(57)【要約】  対象に物理的に接触することなく対象の超音波画像を生成するためのシステム及び方法を提供する。光音響励起源は、患者内に音響じょう乱を伝達して伝搬光音響波を生じさせるために、走査ミラーへ向けられるよう構成される。音響じょう乱は、患者に沿って定められた方向に移行されて、伝搬光音響波のコヒーレント加算を生じさせ、これにより、患者内の構造を調べるために合成音響及び／又は弾性波を生じさせる。合成波の後方散乱により生成された振動は、患者の表面において検出され、患者内の構造の超音波画像が生成される。振動の検出は、レーザー振動計を用いて実行されてもよい。励起及び検出システムは、別々に又は組み合わせて用いられてもよい。【選択図】図１
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
患者の超音波画像を生成するための方法において、
ａ）前記患者内に複数の音響じょう乱を伝達し伝搬光音響波を生じさせるために、走査ミラーに光音響励起源を向ける工程と、
ｂ）前記患者内の構造を調べるために、前記伝搬光音響波のコヒーレント加算を生じさせ、これにより、定められた方向に沿って伝搬する少なくとも一つの結果的に生じる合成波を生成するために、前記患者に沿って前記定められた方向に前記複数の音響じょう乱を移行させる工程と、
ｃ）前記患者内の構造からの前記少なくとも一つの結果的に生じる合成波の後方散乱により生成された前記患者の表面における振動を検出する工程と、
ｄ）前記工程ｃ）で前記患者の表面において検出された振動を用いて、前記患者内の構造の超音波画像を生成する工程と、を含む
ことを特徴とする方法。
【請求項２】
前記光音響励起源が、レーザーを含むことを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項３】
前記レーザーが、連続波出力と、約０Ｈｚから約１０ＭＨｚの間の変調周波数を有する出力と、のうちの一つを有することを特徴とする請求項２に記載の方法。
【請求項４】
前記レーザーがレーザービームを生成するよう構成され、前記走査ミラーが、前記レーザービームを前記定められた方向に沿って移動させるよう構成されたことを特徴とする請求項２に記載の方法。
【請求項５】
前記光音響励起源が、無線周波数エネルギー及びマイクロ波エネルギーの指向性を有する源のうちの少なくとも一つを含むことを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項６】
前記少なくとも一つの結果的に生じる合成波の後方散乱により生成された前記患者の表面における振動を検出する工程が、レーザー振動計検出アレイ及び超音波トランスデューサ受信機のうちの少なくとも一つを用いて実行されることを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項７】
前記レーザー振動計検出アレイが、前記患者の眼及び皮膚のうちの少なくとも一つに届けられるよう構成された光のビームを放出することを特徴とする請求項６に記載の方法。
【請求項８】
前記レーザー振動計検出アレイが、前記患者の動きを補正するためにドップラートラッキングを実行するよう構成されたことを特徴とする請求項６に記載の方法。
【請求項９】
前記レーザー振動計検出アレイが、前記患者の表面における振動を、約１Ｈｚから約４０ＭＨｚの周波数バンドにわたって測定するよう構成されたことを特徴とする請求項６に記載の方法。
【請求項１０】
前記レーザー振動計検出アレイが、コヒーレントマルチ画素イメージングシステム及びデジタル焦点面アレイのうちの少なくとも一つであることを特徴とする請求項６に記載の方法。
【請求項１１】
前記光音響励起源は、前記患者から遠隔配置されたハンドヘルド装置を含むことを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項１２】
前記超音波画像は三次元（３Ｄ）画像を含み、前記患者内の構造は、脳及び骨のうち少なくとも一つを含むことを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項１３】
前記光音響励起源及び前記走査ミラーのうち少なくとも一つは、前記複数の音響じょう乱を音速で移行するよう構成されたことを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項１４】
患者の超音波画像を生成するためのシステムにおいて、
前記患者内に複数の音響じょう乱を伝達し伝搬光音響波を生じさせるために、走査ミラーに向けられる光音響励起源と、
少なくとも一つの結果的に生じる合成波の後方散乱によって生成された、前記患者の表面における振動を検出するよう構成されたセンサと、
前記少なくとも一つの結果的に生じる合成波を受信するよう構成されたデータ取得システムと、
前記データ取得システムへのアクセスを有するプロセッサと、を有し、
前記プロセッサは、
ｉ）前記患者内の構造を調べるために、前記伝搬光音響波のコヒーレント加算を生じさせ、これにより、定められた方向に沿って伝搬する少なくとも一つの結果的に生じる合成波を生成するために、前記複数の音響じょう乱を前記患者に沿って前記定められた方向に移行させる工程と、
ｉｉ）前記患者内の構造からの前記少なくとも一つの結果的に生じる合成波の後方散乱により生成された前記患者の表面における振動を測定する工程と、
ｉｉｉ）前記工程ｉｉ）で前記患者の表面において検出された振動を用いて、前記患者内の構造の超音波画像を生成する工程と、を実行するよう構成された
ことを特徴とするシステム。
【請求項１５】
前記光音響励起源が、レーザーを含むことを特徴とする請求項１４に記載のシステム。
【請求項１６】
前記レーザーが、連続波出力と、約０ｋＨｚから約１０ＭＨｚの間の変調周波数を有する出力と、のうちの一つを有することを特徴とする請求項１５に記載のシステム。
【請求項１７】
前記レーザーがレーザービームを生成し、前記走査ミラーが、前記レーザービームを前記定められた方向に沿って移動させるよう構成されたことを特徴とする請求項１６に記載のシステム。
【請求項１８】
前記光音響励起源が、無線周波数エネルギー及びマイクロ波エネルギーの指向性を有する源のうちの少なくとも一つを含むことを特徴とする請求項１４に記載のシステム。
【請求項１９】
前記センサが、レーザー振動計検出アレイ及び超音波トランスデューサ受信機のうちの少なくとも一つを含むことを特徴とする請求項１４に記載のシステム。
【請求項２０】
前記レーザー振動計検出アレイが、前記患者の眼及び皮膚のうちの少なくとも一つに届けられるよう構成された光のビームを放出するよう構成されたことを特徴とする請求項１９に記載のシステム。
【請求項２１】
前記レーザー振動計検出アレイが、前記患者の動きを補正するためにドップラートラッキングを実行するよう構成されたことを特徴とする請求項１９に記載のシステム。
【請求項２２】
前記レーザー振動計検出アレイが、前記患者の表面における振動を、約１Ｈｚから約４０ＭＨｚの周波数バンドにわたって測定するよう構成されたことを特徴とする請求項１９に記載のシステム。
【請求項２３】
前記レーザー振動計検出アレイが、コヒーレントマルチ画素イメージングシステム及びデジタル焦点面アレイのうちの少なくとも一つであることを特徴とする請求項１９に記載のシステム。
【請求項２４】
前記光音響励起源は、前記患者から遠隔配置されたハンドヘルド装置を含むことを特徴とする請求項１４に記載のシステム。
【請求項２５】
前記超音波画像は三次元（３Ｄ）画像を含み、前記患者内の構造は、脳及び骨のうち少なくとも一つを含むことを特徴とする請求項１４に記載のシステム。
【請求項２６】
前記光音響励起源及び前記走査ミラーのうち少なくとも一つは、前記複数の音響じょう乱を音速で移行するよう構成されたことを特徴とする請求項１４に記載のシステム。
