JP4341987B2 - 光音響胸部スキャナ - Google Patents

Description

本願は、米国特許出願第０８／７１９，７３６号の３５ＵＳＣ§１２０継続出願である。
本発明の背景
本発明は、光音響技術によって、相違する組織型内の電磁波の微分吸収に基づいて組織の性質を画像化（ｉｍａｇｉｎｇ）することに関する。
異なる生物学的組織が電磁スペクトルの可視領域及び赤外領域からマイクロ波領域に及ぶ電磁放射とのかなり異なる相互作用を示すことは、充分に立証されている。研究者達は試験管内（ｉｎ ｖｉｔｒｏ）ではこれらの相互作用を定量することに成功してきたが、生体内（ｉｎ ｖｉｖｏ）の光学相互作用の部位（ｓｉｔｅ）を局在化しようとするとき限られた成功しか収めていない。したがって、生体内でこれらのエネルギーで疾患を画像化することは、臨床的に有意義な診断用具にまだ発展していない。
電磁スペクトルの可視領域及び赤外領域では、光の偏在（ｕｂｉｑｉｔｏｕｓ）散乱が画像化に対する最大の障害を示す。これらの領域では、１０〜１００ｍｍ^-1の散乱係数（ｓｃａｔｔｅｒｉｎｇ ｃｏｅｆｆｉｃｉｅｎｔ）に出会う。したがって、有効な数の非散乱光子が組織の数ミリメートル未満の厚さしか通過せず、画像再生が倍増散乱光子に依存しなければならない。厚い組織（数センチメートルより厚い）を通しての画像化に可視領域及び赤外領域を使用する努力は一貫して続けられているが、臨床的に実行可能な画像化器械使用はまだ間近になっていない。
マイクロ波領域（１００〜３０００ＭＨｚ）では、状況は異なる。これらの周波数での（生物学的組織内の）波長は組織不均一性（ｔｉｓｓｕｅ ｉｎｈｏｍｏｇｅｎｅｉｔｙ）の「典型的」寸法（≒１μｍ）より遥かに大きいから、散乱は重要ではない。しかしながら、回折及び吸収のオフセッティング効果が長波長の使用を強いてきており、このことが生物学的系内で達成し得る空間解像度を限定する。マイクロ波周波数範囲の低端では、組織浸透が良好であるが、しかし波長が大きい。この範囲の高端では、波長が比較的短いが、組織浸透が劣る。充分なエネルギー伝達を達成するために、ほぼ２〜１２ｃｍ（組織内で）のマイクロ波長が使用されてきている。しかながら、このような長波長では、達成し得る空間解像度は、ほぼ１／２マイクロ波長、すなわち、約１〜６ｃｍより悪い。
生体内で、画像化はまた、超音波技術を使用して遂行されてきている。この技術では、電磁波でなく音響波が組織を通して伝搬し、音響インピーダンスの変化が生じる組織境界領域から反射する。典型的に、圧電セラミック・チップが電気的にパルスされて、チップに数メガヘルツの周波数で機械的に振動を起こさせる。その振動するチップが組織と接触して置かれ、組織内に音響波の細いビームを発生させる。この波の反射がチップに振動を起こさせ、この振動が検出可能な電気エネルギーに変化され、これが記録される。
元のパルスとその反射との間の持続時間は、圧電チップから組織不連続までの距離にほぼ比例する。更に、超音波エネルギーは細いビームになって発射されるから、記録された反響が組織内の細いストリップに沿ってのみ構造体（ｆｅａｔｕｒｅ）を識別する。それゆえ、超音波パルス伝搬の方向を変動させることによって、多次元画像を一度に１線ずつ組み立てることができ、各線は１超音波パルスの伝搬方向に沿う組織の音響性質の変動を表す。
ほとんどの診断応用に対して、超音波技術は、組織不連続を約ミリメータ内に局在化することができる。それゆえ、超音波技術は、マイクロ波画像化より高い空間解像度の能力を有する。
光音響効果は、アレクサンダー・グラハム・ベル（Ａｌｅｘａｎｄｅｒ Ｇｒａｈａｍ Ｂｅｌｌ）他によって１８８１年に初めて説明された。彼らは、閉じ込めたセル内のガスを周期的変調光源で以て照射するとき必ず発生される音響信号を研究した。光源を可聴周波数で変調するとき、ガス試料の周期加熱及び冷却が可聴範囲に音響信号を発生し、この信号をマイクロホンで以て検出することができた。そのとき以来、光音響効果は広く研究されかつガス試料、液体試料、及び固体試料の分光分析に主として使用されてきている。
光音響学（ｐｈｏｔｏａｃｕｓｔｉｃｓ）はまた熱音響学（ｔｈｅｒｍｏａｃｏｕｓｔｉｃｓ）としても知られ、生きている組織を質問するために使用することができると１９８１年に初めて提唱されたが、しかし、その後、画像化技術は開発されなかった。光音響学相互作用、すなわち、熱音響相互作用を使用する軟組織の画像化の先行技術の状態がボーウェン（Ｂｏｗｅｎ）の米国特許第４，３８５，６３４号に要約されている。この書類の中でボーウェンは、パルス放射が軟組織内に吸収されるとき必ず超音波信がその組織内に誘導され得ること、及びこれらの超音波信号を身体の外側に置いたトランスジューサによって検出できることを教示している。ボーウェンは、光音響相互作用によって誘導された圧力信号ｐ（ｚ，ｔ）と放射吸収によって発生された局在加熱を表す加熱関数Ｓ（ｚ，ｔ）の第１階時間導関数（ｆｉｒｓｔ ｔｅｍｐｏｒａｌ ｄｅｒｉｖａｔｉｖｅ）との間の関係（ボーウェンの式２１）を導出している。ボーウェンは、軟組織内の放射吸収の部位との間の距離は放射が吸収された時刻と音響波が検出された時刻との間の時間遅延に関連していることを教示している。
