ФОТОАКУСТИЧЕСКОЕ ИЗМЕРИТЕЛЬНОЕ УСТРОЙСТВО
PHOTOACOUSTIC MEASURING UNIT

Область техники
Настоящее изобретение относится к измерительному устройству для измерения спектральных характеристик внутренней части биологической ткани. В частности, настоящее изобретение применимо к измерительному устройству, которое использует фотоакустический эффект.
Уровень техники
Измерительное устройство для измерения спектральных характеристик внутренней части биологической ткани используется для определения формирования новых кровеносных сосудов или кислородного обмена гемоглобина, сопровождающих рост опухоли, на основании характеристик поглощения света конкретного вещества, например гемоглобина, содержащегося в крови, чтобы использовать результаты для диагностики.
Такое устройство использует пучок света в ближнем инфракрасном диапазоне, имеющего длину волны приблизительно от 600 до 1500 нм, с хорошими характеристиками пропускания для биологической ткани.
В качестве способа измерения спектральных характеристик внутренней части биологической ткани известен способ применения фотоакустического эффекта. Устройство, использующее этот способ, облучает внутреннюю часть биологической ткани импульсным пучком, что позволяет измерять спектральные характеристики локальной области из фотоакустического сигнала, который генерируется на основании энергии света.
Интенсивность света, поступающего во внутреннюю часть биологической ткани, ослабляется за счет поглощения и дисперсии в ходе процесса распространения в биологической ткани, и, таким образом, глубинной части ткани достигает малое количество света.
Традиционно, для решения этих проблем, предложено устройство, в котором две оптические системы освещения располагаются в позициях, расположенных напротив друг друга относительно объекта обследования, и объект обследования освещается с обеих его сторон, что позволяет увеличивать количество света, достигающего глубинной части (см. патентную заявку США № 2004/0127783).
Кроме того, предложено устройство, в котором оптические волокна для облучения биологической ткани светом и пьезоэлектрические элементы для регистрации фотоакустического сигнала расположены попеременно, или используются прозрачные пьезоэлектрические элементы, через которые может проходить свет для облучения, благодаря чему детектор фотоакустического сигнала располагается на той же стороне, что и оптическая система освещения (см. выложенную японскую патентную заявку № 2005-021380).
Кроме того, предложено устройство, в котором датчик для регистрации фотоакустического сигнала располагается на той же стороне, что и оптическое волокно для облучения светом биологической ткани, и они продвигаются в режиме сканирования вдоль поверхности объекта обследования (см. патент США № 5840023).
Кроме того, предложено устройство, в котором объект обследования, например грудь, сдавливается до плоского состояния, и плоскость для облучения плоского объекта обследования светом переключается (см. "The Twente Photoacoustic Mammoscope: system overview and performance" Phys. Med. Biol. 50 (2005), стр. 2543-2557).
Однако традиционное измерительное устройство для измерения спектральных характеристик внутренней части биологической ткани имеет следующий недостаток. Свет, распространяющийся внутрь биологической ткани, испытывает анизотропию с параметром g. Параметр анизотропии g имеет значение около 0.9 в биологической ткани и является основным фактором прямого рассеяния.
В этом случае, энергия света, поглощаемого поглотителем в биологической ткани, увеличивается в позиции, ближней к стороне падения света, под влиянием прямого рассеяния.
Что касается фотоакустической волны, которая является фотоакустическим сигналом, генерируемым из поглотителя, имеющего вышеописанное смещенное распределение энергии поглощаемого света, сигнал, генерируемый с границы в направлении падения света, в котором энергия поглощаемого света велика, имеет наибольшую интенсивность.
В структуре, описанной в патентной заявке США № 2004/0127783, датчик для регистрации фотоакустического сигнала располагается на плоскости, отличающейся от плоскости двух оптических систем освещения. Другими словами, датчик не располагается в направлении падения света.
В случае, когда фотоакустический сигнал, генерируемый из сферического поглотителя, регистрируется вышеописанной структурой, сигнал, генерируемый с границы в позиции, ближайшей к датчику, принимается в первую очередь, и сигнал, генерируемый с границы поглотителя в позиции, наиболее удаленной от датчика, принимается в последнюю очередь.
Из такого профиля сигнала можно определять время распространения в сферическом поглотителе и скорость звука в биологической ткани, что позволяет вычислять позицию и размер поглотителя.
Однако позиция, ближайшая к датчику, и позиция, наиболее удаленная от датчика, находятся в направлении, отличающемся от направления падения света, что не позволяет определять время распространения с помощью вышеописанного сигнала наибольшей интенсивности.
Кроме того, согласно выложенной японской патентной заявке № 2005-021380 и патенту США № 5840023, оптическая система освещения и датчик для регистрации фотоакустического сигнала располагаются в одной и той же плоскости, но оптическая система освещения располагается только в одной плоскости.
Благодаря такой структуре энергия света, поглощаемого поглотителем, увеличивается на стороне падения света и уменьшается на противоположной стороне.
Таким образом, сигнал, генерируемый с границы в позиции, ближайшей к датчику, можно регистрировать с наибольшей интенсивностью, но сигнал, генерируемый с границы в позиции, наиболее удаленной от датчика, невозможно регистрировать с наибольшей интенсивностью. Кроме того, согласно "The Twente Photoacoustic Mammoscope: system overview and performance" Phys. Med. Biol. 50 (2005), стр. 2543-2557, сжатый объект обследования поочередно освещается с обеих сторон, но возникает задержка по времени вследствие переключения направления освещения.
Благодаря такой структуре, энергии света, поступающие с обеих сторон, не испытывают суперпозиции друг с другом, и, таким образом, количество света, достигающего глубинной части ткани, не может увеличиваться.
Таким образом, интенсивность фотоакустического сигнала, генерируемого из поглотителя в глубинной части ткани, уменьшается. Как описано выше, даже если используется любая из технологий, описанных в качестве традиционных примеров, существует проблема в определении позиции и размера поглотителя, расположенного в глубинной части биологической ткани, с высокой точностью и высокой контрастностью.
Сущность изобретения
Настоящее изобретение было сделано ввиду вышеупомянутой проблемы, и поэтому его задача состоит в том, чтобы обеспечить измерительное устройство, способное точно измерять позицию и размер поглотителя путем регистрации фотоакустического сигнала, генерируемого от границы поглотителя, расположенного в глубинной части биологической ткани, с помощью сигнала высокой контрастности.
Настоящее изобретение призвано обеспечить измерительное устройство, имеющее следующую структуру.
Измерительное устройство, отвечающее настоящему изобретению, содержит: блок источника света для испускания импульсного пучка; оптический блок освещения для направления импульсного пучка, излучаемого блоком источника света, к внутренней части объекта обследования и блок регистрации акустического сигнала для регистрации фотоакустического сигнала, генерируемого импульсным пучком, направленным к внутренней части объекта обследования, причем оптический блок освещения включает в себя первый оптический блок освещения и второй оптический блок освещения, которые расположены так, что объект обследования облучается импульсным пучком с обеих противоположных сторон; и блок регистрации акустического сигнала располагается так, что регистрационная поверхность блока регистрации акустического сигнала располагается на той же стороне, что и одна из поверхностей облучения объекта обследования, которую первый оптический блок освещения и второй оптический блок освещения облучают импульсным пучком.
Можно реализовать измерительное устройство, способное измерять позицию и размер поглотителя с высокой точностью путем регистрации фотоакустического сигнала, генерируемого от границы поглотителя, расположенного в глубинной части биологической ткани, с помощью сигнала высокой контрастности.
Дополнительные признаки настоящего изобретения явствуют из нижеследующего описания иллюстративных вариантов осуществления со ссылкой на прилагаемые чертежи.
Краткое описание чертежей
Фиг. 1 - схема, демонстрирующая схематическую структуру измерительного устройства согласно примеру 1 настоящего изобретения.
Фиг. 2 - график, демонстрирующий профиль фотоакустического сигнала S, генерируемого из объекта обследования E согласно примеру 1 настоящего изобретения.
2
Фиг. 3 - график, демонстрирующий спектры поглощения HbO и Hb в диапазоне длины волны от 600 до 1000 нм согласно примеру 1 настоящего изобретения.
Фиг. 4 - схема, демонстрирующая фотоакустический сигнал S в сферическом поглотителе, принятый ультразвуковым детектором согласно примеру 1 настоящего изобретения.