【請求項２７】
患者の超音波画像を生成するための方法において、
ａ）伝搬光音響波を生じさせるために、レーザービームを生成するよう構成されたレーザー源を前記患者に向ける工程と、
ｂ）前記患者内の構造を調べるために、前記伝搬光音響波のコヒーレント加算を生じさせ、これにより、定められた方向に沿って伝搬する少なくとも一つの結果的に生じる合成波を生成するために、前記患者に沿って前記定められた方向に前記レーザービームを移行させる工程と、
ｃ）レーザー振動計検出アレイを用いて、前記患者内の構造からの前記少なくとも一つの結果的に生じる合成波の後方散乱により生成された前記患者の表面における振動を検出する工程と、
ｄ）前記工程ｃ）で前記患者の表面において検出された振動を用いて、前記患者内の構造の超音波画像を生成する工程と、を含む
ことを特徴とする方法。
【請求項２８】
前記レーザーが、連続波出力と、約０ｋＨｚから約１０ＭＨｚの間の変調周波数を有する出力と、のうちの一つを有することを特徴とする請求項２７に記載の方法。
【請求項２９】
前記レーザービームを、前記レーザービームを前記定められた方向に沿って移動させるよう構成された走査ミラーに向けることを特徴とする請求項２７に記載の方法。
【請求項３０】
前記光音響励起源及び前記走査ミラーのうち少なくとも一つは、前記レーザービームを音速で移行させるよう構成されたことを特徴とする請求項２９に記載の方法。
【請求項３１】
前記レーザー振動計検出アレイが、超音波トランスデューサ受信機を含むことを特徴とする請求項２７に記載の方法。
【請求項３２】
前記レーザー振動計検出アレイが、前記患者の眼及び皮膚のうちの少なくとも一つに届けられるよう構成された光のビームを放出することを特徴とする請求項２７に記載の方法。
【請求項３３】
前記レーザー振動計検出アレイが、前記患者の動きを補正するためにドップラートラッキングを実行するよう構成されたことを特徴とする請求項２７に記載の方法。
【請求項３４】
前記レーザー振動計検出アレイが、前記患者の表面における振動を、約１Ｈｚから約４０ＭＨｚの周波数バンドにわたって測定するよう構成されたことを特徴とする請求項２７に記載の方法。
【請求項３５】
前記レーザー振動計検出アレイが、コヒーレントマルチ画素イメージングシステム及びデジタル焦点面アレイのうちの少なくとも一つであることを特徴とする請求項２７に記載の方法。
【請求項３６】
前記レーザー源は、前記患者から遠隔配置されたハンドヘルド装置を含むことを特徴とする請求項２７に記載の方法。
【請求項３７】
前記超音波画像は三次元（３Ｄ）画像を含み、前記患者内の構造は、脳及び骨のうち少なくとも一つを含むことを特徴とする請求項２７に記載の方法。
【請求項３８】
前記レーザー源を前記患者に向ける工程が、複数の音響じょう乱を前記患者内に伝達するために実行されることを特徴とする請求項２７に記載の方法。
【請求項３９】
患者の超音波画像を生成するためのシステムにおいて、
伝搬光音響波を生じさせるために、前記患者に向けられるレーザービームを生成するよう構成されたレーザー源と、
少なくとも一つの結果的に生じる合成波の後方散乱によって生成された、前記患者の表面における振動を検出するよう構成されたレーザー振動計検出アレイと、
前記少なくとも一つの結果的に生じる合成波を受信するよう構成されたデータ取得システムと、
前記データ取得システムへのアクセスを有するプロセッサと、を有し、
前記プロセッサは、
ｉ）前記患者内の構造を調べるために、前記伝搬光音響波のコヒーレント加算を生じさせ、これにより、定められた方向に沿って伝搬する少なくとも一つの結果的に生じる合成波を生成するために、前記レーザービームを前記患者に沿って前記定められた方向に移行させる工程と、
ｉｉ）前記レーザー振動計検出アレイを用いて、前記患者内の構造からの前記少なくとも一つの結果的に生じる合成波の後方散乱により生成された前記患者の表面における振動を測定する工程と、
ｉｉｉ）前記工程ｉｉ）で前記患者の表面において検出された振動を用いて、前記患者内の構造の超音波画像を生成する工程と、を実行するよう構成された
ことを特徴とするシステム。
【請求項４０】
前記レーザーが、連続波出力と、約０ｋＨｚから約１０ＭＨｚの間の変調周波数を有する出力と、のうちの一つを有することを特徴とする請求項３９に記載のシステム。
【請求項４１】
前記レーザービームが、前記定められた方向に沿って前記レーザービームを動かすよう構成された走査ミラーに向けられるよう構成されたことを特徴とする請求項３９に記載のシステム。
【請求項４２】
前記レーザー源及び前記走査ミラーのうち少なくとも一つは、前記レーザービームを音速で移行させるよう構成されたことを特徴とする請求項４１に記載のシステム。
【請求項４３】
前記レーザー振動計検出アレイが、超音波トランスデューサ受信機を含むことを特徴とする請求項３９に記載のシステム。
【請求項４４】
前記レーザー振動計検出アレイが、前記患者の眼及び皮膚のうちの少なくとも一つに届けられるよう構成された光のビームを放出することを特徴とする請求項３９に記載のシステム。
【請求項４５】
前記レーザー振動計検出アレイが、前記患者の動きを補正するためにドップラートラッキングを実行するよう構成されたことを特徴とする請求項３９に記載のシステム。
【請求項４６】
前記レーザー振動計検出アレイが、前記患者の表面における振動を、約１Ｈｚから約４０ＭＨｚの周波数バンドにわたって測定するよう構成されたことを特徴とする請求項３９に記載のシステム。
【請求項４７】
前記レーザー振動計検出アレイが、コヒーレントマルチ画素イメージングシステム及びデジタル焦点面アレイのうちの少なくとも一つであることを特徴とする請求項３９に記載のシステム。
【請求項４８】
前記レーザー源は、前記患者から遠隔配置されたハンドヘルド装置を含むことを特徴とする請求項３９に記載のシステム。
【請求項４９】
前記超音波画像は三次元（３Ｄ）画像を含み、前記患者内の構造は、脳及び骨のうち少なくとも一つを含むことを特徴とする請求項３９に記載のシステム。
【請求項５０】
前記レーザー源が、前記患者に複数の音響じょう乱を伝達するために前記患者に向けられるよう構成されたことを特徴とする請求項３９に記載のシステム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
（関連出願の相互参照）
【０００２】
本出願は、２０１３年１１月２２日に出願された米国仮出願番号第６１／９０７，８４３号に基づくとともにその利益を主張し、当該仮出願の内容は全てここに引用することにより盛り込まれているものとする。
【０００３】
（連邦政府の支援による研究に関する言明）
本発明は、米空軍ライフサイクル管理センターによって与えられたＦＡ８７２１−０５−Ｃ−０００２に従う政府の支持とともになされた。政府は、本発明において一定の権利を有する。
【背景技術】
【０００４】
本発明は、超音波画像を生成するためのシステム及び方法に関し、より詳細には、患者にシステムを接触させずに超音波画像を生成するためのシステム及び方法に関し、これは、例えば、光音響エネルギー及び／又はレーザー振動測定を使用することで達成することが出来る。
【０００５】
生体組織及び骨の超音波イメージング技法は、治療法において定着したものであり、施術者による病気や怪我の診断を補助する。現在のシステムは、皮膚と接触した機械的なトランスデューサ及び受信機に頼っており、皮膚との接触箇所において、結合ゲルが、装置と皮膚との間のインピーダンスを低減するための接合部分の役割をする。従来の超音波画像は、音響信号を送受信するために、関心領域の上に直接置かれた超音波トランスデューサを用いることによって、接触した形で得られる。通常、音響パルスは体内に放出される。体内の構造からのエコーはトランスデューサに反射して戻り、その到着時間によって、構造までの範囲(range)に関する情報が提供される。音源は全方向性であるので、範囲情報のみが取得され、交差範囲方向(cross range direction)の情報を生じるトランスデューサのラインを用いることによって二次元（２Ｄ）画像が形成される。