ボーウェンは構造の組成を表示する「画像」を発生すること及び多数の位置で圧力信号を検出することを論じているが、しかし多数のトランスジューサの幾何学及び分布、これらのトランスジューサを軟組織に結合する手段、及びそれらの放射源との幾何学的関係を説明していない。更に、ボーウェンは、軟組織の内部構造の二次元又は三次元画像を形成するためにいかにこれらの多数の位置から測定された圧力信号を処理するべきかについてはどこにも教示していない。示されている例は、性質上一次元であるに過ぎず、かつ単に時間遅延とトランスジューサから吸収部位への距離との間の単純な関係を示している。
本発明の要約
本発明は、ボーウェンによって開示されている事柄に２つの方法で改善を施す。第１に、本発明は並列に光音響信号を収集するために多数のトランスジューサを使用しかつ画像を形成するためにこれらの信号を組み合わせる。このアプローチは、多数の並列トランスジューサの使用が画像化にとって充分な情報を収集するのに要する時間をかなり短縮すると云う点でボーウェンを超えて充分な進歩を示す。更に、ボーウェンは多次元画像を作成する方法論を提唱するのに失敗したが、本発明は多数の圧力記録の組み合わせを通して内部組織の多次元画像を再生する特有方法論を提供する。ボーウェンを超えてこれらの進歩を達成する部分として、本発明は、使用してもよい周波数、多数のトランスジューサの寸法、それらの互いの及び組織との幾何学的関係、及びセンサを組織に結合する構造を詳細にする。
明確に云えば、１態様で、本発明は、組織内の電磁波の局在化吸収を検出することによって組織構造を画像化する方法を提供する。画像は、電磁放射パルスで以て組織を照射し、音響センサに到着する合成（ｒｅｓｕｌｔａｎｔ）圧力波形を検出しかつ記憶することによって形成される。圧力波形が音響センサから距離を取った或る１つの点で発している程度の測度（ｍｅａｓｕｒｅ）を導出するために、次いで、多数の検出された圧力波形が組み合わされる。次いで、このステップが多数の点について繰り返されて、組織内の構造の画像を発生する。
開示した特定の実施例では、多数の圧力波形が或る１つの点と或る１つの圧力センサとの間の距離を決定することによってその点の画像を形成するように組み合わされ、かつ、次いで、電磁放射のパルス後の時間遅延である時間に圧力波形の変化速度（ｔｉｍｅ ｒａｔｅ ｏｆ ｃｈａｎｇｅ）に関係した値を計算する。この遅延は、音がその点からその圧力センサへ組織を通して走行するのに要する時間に等しい。距離及び時間遅延を計算し、かつ次いで変化速度に関する値を計算するこのプロセスが各追加の圧力センサ及びその圧力波形について繰り返され、かつ計算された値が累算されてその点で発する圧力波形の測度を形成する。次いで、これらの点の測定値（ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔ）を多次元画像に収集することもできる。
１特有実施例では、圧力センサの電気出力がその圧力波の変化速度を表すようにその圧力センサ信号が適当な電気回路によって処理される。結果として、圧力の変化速度を表す値は、センサ出力から直接得られる。適当な出力を作成するために、センサの出力の遅延したバージョンがそのセンサの出力と組み合わされ、これが圧力の変化速度を表す電気出力を発生する。
下に説明する代替実施例では、或る１つの点で発する圧力波形の測度は、時間間隔にわたって音響トランスジューサによって検出された圧力波形の和に関係した値を計算することによって発生される。ここに、やはり、時間間隔は電磁波照射パルスと同時に開始し、かつ音がその点から圧力センサへ組織を通して走行するのに要する時間に等しい持続時間を有する。これらのステップは、次いで、追加の圧力センサ及びそれらの波形について繰り返すことができ、かつそれらの結果が上に論じたように累算されて、その点で発する圧力波形の測度を形成する。
どちらのアプローチであっても、その値を発生するために使用された時間遅延に比例する率だけ、音響トランスジューサ信号の計算された変化速度又は計算された時間間隔合計を倍増するのに有効である。そうすることが、その点から放射された音響エネルギーが組織を通してそのトランスジューサへ走行するに連れて拡散するのを補償する。
これらの画像化方法を実施する装置において、それらのセンサは、組み合わされて、組織を通して鮮鋭な多次元画像を発生するように、１面上かつその面を横断して比較的平等に間隔を取って配置される。必要とされるセンサの数を減らすために、画像を発生している間にそれらのセンサの多数の位置へ移動させてよい。明確に云えば、それらのセンサが第１位置にある間に、組織を照射しかつそれらのセンサからの圧力波を記録する。次いで、それらのセンサを第２位置へ移動させ、かつ照射及び波形記憶を繰り返す。このようにして、多数の波形を発生させるように、各センサを多数の位置へ異動させることができる。組織の画像を発生させるように、記憶された波形の全てを組み合わすことができる。
