JP2009066110A - 測定装置 - Google Patents

Abstract

【課題】分光特性と構造特性を高精度かつ高解像度で関連付けることが可能な測定装置を提供する。
【解決手段】光源部１と光検出装置５を有して被検体Ｅの分光特性をＡＯＴを利用して測定する分光特性測定装置１０１と、超音波検出器６を有して被検体Ｅの構造特性を超音波エコー信号を利用して測定する超音波エコー測定装置１０２と、を有する測定装置であって、分光特性測定装置１０１及び超音波エコー測定装置１０２は、それらに共通に設けられ、被検体Ｅに超音波パルスを送信する超音波発生器３と、それらに共通に設けられ、超音波発生器３が送信した超音波パルスを被検体Ｅの被検部位Ｘに集束する集束装置４とを有し、被検体Ｅの被検部位Ｘにおいて、音響光学効果による光源部１からの光の変調と超音波エコー信号の発生が同時に行われ、光検出装置５は同時に発生した変調光Ｉａｃを検出し、超音波検出器６は同時に発生した超音波エコー信号を検出する。
【選択図】図１

Description

本発明は、被検体の特性を測定する測定装置に関する。

マンモグラフィなど、生体組織内部の代謝である分光特性を計測する測定装置は知られている。一方、生体の構造特性を得る超音波エコー装置も知られている。生体の分光特性と構造特性を同時に測定して重ね合わせることができれば医療診断の質と精度が向上するために好ましい。

従来の分光特性測定装置は、音響光学トモグラフィ（ＡＯＴ：Ａｃｏｕｓｔｏ−Ｏｐｔｉｃａｌ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）や光音響トモグラフィ（Ｐｈｏｔｏ−Ａｃｏｕｓｔｉｃ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ：ＰＡＴ）を利用する。ＡＯＴは、特許文献１に開示されているように、生体組織内部にコヒーレント光及び集束超音波を照射し、超音波が集束された領域において光が変調される効果（音響光学効果）を利用し、変調光を光検出器で検出する。一方、ＰＡＴは、腫瘍などの被検部位とそれ以外の組織との光エネルギーの吸収率の差を利用し、被検部位が照射された光エネルギーを吸収して瞬間的に膨張する際の超音波（光音響信号）を超音波検出器で受信する。

生体の分光特性と構造特性を共に測定する従来技術として、特許文献２は、ＰＡＴ測定装置と超音波エコー装置を利用し、共通の検出器で光音響信号と超音波エコー信号を受信している。また、特許文献３は、超音波エコー信号を測定するトランスデューサの近傍に近赤外光源を配置し、超音波エコー画像と近赤外光による拡散光画像を測定している。
米国特許第６７３８６５３号明細書 特開２００５−２１３８０号公報 米国特許第６２６４６１０号明細書

しかし、従来技術は、分光特性と構造特性を高精度に関連付けてはおらず、診断の質や精度は必ずしも向上していなかった。まず、被検体は乳房などで構造が変形しやすい。このため、特許文献１に記載のＡＯＴ測定装置に別体の超音波エコー装置を適用して機能情報と構造情報を別々に測定すると、例えば、超音波プローブを生体に接触させる圧力変形のために、測定時の被検体の構造が異なってしまう。このため、２つの特性を高精度に位置を対応させて重ね合せするのが困難になる。また、特許文献２は、ＰＡＴ検出器と超音波エコー検出器を共通化しているため、両特性を同時に測定することができない。両特性を測定する時間に差があると、その間で被検体が動くことなどにより、両特性を高精度に位置を対応させて重ね合せすることが困難になる。更に、特許文献３の装置で測定する拡散光画像による分光特性は、特許文献１や２の装置に比べると解像度が低くなる。