【０００６】
しかしながら、現在、トランスデューサラインアレイのスキャニングを介する三次元画像の形成にはかなりの作業が費やされているものの、これには、個々の２Ｄ画像が正しく配列されなければならないことから、登録エラーに関する問題がある。また、より良い質の空間情報を得るために放出されたエネルギーが指向性を有するよう、トランスデューサの２Ｄアレイの個別の源要素を組み合わせるという検証も行われている。しかしながら、２Ｄアレイの実用的な実施においては、関心がある表面（例えば、人体）と共形でかつこれに均一に結合した十分大きなアレイを作成する上で問題がある。
【０００７】
更に、特定の状況下では、超音波画像を得るために非接触での操作が望まれる場合がある。例えば、無菌状態が重要な問題となる手術の状況、直接的な接触が不快又は痛みを伴うような状況（例えば、眼の画像化）、あるいは患者が搬送中及び／又は安定化されていて接触システムを介して容易に画像化することが難しい緊急の状況が挙げられる。更なる応用として、例えば、リアルタイムの手術フィードバック画像化、外傷性脳損傷（ＴＢＩ）検出、及び骨の健康のモニタリングが挙げられる。リアルタイム手術ガイダンス及びフィードバックは、特に脊髄及び頸部手術などの非常にデリケートな手術において、露出した皮膚又は外傷性組織に非接触で直接アクセスできるイメージング技術によって、改善することが出来る。
【０００８】
一例のアプローチとして、新たな光学的技法である光音響トモグラフィ（ＰＡＴ）がある。ＰＡＴは、例えば通常の侵入深さが１ｍｍ未満である動物の組織における表面付近の浅い毛細管の画像化にしばしば用いられる。ＰＡＴ技法は、光音響効果を生むための光源、及び、応答を記録するための接触トランスデューサを用いる。最近の研究では、検出装置としてのレーザードップラー振動計が探究され、これによりシステムが光学化される。これらの研究において、生体ファントム又は自然組織において１ｃｍ未満の深さまで、測定可能な信号が観測された。しかしながら、光学測定システムが、実際に用いられている医用超音波と競り合うには、関心のある構造を調べるために少なくとも数インチの侵入深さが必要であり、そして、光が眼や皮膚に安全でなければならない。
【０００９】
したがって、超音波画像を生成するために音響エネルギーを媒体内に非接触で結合させるための効果的な手段を提供し、これによりＴＢＩや骨折などの損傷を治療することが可能なシステム及び方法が必要とされる。
【発明の概要】
【００１０】
本発明は、非接触超音波イメージング装置を提供することにより、上述した問題を解決する。本発明は、標準光音響手段によって生じる音響振幅よりも十分に大きい音響振幅を提供するレーザーイメージングシステムを使用してもよい。伝搬音響波及び／又は弾性波のコヒーレント加算は、レーザー源を体の表面に沿って音速でスキャンすることによって達成される。また、本発明は、患者の皮膚の表面の力学的係数を決定するために振動計検出器のアレイを用いてもよい。
【００１１】
本発明は、患者の超音波画像を生成するための方法を提供する。当該方法は、音響じょう乱(acoustic disturbances)を患者内に伝えて伝搬光音響波を生じさせるために、光音響励起源(photoacoustic excitation source)を走査ミラーに向けるステップを含む。複数の音響及び／又は弾性じょう乱は、伝搬光音響波のコヒーレント加算を生じさせるために、患者に沿って定められた方向に移行(translated)される。コヒーレント加算は、患者内の構造を調べるために、定められた方向に沿って伝搬する結果的に生じる合成波(resultant wave)を生成する。振動は、患者内の構造からの合成波の後方散乱によって作成され、患者の表面において検出される。次に、患者内の構造の超音波画像が、患者の表面において前回検出された振動を用いて生成される。
【００１２】
本発明は、また、患者の超音波画像を生成するためのシステムを提供する。当該システムは、音響じょう乱を患者内に伝えて伝搬光音響波を生じさせるために、走査ミラーに向けられた光音響励起源を有する。また、当該システムは、結果的に生じる合成波の後方散乱によって生成された患者の表面における振動を検出するよう構成されたセンサを有する。データ取得システムは、合成波を受信するよう構成される。また、前記システムは、患者に沿って定められた方向に音響じょう乱を移行させて伝搬光音響波のコヒーレント加算を生じさせるために、データ取得システムにアクセスするプロセッサを有する。コヒーレント加算は、患者内の構造を調べるために、定められた方向に沿って伝搬する合成波を生成する。プロセッサは、次に、患者内の構造からの合成波の後方散乱によって生成された、患者の表面における振動を測定する。プロセッサは、次に、患者の表面において検出された振動を用いて、患者内の構造の超音波画像を生成する。
【００１３】
また、本発明は、患者の超音波画像を生成するための方法を提供する。当該方法は、伝搬光音響波を生じさせるために、レーザービームを生成するよう構成されたレーザー源を患者に向けるステップを含む。次に、レーザービームは、伝搬光音響波のコヒーレント加算を生じさせるために、患者に沿って定められた方向に移行され、これにより、患者内の構造を調べるために、定められた方向に沿って伝搬する合成波が生じる。患者内の構造からの合成波の後方散乱によって生成された振動が、レーザー振動計検出アレイを用いて、患者の表面において検出される。次に、患者の表面において検出された振動を用いて、患者内の構造の超音波画像が生成される。
【００１４】
また、本発明は、患者の超音波画像を生成するためのシステムを提供する。当該システムは、伝搬光音響波を生じさせるために、患者に向けられたレーザービームを生成するよう構成されたレーザー源を有する。また、前記システムは、結果的に生じる合成波の後方散乱によって生成された振動を、患者の表面において検出するよう構成されたレーザー振動計検出アレイを有する。データ取得システムは、合成波を受信するよう構成される。また、前記システムは、患者に沿って定められた方向にレーザービームを移行させて伝搬光音響波のコヒーレント加算を生じさせ、これにより、患者内の構造を調べるために定められた方向に沿って伝搬する合成波を生成するために、データ取得システムにアクセスするプロセッサを有する。また、プロセッサは、患者内の構造からの合成波の後方散乱によって生成された振動を、患者の表面において、レーザー振動計検出アレイを用いて測定するよう構成されてもよい。プロセッサは、次に、患者の表面において検出された振動を用いて、患者内の構造の超音波画像を生成してもよい。
【００１５】
本発明の上記の及びその他の側面及び利点は以下の記載から明らかとなる。本明細書は、その一部を構成するとともに本発明の好ましい実施形態を例示する添付の図面を参照して記載されている。そのような実施形態は、必ずしも本発明の全範囲を表すものではなく、したがって本発明の範囲は、特許請求の範囲及び本明細書の記載に基づいて解釈されるべきである。
【図面の簡単な説明】
【００１６】
【図１】超音波画像を生成するために本発明を実施するよう構成されたシステムを示す概略図である。
【図２】図１のシステムに組み込まれるよう構成された励起源及び検出アレイを示す図である。
【図３】（ａ）は図１のシステムに組み込まれる励起源を示す図であり、（ｂ）は図１のシステムに組み込まれる別の励起源を示す図である。
【図４】図１のシステムに組み込まれるよう構成されたレーザードップラー振動計システムを示す図である。