それらのセンサを１平面上に位置決めしかつ直線状に移動させることもでき、この場合、電磁照射源をセンサに同期して移動させてよい。これに代えて、それらのセンサを、多数位置へ回転させる（画像化される組織領域の中心に近似的に曲率中心を有する）球面上に置いてよい。後者の場合、センサを、都合よいことには、ら旋経路に沿って球面上に位置決めすることができ、それであるからそれらのセンサの回転が球面を横断してセンサ位置の比較的平等な分布を生じる。
組織への音響結合を強化するために、媒体内へ入射する（ｉｍｐｉｎｇｅ）音響波の組織からの反射を減少させるように組織のそれと実質的に類似している音響特性インピーダンスを有する音響結合媒体にセンサを浸すことがある。音響結合媒体を収容するために柔軟性薄膜を使用すことがあり、それであるから組織から音響結合媒体に音響波を結合するように柔軟性薄膜に組織を押し当てることができる。
同様に、組織内へ入射する電磁波の電磁結合媒体からの反射を減少させるように組織のそれと実質的に類似している電磁特性インピーダンスを有する電磁結合媒体に電磁放射源を浸すことがある。ここでも、やはり、電磁結合媒体からの電磁波を組織に結合するように柔軟性薄膜を使用することがある。
１特定実施例では、電磁放射源及び音響トランスジューサの両方を同じ結合媒体に浸し、かつこの結合媒体が組織のそれと実質的に類似している特性音響インピーダンス及び特性電磁インピーダンスを有する。
電磁放射は、キセノン・フラッシュ・ランプによって発生される紫外帯域光、可視帯域光、又は近赤外帯域光でのレーザ発生放射、もしくはコイルのようなマイクロ波アンテナからのマイクロ波放射であってよい。後者の場合、４３３ＭＨｚ又は９１５ＭＨｚのマイクロ波周波数が有利であると云ってよい。これは、それらの周波数が連邦通信委員会（ＦＣＣ）に認可されておりかつ悪性組織及び正常組織が実質的に異なる吸収性を示す周波数帯域内にあるからである。
本発明の上掲の目的及び他の目的を添付図面及びそれらの説明から明らかにする。
【図面の簡単な説明】
本明細書に組み込まれかつその部分を構成する添付図面は、本発明の実施例を示し、かつ上に与えられた本発明の全般説明及び下に与える実施例の詳細な説明と共に、本発明の原理を説明するように働く。
図１は本発明の第１実施例に従って胸部組織をスキャニングする光音響スキャナの機能ブロック図である。
図２は図１のスキャナ用トランスジューサ・アレー１実施例の上面図である。
図３は図１のスキャナ内に発生された波形の波形図である。
図４は図１のそれのような光音響スキャナ内に使用される圧力センサの空間応答を示すは線図である。
図５は電磁エネルギーのレーザ管源又はフラッシュ管源を使用する、本発明に従う光音響胸部スキャナの第２実施例の機能ブロック図である。
図６は直線スキャニング運動用に構成された、図１のそれのようなスキャナ用トランスジューサ・アレー及び電磁源の実施例の線図である。
図７は回転スキャニング運動用に構成された、図１のそれのようなスキャナ用トランスジューサ・アレー及び電磁源の実施例の線図である。
図８はアレーの表面上のトランスジューサの位置決めを説明する、球面上に形成された回転スキャニング・トランスジューサ・アレーの特定実施例の斜視図である。
図９は図８のアレーの球面上のトランスジューサの軸方向整列を示す縦断面図である。
図１０は図８のアレーの回転スキャニングを通して引き起こされたトランスジューサ位置の軌跡を示す線図である。
図１１Ａ及び１１Ｂは回転スキャニング音響トランスジューサ・アレーを人間胸部に密接して置けるように構成された音響結合タンクを使用する、本発明に従う光音響胸部スキャナの第３実施例を示す縦断面図及び横断面図である。
図１２は光音響胸部スキャナ用一体式（ｉｎｔｅｇｒａｌ）トランスジューサ信号増幅器の回路図である。
図１３は回転スキャニング音響トランスジューサ・アレーが人間胸部を囲めるように構成された音響結合タンクを使用する、本発明に従う光音響胸部スキャナの第４実施例を示す断面図である。
図１４は組織画像を発生するために使用される再生方法論に係わる幾何学的関係を示す配置図である。
図１５は音響トランスジューサ信号から組織画像を形成する再生方法論を示す流れ図である。
図１６は図１５の方法論に従って全体的に吸収ファンタム（ｐｈａｔｏｍ）の画像を発生するために使用される実験装置を示す斜視図であり、及び図１７はこのファンタムから作成された画像である。
図１８は音響トランスジューサ信号から組織画像を形成する第２再生方法論を示す流れ図である。
図１９は入射圧力信号の第１階時間導関数を表示する電気出力信号を発生するトランスジューサの理想インパルス応答を示す線図である。
図２０はシュミレートされた実際インパルス応答及びこのインパルス応答を図１９に示した理想インパルス応答の近似に変換する方法論を示す線図である。
図２１は、図２０の変換方法論を遂行する回路のブロック図である。
特定実施例の詳細な説明
図１は本発明の１実施例に従う光音響胸部スキャナを示し、この図は婦人胸部の成功光音響スキャニングに関するいくつかのキー要素を表示する。
