interest ROI is not used much for photoacoustic image generation, The effect of improving the image quality of the photoacoustic image can be obtained.
  • the number of channels of the probe 11 (the number of acoustic wave transducers) is 128 ch and the number of reception channels on the receiving circuit 21 side is 64 ch has been described in detail as an example. It is not limited to what you did.
  • the number of channels of the probe 11 may be 196 ch, 256 ch, 512 ch, or the like, and the number of reception channels on the receiving circuit 21 side may be 128 ch, 256 ch, or the like.
  • the multiplexer 19 may be provided with three or more input systems. Further, means other than the multiplexer 19 may be used as means for setting the receiving aperture of the probe 11.

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Abstract

【課題】光音響画像およびドップラ画像を生成する装置において、光音響画像生成のフレームレートを高く保つ。 【解決手段】光音響画像およびドップラ画像を生成する音響波画像生成装置（１０）において、ドップラ画像にて関心領域を設定する手段（２６、３４）と、音響波検出プローブ（１１）の光音響波を検出する受信開口を、設定された関心領域の大きさに基づいて、音響波検出プローブ（１１）が有する全部の受信開口よりも小さい開口に設定し、かつ、受信開口の位置を、設定された関心領域の位置に基づいて設定する受信開口制御手段（１９、３４）とを設ける。

Description

音響波画像生成装置および音響波画像生成方法
　本発明は、音響波画像を生成する装置および、音響波画像を生成する方法に関する。
　近年、光音響効果を利用した非侵襲の計測法が注目されている。この計測法は、ある適宜の波長（例えば、可視光、近赤外光または中間赤外光の波長帯域）を有するパルス光を被検体に向けて出射し、被検体内の吸収物質がこのパルス光のエネルギーを吸収した結果生じる弾性波である光音響波を検出して、その吸収物質の濃度を定量的に計測するものである。被検体内の吸収物質とは、例えば血液中に含まれるグルコースやヘモグロビンなどである。また、このような光音響波を検出しその検出信号に基づいて光音響画像を生成する技術は、光音響イメージング（ＰＡＩ：Photoacoustic Imaging）あるいは光音響トモグラフィー（ＰＡＴ：Photo Acoustic Tomography）と呼ばれている。
　例えば特許文献１および２には、光音響イメージングを行って光音響画像を生成する装置が示されている。この種の光音響画像生成装置は、特許文献２にも示されているように、いわゆる反射超音波画像も生成可能に構成されることが多い。
　反射超音波画像を生成する装置は一般に、被検体に向けて出射された音響波（多くは超音波）が被検体内で反射した反射音響波を検出して得られた信号に基づいて、被検体の内部の断層画像等を生成する。また、特許文献３に示されているように、反射超音波検出信号から速度情報を周波数解析し、ドップラ効果による血流や組織、造影剤エコー成分を抽出して、例えば血流部を示すドップラ画像を生成する装置も公知となっている。このドップラ画像は、特許文献３にも示されている通り、光音響画像を生成する装置において作成可能されることも多い。
　一方、光音響画像生成装置は一般に、被検体に向けてレーザ光等の光を出射し、この光を吸収することにより被検体内から発生した光音響波を検出して得られた信号に基づいて、被検体の内部組織等を示す光音響画像を生成する。
　本明細書においては、反射超音波検出信号に基づいて生成される画像と、光音響波検出信号に基づいて生成される画像をまとめて音響波画像と称する。
特開２０１３－１５８５３１号公報 特開２０１５－１８１６６０号公報 特開２０１４－１３６１０３号公報
　上述したように、反射超音波検出信号に基づいて生成される画像と、光音響波検出信号に基づいて生成される画像を共に生成可能とした従来の音響波画像生成装置においては、ドップラ画像と光音響画像を同時に観察可能とする要求がある。例えば、ドップラ画像においては血流部等を見ることが可能であり、光音響画像においては血液中のヘモグロビン等を可視化することで血管を見ることが可能である。