【図５】従来のレーザー振動計を利用したときの、組織サンプルにわたって光音響的に生成された弾性波の粒子速度の時間変化を示すグラフである。
【図６】図１のシステムを利用したときの、組織サンプルにわたって光音響的に生成された弾性波の粒子速度の時間変化を示すグラフである。
【図７】様々な励起及びセンサ源を利用したときの、組織サンプルにわたる弾性波の伝達を比較する一連のグラフである。
【図８】接触及び光学超音波測定システムについての、信号対ノイズ比（ＳＮＲ）の比較を示すテーブルである。
【図９】全光学配置についての、組織にわたる反射弾性波伝達の粒子速度の時間変化を示すグラフである。
【図１０】ＬＤＶ測定を利用したときの、組織サンプルにわたる反射弾性波伝達を示す一対のグラフである。
【図１１】連続波光伝搬波に光変調を利用する、単調音響トーンを伝達する例示的なレーザーダイオード装置を示す図である。
【図１２】連続波周波数で光変調された伝搬波を伝達するよう構成された別の例示的なレーザーダイオード装置を示す図である。
【図１３】５０ｋＨｚのパルス繰り返し周波数で光伝搬波を変調することによって光学的に生成された５０ｋＨｚ音響トーンを示す時系列グラフである。
【図１４】５０ｋＨｚのパルス繰り返し周波数で光伝搬波を変調することによって光学的に生成された５０ｋＨｚ音響トーンを示すスペクトルグラフである。
【図１５】モデル化された音響ビーム放射パターンを示すグラフである。
【図１６】図１５のモデル化された音響ビーム放射パターンに対応する測定されたビーム放射パターンを示すグラフである。
【図１７】本発明による超音波画像を生成するためのプロセスのステップを説明するフローチャートである。
【図１８】比較的強い信号振幅を有する指向性音響波において生じる光音響波のコヒーレント加算を示す図である。
【図１９】サンプルの右側において様々なビーム速度で移動された連続波レーザーを示すグラフである。
【図２０】サンプルの左側において様々なビーム速度で移動された連続波レーザーを示すグラフである。
【図２１】皮膚表面サンプルにわたって所定のビーム移動速度で最大化された光音響信号を示すグラフである。
【図２２】骨サンプルにわたって所定のビーム移動速度で生成された光音響信号を示すグラフである。
【発明を実施するための形態】
【００１７】
以下に記載するように、本発明は、単独で又は組み合わせで使用される様々なシステム及び方法を含む。例えば、以下に記載される一要素は、体内へ伝搬し、その後反射、屈折、散乱し、そして内部構造の外で吸収される(absorb off interior structure)伝搬弾性波を生成するために光音響励起現象を使用するためのシステムを含む。これに関して、超音波弾性波ビームを要求通りに体内に向けることができる非接触光音響励起源が提供される。これらの弾性波は、次に、皮膚表面へと伝搬して戻り、そこで測定され、体の分析を容易にするために用いられる。以下に記載される別の要素は、皮膚表面を投光照明で照らすのに用いることができる非接触レーザー振動計又は非接触デジタル焦点面アレイ（ＤＦＰＡ）を含む。この点に関し、振動計又はＤＦＰＡシステムは、上で参照した弾性波の測定に使用できる、あるいは、他の目的のために別個で使用できる。上記の弾性波の戻り(returns)を測定する場合、これらの戻りを、処理して、そして弾性波インピーダンスコントラストに基づいて体内部の反射像を形成するために構成することができる。振動計及び／又はＤＦＰＡ検出装置によって、解像画像を可能にする、固定若しくは移動検出器プラットフォーム又は固定された若しくは移動する対象のための動き補正機能を提供することができる。これらの機能がなければ、移動システムにおいて戻り信号を解像することはできない。
【００１８】
光音響効果は、音響エネルギーを人対象内に結合させる手段として用いることができる。光音響効果は周知のプロセスであり、これによって光エネルギー、通常はレーザーからの光エネルギー、が媒体によって吸収される。このエネルギーの移動は、媒体の熱膨張を引き起こし、これによって伝搬音響及び／又は弾性波が生じる。結果的に得られる音響及び／又は弾性波の特性の多くは、源媒体(source medium)の材料制限内において源レーザーによって制御することができる。レーザーシステムを用いることで、超音波イメージングにおいて従来用いられ患者の皮膚に適用されている、穴を有する生体組織(open body tissue)を汚染する可能性がある結合ゲルを省くことができる。更に、レーザーシステムは、接触検出変形で観測されるゆがみを低減しつつより高品質な画像を生成するための優れた空間及び時間解像度を提供することができる。生物医学的光音響システムは、約０．１−１０ｃｍの吸収深さを有する可視から近赤外（即ち４００−１１００ｎｍ）のレーザー波長を用いることができる。しかしながら、光散乱が大きいことが原因で、実際の侵入深さは、通常、吸収深さよりも小さい。加えて、既存の光音響システムは、結果的に得られる音響応答がかなり弱い単一源光照明を利用することから、患者内の構造を調べることが困難である。
【００１９】
ここで、図１及び図２を参照すると、音響振幅が、標準光音響手段を介して生成された音響振幅よりも大きくなるよう、音響エネルギーを単一方向に伝搬させる手段を提供するシステム１０が示されている。システム１０は、伝搬光音響波を生成するために患者１４内に音響じょう乱を伝えるよう構成された光音響励起源１２を有してもよい。光音響励起源１２は、例えば、無線周波数エネルギー又はマイクロ波エネルギーの方向付けられた源でもよい。あるいは、光音響源１２は、約０Ｈｚから１０ＭＨｚの間の変調周波数を生成するよう構成されたレーザー源などのハンドヘルド装置でもよい。同様に、光音響源１２は、連続波（ＣＷ）レーザーでもよい。光音響源１２は、患者１４から離れたところに設けられて、患者１４内に音響じょう乱を伝えるために走査ミラー１８に向けられたレーザービーム１６を生成してもよい。図１に示すように、センサ２０、例えばレーザー振動計検出アレイ又は超音波トランスデューサ受信機、を、結果的に生じる合成波(resultant wave)２２の後方散乱によって生成された振動を検出するために、患者１４から離れたところに配置してもよい。合成波２２は、伝搬光音響波のコヒーレント加算によって生成されてもよい。図１に示すように、データ取得システム２４を、合成波２２を受信するためにセンサ２０に結合してもよく、プロセッサ２６をデータ取得システム２４に結合してもよい。
【００２０】
図１に示すように、患者へのレーザースポット入射が例えば音速で移動するよう走査ミラー１８を回転させる又は光音響励起源１２を移動させることによって、音響じょう乱を、患者１４に沿って定められた方向２８（図１に矢印で示される）に移行(translate)させるよう、プロセッサ２６を構成してもよい。この移行によって、伝搬光音響波のコヒーレント加算が起こり、合成波２２が生成される。ビーム１６は定められた方向２８に沿って移動される。例えば、ミラー１８を動かすことによって、ビーム１６を定められた方向２８に沿って動かしてもよい。また、煩雑にはなるが、光音響励起源１２を動かしてもよい。プロセッサ２６を、患者１４の表面３２における振動を測定するように構成してもよい。振動は、患者１４内の構造の調査から得られる合成波２２の後方散乱によって生成される。プロセッサ２６は、次に、センサ２０によって検出された振動を用いて、患者内の構造の超音波画像を生成してもよい。
【００２１】