Фиг. 5 - схема, демонстрирующая структуру традиционного примера (аналогичную описанной в US 2004/0127783), в которой ультразвуковой детектор располагается на поверхности, перпендикулярной первой оптической системе освещения, в порядке примера размещения ультразвукового детектора на поверхности, отличающейся от поверхности размещения первой оптической системы освещения.
Фиг. 6 - схема, демонстрирующая структуру традиционного примера (аналогичную описанной в выложенной японской патентной заявке № 2005-021380), в которой вторая оптическая система освещения исключена из структуры, показанной на фиг. 4.
Фиг. 7 - график, позволяющий сравнить профиль сигнала регистрации ультразвукового детектора, показанного на фиг. 4 согласно примеру 1 настоящего изобретения, с профилями сигналов регистрации ультразвуковых детекторов, показанных на фиг. 5 и 6 согласно традиционным примерам.
Фиг. 8 - схема, демонстрирующая другой структурный пример первой оптической системы освещения и ультразвукового детектора согласно примеру 1 настоящего изобретения.
Фиг. 9 - схема, демонстрирующая другой структурный пример первой оптической системы освещения и ультразвукового детектора согласно примеру 1 настоящего изобретения.
Фиг. 10 - схема, демонстрирующая другой структурный пример первой оптической системы освещения и ультразвукового детектора согласно примеру 1 настоящего изобретения.
Фиг. 11 - схема, демонстрирующая другой структурный пример первой оптической системы освещения и ультразвукового детектора согласно примеру 1 настоящего изобретения.
Фиг. 12 - схема, демонстрирующая другой структурный пример первой оптической системы освещения и ультразвукового детектора согласно примеру 1 настоящего изобретения.
Фиг. 13 - схема, демонстрирующая другой структурный пример первой оптической системы освещения и ультразвукового детектора согласно примеру 1 настоящего изобретения.
Фиг. 14 - схема, демонстрирующая схематическую структуру измерительного устройства согласно примеру 2 настоящего изобретения.
Фиг. 15 - схема, демонстрирующая другой структурный пример измерительного устройства согласно примеру 2 настоящего изобретения.
Фиг. 16 - схема, демонстрирующая другой структурный пример измерительного устройства согласно примеру 2 настоящего изобретения.
Фиг. 17 - схема, демонстрирующая схематическую структуру измерительного устройства согласно примеру 3 настоящего изобретения.
Предпочтительные варианты осуществления изобретения
Теперь опишем вариант осуществления настоящего изобретения.
Измерительное устройство согласно этому варианту осуществления настоящего изобретения содержит: блок источника света для испускания импульсного пучка; оптический блок освещения для направления импульсного пучка, излучаемого блоком источника света, к внутренней части объекта обследования; и блок регистрации акустического сигнала для регистрации фотоакустического сигнала, генерируемого импульсным пучком, направленным к внутренней части объекта обследования.
Оптический блок освещения включает в себя первый оптический блок освещения и второй оптический блок освещения, которые расположены так, что объект обследования облучается импульсным пучком с обеих противоположных сторон.
Кроме того, блок регистрации акустического сигнала располагается так, что регистрационная поверхность блока регистрации акустического сигнала располагается на той же стороне, что и одна из поверхностей облучения объекта обследования, которую первый оптический блок освещения и второй оптический блок освещения облучают импульсным пучком.
Кроме того, в измерительном устройстве согласно варианту осуществления настоящего изобретения, один из первого оптического блока освещения и второго оптического блока освещения на стороне, где располагается блок регистрации акустического сигнала, и блок регистрации акустического сигнала располагаются так, что центральная ось аксиальной симметрии области, в которой первый оптический блок освещения освещает объект обследования, и центральная ось аксиальной симметрии области, в которой блок регистрации акустического сигнала регистрирует акустический сигнал, совпадают друг с другом.
Кроме того, в измерительном устройстве согласно варианту осуществления настоящего изобретения, первый оптический блок освещения и второй оптический блок освещения располагаются так, что центральная ось аксиальной симметрии области, в которой первый оптический блок освещения освещает объект обследования, и центральная ось аксиальной симметрии области, в которой второй оптический блок освещения освещает объект обследования, совпадают друг с другом.
Кроме того, измерительное устройство согласно варианту осуществления настоящего изобретения может дополнительно содержать блок сканирующего привода для сканирующего перемещения первого оптического блока освещения, второго оптического блока освещения и блока регистрации акустического сигнала относительно объекта обследования, с одновременным сохранением взаимного расположения между первым оптическим блоком освещения, вторым оптическим блоком освещения и блоком регистрации акустического сигнала.
Кроме того, измерительное устройство согласно варианту осуществления настоящего изобретения может дополнительно содержать блок изменения расстояния для изменения расстояния между первым оптическим блоком освещения и вторым оптическим блоком освещения.
Кроме того, измерительное устройство согласно варианту осуществления настоящего изобретения может дополнительно содержать, между объектом обследования и блоком регистрации акустического сигнала, прокладки, выполненные из элемента, имеющего свойство высокого пропускания и свойство низкого ослабления в отношении света из блока источника света и акустической волны.
Кроме того, в измерительном устройстве согласно варианту осуществления настоящего изобретения, оптический блок освещения может быть выполнен из оптического волокна.
Кроме того, в измерительном устройстве согласно варианту осуществления настоящего изобретения, оптический блок освещения может быть выполнен из оптического волокна и линзы.
Кроме того, в измерительном устройстве согласно варианту осуществления настоящего изобретения, оптический блок освещения может быть выполнен из оптического волокна, линзы и акустооптического делителя пучка.
Кроме того, в измерительном устройстве согласно варианту осуществления настоящего изобретения, оптический блок освещения может быть выполнен из зеркала, делителя пучка и линзы.
Измерительное устройство согласно варианту осуществления настоящего изобретения может дополнительно содержать: первую пластину и вторую пластину для удержания объекта обследования между ними; и механизм привода пластин для управления давлением, оказываемым на объект обследования первой пластиной и второй пластиной.
Примеры
Теперь опишем примеры настоящего изобретения.
Пример 1
В примере 1 описан структурный пример измерительного устройства, к которому применяется настоящее изобретение.
На фиг. 1 показана схема, демонстрирующая схематическую структуру измерительного устройства согласно этому примеру.
Измерительное устройство этого примера включает в себя генератор 100 импульсных пучков (т.е. блок источника света), первую оптическую систему освещения 200 (т.е. первый оптический блок освещения) и вторую оптическую систему освещения 300 (т.е. второй оптический блок освещения). Кроме того, измерительное устройство включает в себя ультразвуковой детектор 400 (т.е. блок регистрации акустического сигнала), анализатор 500 сигнала, контроллер 600, память 700 и дисплей 800.
Объектом обследования E является биологическая ткань, например грудь. Поглотитель α имеет более высокое поглощение, чем окружающие ткани, и имеет, например, сферическую форму.
Опишем схематический процесс для измерения объекта обследования E с помощью измерительного устройства, имеющего вышеупомянутую структуру.
Генератор 100 импульсных пучков излучает свет в виде импульсного пучка наносекундного порядка, и импульсный пучок направляется первой оптической системой освещения 200 и второй оптической системой освещения 300 к поверхности объекта обследования E.
Импульсный пучок, вошедший в объект обследования E с его поверхности, распространяется внутрь ткани и достигает поглотителя α. Энергия света, достигшего поглотителя α, поглощается и преобразуется в тепловую энергию. Затем в поглотителе α происходит переходный рост температуры, после чего происходит релаксационный спад температуры.
В этом случае, рост температуры и ее релаксационный спад приводят к расширению и сжатию ткани, включая поглотитель α, в результате чего генерируется упругая волна, являющаяся фотоакустическим сигналом S. Фотоакустический сигнал S, генерируемый из поглотителя α, распространяется внутрь ткани объекта обследования E и регистрируется ультразвуковым детектором 400.
В настоящем изобретении, фотоакустический сигнал означает саму упругую волну (фотоакустическую волну), генерируемую за счет облучения объекта обследования светом, и ультразвуковой детектор, в качестве блока регистрации акустического сигнала, регистрирует фотоакустический сигнал как фотоакустическую волну.
На фиг. 2 показан профиль фотоакустического сигнала S, генерируемого из объекта обследования E.