人間胸部１２が２つの結合タンク１４、１６間で圧縮される。結合タンク１４は、胸部１２内の光音響放出を刺激するために使用されるマイクロ波（又は無線波）周波数で「平均」胸部組織のそれに接近している誘電性質を有する流体媒体又は半固体媒体１８を含む。例には、食塩水、アルコール、又は鉱油が挙げられるであろう。媒体１８は、胸部１２に結合されたタンク１４の表面上の、例えば、ポリエチレンの柔軟性シート１９によってタンク内に収容される。シート１９は、胸部１２の組織とタンク１４内の媒体１８との間の良好な機械的接触を保証する。
上側結合タンク内にマイクロ波アンテナ２０がある。マイクロ波発生器２２、すなわち、パルス・マイクロ波又はパルス無線波のエネルギー源が伝達線路２４を通してアンテナ２０に結合されている（１つの適当なマイクロ波発生器は、ＡＭＰリサーチ（ＡＭＰ Ｒｅｓｅａｒｃｈ）から入手可能な２００ワット高周波（ＲＦ）増幅器に結合された、ヒューレット・パッカード（Ｈｅｗｌｅｔｔ−Ｐａｃｋａｒｄ）モデル８６５７同調可能発生器である）。アンテナ２０は、画像化される胸部体積の全て又は大きな部分を照射するのに充分大きい。直径が７．６２ｃｍから２２．８６ｃｍの円筒形コイル・アンテナが適当であると思われる。マイクロ波放射器として使用することができる導波管についての更に詳細は、ファング（ｆａｎｇ）他、「光音響超音波検査用マイクロ波アップリケータ」、ＳＰＩＥ資料２７０８、６４５〜６５４頁、１９９６年（”Ｍｉｃｒｏｗａｖｅ Ａｐｐｌｉｃａｔｏｒｓ ｆｏｒ Ｐｈｏｔｏａｃｏｕｓｔｉｃ Ｕｌｔｒａｓｏｎｏｇｒａｐｈｙ”，Ｐｒｏｃ．ＳＰＩＥ２７０８：６４５−６５４，１９９６）に見ることができ、これは列挙することによってその内容が全面的に本明細書に組み込まれている。
誘電結合媒体１８及びシート１９の目的は、マイクロ波エネルギーの胸部組織内への浸透を改善することである。胸部１２がタンク１４の表面に当たって圧縮されるので、エア・ギャップによって割り込みされない連続界面が結合媒体１８と胸部１２の組織との間にある。エア・ギャップ又は誘電性質の相当する不連続性を有するなんらかの他の物理的不連続が原因でマイクロ波の大きな部分を、胸部内へ浸透させるのではなく、界面から（かつそれゆえ胸部から）反射させることになる。胸部の誘電性質と媒体１８のそれとを整合させることによって、及びエア・ギャップを除去することによって、このような不連続性を減少させ、胸部１２内へのマイクロ波の浸透を改善する。
上に挙げたように、マイクロ波発生器２２は、胸部１２への放射の短持続時間パルスを導出する。これらのバーストは、１０ナノ秒から１マイクロ秒の範囲、例えば、０．５マイクロ秒持続するべきである。各放射バーストは、マイクロ波エネルギーに露出した胸部組織の局在加熱及び局在膨張を引き起こす。組織加熱及び組織膨張は、マイクロ波エネルギーの最も吸収性である胸部組織の領域で最大であることになる。もし胸部１２内の組織の或る領域（例えば、腫瘍）がその周囲の組織よりも特に吸収性であるならば、その領域はその周囲組織よりも比較的急速にかつ広く膨張することになって、組織を通して伝搬することになる音響波を作り出す。これらの音響波は、非常に低い周波数から電磁パルス長の近似的に逆数までの範囲を取る音響周波数を含む縦圧力波として表される。半マイクロ秒照射パルスに対して、この最高音響周波数は２００万サイクル毎秒、すなわち、２メガヘルツ（ＭＨｚ）であることになる。
いくつかの周波数のどれを使用してもよいが、しかし１００〜１０００ＭＨｚの範囲にある周波数がおそらく特に有効である。これらの周波数で、エネルギー浸透は良好であり、吸収は妥当であり、及び組織の異なる型式、例えば、脂肪及び筋肉との間の微分吸収は高い。がん内で吸収されたエネルギーの正常胸部組織内で吸収されたそれとの比は、この周波数範囲で強化されて、約３００〜５００ＭＨｚの間で２〜３のピークに達することが報告されている（例えば、ジョイネスＷ・Ｔ他、５０〜９００ＭＨｚからの正常及び悪性人間組織の測定電気的性質」、メジカル・フィシックス、巻２１、号４、５４７〜５５０頁、１９９４年（Ｊｏｉｎｅｓ，Ｗ．Ｔ．ｅｔ ａｌ．，”Ｔｈｅ ｍｅａｓｕｒｅｄ ｅｌｅｃｔｒｉｃａｌ ｐｒｏｐｅｒｔｉｅｓ ｏｆ ｎｏｒｍａｌ ａｎｄ ｍａｌｉｇｎａｎｔ ｈｕｍａｎ ｔｉｓｓｕｅｓ ｆｒｏｍ ５０−９００ＭＨｚ”，Ｍｅｄｉｃａｌ Ｐｙｓｉｃｓ，２１（４）：５４７−５５０，１９９４）を参照）。４３３ＭＨｚの周波数は、特に、過温症（ｈｙｐｅｒｔｈｅｒｍｉａ）治療用途にＦＣＣによって認可されており、したがって、本発明に従う光音響画像化に使用してよい。画像化は、ＦＣＣに認可された９１５ＭＨｚの周波数でもまた遂行することもできる。更に、悪性組織と正常組織の導電性は５０倍だけ変動することがあることが報告されている。したがって、低周波数電磁放射を組織内の種々のエネルギー吸収及び音響応答を刺激するためにまた使用することもできる。
図１は、胸部１２内の３つの吸収性領域２８の電磁照射によって発生された音響波頭２６を示す。云うまでもなく、領域２８によって発生された音響波は無指向性である。しかしながら、明瞭のために、結合タンク１６に向けられた波頭のみを示してある。これらの音響波は、近似的に１．５ｍｍ／μｓである音の伝搬速度ｖ_sで組織を通して走行する。