図３（ａ）を参照すると、光音響励起源１２が、ハンドヘルドレーザー源として示される。ハンドヘルドレーザー源を、体内への弾性波伝搬を生成するために用いてもよい。非接触レーザー励起源は、患者１４内へ伝わり皮膚表面３２に戻る音響／超音波を生成する。光侵入深さよりも深い位置において患者１４の構造をスキャンするために、定められた方向２８にレーザービーム１６を伝えるために、レーザー源を同期／位相合わせしてもよい。レーザー源は、例えば、患者１４内に伝搬し皮膚表面３２に戻る音響／超音波バンド幅及び出力レベルを生成できるとともに、超音波画像の形成にすぐに使用できる低出力レーザーシステムでもよい。したがって、レーザー源は、患者１４の詳細な構造を調査及び画像化するために、制御された指向性の音響エネルギー源を提供する。有利には、音響及び／又は弾性波は、三次元超音波画像を生成することを容易にする指向性を有する。
【００２２】
あるいは、図３（ｂ）に示すように、光音響励起源１２は、例えば音速で患者１４に沿って定められた方向に移行されて、伝搬光音響波のコヒーレント加算を生じさせる。伝搬光音響波のコヒーレント加算によって、指向性の合成波が生成される。伝搬光音響波のコヒーレント加算の利点は、波の強度よりもむしろ振幅が加算されて、より強い総合的な合成波をもたらすことである。合成波は、患者１４の体の構造を調べるために、定められた方向に沿って伝搬してもよい。
【００２３】
図１及び図２に戻って参照すると、患者１４内に伝搬光音響波を生じさせるために光音響励起源１２が用いられると、波は、組織の力学的性質コントラストに関連して、散乱、反射及び屈折する。伝搬光音響波が表面３２に後方散乱されると、表面３２で振動が生成される。振動は、センサ２０（即ち、レーザー振動計検出アレイ）を用いて、患者１４に接触することなく、遠隔で、検出及び測定されてもよい。センサ２０は、例えば患者１４の眼又は皮膚に安全に届くよう構成された光のビームを放出する干渉計として動作する。センサ２０は、例えばコヒーレントマルチ画素イメージングシステム又はデジタル焦点面アレイ（ＤＦＰＡ）でもよい。センサ２０は、体内からの空間的に分散した音響／超音波の戻りを受信する。これらの信号は、図１に示すように、その後プロセッサ２６で処理されて、患者１４の内部構造の構造的２Ｄ及び３Ｄ超音波画像を形成する。
【００２４】
センサ２０は、例えば１Ｈｚから４０ＭＨｚまでの範囲の周波数バンドにわたる振動を測定することが出来る。センサ２０は、例えば、患者１４の動きに対する補償を行うためにドップラートラッキングを利用するファームウェアを含んでもよい。更に、センサ２０は、図３Ａに示されるハンドヘルドレーザー源１２などの移動リファレンスから体内へ伝えられた弾性波の測定を可能とする動き補償性能を提供してもよい。したがって、弾性波励起及び測定は、患者１４からわずかに数インチ離れたところから、患者１４から例えば３０メートル離れたところで、実行することができる。
【００２５】
限定を意図しない一例では、光音響励起源１２は、離れた非接触位置(standoff-non contact position)から、患者１４の体内に音響及び弾性波を生成するよう構成された光源でもよい。より詳細には、光源は、光音響現象の主たるメカニズムによって引き起こされる超音波を患者１４の組織内に引き起こして生成するために、短い光周波数パルスを生成してもよい。光音響現象は、まず、光源から放出されたターゲット表面に光子が衝突し、液体又は生体組織複合体などの吸収材料によって光子が熱へ変換されることで、発展する。このプロセスは、低Ｑ組織を素早く変形させ、ひいては超音波音響及び弾性波を生成する非線形熱衝撃ローディングでもよい。
【００２６】
光音響プロセスの第一段階では、光子は組織容量を有する粒子によって吸収され、吸収係数μαは以下の式（１）で記述される。
【数１】
2016537136.tif 000003
【００２７】
式中、ρ及びσaはそれぞれ粒子密度及び断面積であり、ａは粒子半径であってａ<<光学波長であり、ｎ1及びｎ0は、それぞれ、吸収材料及び無限均一非吸収媒体の屈折率である。
【００２８】
組織粒子への光学パルス入射において、全吸収エネルギーＥaは、以下の式（２）で記述される。
【数２】
2016537136.tif 000004
【００２９】
式中、Ｉは、位置ｒにおける、以下の方向、
【数３】
2016537136.tif 000005
の光の入射から組織粒子により吸収された具体的な強度(specific intensity)である。Ｕincは、平均入射強度で、単位はＪ／ｃｍ2である。この平均入射強度は、光学レーザー超音波を発展させる場合に特に懸念され、この強度は、光学的放射の継続期間中に眼及び皮膚への安全限界内にある。一例では、１〜２０ｍＪ／ｃｍ2であれば、動作システム１０において安全要件を満たす可能性が高い。
【００３０】
組織変形即ち音響又は弾性波の生成を規定する支配的関係は、以下の式（３）に示されるように吸収エネルギーによって生じる組織温度の増大から生まれる。
【数４】
2016537136.tif 000006
【００３１】
式中、ρm、Ｃ、κ、Ｔは、それぞれ、組織質量密度、比熱、熱伝導率、及び温度である。式（３）の第一項は、光吸収及び拡散による温度の増大を記述する。光拡散の大きさは、熱拡散の大きさよりも数オーダーも大きい場合があり、したがって、式（３）に示される第二項は無視してもよく、光パルス放射による温度の増大は以下の式（４）で記述できる。
【数５】
2016537136.tif 000007
【００３２】
更に、式（４）は、光パルス継続期間が熱拡散の時間スケールよりもかなり小さいことから熱拡散が無視できることを意味する。
【００３３】
複雑な生体組織などの散乱媒体内への光伝搬の影響は、光音響現象のプロセスを理解するための別の要素となり得る。通常、組織質量を有する材料はかなり不均質であり、例えば血中ヘモグロビンは光の吸収性が高い一方で、他の組織セルは同時に反射性が高い。光及び光学周波数波は、組織内を伝搬し、以下の式（５）に示されるように拡散近似によって記述できる。入射エネルギー密度Ｓ0による光平均強度Ｕの拡散は、以下のとおりである。
【数６】
2016537136.tif 000008
【００３４】
上記の式（５）において、Ｄは光拡散係数であり、ｃは組織内の光の平均速度である。均質な散乱組織カラム(scattering tissue column)内の平均強度は、次に、以下の式（６）に基づき、周波数の関数として平均入射エネルギーに関連付けることができる。
【数７】
2016537136.tif 000009
【００３５】
上記の式（６）において、ｇは例えば３Ｄグリーン関数であり、γ0は光拡散光子密度波についての周波数依存波数である。平均入射エネルギーは、以下の式（７）に基づいて  時間領域内の入射エネルギー密度との間の関係を示し、導出できる。
【数８】
2016537136.tif 000010
【００３６】
レーザードップラー振動計又は従来の接触トランスデューサを含む受光器などのセンサ２０によって測定できる音響又は弾性波は、光から圧力への光音響変換及び結果的に生じる音響波伝搬を記述する別の要素である。簡単化のために、以下の線形力の式（８）に示すように、非粘性流体を用いて、入射光からの縦波又は圧縮波の生成及び伝搬を示してもよい。
【数９】
2016537136.tif 000011
【００３７】
式中、ｕは音響変位でもよく、ｐは音圧でもよい。組織媒体は、その後、以下の式（９）に基づく膨張から変形してもよい。
【数１０】
2016537136.tif 000012
【００３８】
式中、βは体積膨張係数であり、νsは組織内の音速である。
【数１１】
2016537136.tif 000013
【００３９】
上記の式（９）と式（１０）を組み合わせて、熱源と合成波の関係が、以下の式（１１）において光平均強度及び光吸収係数に関して示される。
【数１２】
2016537136.tif 000014
【００４０】
組織カラムに沿った圧力分布は以下の式（１２）のように分解される。
【数１３】
2016537136.tif 000015
【００４１】
上式（１２）において、ｐ0（ｒ，ｔ）は組織カラムのオンセットにおける入射圧でもよい。