本発明は、分光特性と構造特性を高精度かつ高解像度で関連付けることが可能な測定装置に関する。

本発明の一側面としての測定装置は、光源部と光検出部を有し、被検体の分光特性を音響光学トモグラフィを利用して測定する分光特性測定装置と、超音波検出部を有し、前記被検体の構造特性を超音波エコー信号を利用して測定する超音波エコー測定装置と、を有する測定装置であって、前記分光特性測定装置及び前記超音波エコー測定装置の各々は、前記分光特性測定装置及び前記超音波エコー測定装置に共通に設けられ、前記被検体に超音波パルスを送信する超音波発生部と、前記分光特性測定装置及び前記超音波エコー測定装置に共通に設けられ、前記超音波発生器が送信した超音波パルスを前記被検体の被検部位に集束する集束部と、を有することを特徴とする。

本発明の更なる目的又はその他の特徴は、以下、添付図面を参照して説明される好ましい実施例によって明らかにされるであろう。

本発明によれば、分光特性と構造特性を高精度かつ高解像度で関連付けることが可能な測定装置を提供することができる。

図１は、本発明の一実施例の測定装置の構成を示すブロック図である。測定装置は、被検体Ｅの分光特性と構造特性とを測定し、分光特性測定装置１０１と、超音波エコー測定装置１０２と、信号処理装置１０３と、表示装置１０４と、を有する。

被検体Ｅは、乳房などの生体組織である。癌などの腫瘍が成長する際には新生血管の形成や酸素の消費量が増大することが知られている。このような新生血管の形成や酸素消費量の増大を評価する方法として、酸化ヘモグロビン（ＨｂＯ_２）と還元ヘモグロビン（Ｈｂ）の吸収スペクトルの特徴を利用することができる。図７は、波長６００−１０００ｎｍ範囲におけるＨｂＯ_２とＨｂの吸収スペクトルである。

測定装置は複数波長のＨｂＯ_２とＨｂの吸収スペクトルから、生体組織内の血液中に含まれるＨｂとＨｂＯ_２の濃度を測定する。そして、複数の位置でＨｂとＨｂＯ_２の濃度を測定し、濃度分布の画像を作成することにより生体組織内で新生血管が形成されている領域を判別することができる。また、ＨｂとＨｂＯ_２の濃度から酸素飽和度を算出し、酸素飽和度から酸素の消費量が増大している領域を判別することができる。このように測定装置で測定したＨｂとＨｂＯ_２の分光情報を診断に利用することができる。

分光特性測定装置１０１は、被検体Ｅの組織内部の分光特性をＡＯＴを利用して測定する。分光特性測定装置１０１は、光源部１と、光学系２と、超音波発生部３と、超音波集束部４と、光検出部５と、を有する。

光源部１は、被検体Ｅに照射する複数の波長の光を発生する光源である。光源の波長は、生体組織を構成する水、脂肪、タンパク質、酸化ヘモグロビン、還元ヘモグロビン、などの吸収スペクトルに応じた波長を選定する。一例としては、生体内部組織の主成分である水の吸収が小さいため光が良く透過し、脂肪、酸化ヘモグロビン、還元ヘモグロビンのスペクトルに特徴がある６００乃至１５００ｎｍ範囲が適当である。また、コヒーレンス長が長く（例えば、１ｍ以上）、強度が一定のＣＷ（Ｃｏｎｔｉｎｕｏｕｓ Ｗａｖｅ光）光を発するものである。具体的な光源の例として、異なる波長を発生する半導体レーザ、波長可変レーザなどで構成するとよい。

光学系２は、被検体Ｅに光源部１から発した光を導くためのものである。図２は光学系２の一例を示すものである。図２において、光源部１は波長の異なる半導体レーザ１２ａ、１２ｂ、１２ｃで構成され、１２ａは波長λａ、１２ｂは波長λｂ、１２ｃは波長λｃの光を発生する。光学系２は、レンズ１３ａ、１３ｂ、１３ｃと、ダイクロイックミラー１４ａ、１４ｂ、１４ｃと、集光レンズ１５と、光ファイバー１６とを有する。