Время распространения tx фотоакустического сигнала S, который является упругой волной, можно определить из интервала пика формы волны, генерируемой с поверхности объекта обследования E, контактирующей с ультразвуковым детектором 400, и с границы поглотителя α.
Кроме того, время распространения tα фотоакустического сигнала S, распространяющегося в поглотителе α, можно определить из интервала пика, генерируемого с границы поглотителя α. Обозначив скорость звука в биологической ткани как vs, можно вычислить расстояние между поверхностью объекта обследования E и поглотителем α, а также размер поглотителя α. Другими словами, можно получить информацию пространственной позиции поглотителя α в объекте обследования E.
Кроме того, амплитуда ∆P всплеска, генерируемого из поглотителя α, указывает интенсивность Pα упругой волны, генерируемой в поглотителе α.
Обозначив коэффициент поглощения поглотителя α как μa, обозначив флюенс энергии света, входящего в поглотитель α, как Iα, и обозначив коэффициент Грюнайзена, определенный согласно биологической ткани, как Γ, можно вычислиять интенсивность Pα упругой волны, генерируемой в поглотителе α вследствие фотоакустического эффекта, согласно следующему уравнению.
Флюенс энергии света, распространяющегося в среде с дисперсией поглощения, например, в биологической ткани, можно вычислять с использованием уравнения диффузии света и уравнения переноса, и, таким образом, можно вычислять Iα.
Амплитуда ∆P, измеренная ультразвуковым детектором 400, включает в себя влияние ослабления упругой волны, генерируемой в поглотителе α, когда упругая волна распространяется в биологической ткани. Таким образом, интенсивность Pα можно вычислять, вычитая влияние ослабления.
Как описано выше, можно вычислять коэффициент поглощения μa поглотителя α в объекте обследования E.
Анализатор 500 сигнала вычисляет позицию поглотителя α на основании временных характеристик зарегистрированного фотоакустического сигнала и вычисляет коэффициент поглощения μa на основании характеристик интенсивности.
Кроме того, анализатор 500 сигнала реконструирует пространственное распределение коэффициента поглощения μa в поглотителе α и на его периферии, благодаря чему генерируется изображение характеристик поглощения в объекте обследования E.
Контроллер 600 сохраняет вычисленную позицию поглотителя α и вычисленный коэффициент поглощения μa в памяти 700 и отображает изображение пространственного распределения коэффициента поглощения μa на дисплее 800.
Теперь перейдем к подробному описанию отдельных компонентов.
Генератор 100 импульсных пучков это блок источника света, который испускает импульсный пучок наносекундного порядка с определенной длиной волны для облучения объекта обследования E, и генератор 100 импульсных пучков включает в себя лазерный источник света 1 и лазерный драйвер 2.
Длина волны света, излучаемого лазерным источником света 1, выбирается как длина волны, соответствующая спектрам поглощения воды, жира, белка, оксигемоглобина, дезоксигемоглобина и прочее, образующих биологическую ткань.
В порядке примера, приемлема длина волны в диапазоне от 600 до 1500 нм, поскольку свет этой длины волны сильно поглощается водой, которая является основной составляющей ткани внутри биологической ткани, благодаря чему свет может хорошо проникать, и имеет характерные спектры жира, оксигемоглобина и дезоксигемоглобина.
Кроме того, известно, что новые кровеносные сосуды формируются, и потребление кислорода увеличивается, когда опухоль, например злокачественная, растет в биологической ткани.
2
2
Согласно способу, предусматривающему оценивание формирования новых кровеносных сосудов и увеличение потребления кислорода, можно использовать характеристики спектров поглощения оксигемоглобина (HbO) и дезоксигемоглобина (Hb). На фиг. 3 показаны спектры поглощения HbO и Hb в диапазоне длины волны от 600 до 1000 нм.
2
2
Измерительное устройство измеряет значения концентрации Hb и HbO, содержащихся в крови в биологической ткани, на основании спектров поглощения HbO и Hb для множественных длин волны.
2
Затем концентрации Hb и HbO измеряются в множественных позициях, и формируется изображение распределения концентрации, что позволяет выявить область, в которой образуются новые кровеносные сосуды в биологической ткани.
2
Кроме того, насыщенность кислородом вычисляется на основании концентраций Hb и HbO, что позволяет выявить область, в которой увеличивается потребление кислорода, на основании насыщенности кислородом.
2
Таким образом, спектральную информацию для Hb и HbO, измеренную измерительным устройством, можно использовать для диагностики.
2
В этом примере, в качестве длин волны вблизи 800 нм, на которых характеристики поглощения для Hb и HbO пересекаются, как показано на фиг. 3, используются две длины волны λ1=700 нм и λ2=850 нм.
В порядке конкретного примера источника света он может быть выполнен в виде полупроводникового лазера, генерирующего разные длины волны, лазера переменной длины волны и т.п.
Первая оптическая система освещения 200 и вторая оптическая система освещения 300 являются оптическими блоками освещения для направления импульсного пучка, излучаемого из генератора 100 импульсных пучков, на объект обследования E.
Импульсный пучок, излучаемый из лазерного источника света 1, направляется оптическим волокном 3 на первый делитель пучка 4. Импульсный пучок, входящий в первый делитель пучка 4, делится на два пучка, которые направляются, соответственно, в первую оптическую систему освещения 200 и вторую оптическую систему освещения 300.
Первая оптическая система освещения 200 включает в себя оптическое волокно 5, второй делитель пучка 6, оптические волокна 7 и 8 и линзы 9 и 10.
Импульсный пучок, вошедший в оптическое волокно 5, делится на два пучка вторым делителем пучка 6, и пучки, соответственно, направляются на оптические волокна 7 и 8.
Импульсный пучок, вошедший в оптическое волокно 7, увеличивается линзой 9, которая располагается наклонно под углом θ относительно ультразвукового детектора 400, благодаря чему поверхность объекта обследования E освещается с одной стороны ультразвукового детектора 400. Аналогично, импульсный пучок, вошедший в оптическое волокно 8, увеличивается линзой 10, которая располагается наклонно под углом θ относительно ультразвукового детектора 400 в направлении, противоположным линзе 9, благодаря чему поверхность объекта обследования E освещается с другой стороны ультразвукового детектора 400.
Вторая оптическая система освещения 300 располагается напротив первой оптической системы освещения 200, с объектом обследования, расположенным между ними, и центральные оси аксиальной симметрии областей, освещаемых первой оптической системой освещения 200 и второй оптической системой освещения 300 совпадают друг с другом. Другими словами, объект обследования облучается импульсными пучками с обеих сторон, поскольку первая оптическая система освещения и вторая оптическая система освещения располагаются напротив друг друга с объектом обследования, расположенным между ними.
Согласно этой структуре, энергии света, одновременно проецируемого из оптических систем освещения, объединяются в объекте обследования E, и, таким образом, флюенс энергии света, достигающего глубинной части объекта обследования, может увеличиваться.
Вторая оптическая система освещения 300 включает в себя оптическое волокно 11 и линзу 12. Импульсный пучок, вошедший в оптическое волокно 11, увеличивается линзой 12 и направляется на поверхность объекта обследования E.
В этом примере, один источник света и делители пучка используются для направления импульсного пучка в первую и вторую оптические системы освещения. Однако можно располагать источники света соответственно индивидуальным оптическим системам освещения.
В этом случае, предпочтительно одновременно возбуждать два источника света в режиме синхронизации, что позволяет объединять флюенсы энергии света.
В этом случае, предпочтительно возбуждать два источника света абсолютно одновременно, но результат объединения флюенсов энергии света можно получить, если два источника света возбуждаются в пределах ширины импульса импульсного пучка или времени тепловой релаксации объекта обследования E.
Таким образом, выражение "одновременно возбуждать два источника света" в настоящем изобретении используется в смысле "возбуждать два источника света в течение времени тепловой релаксации объекта обследования E или в пределах ширины импульса импульсного пучка".
Кроме того, предпочтительно, чтобы центральные оси аксиальной симметрии областей, освещаемых оптическими системами освещения, совпадали друг с другом, но результат объединения флюенсов энергии света можно получить, если значения полной ширины на полумаксимуме отдельных распределений интенсивности света освещения частично перекрываются друг с другом.
Таким образом, выражение "совпадают друг с другом", применительно к центральным осям аксиальной симметрии в настоящем изобретении используется в смысле "значения полной ширины на полумаксимуме отдельных распределений интенсивности света освещения частично перекрываются друг с другом" в отношении двух освещенных областей аксиальной симметрии.