結合タンク１６は、「典型的」人間胸部のそれと接近している音響インピーダンス及び音の伝搬速度を有する媒体２９で以て満たされている。蒸留かつ消イオン水がこの目的のための有効な媒体である。媒体２９は、ポリエチレンのような薄いシート３０によってタンク１６内に保持される。胸部１２は、シート３０に当たって圧縮され、それゆえ、胸部１２からタンク１６内の媒体２９への良好な機械的結合を保証し、かつ音響エネルギーが胸部１２からタンク１６内へ自由に通過することができるようにする。タンク１４用のシート１９に関してのように、シート３０を通しての良好な機械的結合及び胸部１２と媒体２９との類似の音響特性が胸部１２から媒体２９内への音響信号の伝達を強化しかつ胸部１２の表面での音響波反射を減少させる。
Ｎ個の音響トランスジューサのアレー３２がタンク１６内にある。いくつかの有効なアレー幾何学が本明細書で論じられかつさしわたし少なくとも約５．０８ｃｍ（２インチ）の実施例に成功裡に使用することが可能であり、及び或る応用に対してはさしわたし３０．４８ｃｍ（１２インチ）ほどの大きさであることもある。トランスジューサは、そのアレーを横断して平等に間隔を取るべきである。図２は、例えば、図１のタンク１６内のトランスジューサ・アレー３２として使用することができる４１の個々のトランスジューサ３３を坦持する約７．６２ｃｍ四方（３インチ四方）の本質的に平坦なアレー３２を示す図である。トランスジューサの他の配置は、下で論じる。
アレー３２内のトランスジューサは、短照射パルスによって胸部内に誘導され、かつ発射部位（例えば、領域２８）から組織内音速で走行する音響圧力波を検出する。これらのトランスジューサは、上に挙げた照射によって刺激された最高周波数の直ぐ下の音波周波数に最も感応性であるように製造される。
アレー３２内のＮ個のトランスジューサは、Ｎ本の電子信号線路３４を通してコンピュータ回路３６に結合されている。コンピュータ３６は、マイクロ波エネルギーのパルスを発生するマイクロ波発生器２２を活性化するように制御線路３８を通して更に接続されている。放射の各パルスに続いて、Ｎ個のトランスジューサ素子の各々によって記録された時間依存音響圧力信号が電子的に増幅され、ディジタル化され、かつコンピュータ３６内に記憶される。トランスジューサｉからの記憶された圧力信号は、以後ｐ_i（ｔ）で表示することにする。
充分な解像度を得るために、圧力信号は少なくとも５〜２０ＭＨｚのサンプリング・レートで８〜１２ビットの解像度にディジタル化されるべきであるが、しかし更に高い解像度及びサンプリング・レートを使用することもできる。トランスジューサからのアナログ熱雑音がアナログ・ディジタル変換器のスパンの１／２・ＬＳＢよりは大きい、又はもっと大きいように増幅器は充分な利得を有するべきである。増幅器／トランスジューサ回路が５０オームの等価抵抗を有しかつ増幅器が約４ＭＨｚの帯域幅を有すると仮定すると、熱雑音が約２μボルトの信号振幅を発生するとになる。パナメトリックス（Ｐａｎａｍｅｔｏｒｉｃｓ）から入手可能な５ＭＨｚ、５４ｂＢ前置増幅器で以てトランスジューサ信号を増幅し、かつ増幅された信号をゲージ・エレクトロニックス（Ｇａｇｅ Ｅｌｅｃｔｒｏｎｉｃｓ）によって製造された、±０．２ボルト入力スパンを有する８ビット、２０ＭＨｚサンプリング・レートのアナログ・ディジタル変換器で以てディジタル化することによって、適当な解像度を達成することができる。更に、所望信号対雑音性能を達成するために必要に従って、０．０３、０．１、及び０．３で調節可能広域通過フィルタ動作を追加することができる。
一例として、図３は、組織への短持続時間の電磁照射によって発生された圧力波に応答して４つの仮定トランスジューサによって発生される圧力信号ｐ_i（ｔ）を示す。図３は制御線路３８上のコンピュータ３６（図１）によって発生された信号Ｅ（ｔ）を示し、この信号は短いパルスを有し、これがマイクロ波発生器２２にマイクロ波エネルギーの相当するパルスを発生させる。胸部１２内に発生した結果の音響信号がその後トランスジューサの各々によって受け取られ、これらのトランスジューサが、図示したように、異なる相対振幅及び相対タイミングを有する信号ｐ_i（ｔ）を発生する。
重要なのは、トランスジューサが広い角方向からこれのトランスジューサを衝撃する（ｉｍｐｉｎｇｅ）音波に感応性であるようにこれらのトランスジューサは充分に小さいことである。図４を参照すると、３つの仮定吸収領域２８ａ、２８ｂ、及び２８ｃが、トランスジューサ３３に向けてこれらの領域によって発射されたそれぞれ相当する波頭２６ａ、２６ｂ、及び２６ｃと共に、詳細に示されている。照射の際、各領域２８は音響圧力波の起源であり、音響圧力波は全方向に走行する。各波の部分が遅延の後にトランスジューサ３３に到達する。
トランスジューサ３３は、直径ｄの断面を領域２８ａ、２８ｂ、及び２８ｃに露出した圧電セラミック・チップ（又は適当な代替品）である。トランスジューサ３３の外部に取り付けられた電気接点（図示してない）が、セラミック・チップの圧電性質の結果として機械的振動に応答してチップによって発生された電気波形を検出する。