レンズ１３ａ、１３ｂ、１３ｃは、半導体レーザ１２ａ、１２ｂ、１２ｃから発生した光を夫々平行光線にし、ダイクロイックミラー１４ａ、１４ｂ、１４ｃに導く。ダイクロイックミラー１４ａは波長λａの光を反射し、ダイクロイックミラー１４ｂは波長λｂの光を反射し波長λａの光は透過する特性を有する。また、ダイクロイックミラー１４ｃは波長λｃの光を反射し波長λａとλｂの光は透過する特性を有する。ダイクロイックミラー１４ａ、１４ｂ、１４ｃを反射及び透過した光は、集光レンズ１５により光ファイバー１６の端面に集光される。光ファイバー１６は、光を被検体Ｅに導光する。光ファイバー１６を伝わる光は光ファイバー１６の他端から被検体Ｅに光を照射する。

超音波発生部３は、被検体Ｅに超音波（超音波パルス）を送信する超音波送信装置である。本実施例は、超音波の周波数の範囲を、超音波エコー装置では被検体Ｅの測定深さや分解能により適当な周波数が異なるが、１から数十（ＭＨｚ）の範囲に設定している。

図３は、超音波発生部３の一例としてのリニアアレイ探触子の構造を示す概略斜視図である。小さな短冊形の超音波振動子１７がバッキング材１８上に複数個配列され、超音波振動子１７の超音波を放射する面には音響整合層１９と、さらにその上に音響レンズ２０が設けられている。各超音波振動子１７はリード線２１が接続されている。

超音波振動子１７は、印加した電圧を超音波に変換、及び受信した圧力変化を電圧に相互に変換する圧電効果を有する圧電素子で構成される。このように超音波による機械的振動と電気信号を相互に変換するデバイスを超音波トランスデューサという。圧電素子としては、ＰＺＴ（チタン酸ジルコン酸鉛）に代表される圧電セラミック材料やＰＶＤＦ（ポリフッ化ビニリデン）に代表される高分子圧電膜材料などを用いることができる。

バッキング材１８は、超音波の送信方向と逆方向へ発生する音波を吸収し、超音波振動子１７の不必要な振動を抑制する。圧電素子と生体では音響インピーダンスが大きく異なるため、圧電素子と生体が直接接した場合は、界面での反射が大きくなり超音波を効率よく伝達（送受信）することができない。このため圧電素子で構成される超音波振動子１７と生体の間に中間的な音響インピーダンスを有する物質で構成した音響整合層１９を挿入して超音波を効率よく伝達する。

音響レンズ２０は、超音波振動子１７の配列方向と直角方向の超音波の広がりを抑制する。リード線２１は、超音波振動子１７の信号を送受信するために用いられる。

超音波集束部４は、超音波発生器３が送信する超音波を被検体Ｅの組織内部の被検部位に集束する。超音波を集束する方法としては、球面、円筒面、非球面形状の凹面超音波振動子や音響レンズを用いるものやアレイ探触子を用いた電子フォーカスなどがある。凹面超音波振動子では凹面の曲率によって焦点位置が決まる。音響レンズは、生体組織内部の音速よりも遅い音速の材料で構成すると形状は凸レンズとなり、凹面超音波振動子と同様に凸面の曲率によって焦点位置が決まる。

本実施例は、前述したアレイ探触子を用いた電子フォーカスを用いる。以下、図４を参照してかかる例について説明する。ここで、図４は、超音波集束部４の一例の概略ブロック図である。

複数個配列された夫々の超音波振動子１７ａ，ｂ，ｃ，ｄ，ｅ，ｆ，ｇには、可変遅延素子２２ａ，ｂ，ｃ，ｄ，ｅ，ｆ，ｇとパルサ２３がリード線２１を介して接続されている。可変遅延素子２２は、細長い電線をコイル状に巻いたものなどを用いて、電線を伝わる電気信号の伝導を遅らせる。また、コイルの途中に複数個設けたタップを切り替えることにより、電気信号の遅延時間を調節することができる。パルサ２３は、超音波振動子１７に印加するパルス電圧を発生する装置である。

中心部の可変遅延素子２２ほど遅延時間を長くする（τａ＝τｇ＜τｂ＝τｆ＜τｃ＝τｅ＜τｄ）と、各超音波振動子１７によって形成される合成波面は集束波面となる。このように可変遅延素子２２によって与える遅延時間を制御することにより、超音波を集束する位置を制御することができる。また、同様の制御により超音波が進行する方向を制御することができる。