【００４２】
上記の光音響励起源１２が患者１４内へ音響じょう乱を伝えると、非接触レーザー振動計検出アレイなどのセンサ２０は、超音波の戻りを測定してもよい。超音波の戻りは、例えば、患者１４内の構造及び材料特性分布を構成する内部境界から届く光励起源によって促進されてもよい。限定と意図しない一例では、センサ２０は振動計センサシステムに利用される光ヘテロダインレーザレーダ(optical heterodyne ladar)設計である。
【００４３】
従来のヘテロダイン検出では、既知の周波数における関心のある信号は、近い周波数にセットされた参照「局所発振器」（ＬＯ）と非線形に混合されている。所望の結果は、元々のより高い周波数信号の信号情報（即ち、振幅、位相及び周波数変調）を有する差分周波数であって、しかしより低くかつより容易に処理できるキャリア周波数である。光周波数範囲内の電場振動は、比較的高い光周波数が電子機器の応答よりも速い振動場を有するので、直接測定することができない。その代わり、光子が、エネルギーにより又は光子カウンティングにより同等に検出され、電場の二乗に比例し、したがって非線形な事象を形成する。したがって、ＬＯ及び信号ビームが、患者１４の表面３２などのターゲット表面上に共に衝突するとき、ＬＯ及び信号ビームは「混合」され、ヘテロダインうなり周波数を生成する。
【００４４】
例えばレーザー振動計の性能、及び超音波波測定のプロセスは、レーザー振動計のノイズフロアによって決定され得る。ノイズフロアは、１）超音波周波数におけるノイズフロアを支配するショットノイズ、２）可聴音響バンド内のノイズに寄与するスペックルノイズ、及び、３）意図するシステム光励起源の他の可能性のある様々な源による動きに起因するプラットフォーム及び対象ターゲット振動を含んでもよいが、これらに限定されるものではない。
【００４５】
ショットノイズは、測定内の統計的変動から生じ得る。ヘテロダインレーザレーダにおける検出された電流は、以下の式（１３）に基づき記述されてもよい。
【数１４】
2016537136.tif 000016
【００４６】
式中、ｉLO及びｉs（ｔ）は局所発振器及び信号からの電流であり、ηhはヘテロダイン混合効率（０から１）であり、ωIFは中間周波数であり（信号ゲインを向上させるため差分又はうなり周波数を生成するために、キャリア信号は局所発振器と混合される）、θ（ｔ）は位相シフトである。ωIFは音響光学変調器周波数オフセット、プラス、プラットフォームの動きによるドップラーオフセットに等しい。したがって、位相シフトは、以下の式（１４）に基づき記述してもよい。
【数１５】
2016537136.tif 000017
【００４７】
式中、χ（ｔ）はヘテロダインレーザレーダと組織表面３２の間の見通し距離であり、θｓ（ｔ）はスペックルローブのランダム位相であり、λはレーザー振動計の光学波長である。χ（ｔ）は、例えば体の振動及び動き、レーザープラットフォーム振動並びにポインティングジッターによって変化し得る。
【００４８】
レーザー振動計検出アレイ２０は、キャリア対ノイズ比（ＣＮＲ）によって特徴付けられてもよい。より詳細には、振動計  復調バンド幅にわたる光電子の一秒当たりの受信数φe（即ち、振動している組織表面からの光学戻り）は、受信信号品質を決定し得る。例えば、レーザーセンサシステムによって受信された光電子の数が多いほど、ノイズショットが低く、したがって、結果としてより感度の高いレーザー振動計２０となる。一部の実施形態では、ＣＮＲは、レーザー振動計２０の出力を増大させることによって及び組織表面３２に衝突するレーザービーム１６の直径を減少させることによって、増大させてもよい。
【００４９】
周波数ｆの関数としての、表面粒子速度のショットノイズスペクトルＡν,shは、以下の式（１５）によって記述されるように、受信された戻り光電子に比例してもよい。
【数１６】
2016537136.tif 000018
【００５０】
前述のように、ノイズの別の源は、例えばスペックルからのものである。スペックルは、レーザービーム１６に直面する組織表面３２上の光散乱の分布によって生じるノイズである。例えば拡散表面において、光を反射して受信機に戻す多くの散乱（表面粗さに基づく）が存在する。レーザー振動計２０へのスペックルノイズの寄与は、散乱の同じ実現に対する信号時間統合によって減少させることができる。統合時間の増大はスペックルノイズを減少させ、したがってシステム１０の感度を向上させる。しかしながら、割り当てられた統合加算時間の間に、例えばプラットフォームの動き、ビームジッター又はターゲットの移動によりレーザービーム１６のターゲット表面３２上の位置が変化した場合には、スペックル実現が変化し、これにより移行又はダイナミックスペックル及びノイズフロアの増大が生じる。患者１４の表面に渡るより速いレーザービーム１６の移行速度によっても、スペックルノイズフロアの寄与が増大する。スペックルノイズ振幅は、以下の式（１６）に基づき記述される。
【数１７】
2016537136.tif 000019
【００５１】
式中、α＝２πｆexc及びｆexc＝νt／ｄ（即ち、レーザービームの直径に渡るターゲット上でのレーザービーム移行速度）は、スペックルパターンの交換率である。
【００５２】
超音波測定における、図４に示されるレーザードップラー振動計２０などのレーザー振動計の性能は、ノイズフロア感度を支配すると見込まれるショットノイズの寄与（例えば１ＭＨｚにおける）によって特徴付けられる。しかしながら、システムの動きを導入する際には、スペックルノイズが重大な因子となり得る。小さいレーザービーム１６の直径でのわずかな動き（ミリメートルのオーダー）であっても、スペックル実現及び結果的に生じるノイズフロアに顕著な変動が生成される。
【００５３】
レーザー振動計２０を利用する光学光音響励起源１２から生成された超音波信号を測定するために、システム１０に対して一連の試験が行われる。一部の実施形態において、一連の試験からの最終的な結果の測定は、結合ゲル若しくはレーザー戻り促進のための反射性ビーズ(reflexite beads)又は他の手段を用いることなく実施されてもよい。本発明に係わるレーザー振動計２０を用いて生成された信号品質は、例えばＰｏｌｙｔｅｃ，Ｉｎｃ．製のレーザー振動計や、オリンパス製の接触超音波トランスデューサなどの市販のレーザー振動計に匹敵する。
【００５４】
伝達測定の第一セットにおいて、組織サンプルを通しての直接音響／弾性波伝達は、レーザードップラー振動計２０又は従来の接触超音波受信トランスデューサを用いて測定してもよい。利用される光源は、例えば、Ｃｏｎｔｉｎｕｕｍ製のＱスイッチ１５パルス／秒レーザーであって、約３５５ｎｍで動作し、サンプル表面でのパルスエネルギーが１−４ｍＪで、スポットサイズが０．０５ｃｍ2で、生み出されるパルス毎のフルエンスが２０−８０ｍＪ／ｃｍ2のものでもよい。レーザー振動計ビーム（検出受信機）は、組織サンプルの対向側に向けられてもよく、しかしながら、励起レーザービーム１６と共同設置(co-located)される。組織サンプルは約１インチの厚さでもよい。レーザー振動計２０を用いて測定された受信信号は、例えば図１のデータ取得システム２４を用いて記録されてもよい。データ取得システム２４は、一例として、Ａｇｉｌｅｎｔ  Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｉｅｓ製のＬ４５３４Ａ  ２０  Ｍサンプル／秒デジタイザーでもよい。接触トランスデューサによる受信信号及び市販のレーザー振動計（即ち、Ｐｏｌｙｔｅｃ，  Ｉｎｃ．製レーザー振動計）による測定値は、例えばＴｅｋｔｒｏｎｉｘ製のＴＤＳ２０２４Ｂデジタルオシロスコープに記録されてもよい。
【００５５】