　このようにドップラ画像と光音響画像を同時に観察可能とする場合は、両画像ともリアルタイム性を確保して観察可能であることが望ましい。しかし、光音響画像はドップラ画像に比べてリアルタイム性が低い。つまり、ドップラ画像生成の繰り返し周波数は３０Ｈｚ（フレームレートは３０枚／秒）確保可能であるのに対し、光音響画像生成の繰り返し周波数は、被検体へ向けた光出射が必要なこともあって１０Ｈｚ（フレームレートは１０枚／秒）程度に制限されている。
　本発明は上記の問題に鑑みてなされたものであり、反射超音波検出信号に基づいて生成される画像と、光音響波検出信号に基づいて生成される画像を共に生成可能とした音響波画像生成装置および方法において、光音響画像生成のフレームレートを高く確保することを目的とする。
　本発明による音響波画像生成装置は、
　被検体に向けて出射された光を受けることにより被検体内から発生した光音響波を音響波検出プローブにより検出して得られた信号に基づいて光音響画像を生成し、かつ、被検体に関するドップラ画像を生成する音響波画像生成装置において、
　ドップラ画像にて関心領域を設定する手段と、
　音響波検出プローブの光音響波を検出する受信開口を、設定された関心領域の大きさに基づいて、音響波検出プローブが有する全部の受信開口よりも小さい開口に設定し、かつ、音響波検出プローブの光音響波を検出する受信開口の位置を、設定された関心領域の位置に基づいて設定する受信開口制御手段と、
を有するものである。
　なお、本発明の音響波画像生成装置においては、
　音響波検出プローブとして、光音響波を検出可能な複数音響波振動子が並設されてなる音響波検出プローブが用いられ、
　受信開口制御手段は、受信開口とする音響波振動子以外の音響波振動子のうち少なくとも一部の音響波振動子から出力される光音響波検出信号を遮断する手段であることが望ましい。
　また、本発明の音響波画像生成装置において、受信開口制御手段は、関心領域の全域と向かい合って並んでいる音響波振動子を全て受信開口に設定することが望ましい。
　また、本発明の音響波画像生成装置において、受信開口制御手段は、関心領域の全域と向かい合って並んでいる音響波振動子のうち、一部の音響波振動子のみを受信開口に設定するものであってもよい。
　また、本発明の音響波画像生成装置において、受信開口制御手段は、上記一部の音響波振動子を、関心領域の端部に向かい合う位置と比べて、関心領域の中央部に向かい合う位置においてより密に存在する状態に設定することが望ましい。
　また、本発明の音響波画像生成装置は、関心領域の全域と向かい合って並んでいる複数の音響波振動子のうち、上記一部の音響波振動子以外の音響波振動子から出力された信号を、上記一部の音響波振動子から出力された信号を補間して求める手段をさらに有することが望ましい。
　一方、本発明の音響波画像生成方法は、
　被検体に向けて出射された光を受けることにより被検体内から発生した光音響波を音響波検出プローブにより検出して得られた信号に基づいて光音響画像を生成し、かつ、被検体に関するドップラ画像を生成する音響波画像生成方法において、
　ドップラ画像にて関心領域を設定し、
　音響波検出プローブの光音響波を検出する受信開口を、設定された関心領域の大きさに基づいて、音響波検出プローブが有する全部の受信開口よりも小さい開口に設定し、かつ、音響波検出プローブの光音響波を検出する受信開口の位置を、設定された関心領域の位置に基づいて設定するものである。
　本発明の音響波画像生成方法においては、
　音響波検出プローブとして、光音響波を検出可能な複数の音響波振動子が並設されてなる音響波検出プローブを用い、
　受信開口とする音響波振動子以外の音響波振動子のうち少なくとも一部の音響波振動子から出力される光音響波検出信号を遮断することにより、受信開口の設定を行うことが望ましい。
　また、本発明の音響波画像生成方法においては、関心領域の全域と向かい合って並んでいる音響波振動子を全て受信開口に設定することが望ましい。
　あるいは、本発明の音響波画像生成方法においては、関心領域の全域と向かい合って並んでいる音響波振動子のうち、一部の音響波振動子のみを受信開口に設定するようにしてもよい。
　また、本発明の音響波画像生成方法においては、上記一部の音響波振動子を、関心領域の端部に向かい合う位置と比べて、関心領域の中央部に向かい合う位置においてより密に存在する状態に設定することが望ましい。
　また、本発明の音響波画像生成方法においては、関心領域の全域と向かい合って並んでいる複数の音響波振動子のうち、上記一部の音響波振動子以外の音響波振動子から出力された信号を、上記一部の音響波振動子から出力された信号を補間して求めることが望ましい。
　本発明の音響波画像生成装置によれば、光音響画像生成のフレームレートを高く保つことができる。
本発明の一実施形態に係る音響波画像生成装置の全体構成を示す概略図 音響波検出プローブの受信開口設定の一例を示す概略図 関心領域の設定例を示す概略図 音響波検出プローブの受信開口設定の別の例を示す概略図 音響波検出プローブの受信開口設定のさらに別の例を示す概略図 音響波検出プローブの受信開口設定のさらに別の例を示す概略図 音響波検出プローブの受信開口設定のさらに別の例を示す概略図 ドップラ画像と光音響画像の重畳表示状態を示す概略図
　以下、図面を参照して、本発明の実施形態について詳しく説明する。