音響エネルギーが波の形で伝達さるれるので、トランスジューサ３３はこれら３つの吸収領域からの圧力波に同等に感応性ではない。トランスジューサは、その軸４０（軸４０はトランスジューサ３３の前表面に対して９０°の方向にあると定義される）上にある領域２８ｃからの音響波に最も感応性である。領域２８ｂは軸４０から外れているので、トランスジューサ３３はこの領域からの音響波に余り感応性でない。軸４０から或る最大角θを超えて外れると、トランスジューサ３３は領域２８ａからのような圧力波に実質的に感応性でなくなる。
最大角θは、関係式ｓｉｎ（θ）≒ｖ_sτ／ｄによって近似的に与えられ、ここにｖ_sは関連媒体（ここでは、組織）内の音速であり、τは照射パルス長であり、及びｄはトランスジューサの直径である。もし比較的大きな体積を画像化しようとするならば、θは可能な限り大きく（小さいｄ）あるべきだが、しかしｄが小さ過ぎると、トランスジューサは、弱過ぎて雑音が多く電気的に検出できない信号しか発生しないことになる。一般に、トランスジューサの直径は、ｖ_sτ＜ｄ＜４ｖ_sτの範囲にあるべきである。組織内音速は、約１．５ｍｍ／μｓである。それゆえ、１μｓの公称パルス幅τに対して、ｄは約１．５から６．０ミリメータの範囲にあるべきである。
図５は、マイクロ波アンテナの代わりに可視放射又は赤外放射４６のパルス放射源４４が胸部１２を照射するために使用されることを除いて、図１と構造上同等の本発明の第２実施例を示す。また、画像化しようとする組織内の領域から約５０ｍｍに位置決めされたかつ２５〜１００ｍｍ直径ビームにコリメートされた接近した１．０６４μｍ、パルス幅＜１０ｎｓ、２５０ｍＪ／パルス）に因り、結合媒体はなくてもいい。これに代えて、放射源４４は、マサチューセッツ、ウォーバーンのキセノン社（Ｘｅｎｏｎ Ｃｏｒｐ．，Ｗｏｂｕｒｎ ＭＡ）から出されているキセノン・フラッシュ管及び電源のような、パルス電源によって附勢されるフラッシュ管であってよく、このフラッシュ管は１μｓの立ち上がり時間及びこれに続く４μｓの時定数を持つ減衰尾部を有する放射パルスを発生することができる。フラッシュ管から胸部１２へ放射を向けるために円筒状に湾曲した（例えば、アルミニウム・フォイルで作られた）反射面をフラッシュ管と共に使用してよい。
上に挙げたように、アレー３２は、好適には、組織のかなりの部域
（ａｒｅａ）を画像化するために充分な寸法のものである。しかしながら、或る応用によっては、画像化される組織がアレー３２より大きいことがある。図６を参照すると、このような状況では、アレー３２及び放射源（サンテナ２２又はレーザ又はフラッシュランプ４４）を、矢印４６及び４８によって表示したように、直線状に同期スキャニングすることもできる。放射源及びアレー３２の各それぞれの位置で、光音響データが収集されかつ相当する画像を現像するために使用される。それらの画像は、次いで、胸部１２の完全な画像を発生するために組み合わされる又は重ね合わせられることがある。この実施例では、トランスジューサ・アレーをスキャニングすることがトランスジューサ・アレーの寸法を増大する効果を生じ、かつトランスジューサ・アレーによる胸部の角サンプリングを増大する。
図７を参照すると、本発明の他の代替実施例で、矢印５０によって表示したように、トランスジューサ・アレー３２をデータ捕そく中回転させる。ここでもまた、胸部１２がアンテナ２２、又はレーザ又はフラッシュ管４４からのマイクロ波、可視放射又は赤外放射によって照射される。トランスジューサ・アレーの各角位置で、光音響データがトランスジューサによって捕そくされ、かつ相当する画像を現像するために使用される。それらの画像は、次いで、胸部１２の完全な画像を発生するために組み合わされる又は重ね合わせられることがある。この実施例では、アレー３２を回転させることがトランスジューサ素子の実効数を増大する効果を有する。
図８は、回転球面５２の特有実施例を示す。面５２の曲率半径はＲでありかつアレーの直径はＤである。
面５２の曲率中心Ｃに対する、ら旋アレー内のトランスジューサの各々の位置を、図８を参照して詳細に説明することができる。各トランスジューサ３３の位置は、図８に示したように、３つの球座標（γ，θ，φ）によって与えられる。Ｎ個のトランスジューサ３３の各々は、（半径Ｒにおける）球面上にあり、一意点（θ，φ）に位置し、かつその軸４０（図４参照）が球面５２の曲率中心Ｃを通るようにこの面上で指向させられる。トランスジューサ３３のφ位置は、最小角φ_mimから最大角φ_maxまでの範囲を取る。角のこの範囲を最大限にする、すなわち、φ_max−φ_minが可能な限り大きいようにすることが望ましい。これは、そのようにすると、画像化された組織内の構造体を多次元で再生することができる程度を強化することになるからである（或る実施例では、φ_max−φ_minは典型的に４５°未満である。しかしながら、図１３の実施例ではφ_max−φ_minは９０°に接近する）。