Ультразвуковой детектор 400 - это блок регистрации акустического сигнала для регистрации фотоакустического сигнала S (фотоакустической волны), генерируемой в объекте обследования E, и располагается на той же стороне, что и поверхность облучения первой оптической системы освещения 200. Другими словами, ультразвуковой детектор располагается так, что регистрационная поверхность ультразвукового детектора 400 располагается на той же стороне, что и поверхность облучения для первой оптической системы освещения 200 для облучения объекта обследования импульсным пучком, относительно объекта обследования.
Здесь, регистрационная поверхность ультразвукового детектора - это поверхность для приема фотоакустической волны с помощью ультразвукового генератора 13 ультразвукового детектора 400. Кроме того, поверхность облучения - это поверхность на объекте обследования, которая облучается импульсным пучком из первой оптической системы освещения 200 в этом примере. Сторона, на которой располагается вторая оптическая система освещения 300, противоположна стороне, на которой располагаются ультразвуковой детектор и первая оптическая система освещения, с объектом обследования, расположенным между ними.
Кроме того, в других словах о позиции ультразвукового детектора, ультразвуковой детектор 400 располагается напротив поверхности, обращенной к объекту обследования в первой оптической системе освещения 200 (поверхность также может представлять собой поверхность, контактирующую с объектом обследования). Здесь, выражение "напротив" также включает в себя случай, когда поверхность ультразвукового детектора 400, ближайшая к объекту обследования (т.е. регистрационная поверхность) совпадает с поверхностью первой оптической системы освещения 200, обращенной к объекту обследования.
Ультразвуковой детектор 400 имеет круглую форму, и на фиг. 1 он показан в поперечном сечении, которое включает в себя центральную ось круга.
Ультразвуковой генератор 13, имеющий вогнутую форму, располагается на опорном элементе 14, и ультразвуковой генератор 13 снабжен слоем акустического сопряжения 15 на стороне, ближней к объекту обследования E.
Проводник 16 подключен к ультразвуковому генератору 13.
Ультразвуковой генератор 13 включает в себя пьезоэлектрический элемент, обладающий пьезоэлектрическим эффектом для преобразования изменения давления, обусловленного приемом фотоакустического сигнала S в напряжение (электрический сигнал).
В качестве пьезоэлектрического элемента можно использовать пьезоэлектрический керамический материал, например, цирконат-титанат свинца (PZT), или полимерную пьезоэлектрическую пленку, например, поливинилиден-дифторид (PVDF).
Кроме того, центр вогнутой поверхности ультразвукового генератора 13 установлен в позиции поглотителя α, что позволяет избирательно принимать фотоакустический сигнал S, генерируемый из окрестности поглотителя α.
Опорный элемент 14 используется для подавления паразитной генерации ультразвукового генератора 13. Пример материала, который образует опорный элемент 14, включает в себя полиуретан или силикон. Слой акустического сопряжения 15 предусмотрен для эффективной передачи фотоакустического сигнала S.
В общем случае, материал пьезоэлектрического элемента и биологическая ткань имеют значения акустического импеданса, которые значительно отличаются друг от друга. Таким образом, если материал пьезоэлектрического элемента непосредственно контактирует с биологической тканью, эффективная передача фотоакустического сигнала невозможна по причине сильного отражения на границе раздела между ними.
Таким образом, слой акустического сопряжения 15, выполненный из материала, имеющего промежуточный акустический импеданс, располагается между материалом пьезоэлектрического элемента и биологической тканью, благодаря чему отражение на границе раздел уменьшается, обеспечивая эффективную передачу фотоакустического сигнала S.
В порядке примера материала, образующего слой акустического сопряжения 15, используется эпоксидная смола, кварцевое стекло и т.п.
Проводник 16 передает электрический сигнал, генерируемый путем преобразования фотоакустического сигнала S в ультразвуковом генераторе 13, на анализатор 500 сигнала.
Кроме того, ультразвуковой генератор 13 может быть выполнен не только из пьезоэлектрического элемента, но также из элемента для регистрации изменения емкости.
В этом примере используется вогнутый ультразвуковой генератор, но можно использовать плоский ультразвуковой генератор и акустическую линзу. Кроме того, можно использовать ультразвуковой зонд, имеющий множественные ультразвуковые генераторы, размещенные в виде матрицы, который используется в устройстве на основе ультразвукового эхо-сигнала или в неразрушающем обследовании.
Как описано выше, первая оптическая система освещения 200 и вторая оптическая система освещения 300 располагаются напротив друг друга, центральные оси аксиальной симметрии областей, освещаемых этими оптическими системами освещения, совпадают друг с другом, и ультразвуковой детектор 400 располагается на той же стороне, что и первая оптическая система освещения 200.
Согласно этой структуре, фотоакустический сигнал S можно регистрировать с более высокой контрастностью по сравнению с вышеописанным традиционным примером.
Кроме того, центральная ось аксиальной симметрии первой оптической системы освещения 200 совмещается с центральной осью ультразвукового детектора 400 в структуре, показанной на фиг. 1.
На фиг. 4 показана схема, демонстрирующая фотоакустический сигнал S в сферическом поглотителе α, принятый ультразвуковым детектором 400.
Импульсный пучок, который облучает объект обследования E, распространяется в его глубинную часть, ослабевая под влиянием поглощения и дисперсии в биологической ткани.
На фиг. 4, L1 указывает флюенс энергии света, проецируемого из первой оптической системы освещения 200 и распространяющегося в объекте обследования E, и L2 указывает флюенс энергии света, проецируемого из второй оптической системы освещения 300.
Дисперсия рассеяния вперед обычно преобладает над дисперсиями в биологической ткани, и, таким образом, энергия проецируемого света диспергирует и распространяется, в основном, в направлении оси падения света.
Таким образом, что касается поглощения энергии света в поглотителе α в объекте обследования E, поглощение возрастает на стороне падения света. Поглощение энергии света достигает максимума в позициях 'a' и 'e' в иллюстрируемом поглотителе α, уменьшаясь в позициях 'c' и 'g'.
Кроме того, поглощение энергии света увеличивается в окрестности поверхности поглотителя α, и, таким образом, энергия света, достигающего глубинной части поглотителя для поглощения, уменьшается.
Интенсивность давления фотоакустического сигнала, генерируемого из поглотителя α, имеющего такое распределение поглощения энергии света, увеличивается, когда поглощение энергии света велико, и снижается, когда поглощение энергии света мало.
Когда фотоакустический сигнал S, генерируемый из поглотителя α, принимается ультразвуковым детектором 400, сигнал с высоким давлением, генерируемый из окрестности позиций 'a', 'b' и 'h', которые находятся вблизи ультразвукового детектора 400, регистрируется в первую очередь.
Затем регистрируется сигнал с низким давлением, генерируемый из окрестности позиций 'c' и 'g', находящихся на таком же расстоянии от ультразвукового детектора 400. Наконец, регистрируется сигнал с высоким давлением, генерируемый из окрестности позиций 'd', 'e' и 'f'. Здесь, 400S обозначает профиль фотоакустического сигнала S, генерируемого из поглотителя α, который принимается ультразвуковым детектором 400.
Первый пик фотоакустического сигнала S генерируется на этапе фотоакустического сжатия. Напротив, второй пик генерируется на этапе расширения, соответствующем отраженной волне, на котором фаза волны, генерируемая на этапе сжатия, инвертируется разностью акустических импедансов между поглотителем α и тканью вокруг него.
На фиг. 5 показана структура традиционного примера (аналогичная описанной в US 2004/0127783), в которой ультразвуковой детектор 401 располагается на поверхности, перпендикулярной первой оптической системе освещения 200, в порядке примера размещения ультразвукового детектора 401 на поверхности, отличающиеся от поверхности размещения первой оптической системы освещения 200.
В поглотителе α генерируется распределение поглощения энергии света, аналогичное описанному выше со ссылкой на фиг. 4.
Когда фотоакустический сигнал S, генерируемый из поглотителя α, принимается ультразвуковым детектором 401, сигнал с низким давлением, генерируемый из окрестности позиций 'b', 'c' и 'd', которые находятся вблизи ультразвукового детектора 401, регистрируется в первую очередь.