図４は超音波を送信する場合について説明したが、受信する場合についても同様の関係が成り立ち、超音波エコー発生源と各超音波振動子１７までの距離の差を可変遅延素子２２によって補正して位相を揃えることができる。このような電子フォーカスが可能な探触子としては、リニアアレイ探触子の他に、超音波振動子を二次元面内に配列した２Ｄアレイ探触子、リング状の振動子を同心円状に並べたアニュラアレイ探触子、などがある。また、凹面超音波振動子や音響レンズを用いる超音波集束部４では、超音波集束部４の位置を機械的駆動により変更することで、超音波を集束する位置を制御することができる。

光検出部５は、被検体Ｅの内部組織を伝播して再び外部に射出した光を検出する。光検出部５は、図５に示すように、光センサー２４、レンズ２５、光ファイバー２６、レンズ２７から構成される。ここで、図５は、光検出部５の一例を示す概略ブロック図である。

図５に示すように、光源部１から発した光は光学系２を通って被検体Ｅに入射する。被検体Ｅに入射した光は、内部で吸収と散乱を繰り返して多重散乱して様々な方向に伝播する。吸収散乱媒質中の光の伝播は、光拡散方程式によって記述することができる。ここで、光源部１から図５に示す超音波の集束位置（被検部位）Ｘまでの光の伝播による光子のフルエンス率をΦ（ｒｓ）、超音波の集束位置Ｘから光センサー２４までの光の伝播による光子のフルエンス率をΦ（ｒｄ）とする。

一方、超音波の集束位置Ｘの近傍では音圧が大きくなるため吸収散乱媒質に密度変化が生じ、屈折率変化及び散乱体が変位する。この超音波が集束した領域を光が通過すると、屈折率変化や散乱体の変位によって光の光学的位相が変化する。このため、集束位置Ｘでは、局所的に音圧が高くなり周辺部に比べて超音波による影響（屈折率変化と散乱体の変位）を強く受け、周波数Ω（ＭＨｚ）の超音波によって変調された光が、周辺部に比べて多く発生する。この音響光学効果による変調光を選択的に検出することにより、超音波が集束された領域から発生する光信号を選択的に計測することができる。

ここで、光が超音波によって変調される効率（ｍｏｄｕｌａｔｉｏｎ ｄｅｐｔｈ）をｍ、入射光の強度をI０とすると、検出する光信号Ｉａｃは以下のように表される。

光センサー２４は、超音波によって変調された変調光

と超音波の変調を受けずに多重散乱した非変調光を同時に検出する。超音波発生部３及び超音波集束部４により、超音波の集束位置Ｘを制御（走査）することにより、所望の位置の光信号を計測することができる。光センサー２４には、ＰＭＴ（Ｐｈｏｔｏｍｕｌｔｉｐｌｉｅｒ）、ＣＣＤ（Ｃｈａｒｇｅ Ｃｏｕｐｌｅｄ Ｄｅｖｉｃｅ）、ＣＭＯＳ（相補性金属酸化膜半導体）などの光電変換素子を適用可能である。但し、光源部１が発生する光の波長６００−１５００ｎｍ範囲に十分な感度を有するものを選定する必要がある。

レンズ２５は、被検体Ｅの内部組織を伝播して再び外に出てきた光を集光して光ファイバー２６に導き、レンズ２７は光ファイバー２６から出てきた光を光センサー２４に導く。光センサー２４が検出した信号は、第一の信号処理部７に送信される。

超音波エコー測定装置１０２は、被検体Ｅの組織内部の構造特性を超音波エコーを利用して測定する。超音波エコー測定装置１０２は、超音波送信手段としての上述の超音波発生部３と、上述の超音波集束部４と、超音波検出部６と、を有する。このように、同一の超音波発生部３が分光特性測定装置１０１と超音波エコー測定装置１０２に共通に使用され、同一の超音波集束部４が分光特性測定装置１０１と超音波エコー測定装置１０２に共通に使用される。