　図１は、本発明の一実施形態に係る音響波画像生成装置１０の全体構成を示す概略図である。なお図１において、音響波検出プローブ（以下、単にプローブという）１１の形状は概略的に示してある。本例の音響波画像生成装置１０は、一例として、光音響波検出信号に基づいて光音響画像を生成する機能を有するものであり、図１に概略的に示すように、プローブ１１、超音波ユニット１２、レーザユニット１３、画像表示部１４、および入力部１５等を備えている。以下、それらの構成要素について順次説明する。
　プローブ１１は、例えば生体である被検体Ｍに向けて測定光および超音波を出射する機能と、被検体Ｍ内を伝搬する音響波Ｕを検出する機能とを有する。すなわちプローブ１１は、被検体Ｍに対する超音波（音響波）の出射（送信）、および被検体Ｍで反射して戻って来た反射超音波（反射音響波）の検出（受信）を行うことができる。
　本明細書において「音響波」とは、超音波および光音響波を含む用語である。ここで、「超音波」とはプローブ１１により送信された弾性波およびその反射波（反射超音波）を意味し、「光音響波」とは吸収体６５が測定光を吸収することにより発する弾性波を意味する。また、プローブ１１が発する音響波は超音波に限定されるものでは無く、被検対象や測定条件等に応じて適切な周波数を選択してさえいれば、可聴周波数の音響波を用いてもよい。なお被検体Ｍ内の吸収体６５としては、例えば血管、金属部材等が挙げられる。
　プローブ１１は一般に、セクタ走査対応のもの、リニア走査対応のもの、コンベックス走査対応のもの等が用意され、それらの中から適宜のものが撮像部位に応じて選択使用される。またプローブ１１には、後述するレーザユニット１３から発せられた測定光であるレーザ光Ｌを、光出射部４０まで導光させる接続部としての光ファイバ６０が接続されている。
　プローブ１１は、音響波検出器である振動子アレイ２０と、この振動子アレイ２０を間に置いて、振動子アレイ２０の両側に各々１つずつ配設された合計２つの光出射部４０と、振動子アレイ２０および２つの光出射部４０等を内部に収容した筐体５０とを備えている。
　本実施形態において振動子アレイ２０は、超音波送信素子としても機能する。振動子アレイ２０は、図示外の配線を介して、超音波送信用の回路および音響波受信用の回路等と接続されている。
　振動子アレイ２０は、電気音響変換素子である音響波振動子（超音波振動子）が複数、一次元方向に並設されてなるものである。音響波振動子は、例えば圧電セラミクスから構成された圧電素子である。また音響波振動子は、ポリフッ化ビニリデン（ＰＶＤＦ）のような高分子フィルムから構成された圧電素子であってもよい。音響波振動子は、受信した音響波Ｕを電気信号に変換する機能を有している。なお、振動子アレイ２０は音響レンズを含んでもよい。
　本実施形態における振動子アレイ２０は、上述の通り、複数の音響波振動子が一次元に並設されてなるものであるが、複数の音響波振動子が二次元に並設されてなる振動子アレイが用いられてもよい。
　上記音響波振動子は、上述した通り超音波を送信する機能も有する。すなわち、この音響波振動子に交番電圧が印加されると、音響波振動子は交番電圧の周波数に対応した周波数の超音波を発生させる。なお、超音波の送信と受信は互いに分離させてもよい。つまり、例えばプローブ１１とは異なる位置から超音波の送信を行い、その送信された超音波に対する反射超音波をプローブ１１で受信するようにしてもよい。
　光出射部４０は、光ファイバ６０によって導光されたレーザ光Ｌを被検体Ｍに向けて出射させる部分である。本実施形態において光出射部４０は、光ファイバ６０の先端部、つまり測定光の光源であるレーザユニット１３から遠い方の端部によって構成されている。図１に示されるように、本実施形態では２つの光出射部４０が、振動子アレイ２０を間に置いて、振動子アレイ２０の例えばエレベーション方向の両側に配置されている。このエレベーション方向とは、複数の音響波振動子が一次元に並設された場合、その並び方向に対して直角で、振動子アレイ２０の検出面に平行な方向である。
　なお光出射部は、光ファイバ６０の先端に光学的に結合させた導光板および拡散板から構成されてもよい。そのような導光板は、例えばアクリル板や石英板から構成することができる。また拡散板としては、マイクロレンズが基板上にランダムに配置されているレンズ拡散板を使用することができる。また、例えば拡散微粒子が分散された石英板等を使用することができる。さらにレンズ拡散板としてはホログラフィカル拡散板を用いてもよいし、エンジニアリング拡散板を用いてもよい。
　図１に示されるレーザユニット１３は、例えばＱスイッチアレキサンドライトレーザ等のフラッシュランプ励起Ｑスイッチ固体レーザを有し、測定光としてのレーザ光Ｌを発する。レーザユニット１３は、例えば超音波ユニット１２の制御部３４からのトリガ信号を受けてレーザ光Ｌを出力するように構成されている。レーザユニット１３は、１～１００ｎｓｅｃ（ナノ秒）のパルス幅を有するパルスレーザ光Ｌを出力するものであることが好ましい。
　レーザ光Ｌの波長は、計測の対象となる被検体Ｍ内の吸収体６５の光吸収特性に応じて適宜選択される。例えば計測対象が生体内のヘモグロビンである場合、つまり血管を撮像する場合、一般的にその波長は、近赤外波長域に属する波長であることが好ましい。近赤外波長域とはおよそ７００～８５０ｎｍの波長域を意味する。しかし、レーザ光Ｌの波長は当然これに限られるものではない。またレーザ光Ｌは、単波長のものでもよいし、例えば７５０ｎｍおよび８００ｎｍ等の複数波長を含むものでもよい。レーザ光Ｌが複数の波長を含む場合、これらの波長の光は、同時に出射されてもよいし、交互に切り替えながら出射されてもよい。