Затем регистрируется сигнал с высоким давлением, генерируемый из окрестности позиций 'a' и 'e', находящихся на таком же расстоянии от ультразвукового детектора 401. Наконец, регистрируется сигнал с низким давлением, генерируемый из окрестности позиций 'f', 'g' и 'h'.
Здесь, 401S обозначает профиль фотоакустического сигнала S, генерируемого из поглотителя α, который принимается ультразвуковым детектором 401.
На фиг. 6 показана структура традиционного примера (аналогичная описанной в выложенной японской патентной заявке № 2005-021380), где вторая оптическая система освещения 300 исключена из структуры, показанной на фиг. 4.
Поглощение энергии света максимально в позиции 'a' на стороне падения света в иллюстрируемом поглотителе α, и чуть меньше в позициях 'b' и 'h'. Кроме того, поглощаемая энергия света последовательно уменьшается в позициях 'c' и 'g', позициях 'd' и 'f' и в позиции 'e' по направлению вглубь поглотителя.
Когда фотоакустический сигнал S, генерируемый из поглотителя α, принимается ультразвуковым детектором 402, сигнал с высоким давлением, генерируемый из окрестности позиций 'a', 'b' и 'h', которые находятся вблизи ультразвукового детектора 402, регистрируется в первую очередь.
Затем регистрируется сигнал с низким давлением, генерируемый из окрестности позиций 'c' и 'g', находящихся на таком же расстоянии от ультразвукового детектора 402. Наконец, регистрируется сигнал с низким давлением, генерируемый из окрестности позиций 'd', 'e' и 'f'.
Здесь, 402S обозначает профиль фотоакустического сигнала S, генерируемого из поглотителя α, который принимается ультразвуковым детектором 402.
На фиг. 7 показан сравнительный график профиля 400S сигнала регистрации ультразвукового детектора 400 этого примера, показанного на фиг. 4, с профилем 401S сигнала регистрации ультразвукового детектора 401 традиционного примера, показанного на фиг. 5, а также с профилем 402S сигнала регистрации ультразвукового детектора 402 традиционного примера, показанного на фиг. 6.
Согласно фиг. 7, давление фотоакустического сигнала S, генерируемого из окрестности границы поглотителя α, максимально в профиле 400S сигнала регистрации.
Позиция и размер поглотителя α вычисляются с использованием времени, полученного из пика фотоакустического сигнала, генерируемого с границы поглотителя α.
В настоящем изобретении время можно получать с использованием сигнала более высокой контрастности, и, таким образом, позицию и размер поглотителя α можно вычислять точнее, чем в традиционном примере.
Анализатор 500 сигнала включает в себя блок 17 вычислительной обработки и блок 18 генерации изображения.
Блок 17 вычислительной обработки вычисляет позицию поглотителя α на основании временных характеристик зарегистрированного фотоакустического сигнала S и вычисляет коэффициент поглощения μa на основании характеристик интенсивности.
Блок 18 генерации изображения генерирует изображение распределения коэффициента поглощения μa в объекте обследования E на основании вычисленной пространственной позиции и коэффициента поглощения μa поглотителя α в объекте обследования E.
Контроллер 600 подключен к лазерному драйверу 2 генератора 100 импульсных пучков и управляет хронированием, интенсивностью света и прочими испусканиями импульсного пучка.
Кроме того, контроллер 600 также подключен к анализатору 500 сигнала, памяти 700 и дисплею 800.
Контроллер 600 сохраняет пространственную позицию и коэффициент поглощения μa поглотителя α в объекте обследования E, которые вычисляются анализатором 500 сигнала, а также изображение распределения коэффициента поглощения μa в памяти 700, и управляет дисплеем 800 для отображения изображения распределения коэффициента поглощения μa в объекте обследования E.
В качестве памяти 700, можно использовать устройство записи данных, например оптический диск, магнитный диск, полупроводниковую память или жесткий диск.
В качестве дисплея 800, можно использовать устройство отображения, например жидкокристаллический дисплей, дисплей на основе ЭЛТ или дисплей на основе органических светодиодов.
Теперь опишем этап получения изображения спектральной характеристики внутренней части ткани объекта обследования E измерительным устройством согласно этому примеру.
На первом этапе, первая оптическая система освещения 200, вторая оптическая система освещения 300 и ультразвуковой детектор 400 вводятся в контакт с поверхностью объекта обследования E. Когда активируется стартовый переключатель измерения (не показан), генератор 100 импульсных пучков возбуждается для излучения света импульсного пучка наносекундного порядка, имеющего длину волны λ1=700 нм.
Затем, на втором этапе, первая оптическая система освещения 200 и вторая оптическая система освещения 300 облучают объект обследования E импульсным пучком.
Затем, на третьем этапе, фотоакустический сигнал S, генерируемый в объекте обследования E, регистрируется ультразвуковым детектором 400.
Затем, на четвертом этапе, анализатор 500 сигнала вычисляет позицию и размер поглотителя α на основании временных характеристик зарегистрированного фотоакустического сигнала S, вычисляет коэффициент поглощения μa на основании характеристик интенсивности и генерирует изображение, в котором реконструируется пространственное распределение коэффициента поглощения μa на поглотителе α и в его окрестности.
Затем, на пятом этапе, контроллер 600 сохраняет вычисленную позиционную информацию коэффициента поглощения μa на длине волны λ1 и изображение в памяти 700.
Затем, на шестом этапе, контроллер 600 устанавливает длину волны λ2 излучаемого света генератора 100 импульсных пучков равной 850 нм. Генератор 100 импульсных пучков возбуждается для излучения импульсного пучка света наносекундного порядка, имеющего длину волны λ2=850 нм.
На седьмом этапе, после осуществления этапов, которые аналогичны второму этапу, третьему этапу и четвертому этапу, контроллер 600 сохраняет вычисленную позиционную информацию коэффициента поглощения μa на длине волны λ2 и изображение в памяти 700.
Затем, на восьмом этапе, контроллер 600 накладывает изображения распределения коэффициента поглощения μa на длинах волны λ1 и λ2, которые отображаются на дисплее 800.
Наконец, на девятом этапе, измерение заканчивается.
На фиг. 8-13 показаны схемы, иллюстрирующие другие структурные примеры, относящиеся к первой оптической системе освещения и ультразвуковому детектору.
Элемент, указанный тем же условным обозначением, что и на фиг. 1, имеет такую же функцию, как описано выше со ссылкой на фиг. 1.
Первая оптическая система освещения 201, показанная на фиг. 8, соответствует первой оптической системе освещения 200, показанной на фиг. 1, за исключением того, что угол θ заменен углом φ, и между объектом обследования и ультразвуковым детектором (блоком регистрации акустического сигнала) располагается прокладка 19.
Прокладка 19 выполнена из элемента, имеющего свойство высокого пропускания и свойство низкого ослабления в отношении света и акустической волны, излучаемой из генератора 100 импульсных пучков.
Пример материала, образующего прокладку 19, включает в себя полимер полиметил-пентена, поликарбонат, акриловую смолу и прочее. Световые пучки, выходящие из линз 9 и 10 под углом φ, могут накладываться друг на друга на поверхности объекта обследования E через прокладку 19.
Кроме того, согласно структуре, показанной на фиг. 8, аналогично случаю, показанному на фиг. 1, центральную ось аксиальной симметрии первой оптической системы освещения 201 можно совместить с центральной осью ультразвукового детектора 400.
Первая оптическая система освещения 202, показанная на фиг. 9, включает в себя оптическое волокно 5, линзу 20 и акустооптический делитель пучка 21.
Акустооптический делитель пучка 21 отражает свет, излучаемый из генератора 100 импульсных пучков, и позволяет акустической волне, например фотоакустическому сигналу S, проходить через него.
Акустооптический делитель пучка 21 включает в себя вышеупомянутый материал, имеющий свойство высокого пропускания и свойство низкого ослабления в отношении света для облучения и акустической волны, и тонкопленочный слой 22, например, из алюминия или серебра, имеющий высокие характеристики отражения в отношении света для облучения, сформированный на материале.
Существует большая разница в акустическом импедансе между вышеупомянутым смоляным материалом и металлическим материалом, используемым для тонкопленочного слоя, но тонкопленочный слой, выполненный из металлического материала, оказывает незначительное влияние, поскольку его толщина приблизительно в несколько микрон достаточно мала по сравнению с длиной волны акустической волны.