このら旋アレーは、データ捕そく中、Ｍ位置の各々へステップ回転されて、０＜θ＜３６０°を均一にスパンする。Ｎ個のトランスジューサの各々の（θ，φ）位置は、スキャニング後、Ｍ回転ステップによって発生されたＮ×Ｍトランスジューサ位置の軌跡が球面にわたってほぼ均一に分布されるように、選択される。
アレーの球面にわたってトランスジューサ位置の均一分布を完遂するために、トランスジューサのθ位置はθ_i＝ｉ・（３６０／Ｎ）・（ｋ＋（ｓｉｎθ_min／ｓｉｎθ_max））として与えられ、ここに、θｉは第ｉトランスジューサ（１≦ｉ≦Ｎ）のθ位置であり、及びｋは任意の整数である。トランスジューサのθ位置はφ_i+1＝φ_i＋（α／ｓｉｎ（φ_i）として帰納的に与えられ、ここに、αは球面アレーの曲率半径とトランスジューサの直径に依存する定数であり、及びφｌ＝φ_minである。
回転スキャニングされる球面ら旋アレーの２つの特徴を図９及び１０に示す。図９は、Ｎ個のトランスジューサ３３の軸４０を胸部１２内の単一点への収束を示す。収束は、Ｎ個のトランスジューサの各々がそれに対して最も感応性である（図４参照）領域が研究下の組織内に中心を合わせた部域５４内で大きな程度重なる合うことを保証する。トランスジューサ・アレーによってスパンされる角φの広い範囲もまた明白である。
図１０は、上述に従って３２の平等間隔配置された回転角θへステップさせるとき、ら旋に配置されたＮ＝３２個のトランスジューサのアレーを含む球面５２の回転によって発生したトランスジューサ位置の軌跡のほぼ均一分布を示す。図１０を参照すると、３２個のトランスジューサ素子の１つの位置がハッチして示してある。表面５２のθ回転によって到達したトランスジューサの残る３１位置は、輪郭で示す。図１０から明らかなように、球面を横断してのトランスジューサ位置のほぼ均一な分布が達成される。
図１１Ａ及び１１Ｂは、球面状湾曲ら旋トランスジューサ・アレーを組み込んだ、本発明のいっそう特有の実施例を示す。音響媒体を収容するタンク１６が、これを検査される患者の身体５６の横側に持ってこれるように、形成される。患者の胸部１２は、柔軟性シート３０に当たって圧縮されて、音響画像化を容易にする。胸部組織からの光音響波を刺激するために、マイクロ波、可視光、又は赤外線のいずれかの放射源が胸部１２の反対側と接触して置かれる。トランスジューサ３３は、それらの軸が面５２の曲率中心に向けられて、図９に先に示したように感応性の大きな領域が重なり合うように、球面状湾曲表面５２上に取り付けられる。
球面アレー５２は支持軸５０上のステッパ・モータ（ｓｔｅｐｐｅｒ ｍｏｔｏｒ）によって回転させられ、支持軸はタンク１６内でジャーナルされている。適当なステッパ・モータ・コントローラ（ＰＣボード）は、ニュー・イングランド・アフィリエーテッド・テクノロジーズ（Ｎｅｗ Ｅｎｇｌａｎｄ Ａｆｆｉｌｉａｔｅｄ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｉｅｓ）から得ることができる。トランスジューサ・アレーは、上に論じたら旋パターンに配置された５ｍｍ直径素子のモノリシック環状アレーから定式化することもできる。満足な結果が２００ｋＨｚから２ＭＨｚの広帯域周波数応答を有し、４ＭＨｚ近くで零に下がる低Ｑセラミック・トランスジューサを使用して達成されている。
環状アレーはアルミニウム製遮蔽ハウジング内に入れられ、このハウジング内に前置増幅器及び線路駆動器が組み込まれる。図１２を参照すると、適当な増幅回路は、二段増幅器に配置されたＪＦＥＴ５７及び双極性トランジスタ５９から構成することができる。一体式増幅器／線路駆動器から出力された信号が超細同軸ケーブルを使用してタンク１６から外部の増幅器及びアナログ・ディジタル変換器へ供給される。
図１３は、人間胸部の画像化に特に適した、本発明の他の実施例を示し、この実施例で球面５２の角φ_max−φ_minは先行実施例におけるよりも実質的に大きい。この実施例で、マイクロ波源はら旋「エンド・ランチ（ｅｎｄ−ｌａｕｎｃｈ）」アンテナ２０であり、これに対して球面トランスジューサ・アレー５２の導体球面が接地面として働く。面５２はまた、音響及び電磁結合媒体１８／２９を収容するタンクとして働く（蒸留かつ消イオン水が適当な音響／電磁結合媒体として働く）。胸部は示したように結合媒体１８／２９内へ垂直に懸垂されて、胸部内へのマイクロ波エネルギー及びの胸部外への音響エネルギーの両方の結合を可能にする。個々のトランスジューサ３３は、先に説明したように、球面ら旋アレーに配置され、かつそれらのトランスジューサからのサンプルの平等分布を収集するように面５２は軸５０上で回転される。
上に説明した本発明の実施例の１つを使用して音圧波を記録した後、多数の圧力信号から音響画像を「再生」しなければならない。その狙いは、胸部の外部で行われた圧力測定値の集合から胸部の或る性質を再生することである。この場合、これらの測定値は、放射の短パルスによる物体照射に続いて記録された時間依存圧力信号である。
一般化再生幾何学を図１４に示す。トランスジューサ３３が位置している位置ｒに時刻ｔに到着する過剰圧力ｐ（ｒ、ｔ）は、組織内の全ての位置で発生させた圧力波の和である。この和は、次の体積積分として表すことができる。