　なおレーザユニット１３は、上に述べたアレキサンドライトレーザの他、同様に近赤外波長域のレーザ光を出力可能なＹＡＧ－ＳＨＧ（Second harmonic generation：第二次高調波発生）－ＯＰＯ（Optical Parametric Oscillation：光パラメトリック発振）レーザを用いた、あるいはＴｉ－Ｓａｐｐｈｉｒｅ（チタン－サファイア）レーザ等を用いて構成することもできる。
　光ファイバ６０は、レーザユニット１３から出射されたレーザ光Ｌを、２つの光出射部４０まで導く。光ファイバ６０は特に限定されず、石英ファイバ等の公知のものを使用することができる。例えば１本の太い光ファイバが用いられてもよいし、あるいは複数の光ファイバが束ねられてなるバンドルファイバが用いられてもよい。一例としてバンドルファイバが用いられる場合、１つにまとめられたファイバ部分の光入射端面から上記レーザ光Ｌが入射するようにバンドルファイバが配置され、そしてバンドルファイバの２つに分岐されたファイバ部分の各先端部が前述した通り光出射部４０を構成する。
　超音波ユニット１２は、マルチプレクサ１９、受信回路２１、受信メモリ２２、データ分離手段２３、光音響画像生成部２４、ドップラ画像生成部２５、関心領域設定部２６、画像表示制御部２７、送信制御回路３３および制御部３４を有する。超音波ユニット１２は、典型的にはプロセッサ、メモリ、およびバス等を有する。超音波ユニット１２には、光音響画像生成およびドプラ画像生成に関するプログラムがメモリに組み込まれている。プロセッサによって構成される制御部３４によって上記プログラムが動作することで、光音響画像生成部２４、ドップラ画像生成部２５、関心領域設定部２６および画像表示制御部２７の機能が実現する。すなわち、これらの各部は、プログラムが組み込まれたメモリとプロセッサにより構成されている。
　なお、超音波ユニット１２のハードウェアの構成は特に限定されるものではなく、複数のＩＣ（Integrated Circuit）、プロセッサ、ＡＳＩＣ（Application Specific Integrated Circuit）、ＦＰＧＡ（Field-programmable Gate Array）、メモリなどを適宜組み合わせることによって実現することができる。
　制御部３４は、音響波画像生成装置１０の各部を制御するものであり、本実施形態では図示外のトリガ制御回路を備える。このトリガ制御回路は、例えば光音響画像を生成する場合には、レーザユニット１３に光トリガ信号を送る。これによりレーザユニット１３のＱスイッチ固体レーザにおいて励起源のフラッシュランプが点灯し、レーザロッドの励起が開始される。このレーザロッドの励起状態が維持されている間、レーザユニット１３はレーザ光Ｌを出力可能な状態となる。
　制御部３４は、その後トリガ制御回路からレーザユニット１３へＱスイッチトリガ信号を送信する。つまり制御部３４は、このＱスイッチトリガ信号によって、レーザユニット１３からのレーザ光Ｌの出力タイミングを制御する。また制御部３４は、Ｑスイッチトリガ信号の送信と同時に、サンプリングトリガ信号を受信回路２１に送信する。このサンプリングトリガ信号は、受信回路２１のＡＤ変換器（Analog to Digital convertor）における光音響波検出信号のサンプリングの開始タイミングを規定する。このように、サンプリングトリガ信号を使用することにより、レーザ光Ｌの出力と同期して光音響波検出信号をサンプリングすることが可能となる。
　制御部３４は、超音波画像を生成する場合は、送信制御回路３３に超音波送信を指示する超音波トリガ信号を送信する。送信制御回路３３は、超音波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。制御部３４は、超音波送信のタイミングに合わせて受信回路２１にサンプリングトリガ信号を送信し、反射超音波検出信号のサンプリングを開始させる。
　以上述べた光音響画像あるいは超音波画像を生成する際、プローブ１１は、被検体Ｍに対して例えば前述したエレベーション方向に少しずつ位置が変えられて、レーザ光Ｌあるいは超音波により被検体Ｍが走査される。そこで上記光音響波検出信号あるいは反射超音波検出信号のサンプリングはこの走査と同期して、音響波検出ラインを一ラインずつずらしながらなされる。なお上記走査は、術者がプローブ１１を手操作で動かすことによってなされてもよいし、あるいは自動走査機構を用いてなされてもよい。
　受信回路２１は、プローブ１１の振動子アレイ２０が出力する光音響波検出信号を受信し、受信した検出信号を受信メモリ２２に格納する。なお、上記光音響波検出信号はマルチプレクサ１９を通して受信回路２１に伝えられるが、このマルチプレクサ１９については後に詳しく説明する。
　受信回路２１は典型的には、低ノイズアンプ、可変ゲインアンプ、ローパスフィルタ、およびＡＤ変換器を含んで構成される。プローブ１１が出力する光音響波検出信号は、低ノイズアンプで増幅された後に、可変ゲインアンプで深度に応じたゲイン調整がなされ、ローパスフィルタで高周波成分がカットされた後にＡＤ変換器でデジタル信号に変換され、受信メモリ２２に格納される。
　受信回路２１は、例えば１つのＩＣ（Integrated Circuit）で構成される。なお、上記ローパスフィルタによる高周波成分のカットは、ＡＤ変換時に折り返し雑音が発生することを防止するためのものであり、一般にそのカットオフ周波数は、ＡＤ変換のサンプリング周波数の半分程度の１０ＭＨｚ～３０ＭＨｚ程度とされる。