Ультразвуковой детектор 403 представляет собой зонд с 2D матрицей, имеющий круглую форму, и располагается так, чтобы его регистрационная поверхность контактировала с акустооптическим делителем пучка 21.
На фиг. 9 показано поперечное сечение плоскостью, включающей в себя центральную ось круга. Множественные ультразвуковые генераторы 13, имеющие форму малой призмы, размещены на опорном элементе 14.
Слой акустического сопряжения 15 располагается на стороне ультразвукового генератора 13, которая находится ближе к объекту обследования E.
Ультразвуковой детектор 400, показанный на фиг. 1, использует круглый вогнутый ультразвуковой генератор, но ультразвуковой детектор 403 получает полезный позиционный сигнал с использованием формирования пучка методом суммирования и задержки на основании фотоакустического сигнала, принятого множественными ультразвуковыми генераторами 13.
Импульсный пучок, излучаемый из генератора 100 импульсных пучков, проходит через оптическое волокно 5 и увеличивается линзой 20, после чего импульсный пучок направляется в акустооптический делитель пучка 21 и отражается тонкопленочным слоем 22, направляясь к поверхности объекта обследования E.
Фотоакустический сигнал S, генерируемый поглотителем α объекта обследования E, распространяется через объект обследования E и акустооптический делитель пучка 21 и регистрируется ультразвуковым детектором 403.
Таким образом, согласно структуре, показанной на фиг. 9, центральную ось первой оптической системы освещения 202 и центральную ось ультразвукового детектора 403 можно совместить друг с другом с использованием акустооптического делителя пучка 21.
Первая оптическая система освещения 203, показанная на фиг. 10, включает в себя оптическое волокно 23.
На одном конце оптического волокна 23, который находится ближе к объекту обследования E, оптическое волокно делится на множественные волокна.
Ультразвуковой детектор 404 представляет собой зонд в виде 2D матрицы, который аналогичен описанному выше со ссылкой на фиг. 9. Существуют зазоры между множественными размещенными ультразвуковыми генераторами 13, и разделенные участки оптического волокна 23 располагаются в зазорах.
Импульсный пучок, излучаемый из генератора 100 импульсных пучков, проходит через оптическое волокно 23 и направляется на поверхность объекта обследования E. Фотоакустический сигнал S, генерируемый поглотителем α объекта обследования E, распространяется через объект обследования E и регистрируется ультразвуковым детектором 404.
Таким образом, согласно структуре, показанной на фиг. 10, центральную ось первой оптической системы освещения 203 и центральную ось ультразвукового детектора 404 можно совместить друг с другом, направляя свет из зазоров между зондами матрицы к объекту обследования E.
Первая оптическая система освещения 204, показанная на фиг. 11, включает в себя оптическое волокно 5 и линзу 24. Ультразвуковой детектор 405 имеет кольцевую форму с деталью круглого отверстия в его центральном участке, и на фиг. 11 показано поперечное сечение плоскостью, включающей в себя центральную ось круга. Ультразвуковой генератор 13 имеет вогнутую поверхность, и центр вогнутой поверхности установлен в позиции поглотителя α.
Таким образом, можно избирательно принимать фотоакустический сигнал S, генерируемый из окрестности поглотителя α.
Импульсный пучок, излучаемый из генератора 100 импульсных пучков, проходит через оптическое волокно 5 и увеличивается линзой 24, после чего импульсный пучок направляется к поверхности объекта обследования E через деталь круглого отверстия ультразвукового детектора 405.
Фотоакустический сигнал S, генерируемый поглотителем α объекта обследования E, распространяется через объект обследования E и регистрируется ультразвуковым детектором 405.
Таким образом, согласно структуре, показанной на фиг. 11, центральную ось первой оптической системы освещения 204 и центральную ось ультразвукового детектора 405 можно совместить друг с другом, направляя свет к объекту обследования E через деталь круглого отверстия ультразвукового детектора 405.
Первая оптическая система освещения 204, показанная на фиг. 12, идентична описанной выше со ссылкой на фиг. 11.
Ультразвуковой детектор 406 включает в себя ультразвуковой генератор 25, опорный элемент 26 и слой акустического сопряжения 27.
Эти структурные элементы имеют свойство высокого пропускания и свойство низкого ослабления в отношении света, излучаемого из генератора 100 импульсных пучков.
В порядке примера материала, образующего ультразвуковой генератор 25, можно использовать ниобат-титанат свинца-цинка (PZNT) и т.п.
В порядке примера материала, образующего опорный элемент 26 и слой акустического сопряжения 27, можно использовать материал, аналогичный описанному выше со ссылкой на фиг. 1.
Кроме того, ультразвуковой генератор 25 имеет вогнутую поверхность, и центр вогнутой поверхности установлен в позиции поглотителя α. Таким образом, можно избирательно принимать фотоакустический сигнал S, генерируемый из окрестности поглотителя α.
Импульсный пучок, излучаемый из генератора 100 импульсных пучков, проходит через оптическое волокно 5 и увеличивается линзой 24, после чего импульсный пучок проходит через ультразвуковой детектор 406 и направляется на поверхность объекта обследования E.
Фотоакустический сигнал S, генерируемый поглотителем α объекта обследования E, распространяется через объект обследования E и регистрируется ультразвуковым детектором 406.
Таким образом, согласно структуре, показанной на фиг. 12, центральную ось первой оптической системы освещения 204 и центральную ось ультразвукового детектора 406 можно совместить друг с другом, направляя свет к объекту обследования E после прохождения через ультразвуковой детектор 406.
Таким образом, согласно структурам, показанным на фиг. 1 и 8-12, ультразвуковой детектор 400 располагается на стороне, ближней к первой оптической системе освещения 200. Таким образом, объект обследования облучается с обеих сторон светом из множественных оптических систем освещения, и ультразвуковой детектор располагается так, что поверхность облучения одной из оптических систем освещения и регистрационная поверхность ультразвукового детектора располагаются на одной и той же стороне относительно объекта обследования. Кроме того, центральные оси аксиальной симметрии областей, освещаемых первой оптической системой освещения и второй оптической системой освещения, которые располагаются на обеих сторонах объекта обследования напротив друг друга, совпадают друг с другом, и, кроме того, центральная ось ультразвукового детектора, расположенного на той же поверхности, что и первая оптическая система освещения, совмещается с этими центральными осями. Таким образом, сигнал можно регистрировать с высокой контрастностью.
Кроме того, предпочтительно, чтобы центральные оси аксиальной симметрии освещаемых областей и центральная ось ультразвукового детектора совпадали друг с другом, но эффект регистрации сигнала высокой контрастности можно получить, если полная ширина на полумаксимуме распределения интенсивности света освещения частично перекрывается с полной шириной на полумаксимуме области ультразвукового исследования.
Таким образом, выражение "совпадают друг с другом", относящееся к центральным осям, в настоящем изобретении используется в смысле "полная ширина на полумаксимуме распределения интенсивности света освещения аксиальной симметрии освещаемых областей частично перекрывается с полной шириной на полумаксимуме области ультразвукового исследования".
Согласно фиг. 13, ультразвуковой детектор 407 может располагаться в позиции, не лежащей на пути света, на той же стороне, что и первая оптическая система освещения 204, и находится в окрестности пути света, благодаря чему сигнал можно регистрировать с более высокой контрастностью, чем в традиционных примерах. В этом случае также можно сказать, что регистрационная поверхность ультразвукового детектора располагается на той же стороне, что и поверхность облучения первой оптической системы освещения 200.
Кроме того, этот пример демонстрирует способ спектрального анализа, использующий характеристики спектров поглощения оксигемоглобина и дезоксигемоглобина в порядке примера использования длины волны в диапазоне от 600 до 1500 нм, но этот пример не следует рассматривать в порядке ограничения.
Например, можно также осуществлять спектральный анализ в отношении воды, жира, белка (коллагена), и прочее, которые являются главными структурными материалами биологической ткани.
Как описано выше, согласно примеру 1 измерительного устройства, первая оптическая система освещения 200 и вторая оптическая система освещения 300 располагаются напротив друг друга с объектом обследования, расположенным между ними. Кроме того, центральные оси аксиальной симметрии областей, освещаемых оптическими системами освещения, совпадают друг с другом, и ультразвуковой детектор 400 располагается на поверхности, совпадающей с поверхностью облучения первой оптической системы освещения 200. Другими словами, регистрационная поверхность ультразвукового детектора 400 располагается на той же стороне, что и поверхность облучения для первой оптической системы освещения 200 для облучения объекта обследования импульсным пучком, относительно объекта обследования.