この例では、レーザードップラー振動計（ＬＤＶ）２０は組織サンプルから約五フィート離れた位置に配置してもよい。Ｑスイッチレーザーなどのレーザー源１２は、光音響メカニズムを介して組織サンプル内に超音波を発生させるために、組織サンプルから約一フィート離れた位置に配置される。この構成により、組織サンプルに渡って直接弾性波伝達が達成される。図５を参照すると、ＬＤＶセンサを用いた組織サンプルを通る直接弾性波伝達のＬＤＶ測定値が示されている。第一曲線４０は、Ｑスイッチレーザーパルスが金属板によって励起源と組織サンプルの間で遮られた場合の、ＬＤＶにより測定された光音響的に誘起された弾性波の応答を示す。第二曲線４２は、源ビームが遮られていない場合の弾性波伝達による応答を示す。したがって、反射性ガラスビーズ（〜１μｍの直径）が、組織サンプルの表面からの戻り信号を検出するのに妥当なＳＮＲを達成するのに必要である。反射性ガラスビーズを使用しない場合、信号は観測できなかった。
【００５６】
しかしながら、本発明のレーザー振動計２０を用いた場合、反射性ダストを用いずに、直接伝達の測定が達成可能である。レーザー振動計２０は、出力２ｍＷ及び波長６３３ｎｍの市販のＰｏｌｙｔｅｃ製振動計に比べて、より高い光出力強度約４５ｍＷ及び波長１５５０ｎｍを有することによって、改善されたＳＮＲを達成した。上式（１５）を参照すると、レーザー振動計２０は、より高い出力（λ／√power）を有することによって、同等のスポットサイズについて、Ｐｏｌｙｔｅｃ製レーザー振動計よりもショットノイズフロアを二倍減少させる。更に、レーザー振動計２０内の信号処理ゲインにより、Ｐｏｌｙｔｅｃ製振動計よりも向上した性能が示される。
【００５７】
図６を参照すると、サンプル表面処理をしない、レーザー振動計２０を用いた信号戻り測定が示されている。より具体的には、第一曲線４４は、Ｑスイッチレーザーを用いて光周波数短パルスにより生成された組織サンプルを通る直接弾性波伝達のＬＤＶセンサ測定からの応答を示す。この測定例では、ＬＤＶノイズフロア応答を減少させるためのサンプル表面の処理に用いられる反射性ビーズ又は他の物質は、なにも用いられていない。直接波伝達は、約３０マイクロ秒において観測され得り、組織サンプルの背部からの第一反射は、約５０マイクロ秒において観測され得る。
【００５８】
限定を意図しない一例では、直接伝達測定構成のための接触トランスデューサと光学装置の組み合わせについての信号対ノイズ比（ＳＮＲ）が比較される。図７には、接触圧電トランスデューサと光学超音波測定の比較が示されている。送信パルスはｔ＝０で開始されてもよい。第一のグラフ４６は、例えば１ＭＨｚの縦トランスデューサに接触しかつこれによって測定される１インチの組織サンプルを通る直接弾性波伝達を有するトランスデューサ送受信システムを示す。接触超音波源は、１ＭＨｚ縦トランスデューサでもよい。第二のグラフ４８は、組織サンプルに向けられたＬＤＶビームによって測定される１インチの組織サンプルを通る直接弾性波伝達を有するトランスデューサ送信及びＬＤＶ受信システムを示す。超音波源は、１ＭＨｚの縦接触トランスデューサでもよい。最後に、第三のグラフ５０は、全非接触スタンドオフ光学超音波を用いた光送信及びＬＤＶ受信システムを示す。第三のグラフ５０に示される直接弾性波伝達は、例えば、３５５ｎｍＱスイッチレーザーパルスによって生成され、組織サンプルの反対側に向けられたＬＤＶビームによって測定されてもよい。
【００５９】
ＳＮＲは、図８のテーブルに示されるように各構成について計算される。ＳＮＲは以下の式（１７）により定義されてもよい。
【数１８】
2016537136.tif 000020
【００６０】
式中、Ｐｓはピーク信号振幅、Ｍｎは平均ノイズ、Ｖｎはノイズの分散である。引き続き図８を参照すると、接触及び光学超音波測定アプローチのＳＮＲ比較によれば、サンプル処理を何もしない場合、接触トランスデューサシステムが、光学装置よりも、よいＳＮＲ及び信号品質を提供することが示されている。反射性ビーズでサンプル処理をした場合（ノイズフロアを減少させるため）、全接触トランスデューサ配置と、Ｐｏｌｙｔｅｃ製品を用いた全光学配置と、を比較すると、ＳＮＲが同レベルとなっている。
【００６１】
しかしながら、ゲルの使用及びトランスデューサを保持する軸方向の力は、結合を可能とするとともに、ＳＮＲに影響を及ぼす。更に、トランスデューサを適切な位置に保持することにより組織サンプルが変形して、組織サンプルの機械的及び伝達特性が、自然状態から修正される。図７に示される観測された伝達速度は１６４５ｍ／ｓであり、文献で報告された筋肉縦速度(muscle longitudinal velocities)の１５８０ｍ／ｓに比べて、過大に見積もられている。図７に示されるように、光送信及びＬＤＶ受信システムについて、全光学測定速度の見積もりは約１５８５ｍ／ｓである。したがって、図８に示されるように、振動計ノイズフロアを減少させるための表面処理を何もしない、レーザー振動計２０を用いる全光測定の場合、ＳＮＲは最も低く、組織サンプルへの減少した封圧の影響を受け得る。
【００６２】
限定を意図しない別の例では、第二の一連の測定値が、光励起源１２及びレーザー振動計センサ２０によって取得される。反射信号品質及び超音波伝達のプロービング深さを分析するために、全光学測定構成が調査される。これらの試験において、光送信機及び光検出振動計は、例えば組織サンプルの同じ側面に配置されてもよく、この配置は、超音波イメージング及びプロービングでの使用においてより一般的である。一実施例では、直接伝達構成は、トモグラフィー超音波イメージング用途において使用してもよい。図９を参照すると、送信機及び受信機が組織サンプルの同じ側面に設けられた全光学配置についての組織サンプルを通る反射弾性波伝達のＬＤＶ測定値が示されている。
【００６３】
引き続き図９を参照すると、ＬＤＶ及びＱスイッチレーザーが、組織サンプルの同じ側面に設けられている。励起源と複数のセンサビームスポットは、組織サンプル上において約０．５インチ離れており、弾性波はＬＤＶセンサを用いて測定されてもよい。図９において、サンプルの背部からの第一の反射の到着（即ち、組織／空気干渉）は、最大振幅を有する信号を示す。後続の多重反射が、時間の経過と共に観測される。第三の多重は、組織サンプル内を行き来して４インチの進行路をたどり、依然として顕著なＳＮＲを示す。
【００６４】
図１０を参照すると、厚さが１インチの組織サンプルについての反射信号の構造と品質のコントラストが示されている。この配置では、Ｑスイッチレーザー及びＬＤＶによって、組織サンプルの同じ側面からの信号が測定される。組織サンプルの背面にある(backing)金属板からの反射弾性波信号が、図１０の上側のグラフに示されている。金属板は、例えばＤｏｗ真空用グリースの薄い層を用いて、組織サンプルに結合される。図１０の下側のグラフには、比較用に、金属のバッキングがない組織サンプルにおける信号が示されている。反射信号は、組織とサンプルの背面の外気との間の大きなインピーダンスに起因し得る。図１０の両グラフにおいて反射信号特徴は顕著に異なり、このことは、組織サンプルの背面の有限の板をイメージし、異なる光送信機及び組織サンプル面上の検出位置についてマップすることができることを示している。
【００６５】
図１１を参照すると、限定を意図しない別の例では、前述のＱスイッチレーザーに代えて、レーザーダイオード５４を用いて生体組織５６内に音響及び弾性波を生成してもよい。光音響励起のためのレーザーダイオード５４は、例えば、単一チャネルのための光音響励起源と、ラインアレイ５８と、を含んでもよい。図１１に示される励起システムは、連続波光キャリア上に光変調を採用することによって、単一周波数音響トーンを送信することができる。その後、パルス圧縮技術を用いて、観測検出位置で受信されたトーンから音響弾性波短パルスが合成される。約２２２ｋＨｚから約９０９ｋＨｚの３５周波数チャープにわたって各周波数トーンを重ね合わせることで、源位置において強制関数を計算してもよい。各音響弾性波トーンは、組織５６の反対側で測定してもよい。次に、測定されたトーンを、例えば狭帯域フィルタを用いて処理してもよい。付加的又は代替的に、その後、各トーンを、時間を合わせて足し合わせることで、短パルスを構成してもよい。