超音波検出部６は、被検体Ｅの内部組織から発生する超音波エコー信号を受信する超音波受信装置である。超音波発生部３と同様に圧電素子で構成され、前述した探触子の例では送信と受信の両方の機能を１つのデバイス（超音波トランスデューサ）に備えることができる。

信号処理装置１０３は、分光特性測定装置１０１が測定した分光特性を含む信号及び超音波エコー測定装置１０２が測定した構造特性を含む信号を処理して画像を生成する。信号処理装置１０３は、第一の信号処理部７と、第二の信号処理部８と、合成処理部９と、画像記録部１０とを有する。

第一の信号処理部７は、被検体Ｅの被検部位の分光特性の画像を生成する。図５に示す第一の信号処理部７は、フィルタ２８、信号解析装置２９、画像生成装置３０から構成される。フィルタ２８は、変調光Ｉａｃと非変調光を分離して測定する。フィルタ２８には、特定周波数の信号を選択的に検出するバンドパスフィルタ、特定周波数の光を増幅して検出するロックインアンプが適用可能である。信号解析装置２９は、集束超音波の座標データとこの座標データに対応した光信号Ｉａｃから被検体Ｅ内の分光特性の分布データを作成する。

第二の信号処理部８は、被検体Ｅの被検部位の構造特性の画像を生成する。図５に示す第二の信号処理部８は、信号解析装置３１、画像生成装置３２から構成される。信号解析装置３１は、超音波発生部３及び超音波集束部４によって被検体Ｅの組織内部の位置Ｘに向けて照射された周波数Ω（ＭＨｚ）の超音波パルスで発生した超音波エコー信号を基に組織内部の構造特性を算出する。画像生成装置３２は、信号解析装置３１で算出した構造特性の分布から画像を生成する。

合成処理部９は、第一の信号処理部７が生成した分光特性の画像と第二の信号処理部８が生成した構造特性の画像の合成画像を生成する。合成処理部９は、分光特性を測定した位置Ｘと構造特性を測定した位置Ｘの対応を取って２つの特性を合成する。また、分光特性の画像と構造特性の画像に異なる色を付けることにより、２つの特性を識別可能にしている。

画像記録部１０は、第一の信号処理部７が生成した分光特性の画像、第二の信号処理部８が生成した構造特性の画像、及び、合成処理部９が生成した合成画像を記録する。画像記録部１０は、光ディスク、磁気ディスク、半導体メモリ、ハードディスク、などのデータ記録装置を用いることができる。

表示装置１０４は、信号処理装置１０３で生成した画像を表示し、画像表示モニター１１を有する。即ち、表示装置１０４は、第一の信号処理部７が生成した分光特性の画像、第二の信号処理部８が生成した構造特性の画像、及び、合成処理部９が生成した合成画像を表示する。画像表示モニター１１は、液晶ディスプレイ、ＣＲＴ、有機ＥＬ、などの表示デバイスを用いることができる。

測定装置は、被検体Ｅの組織内部の分光特性及び構造特性を測定し、両特性を高精度に重ね合わせた合成画像を生成して表示する。

測定装置の分光特性測定装置１０１の動作において、まず、光源部１から特定波長の光を発光し、光学系２により、被検体Ｅに光を照射する。具体的には、光源部１に設けた半導体レーザ１２ａ−ｃは、波長λａ−ｃのＣＷ光を発光し、光学系２に設けたレンズ１３ａ−ｃ、ダイクロイックミラー１４ａ−ｃ、レンズ１５、光ファイバー１６により、被検体Ｅに光を照射する。次に、超音波発生部３から送信した周波数Ω（ＭＨｚ）の超音波パルスを、超音波集束部４が電子フォーカスにより、被検体Ｅの組織内部の特定位置（被検部位）Ｘに集束する。この結果、集束位置Ｘでは、周囲に比べて音圧が高くなり、集束位置Ｘに照射された光が音響光学効果によって変調光Ｉａｃが発生する。そして、光検出部５の光センサー２４が、被検体Ｅから放出される変調光Ｉａｃと非変調光を、レンズ２５、光ファイバー２６、レンズ２７を介して、検出する。