Согласно этой структуре, фотоакустический сигнал, генерируемый с границы поглотителя α, существующего в глубинной части биологической ткани, можно регистрировать как сигнал высокой контрастности.
Таким образом, можно обеспечить измерительное устройство, способное измерять позицию и размер поглотителя α с высокой точностью. Очевидно, ультразвуковой детектор 400 может располагаться не на стороне первой оптической системы освещения 200, а на стороне второй оптической системы освещения 300 в вышеописанном примере.
Пример 2
В примере 2 описан структурный пример измерительного устройства, имеющего другую форму, чем в примере 1. На фиг.14 показана схема, демонстрирующая схематическую структуру измерительного устройства согласно этому примеру.
Базовая структура измерительного устройства этого примера аналогична структуре, описанной выше в примере 1, и структурный элемент, обозначенный тем же номером, имеет такую же функцию, как описанный выше в примере 1.
В этом примере, первый механизм привода 901 и второй механизм привода 902 размещены иначе. Первый механизм привода 901 изменяет позиции первой оптической системы освещения 205 и ультразвукового детектора 403 относительно объекта обследования Е. Второй механизм привода 902 изменяет позицию второй оптической системы освещения 301 относительно объекта обследования Е.
Эти механизмы привода управляются так, что отдельные структурные элементы перемещаются в режиме сканирования относительно объекта обследования E. Таким образом, можно измерять весь объект обследования E.
Объект обследования E удерживается между первой пластиной 25 и второй пластиной 26. Первая пластина 25 является плоской пластиной, имеющей свойство высокого пропускания и свойство низкого ослабления в отношении света и акустической волны, генерируемой генератором 101 импульсных пучков.
Материал, образующий первую пластину 25, может быть аналогичен материалу прокладки 19 в примере 1.
Вторая пластина 26 является плоской пластиной, имеющей свойство высокого пропускания и свойство низкого ослабления в отношении света, излучаемого из генератора 102 импульсных пучков. Материал, образующий вторую пластину 26, может быть аналогичен материалу прокладки 19, или можно использовать стекло и т.п.
Первая оптическая система освещения 205 включает в себя зеркала 27, 29, 31 и 32, делитель пучка 28 и линзы 30 и 33.
Импульсный пучок, излучаемый из генератора 101 импульсных пучков, отражается зеркалом 27 и затем делится на два пучка делителем пучка 28.
Один из разделенных пучков отражается зеркалом 29 и затем увеличивается линзой 30, которая располагается наклонно под углом φ относительно ультразвукового детектора 403, для освещения поверхности объекта обследования E с одной стороны ультразвукового детектора 403.
Другой разделенный пучок отражается зеркалами 31 и 32 и затем увеличивается линзой 33, которая располагается наклонно под углом φ симметрично линзе 30 относительно ультразвукового детектора 403, для освещения поверхности объекта обследования Е с другой стороны ультразвукового детектора 403.
Первый механизм привода 901 включает в себя первый ползун 34, первую направляющую скольжения 35 и первый двигатель 36.
В порядке примера элемента, составляющего первый ползун 34 и первую направляющую скольжения 35, можно использовать шариковый винт, линейную направляющую и т.п.
Первый ползун 34 заключает в себе набор из зеркал 29, 31 и 32, делителя пучка 28, линз 30 и 33 и ультразвукового детектора 403 первой оптической системы освещения 205.
Набор элементов, заключенный в первом ползуне 34, и первый ползун 34 могут перемещаться с помощью первой направляющей скольжения 35 и первого двигателя 36 в направлении, указанном стрелкой на фиг.14.
Аналогично примеру 1, вторая оптическая система освещения 301 располагается напротив первой оптической системы освещения 205 с объектом обследования, расположенным между ними.
Вторая оптическая система освещения 301 включает в себя зеркала 37 и 38 и линзу 39. Импульсный пучок, излучаемый из генератора 102 импульсных пучков, отражается зеркалами 37 и 38. Затем импульсный пучок увеличивается линзой 39 и направляется на поверхность объекта обследования Е.
Второй механизм привода 902 включает в себя второй ползун 40, вторую направляющую скольжения 41 и второй двигатель 42, для которых можно использовать элементы, аналогичные элементам первого механизма привода 901.
Второй ползун 40 заключает в себе набор из зеркала 38 и линзы 39 второй оптической системы освещения 301. Второй ползун 40 и набор элементов, заключенных во втором ползуне 40, может приводиться в движение второй направляющей скольжения 41 и вторым двигателем 42 в направлении, указанном стрелкой на фиг.14.
Контроллер 601 подключен к генераторам импульсных пучков 101 и 102, первому механизму привода 901 и второму механизму привода 902.
Помимо функций контроллера 600, описанных выше в примере 1, контроллер 601 управляет позициями, хронированием, и прочее для приведения в действие первого механизма привода 901 и второго механизма привода 902.
Контроллер 601 управляет позициями таким образом, что центральные оси аксиальной симметрии областей, освещаемых первой оптической системой освещения 205 и второй оптической системой освещения 301, совпадают друг с другом, и дополнительно управляет так, что импульсные пучки одновременно испускаются из генераторов 101 и 102 импульсных пучков.
Энергии света, проецируемого в этой структуре, объединяются в объекте обследования Е, и, таким образом, флюенс энергии света, достигающего глубинной части объекта обследования Е, может увеличиваться.
Теперь опишем этап получения изображения спектральной характеристики внутренней части ткани объекта обследования Е измерительным устройством согласно этому примеру.
На первом этапе, объект обследования Ε удерживается между первой пластиной 25 и второй пластиной 26. Затем активируется стартовый переключатель измерения (не показан).
Затем, на втором этапе, генераторы 101 и 102 импульсных пучков возбуждаются так, чтобы испускать импульсные пучки наносекундного порядка, имеющие длину волны λ1=700 нм.
Затем, на третьем этапе, объект обследования Ε облучается импульсными пучками первой оптической системой освещения 205 и второй оптической системой освещения 301.
Затем, на четвертом этапе, фотоакустический сигнал S, генерируемый в объекте обследования Ε, регистрируется ультразвуковым детектором 403.
Затем, на пятом этапе, анализатор 500 сигнала вычисляет позицию и размер поглотителя α и коэффициент поглощения μa на основании временных характеристик зарегистрированного фотоакустического сигнала S. Генерируется изображение, в котором реконструируется пространственное распределение коэффициента поглощения μa поглотителя α и его окружения.
Затем, на шестом этапе, контроллер 601 сохраняет вычисленную позиционную информацию коэффициента поглощения μa на длине волны λ1 и изображение в памяти 700.
Затем, на седьмом этапе, контроллер 601 устанавливает длину волны света, излучаемого генераторами 101 и 102 импульсных пучков, равной λ2=850 нм, и испускаются импульсные пучки наносекундного порядка, имеющие длину волны λ2=850 нм.
Затем, на восьмом этапе, осуществляются этапы, аналогичные вышеописанным третьему, четвертому и пятому этапам.
Контроллер 601 сохраняет вычисленную позиционную информацию коэффициента поглощения µа на длине волны λ2 и изображение в памяти 700.
Затем, на девятом этапе, контроллер 601 запускает первый механизм привода 901 и второй механизм привода 902 так, что первый ползун 34 и второй ползун 40 перемещаются относительно объекта обследования Е в следующие позиции измерения.
Затем, на десятом этапе, осуществляются этапы, аналогичные вышеописанным первому, второму, третьему, четвертому, пятому, шестому, седьмому, восьмому и девятому этапам, пока не будет завершено измерение в каждой позиции измерения.
Затем, на одиннадцатом этапе, по завершении измерений во всех позициях измерения контроллер 601 совмещает изображения распределения коэффициента поглощения µа, полученные на длинах волны λ1 и λ2, и отображает результат на дисплее 800.
Наконец, на двенадцатом этапе, измерение заканчивается.
На фиг.15 и 16 показаны обобщенные блок-схемы измерительного устройства другого примера согласно примеру 2. На фиг.15 показан вид сбоку, а на фиг.16 вид сверху.
Элемент, указанный тем же условным обозначением, что и на фиг.114, это элемент, имеющий такую же функцию, как описано выше.