【００６６】
付加的に又は代替的に、図１２に示されるように、２つのレーザーダイオード５４素子を用いて連続波周波数で光変調されたキャリアを送信してもよい。ピエゾトロニクス接触超音波トンラスデューサなどの光キャリア５８は、生体組織内５６内の光音響応答及び弾性波伝達を生成する。２つのレーザーダイオード５４により、図１３及び１４に示されるように、操作可能な弾性波を生成することができる干渉パターンが生成される。例えば、図１３及び１４に示されるように、約５０ｋＨｚのパルス繰り返し周波数での光パルスの吸収により、５０ｋＨｚの弾性波周波数を組織サンプル表面において生成してもよい。結果として、２つの隣接するレーザーダイオード５４の励起に応答して、図１５及び１６に示されるようなビーム照射出力が生成される。より具体的には、図１５はモデル化／予想ビームパターンを示し、図１６は、例えばピエゾトロニクス製接触超音波トランスデューサを用いて測定されたパターンを示す。
【００６７】
図１７を参照すると、患者内の構造の超音波画像を生成するための例示的なステップ１００を説明するフローチャートが示されている。プロセスの開始において、プロセスブロック１０２で、図３Ａ又は３Ｂに示されるレーザー源１２などの光音響励起源が、走査ミラーに向けられる。従来の超音波イメージング装置で用いられる全方向音響エネルギーと異なり、音響エネルギー源（即ち、光音響励起源）は、従来の超音波技法では得られない付加的な位置情報を提供する源である。特に、光音響励起源は、散乱対象の範囲だけでなく、その方向をも決定することができる。更に、従来の光音響技法に対し、大きく向上した信号強度を提供するという利点もある。
【００６８】
プロセスブロック１０４において、例えばＣＷレーザー源などのレーザー源が走査ミラーに向けられるに伴い、ビームは患者に向けられ、これにより患者内に音響じょう乱が伝わる。プロセスブロック１０６において、音響じょう乱により、患者にわたって光音響波が伝搬する。プロセスブロック１０８において、光音響励起源によって生成された出力は、例えば音速で、患者に沿って定められた方向に移行され、これにより、プロセスステップ１１０において伝搬光音響波のコヒーレント加算が生じる。プロセスブロック１１０における伝搬光音響波のコヒーレント加算により、プロセスブロック１１２において、指向性合成波が生成される。
【００６９】
一例として、図１８に示されるように、伝搬光音響波１８０のコヒーレント加算は、波の強度よりも波の振幅が加算されることで、より強い全体的な合成波１８２が生じるという利点がある。加えて、散乱音響エネルギーが、表面下構造についての情報をもたらす。図１９及び２０のグラフに示されるように、例えば、サンプルの左側からサンプルの右側に様々な速度でＣＷレーザーを走らせる(swept)ことで、音響信号がうまく発生する。図２１に示されるように、皮膚サンプルについて、ビームを走らせる速度が約２３７メートル／秒のときに、光音響信号が最大となる。同様に、図２２に示されるように、例えば骨にわたって様々な速度でＣＷレーザーを走らせることによっても、音響信号がうまく発生する。この例での光音響信号は、縦方向において約７７０メートル／秒で、横方向において約８７２メートル／秒で、最大となる。
【００７０】
図１７に戻って参照すると、プロセスブロック１１４において、患者の体の構造を調べるために、結果的に得られる合成波は、定められた方向に沿って伝搬してもよい。プロセスブロック１１６において、プロセスブロック１１４で患者内の構造を調べた結果の合成波の後方散乱によって生成された振動が、患者の表面で検出されてもよい。プロセスブロック１１８に示されるように、振動は、例えばレーザー振動計検出アレイを用いて検出されてもよい。プロセスブロック１１２で生成された合成波は、その後プロセスブロック１２０で処理されてもよい。その後、プロセスブロック１２２で、プロセスブロック１１６において患者の表面で検出された振動を用いて、患者内の構造の超音波画像が生成されてもよい。
【００７１】
上述した方法は、例えば、リアルタイム外科イメージングのガイダンス、外傷性脳損傷の検知、内出血検知及びイメージング、骨の健康のモニタリング、内蔵及び組織イメージング、離れた位置からの、呼吸数や脈拍数などの動力学的バイタルサインモニタリングに用いてもよい。加えて、上述の方法は、血管に関する異常（例えば静脈瘤前兆）、皮膚異常、脱水症、ＢＭＩ又は隠れた皮下インプラントの診断に用いてもよい。
【００７２】
本明細書に記載した光画像イメージ取得のアプローチは、接触トランスデューサ測定を超える数々の利点を有する。まず、空間的サンプリングにより、コヒーレントマルチ画素アレイを用いてサブミリメータの解像度に近づくことができる。更に、手術中、損傷を受けた体の領域、表面、皮膚状態、傷口の開いた傷若しくは領域、又は到達が困難かつ注意を要する領域に、皮膚又は体に装置の物理的圧力を加えることなく、測定を行うことができる。装置圧力を加えることによるオペレータへの損傷は低減され、結合ゲルの使用が不要となると共にそれによる汚染もなくなる（これらは接触超音波装置の場合に懸念された）。最後に、光画像取得アプローチでは、接触トランスデューサの場合のように手によって加えられる圧力に起因するＳＮＲ変動性が小さい。
【００７３】
本発明は、本明細書において一以上の好ましい実施形態に基づき記載され、明確に記載されたもの以外にも、多くの同等のもの、代替のもの、バリエーション及び修正が可能であるとともに本発明の範囲内である。
【図１１】
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【図１２】
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【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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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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【図１０】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【図１６】
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【図１７】
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【図１８】
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【図１９】
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【図２０】
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【図２１】
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【図２２】
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【国際調査報告】
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