　本実施形態においてプローブ１１は、光音響波の検出信号と反射超音波の検出信号とを出力する。そこで受信メモリ２２には、デジタル化された光音響波検出信号および反射超音波検出信号が格納される。なお、詳しくいえば、上記光音響波検出信号は被検体Ｍに向けて出射されたレーザ光Ｌを吸収することにより被検体Ｍ内から発生した光音響波を検出して得られた信号である。一方上記反射超音波検出信号は、被検体Ｍに向けて出射された音響波である超音波が被検体Ｍ内で反射した反射音響波を検出して得られた信号である。
　データ分離手段２３は、受信メモリ２２から光音響画像用のデータ、つまりデジタル化された光音響波検出信号を読み出して、光音響画像生成部２４に送信する。またデータ分離手段２３は、受信メモリ２２から反射超音波画像用のデータ、つまりデジタル化された反射超音波検出信号を読み出して、ドップラ画像生成部２５に送信する。
　光音響画像生成部２４は、受信メモリ２２ からデータ分離手段２３を経て受信した光音響波検出信号を再構成して、光音響画像を生成する。具体的には、光音響画像生成部２４は、振動子アレイ２０の各音響波振動子の位置に応じた遅延時間で各音響波振動子からの信号に基づく光音響波検出信号を加算し、１ライン分の光音響波検出信号を生成する（遅延加算法）。光音響画像生成部２４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。あるいは光音響画像生成部２４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。再構成された複数ライン分の光音響波検出信号は、検波処理および対数変換処理等の信号処理を受けてから、被検体Ｍのある断面に関する光音響画像（断層画像）を表示する信号として、画像表示制御部２７を経て画像表示部１４に送られる。
　ドップラ画像生成部２５は、受信メモリ２２からデータ分離手段２３を経て受信した反射超音波検出信号から速度情報を周波数解析し、ドップラ効果による血流や組織、造影剤エコー成分を抽出して、例えば血流部を示すドップラ画像を表示するドップラ画像信号を取得する。このドップラ画像信号も、画像表示制御部２７を経て画像表示部１４に送られる。
　上記のドップラ画像信号を取得する範囲は、術者によって設定される。この範囲を関心領域と称する。この関心領域の位置および大きさは、関心領域設定部２６によって設定される。本実施形態では、一例として、まず受信メモリ２２ から受信した全ての反射超音波検出信号から生成し得るドップラ画像が画像表示部１４に表示される。術者はこのドップラ画像を観察しながら、それよりも狭い、例えば血流部を示す画像範囲を関心領域として設定する。
　この設定をする際には、画像表示部１４に表示されたドップラ画像上で、術者が例えばマウス等の入力部１５を用いて領域を指定し、その指定された領域が制御部３４に入力される。そして制御部３４が、指定された関心領域を示す情報を関心領域設定部２６に送って、該関心領域設定部２６を制御することによってなされる。
　なお関心領域の設定は、上述のようにまず広い範囲のドップラ画像を生成し、その上で領域を指定する他、受信メモリ２２ が出力する反射超音波検出信号から超音波Ｂモード画像を生成して画像表示部１４に表示させ、そのＢモード画像上で領域を指定することによって行うこともできる。
　画像表示制御部２７は、上記の光音響画像を表示する信号に基づいて光音響画像を、上記ドップラ画像信号に基づいてドップラ画像をそれぞれ画像表示部１４に表示させる。これら２種類の画像は別々に、あるいは合成されて合成画像として画像表示部１４に表示される。後者の場合、画像表示制御部２７は、例えば光音響画像とドップラ画像とを重畳させて画像合成を行う。
　なお図８に、光音響画像Ｉｐａとドップラ画像Ｉｄｐとが、画像表示部１４の表示画面１４ａに重畳表示された状態を概略的に示す。光音響画像Ｉｐａは、被検体Ｍの表皮Ｓに比較的近い部分に存在する毛細血管Ｃｖ等を示すものとなっている。一方ドップラ画像Ｉｄｐは、上記毛細血管Ｃｖよりも深い位置にある血流部Ｖｅ等を示すものとなっている。
　以上述べた２種類の音響波画像は、互いに時間を置いて生成される。特に本実施形態では、ドップラ画像が生成されてから光音響画像が生成される。それらの音響波画像を重畳表示するために、例えば画像表示制御部２７は各画像を示す画像信号を一時的に記憶するバッファメモリを備えている。
　次に、光音響画像を作成する際に、図１に示したプローブ１１の受信開口を制御する点について説明する。図２はこの説明をするための概略図であり、ここではプローブ１１を、複数の音響波振動子Ｇ１～Ｇ１６が一次元アレイ状に並設されてなるものとして示している。つまり本例では、プローブ１１を１６ｃｈ（チャンネル）のものとして示している。なお、これらの音響波振動子Ｇ１～Ｇ１６が、図１に示した振動子アレイ２０である。また、図２では音響波振動子Ｇ１～Ｇ１６のうち、一部のものにだけ附番を与えているが、図中の左側から右側に向かって音響波振動子Ｇ１、音響波振動子Ｇ２、・・・音響波振動子Ｇ１６という順序で並んでいるものとする。
　また、Ｆはドップラ画像を生成可能な領域を示し、ＲＯＩはその領域Ｆの中に設定された関心領域を示している。なお、ここでは、プローブ１１の位置を上記領域Ｆに対する相対位置として示しているが、この相対位置は、光音響画像を生成する際のプローブ１１と被検体Ｍとの位置関係と対応している。