一方、測定装置の超音波エコー測定装置１０２の動作においては、超音波発生部３から送信した超音波パルスを超音波集束部４が、被検体Ｅの組織内部の特定位置（被検部位）Ｘに集束する。次に、超音波検出部６が、その超音波パルスによる被検体Ｅの超音波エコー信号を検出する。

このように、測定装置においては、超音波発生部３と超音波集束部４が共通化されている。しかし、かかる構成は、単に分光特性測定装置１０１と超音波エコー測定装置１０２が部材を共有して測定装置の小型化と低価格化を図るのみにとどまらず、分光特性と構造特性を同時に測定するためのものである。即ち、超音波発生部３が発生した超音波パルスは、分光特性の測定と構造特性の測定の両方に同時に使用される。超音波発生部３が発生した超音波パルスが超音波集束部４により被検部位Ｘに集束すると、被検部位Ｘでは、音響光学効果による光源部１からの光の変調（変調光Ｉａｃの生成）と超音波エコー信号の発生が同時に行われる。その後、光検出部５は、その同時に発生した変調光Ｉａｃを検出し、超音波検出部６は、その同時に発生した超音波エコー信号を検出する。変調光は光速で光検出部５に到達し、超音波エコー信号は音速で超音波検出部６に到達するため、到達時間は同時ではない。しかし、同一の被検部位における光の変調と超音波エコー信号の生成が同時であるため、分光特性と構造特性とは高精度な対応付けが可能となる。

以下、かかる現象を、図６を参照して説明する。ここで、図６は、超音波パルス発生から光信号及びエコー信号を検出するまでの時間を示すチャートである。同図において、光源部１から光が被検体Ｅの照射されている時、超音波発生部３及び超音波集束部４によって時間ｔ０に超音波パルスが発生する。超音波パルスが発生して位置Ｘに到達するまでの時間をｔ１とすると、位置Ｘにおける超音波による変調光信号とエコー信号は、ｔ０からｔ１後に略同時に発生する。ここで、超音波の速度に対して光源部１が発する光は十分に速いので、光検出装置５はｔ０から略ｔ１後から超音波パルスが印加された時間分の変調光信号を検出する。一方、超音波パルス発生から位置Ｘにおけるエコー信号が超音波検出部６に到達するまでの時間をｔ２とすると、超音波検出部６はｔ０から略ｔ２後から超音波パルスが印加された時間分のエコー信号を検出する。このように本実施例で検出される変調光信号とエコー信号は、同一の超音波パルスによって同じ位置Ｘ、同じ時間に発生したものであり、空間的なズレと時間的なズレが極めて小さい。

次に、第一の信号処理部７は、光センサー２４で検出した、変調光Ｉａｃと非変調光の両方の光信号から、フィルタ２８によって周波数Ω（ＭＨｚ）の変調信号を分離する。また、第一の信号処理部７は、光強度と位相から被検体Ｅの組織内部の分光特性の画像生成を生成する。即ち、信号解析装置２９は、集束超音波の座標データとこの座標データに対応し、分離された変調信号から被検体Ｅ内の分光特性の分布データを作成する。画像生成装置３０は、信号解析装置２９で作成した被検体Ｅ内の分光特性の分布データから画像を生成する。

また、第二の信号処理部８は、超音波エコー信号から被検体Ｅの組織内部の構造特性の画像生成を生成する。即ち、第二の信号処理部８の信号解析装置３１は、超音波検出部６で検出した超音波エコー信号を基に、被検部位の構造特性を算出する。画像生成装置３２は、信号解析装置３１で算出した構造特性の分布から画像を生成する。

次に、合成処理部９は、被検体Ｅの位置に対応した分光特性と構造特性を合成処理して画像表示モニター１１に表示する。合成処理部９は、分光特性を測定した位置Ｘと構造特性を測定した位置Ｘの対応を取って、第一の信号処理部７で生成した分光特性の画像と、第二の信号処理部８で生成した構造特性の画像を合成する。また、分光特性の画像と構造特性の画像に異なる色を付けることにより、２つの特性を識別できるようにする。第一の信号処理部７で生成した分光特性の画像と、第二の信号処理部８で生成した構造特性の画像と、合成処理部９生成した合成画像は、画像記録部１０に記録されると共に表示装置１０４の画像表示モニター１１に表示される。