В этом примере, вращательный механизм привода 903 располагается по отношению к цилиндрическому объекту обследования Е. Вращательный механизм привода 903 изменяет позиции первой оптической системы освещения 206, ультразвукового детектора 405 и второй оптической системы освещения 302 относительно объекта обследования Е.
Вращательный механизм привода 903 управляется для осуществления вращательного движения в режиме сканирования отдельных структурных элементов относительно объекта обследования Е, что позволяет измерять цилиндрический объект обследования Е.
Объект обследования Е удерживается в цилиндрическом кожухе 43. Зазор между объектом обследования Е и кожухом 43 заполняется агентом сопряжения 44.
Кожух 43 и агент сопряжения 44 имеют свойство высокого пропускания и свойство низкого ослабления в отношении света и акустической волны, излучаемой генератором 100 импульсных пучков.
В качестве материала, образующего кожух 43, можно использовать материал, аналогичный прокладке 19 примера 1. В качестве материала, образующего агент сопряжения 44, можно использовать воду, касторовое масло, гель для ультразвукового обследования и т.п.
Первая оптическая система освещения 206 включает в себя зеркала 46 и 47 и линзу 48. Импульсный пучок, излучаемый из генератора 100 импульсных пучков, делится на два пучка делителем пучка 45. Один из пучков направляется в первую оптическую систему освещения 206, и пучок отражается зеркалами 46 и 47 и затем увеличивается линзой 48.
После этого пучок проходит через деталь круглого отверстия ультразвукового детектора 4 05 для освещения поверхности объекта обследования Е через кожух 43 и агент сопряжения 44. Ультразвуковой детектор 405 аналогичен описанному выше со ссылкой на фиг.11.
Аналогично примеру 1, вторая оптическая система освещения 302 располагается напротив первой оптической системы освещения 20 6 с объектом обследования, расположенным между ними, и центральные оси аксиальной симметрии областей, освещаемых оптическими системами освещения, совпадали друг с другом. В этом примере, регистрационная поверхность ультразвукового детектора 405 располагается на поверхности, совпадающей с поверхностью облучения первой оптической системы освещения 206 кожуха 43.
Вторая оптическая система освещения 302 включает в себя зеркала 49 и 50 и линзу 51. Другой из двух импульсных пучков, разделенных делителем пучка 45, направляется во вторую оптическую систему освещения 302. Пучок отражается зеркалами 49 и 50 и затем увеличивается линзой 51 для освещения поверхности объекта обследования Е через кожух 43 и агент сопряжения 44.
Вращательный механизм привода 903 включает в себя вращательную установку 52 и двигатель 53 для приведения в действие вращательной установки 52. Вращательная установка 52 заключает в себе набор из делителя пучка 45, первой оптической системы освещения 206, ультразвукового детектора 405 и второй оптической системы освещения 302.
Вращательная установка 52 и набор элементов, заключенных во вращательной установке 52, могут приводиться в движение двигателем 53, совершающим вращение в направлении стрелки, показанной на фиг.15 или 16.
Помимо функций контроллера 601, описанных выше, контроллер 602 управляет позициями, хронированием, и прочее для приведения в действие вращательного механизма привода 903 и подключен к вращательному механизму привода 903.
Как описано выше, согласно примеру измерительного устройства 2, первая оптическая система освещения и вторая оптическая система освещения располагаются напротив друг друга с объектом обследования, расположенным между ними. Кроме того, центральные оси аксиальной симметрии областей, освещаемых оптическими системами освещения, совпадают друг с другом, и регистрационная поверхность ультразвукового детектора располагается на поверхности, совпадающей с поверхностью облучения, на кожухе первой оптической системой освещения. Другими словами, регистрационная поверхность ультразвукового детектора располагается на той же стороне, что и поверхность облучения для первой оптической системы освещения для облучения объекта обследования импульсным пучком, относительно объекта обследования.
Сканирующее перемещение отдельных структурных элементов осуществляется относительно объекта обследования Е при сохранении вышеописанного взаимного расположения, благодаря чему фотоакустический сигнал, генерируемый с границы поглотителя а, находящегося в глубинной части объекта обследования Е, можно регистрировать как сигнал высокой контрастности во всем объекте обследования Е.
Таким образом, можно обеспечить измерительное устройство, способное измерять позицию и размер поглотителя α с высокой точностью.
Пример 3
На фиг.17 показана обобщенная блок-схема измерительного устройства согласно примеру 3, к которому применимо настоящее изобретение.
Базовая структура измерительного устройства аналогична структуре примера 2, показанного на фиг.14, и структурные элементы, указанные условными обозначениями, имеют такую же функцию, как описанные выше в примере 2.
В этом примере, дополнительно предусмотрен механизм привода пластин 904.
Механизм привода пластин 904 включает в себя направляющую скольжения 54 и двигатель 55.
Один конец направляющей скольжения 54 присоединен ко второй пластине 26, контактирующей с объектом обследования Е, и позиция второй пластины 26 может перемещаться по стрелке, показанной на фиг.17. В порядке примера элемента, образующего направляющую скольжения 55, можно использовать шариковый винт, линейную направляющую и т.п.
Плотность потока энергии света, падающего на объект обследования Е, значительно ослабляется под влиянием поглощения и дисперсии в биологической ткани, что затрудняет измерение в глубинной части.
Таким образом, в отношении объекта обследования, например груди, предусмотрено сжатие объекта обследования для увеличения энергии света, достигающего внутренней части объекта обследования.
В этом примере, предусмотрена функция управления механизмом привода пластин 904 для сжатия объекта обследования Е, удерживаемого между первой пластиной 25 и второй пластиной 26.
Вторая оптическая система освещения 301 располагается так, что вторая оптическая система освещения 301 располагается напротив первой оптической системы освещения 205, и центральные оси аксиальной симметрии областей, освещаемых второй оптической системой освещения 301 и первой оптической системой освещения 205, совпадают друг с другом.
Регистрационная поверхность ультразвукового детектора 403 располагается на той же поверхности, что и поверхность облучения первой оптической системы освещения 205 на первой пластине 25.
Помимо вышеописанных функций контроллера 601 примера 2, контроллер 603 управляет, например, позицией для приведения в действие механизма привода пластин 904.
Когда это устройство сдавливает объект обследования Е, сферический поглотитель α, расположенный в объекте обследования Е, деформируется, становясь плоским, в направлении сдавливания.
Интенсивность фотоакустического сигнала S, генерируемого из поглотителя α, деформированного таким образом, обладает анизотропией, и, таким образом, из плоской области генерируется более сильный сигнал.
Таким образом, ультразвуковой детектор 403 располагается на той же поверхности, что и первая оптическая система освещения 205 первой пластины 25, оказывающей давление на объект обследования Е, благодаря чему регистрируется более сильный фотоакустический сигнал S.
Как описано выше, в измерительном устройстве согласно примеру 3, первая оптическая система освещения и вторая оптическая система освещения, которые сдавливают и освещают объект обследования, располагаются так, что первая оптическая система освещения и вторая оптическая система освещения располагаются напротив друг друга, с объектом обследования, расположенным между ними, и центральные оси аксиальной симметрии областей, освещаемых первой оптической системой освещения и второй оптической системой освещения, совпадают друг с другом.
Кроме того, регистрационная поверхность ультразвукового детектора располагается на той же поверхности, что и поверхность облучения (на пластине) первой оптической системы освещения. Другими словами, регистрационная поверхность ультразвукового детектора располагается на той же стороне, что и поверхность облучения, на которой первая оптическая система освещения облучает объект обследования импульсным пучком, относительно объекта обследования. Благодаря вышеупомянутой структуре, фотоакустический сигнал, генерируемый с границы поглотителя α, расположенного в глубинной части биологической ткани, можно регистрировать с помощью сигнала высокой контрастности.
Таким образом, можно обеспечить измерительное устройство, способное измерять позицию и размер поглотителя α с высокой точностью.
Хотя настоящее изобретение было описано со ссылкой на иллюстративные варианты осуществления, очевидно, что изобретение не ограничивается раскрытыми иллюстративными вариантами осуществления. Объем нижеследующей формулы изобретения допускает самую широкую интерпретацию для охвата всех подобных модификаций и эквивалентных структур и функций.
Данная заявка притязает на приоритет японской патентной заявки № 2008-182060, поданной 11 июля 2008 г., которая, таким образом, включена сюда в порядке ссылки в полном объеме.