　また２１Ｃは、図１に示した受信回路２１の受信チャンネルを概念的に示している。ここでは、受信回路２１がＣ１～Ｃ８の８つの受信チャンネルを有しているものとする。そして１９は、受信チャンネル２１Ｃとプローブ１１との間に介設されたマルチプレクサ（図１を参照）を示している。
　以上の構成において、１６ｃｈの音響波振動子Ｇ１～Ｇ１６から発せられる信号を全て受信回路２１で受信する場合は、まず８ｃｈの音響波振動子Ｇ１～Ｇ８から発せられた信号が、８ｃｈの受信チャンネルＣ１～Ｃ８から受信回路２１に受信される。その後、マルチプレクサ１９が切り換えられて、残りの８ｃｈの音響波振動子Ｇ９～Ｇ１６から発せられた信号が、８ｃｈの受信チャンネルＣ１～Ｃ８から受信回路２１に受信される。
　ここで、光音響画像を生成する際にはマルチプレクサ１９が図示の通りの状態とされる。そして、被検体Ｍのある１つの断面の光音響画像を生成するに当たり、この状態下で１回だけレーザ光Ｌが被検体Ｍに向けて出射される。こうしてレーザ光Ｌが１回出射された際、８ｃｈの音響波振動子Ｇ４～Ｇ１１から出力される信号（光音響波検出信号）だけが、８ｃｈの受信チャンネルＣ１～Ｃ８から受信回路２１に受信される。その後、マルチプレクサ１９の切り換えはなされず、以上で、１つの断面の光音響画像を生成するための光音響波検出信号の受信が完了する。
　以上のようにして本例では、１６ｃｈの音響波振動子Ｇ１～Ｇ１６のうち一部のチャンネル、すなわち８ｃｈの音響波振動子Ｇ１～Ｇ３およびＧ１２～Ｇ１６から出力される信号（光音響波検出信号）はマルチプレクサ１９において遮断され、受信回路２１では受信されない。それにより、光音響画像生成のフレームレートを上げて、光音響画像のリアルタイム性を向上させることができる。なお図２では、受信開口となる音響波振動子を、ハッチングを付して示してある（図４～図７でも同様）。
　上記の受信開口とする８ｃｈの音響波振動子Ｇ４～Ｇ１１は、ドップラ画像信号を取得する範囲である関心領域ＲＯＩの大きさおよび位置に基づいて定められる。すなわち本例では、関心領域ＲＯＩの全域と向かい合って並んでいる音響波振動子を全て受信開口に設定できるように、８ｃｈの音響波振動子Ｇ４～Ｇ１１が受信開口に設定される。
　ここで、受信開口の設定を、図３に示す実際の超音波画像を用いて説明する。この図において、黒の背景の中にある扇状部分が例えばＢモード画像等の超音波画像であり、その中に、ドップラ画像の表示範囲である関心領域ＲＯＩが設定される。なおこの図３の例では、Ａで示す関心領域ＲＯＩの中央部近辺に血流部が示され、Ｂで示す関心領域の図中左右の端部に近い部分には、表示したい対象物は存在していない。
　ドップラ画像においては、一般に血流部が表示される。また光音響画像は多くの場合、レーザ光Ｌ等の光を良く吸収して光音響波を発する血管部分を表示するために用いられる。したがって、上記血流部が含まれるように関心領域ＲＯＩが設定されていることを前提として、少なくともこの関心領域ＲＯＩについて光音響波検出信号を生成可能にプローブ１１の受信開口を設定しておけば、受信開口が小さく制限されていても、生成される光音響画像は上述のように血管部分を表示できるものとなる。
　なおマルチプレクサ１９の状態は、関心領域ＲＯＩを示す情報に基づいて制御部３４によって制御される。つまり本実施形態では、マルチプレクサ１９および制御部３４が受信開口制御手段を構成している。また、関心領域設定部２６および制御部３４が、関心領域を設定する手段を構成している。
　次に図４に、プローブ１１の受信開口設定の別の例を示す。この例では、受信開口の大きさは図２の例と同様に８ｃｈとされるが、関心領域ＲＯＩの位置が図２の例と異なるので、その位置に対応して、音響波振動子Ｇ８～Ｇ１５が受信開口とされている。
　以下、上述した効果を、実際の装置に即した例を用いてより詳しく説明する。本例では、プローブ１１の音響波振動子が１２８ｃｈ、受信回路２１の受信チャンネルが６４ｃｈ、レーザ光Ｌの出射の繰り返し周波数が１０Ｈｚであるとする。この例では、1枚の光音響画像を生成するために通常、
（１）レーザ光Ｌの出射（１回目）
（２）６４ｃｈの音響波振動子により光音響波を検出（１回目）
（３）レーザ光Ｌの出射（２回目）
（４）残りの６４ｃｈの音響波振動子により光音響波を検出（２回目）
（５）光音響画像生成部２４（図１を参照）により光音響画像を生成
というように、レーザ光Ｌの出射を２回行う必要がある。すると、レーザ光Ｌの出射の繰り返し周波数が１０Ｈｚであることから、光音響画像生成の繰り返し周波数は５Ｈｚ（フレームレートは５枚／秒）となってしまう。
　それに対して、基本的に図２の例と同じようにして、プローブ１１の音響波振動子が本来１２８ｃｈであるところ、半分の６４ｃｈを受信開口とする場合は、1枚の光音響画像を生成するために、
（１）レーザ光Ｌの出射（１回目）
（２）６４ｃｈの音響波振動子により光音響波を検出（１回目）
（３）光音響画像生成部２４（図１を参照）により光音響画像を生成
というように、レーザ光Ｌの出射を１回だけ行えばよいことになる。これにより、光音響画像生成の繰り返し周波数を、レーザ光Ｌの出射の繰り返し周波数と同じ１０Ｈｚ（フレームレートは１０枚／秒）とすることができる。