以上説明したように、分光特性と構造特性を測定するために使用した超音波パルスは同じ被検部位Ｘに同じ時間に照射されたものであり、空間的なズレと時間的なズレが極めて小さい。このため、本実施例は、両特性をほぼ同時に測定することができる。被検者の動きによる影響や測定時間の差による影響が少ないので、両特性から作成した画像を高精度に重ね合わせることができ、この画像により、診断の精度と質が向上する。また、ＡＯＴを利用して超音波を集束した被検部位の分光特性を高い解像度で測定する。更に、超音波発生部３と超音波集束部４を共通に使用するため、低コストで小型の測定装置を提供することができる。

以上、本発明の好ましい実施例を説明したが、本発明はこれらに限定されずその要旨の範囲内で種々の変形及び変更が可能である。

本発明の一実施例の測定装置のブロック図である。 図１に示す測定装置の光源部のブロック図である。 図１に示す測定装置の超音波発生器のブロック図である。 図１に示す測定装置の超音波集束装置のブロック図である。 図１に示す測定装置の光検出装置、及び第一第二の信号処理装置のブロック図である。 図１に示す測定装置の動作を説明するためのタイミングチャートである。 波長６００−１０００ｎｍ範囲におけるＨｂＯ_２とＨｂの吸収スペクトルである。

符号の説明

１ 光源部
３ 超音波発生器
４ 超音波集束装置
５ 光検出装置
６ 超音波検出器
７ 第一の信号処理装置
８ 第二の信号処理装置
９ 合成処理装置
１０ 画像記録装置
１０１ 分光特性測定装置
１０２ 超音波エコー測定装置
１０４ 表示装置

Claims (7)

1. 光源部と光検出部を有し、被検体の分光特性を音響光学トモグラフィを利用して測定する分光特性測定装置と、超音波検出部を有し、前記被検体の構造特性を超音波エコー信号を利用して測定する超音波エコー測定装置と、を有する測定装置であって、
   前記分光特性測定装置及び前記超音波エコー測定装置の各々は、
   前記分光特性測定装置及び前記超音波エコー測定装置に共通に設けられ、前記被検体に超音波パルスを送信する超音波発生部と、
   前記分光特性測定装置及び前記超音波エコー測定装置に共通に設けられ、前記超音波発生器が送信した超音波パルスを前記被検体の被検部位に集束する集束部と、を有することを特徴とする測定装置。
2. 前記被検体の前記被検部位において、音響光学効果による前記光源部からの光の変調と前記超音波エコー信号の発生が同時に行われ、前記光検出部は同時に発生した変調光を検出し、前記超音波検出部は同時に発生した前記超音波エコー信号を検出することを特徴とする請求項１に記載の測定装置。
3. 前記被検体の前記被検部位の分光特性の画像を生成する
   第一の信号処理部と、
   前記被検体の前記被検部位の構造特性の画像を生成する第二の信号処理部と、
   前記分光特性の画像と前記構造特性の画像の合成画像を生成する合成処理部と、を更に有することを特徴とする請求項１又は２に記載の測定装置。
4. 前記合成処理部は、前記分光特性の画像と前記構造特性の画像を異なる色により識別可能にすることを特徴とする請求項３に記載の測定装置。
5. 前記第一の信号処理部が生成した前記分光特性の画像、前記第二の信号処理部が生成した前記構造特性の画像、及び、前記合成処理部が生成した合成画像を記録する画像記録部を更に有することを特徴とする請求項３又は４に記載の測定装置。
6. 前記第一の信号処理部が生成した前記分光特性の画像、前記第二の信号処理部が生成した前記構造特性の画像、及び、前記合成処理部が生成した合成画像を表示する表示装置を更に有することを特徴とする請求項３乃至５いずれかに記載の測定装置。
7. 前記超音波発生部と前記超音波検出部は一つの超音波トランスデューサで構成されることを特徴とする請求項１に記載の測定装置。