　一般的に、関心領域ＲＯＩは、プローブ１１によって超音波画像を取得できる範囲の中の一部領域に設定されることが多い。したがって、プローブ１１の受信開口を、本来プローブ１１が備えている受信開口の１／２程度まで制限しても、血管部分等の所望部分を表示できる光音響画像を生成可能であることが多い。そこで本発明によれば、多くの場合、上に述べた通り光音響画像生成において、本来プローブ１１が備えている受信開口を全て使用する場合と比べて、フレームレートを向上させることができる。
　また一般に、光音響画像は画像化可能領域が浅い。つまり、被検体の光照射側の表面から比較的近い所に有る部分しか画像化できない。そのため、ドップラ画像の関心領域ＲＯＩから離れた部分と向き合う音響波振動子が出力する光音響波検出信号は、音響波振動子の受信指向角が深いことから画質の向上に寄与せず、むしろノイズを増やすことで光音響画像の画質を劣化させることも多い。それに対して、図２に示す例あるいは図４に示す例では、主に受信指向角が浅い音響波振動子が出力する信号に基づいて光音響画像を生成することになるので、光音響画像の画質向上も期待できる。
　なお、関心領域ＲＯＩが比較的小さく、設定されたプローブ１１の受信開口に対応する音響波振動子のチャンネル数が６４ｃｈより小さい場合は、受信開口を、フレームレートが低下しない範囲内で広げてもよい。例えば、ドップラ画像の関心領域ＲＯＩに基づいて定められたプローブ１１の受信開口に対応する音響波振動子のチャンネル数が３２ｃｈの場合、受信開口を６４ｃｈまで広げてもよい。
　次に図５を参照して、プローブ１１の受信開口設定の別の例を示す。図２に示した例および図４に示した例では、関心領域ＲＯＩの全域と向かい合って並んでいる音響波振動子を全て受信開口に設定している。しかし、関心領域ＲＯＩが比較的大きい（音響波振動子の並び方向に長い）場合は、上記２つの例のように受信開口を設定すると、それらの受信開口の数が、受信回路２１の受信チャンネルＣ１～Ｃ８の数よりも大きくなることがある。そうなった場合は、光音響画像生成のフレームレートが低下することになる。
　そのようなことを防ぐために図５の例では、関心領域ＲＯＩの全域と向かい合って並んでいる音響波振動子のうち、一部の音響波振動子のみを受信開口に設定するようにしている。つまり本例では具体的に、関心領域ＲＯＩの全域と向かい合って並んでいる１４個の音響波振動子のうち、８個の音響波振動子Ｇ２、Ｇ４、Ｇ６、Ｇ８、Ｇ９、Ｇ１１、Ｇ１３およびＧ１５のみを受信開口としている。こうすることにより、プローブ１１の受信開口の数を受信回路２１の受信チャンネルＣ１～Ｃ８の数と一致させ、光音響画像生成のフレームレートが低下することを防止できる。この効果は、後述する図６の例でも同様に得られる。
　以上のようなプローブ１１の受信開口の設定は、先に述べた実際の装置に即した例、つまりプローブ１１の音響波振動子が１２８ｃｈ、受信回路２１の受信チャンネルが６４ｃｈ、レーザ光Ｌの出射の繰り返し周波数が１０Ｈｚである例においても適用可能である。そうした場合は、光音響画像生成の繰り返し周波数を、レーザ光Ｌの出射の繰り返し周波数と同じ１０Ｈｚとすることができる。
　図６に、プローブ１１の受信開口設定のさらに別の例を示す。この図６に示す例は、図５に示した例と基本的に同じで、受信開口とする音響波振動子の並び方が一部異なるだけのものである。
　上述した図５の例および図６の例では、関心領域ＲＯＩの全域と向かい合って並んでいる複数の音響波振動子のうち、受信開口に設定されない音響波振動子から出力された信号（光音響波検出信号）を、受信開口に設定された音響波振動子から出力された信号を補間して求めるのが望ましい。その補間して求めた信号に基づいて光音響画像を生成すれば、輝度や濃度の分布等において違和感の無い光音響画像を生成可能となる。
　上記の補間は、光音響画像を再構成した後の信号に対して行ってもよいし、再構成の前の信号に対して行ってもよい。例えば前者のようにする場合は、図１に示した光音響画像生成部２４に補間機能を持たせて、この光音響画像生成部２４を補間手段として用いてもよい。
　図７に、プローブ１１の受信開口設定のさらに別の例を示す。この図７に示す例は、上述した図５の例および図６の例と同様に、関心領域ＲＯＩの全域と向かい合って並んでいる音響波振動子のうち、一部の音響波振動子Ｇ２、Ｇ４、Ｇ６、Ｇ７、Ｇ８、Ｇ９、Ｇ１１およびＧ１３のみを受信開口に設定するものである。それにより、図５の例および図６の例におけるのと同様の効果が得られる。
　それに加えて図７の例では、受信開口とする音響波振動子として、音響波振動子Ｇ２、Ｇ４、Ｇ６、Ｇ７、Ｇ８、Ｇ９、Ｇ１１およびＧ１３を選択することにより、受信開口となる音響波振動子が、関心領域ＲＯＩの端部に向かい合う位置と比べて、関心領域ＲＯＩの中央部に向かい合う位置においてより密に存在する状態に設定している。
　ここで、一般に関心領域ＲＯＩは、血流部等が中央部近くに有るように設定されることが多い。そうした場合、光音響波検出信号は、関心領域ＲＯＩの周辺部ほど信号強度が低く、そのため、再構成後の光音響画像におけるノイズ発生の原因となることもある。そこで、本例のようにプローブ１１の受信開口を設定して、関心領域ＲＯＩの端部近くから発生する光音響波を検出した信号は光音響画像生成のために余り利用しないようにすれば、光音響画像の画質向上の効果が得られる。
　以上、プローブ１１のチャンネル数（音響波振動子の数）が１２８ｃｈで、受信回路２１側の受信チャンネル数が６４ｃｈの場合を例に挙げて詳しく説明したが、本発明ではそれらのチャンネル数は例示したものに限定されない。例えば、プローブ１１のチャンネル数は１９６ｃｈ、２５６ｃｈ、あるいは５１２ｃｈ等であってもよく、受信回路２１側の受信チャンネル数は１２８ｃｈ、あるいは２５６ｃｈ等であってもよい。
　また、マルチプレクサ１９（図１を参照）は、３以上の入力系を備えるものであっても構わない。さらに、プローブ１１の受信開口を設定する手段としては、このマルチプレクサ１９以外の手段が用いられても構わない。
　　　１０　　音響波画像生成装置
　　　１１　　プローブ
　　　１２　　超音波ユニット
　　　１３　　レーザユニット
　　　１４　　画像表示部
　　　１４ａ　表示画面
　　　１５　　入力部
　　　２０　　振動子アレイ
　　　２１　　受信回路
　　　２１Ｃ　受信回路の受信チャンネル
　　　２２　　受信メモリ
　　　２３　　データ分離手段
　　　２４　　光音響画像生成部
　　　２５　　ドップラ画像生成部
　　　２６　　関心領域設定部
　　　２７　　画像表示制御部
　　　３３　　送信制御回路
　　　３４　　制御部
　　　４０　　光出射部
　　　５０　　筺体
　　　６０　　光ファイバ
　　　６５　　吸収体
　　　Ｆ　　　ドップラ画像を生成可能な領域
　　　Ｇ１、Ｇ２、・・・Ｇ１６　　音響波振動子
　　　Ｉｄｐ　　ドップラ画像
　　　Ｉｐａ　　光音響画像
　　　Ｌ　　レーザ光（測定光）
　　　Ｍ　　被検体
　　　Ｕ　　音響波

Claims (12)

  1. 　被検体に向けて出射された光を受けることにより該被検体内から発生した光音響波を音響波検出プローブにより検出して得られた信号に基づいて光音響画像を生成し、かつ、前記被検体に関するドップラ画像を生成する音響波画像生成装置において、
    　前記ドップラ画像にて関心領域を設定する手段と、
    　前記音響波検出プローブの前記光音響波を検出する受信開口を、前記設定された関心領域の大きさに基づいて、該音響波検出プローブが有する全部の受信開口よりも小さい開口に設定し、かつ、前記音響波検出プローブの前記光音響波を検出する受信開口の位置を、前記設定された関心領域の位置に基づいて設定する受信開口制御手段と、
    を有する音響波画像生成装置。
  2. 　前記音響波検出プローブとして、前記光音響波を検出可能な複数の音響波振動子が並設されてなる音響波検出プローブが用いられ、
    　前記受信開口制御手段は、受信開口とする音響波振動子以外の音響波振動子のうち少なくとも一部の音響波振動子から出力される光音響波検出信号を遮断する手段である請求項１記載の音響波画像生成装置。
  3. 　前記受信開口制御手段は、前記関心領域の全域と向かい合って並んでいる前記音響波振動子を全て受信開口に設定する請求項２記載の音響波画像生成装置。
  4. 　前記受信開口制御手段は、前記関心領域の全域と向かい合って並んでいる前記音響波振動子のうち、一部の音響波振動子のみを受信開口に設定する請求項２記載の音響波画像生成装置。
  5. 　前記受信開口制御手段は、前記一部の音響波振動子を、前記関心領域の端部に向かい合う位置と比べて、前記関心領域の中央部に向かい合う位置においてより密に存在する状態に設定する請求項４記載の音響波画像生成装置。
  6. 　前記関心領域の全域と向かい合って並んでいる複数の音響波振動子のうち、前記一部の音響波振動子以外の音響波振動子から出力された信号を、前記一部の音響波振動子から出力された信号を補間して求める手段をさらに有する請求項４または５記載の音響波画像生成装置。
  7. 　被検体に向けて出射された光を受けることにより該被検体内から発生した光音響波を音響波検出プローブにより検出して得られた信号に基づいて光音響画像を生成し、かつ、前記被検体に関するドップラ画像を生成する音響波画像生成方法において、
    　前記ドップラ画像にて関心領域を設定し、
    　前記音響波検出プローブの前記光音響波を検出する受信開口を、前記設定された関心領域の大きさに基づいて、該音響波検出プローブが有する全部の受信開口よりも小さい開口に設定し、かつ、前記音響波検出プローブの前記光音響波を検出する受信開口の位置を、前記設定された関心領域の位置に基づいて設定する音響波画像生成方法。
  8. 　前記音響波検出プローブとして、前記光音響波を検出可能な複数の音響波振動子が並設されてなる音響波検出プローブを用い、
    　受信開口とする音響波振動子以外の音響波振動子のうち少なくとも一部の音響波振動子から出力される光音響波検出信号を遮断することにより、前記受信開口の設定を行う請求項７記載の音響波画像生成方法。
  9. 　前記関心領域の全域と向かい合って並んでいる前記音響波振動子を全て受信開口に設定する請求項８記載の音響波画像生成方法。
  10. 　前記関心領域の全域と向かい合って並んでいる前記音響波振動子のうち、一部の音響波振動子のみを受信開口に設定する請求項８記載の音響波画像生成方法。
  11. 　前記一部の音響波振動子を、前記関心領域の端部に向かい合う位置と比べて、前記関心領域の中央部に向かい合う位置においてより密に存在する状態に設定する請求項１０記載の音響波画像生成方法。
  12. 　前記関心領域の全域と向かい合って並んでいる複数の音響波振動子のうち、前記一部の音響波振動子以外の音響波振動子から出力された信号を、前記一部の音響波振動子から出力された信号を補間して求める請求項１０または１１記載の音響波画像生成方法。
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