ここにρは組織の密度（ｍａｓｓ ｄｅｎｓｉｔｙ）及びβは組織の熱膨張係数であり、この体積積分は温度加速

が非零である全ｒ′空間にわたって実施され、かつ

は音響圧力波が（組織内音速ｖ_sで位置ｒ′から位置ｒへ伝搬するための時間遅延である。
温度加速を起こさせる放射パルスが吸収組織の断熱膨張を発生させるように充分に短い（τ＜１μｓ）持続時間τあると云う想定の下に、上の式を領域熱吸収関数Ｓ（ｒ′ｔ）に関して次のように書き直すことができる。

ここにＣは組織の比熱である。更に、われわれは、加熱関数を純粋な空間成分と純粋な時間成分の積として書くことができる。すなわち、

ここに、Ｉ₀は入射放射強度に比例する換算係数（ｓｃａｌｉｎｇ ｆａｃｔｏｒ）であり、かつＲ（ｒ′）はｒ′の分数エネルギー吸収を表す。このように定義すると、Ｉ₀Ｔ（ｔ′）は照射界（ｉｒｒａｄｉａｔｉｎｇ ｆｉｅｌｄ）を表し、かつＲ（ｒ′）は媒体（胸部）の吸収性質を表す。そこで、過剰圧力を次のように書くことができる。

式（４）は、圧力信号によって運ばれた時間順序情報がいかに媒体の吸収性質に関する空間情報を導出するかを表す。
更に簡単化するために、式（４）の両辺に時間積分を施しかつ乗算係数を左辺に移すと、次の式が得られる。

いま、照射界の時間分布が単位高さかつ持続時間τ（図３に示した関数Ｅ（ｔ）参照）のものであると仮定すると、Ｔ（ｔ′）はｔ′＝０からｔ′＝τでのみ１の値を有する。結果として、式（５）の右辺の積分は、０＜ｔ′＜τ、すなわち、

である点ｒを囲む内半径ｖ_sｔの薄い球形「殻（ｓｈｅｌｌ）」に沿う以外のどこにおいても零の値を有することになる。この薄い「殻」は、ｖ_sτの厚さを有する。したがって、この薄い「殻」についての体積積分は、ｖ_sτに「殻」の内面にわたる面積分を乗じることによって近似することができる。すなわち、ここに、

すなわち、

最後に、

に注目しかつ項を整理して、位置ｒにおける「射影」Ｓ_r（ｔ）を次のように定義することができる。

式（７）は、位置ｒでかつ時刻ｔまでにトランスジューサに受けた全ての圧力波の積分がそのトランスジューサから距離ｖ_sｔの球面にわたる吸収関数の和に比例することを示す。したがって、Ｒ（ｒ′）の画像は、多数のトランスジューサで補そくした積分圧力データを（三次元画像を作成するために）球面上へ、又は（二次元画像を作成するために）共面弧上へ写像することによって再生することができる。
明確に云うと、図１５を参照して、画像再生のこの方法は、次を含む。
１． 研究下の組織に音響結合されたトランスジューサの位置決めする（ステップ６０）。
２． 研究下の組織に電磁結合された電磁源を位置決めする（ステップ６２）。
３． 組織内に音響信号を誘導するために時刻ｔ＝０に電磁エネルギーＥ（ｔ）の短パルスで以て組織を照射する（ステップ６４）。
４． 時刻ｔ＝０で開始して各トランスジューサｉで圧力測定値Ｐ_i（ｔ）をサンプリングしかつ記憶する（ステップ６６）。
５． 圧力信号の和

を計算する（ステップ６８）。
６． 画像化される組織内の点ｒ′について、音が点ｒ′からトランスジューサｉの位置ｒ_iへ走行するのに要する遅延時間ｔ_iを決定し（ステップ７０）、時間ｔ_iに起こる（トランスジューサｉによって発生された）和Ｓ_i（ｔ_i）の値を選択し（ステップ７２）、各トランスジューサｉについてこれらのステップを繰り返し（ステップ７４）、かつ、次いで、

に従って、位置ｒ′において値Ｋ（ｒ′）を発生するために、選択された値Ｓ_i（ｔ_i）を累算する（ステップ７６）。
８． 画像化される各点ｒ′についてステップ６を繰り返す（ステップ７８）。
９． Ｒ（ｒ′）の値を得るために、生じたＫ（ｒ′）の値を空間フィルタする。このフィルタ動作は、周波数の平方に比例する応答を有する関数を使用して周波数領域で遂行することができる。これに代えて、フィルタ動作を三次元空間関数Ｋ（ｒ′）、すなわち、

のラプラシアンを計算することによって遂行することもできる（ステップ７０）。
９． 組織の画像としてＲ（ｒ′）の値をプロットする（ステップ８２）。
この再生方法論は、図１６に示した簡単化した試験台（ｅｘｐｅｒｉｍｅｎｔ ｔｅｓｔ ｂｅｄ）を構成することによって、二次元画像に対して全体的に試験された。試験台は、ステッパ・モータ制御の下に円形経路８４に沿って回転される１５０ｍｍアーム上に取り付けた２ＭＨｚの中心周波数を持つ広帯域幅トランスジューサ８２を含んだ。トランスジューサは、５０ｍｍ（高さ）×６ｍｍ（幅）でありかつ長さ寸法に沿って１５０ｍｍの曲率半径を有した。トランスジューサは、経路８４に対して非対称でありかつ半径方向内側に一次元で集束された。したがって、トランスジューサは、円形経路８４を含む水平面内で広い角にわたって受けた音響信号に最も応答性であった。
スキャニング機構は、５０ｍｌ／ｌ濃度の１０％イントラリピド（Ｉｎｔｒａｌｉｐｉｄ）、組織を模擬する散乱媒体としてしばしば使用される脂肪質エマルジョンに浸された。１０％イントラリピド＠１．０６４μｍに対する散乱係数は、０．０１５ｍｍ^-1／ｍｌ／１と測定された。これは、ファン・スタヴェレン（ｖａｎ Ｓｔａｖｅｒｅｎ）によって報告された０．０１３ｍｍ^-1／ｍｌ／ｌに接近している（ファン・スタヴェレン・Ｈ・Ｊ他、「４００〜１１００ｎｍの波長範囲における１０％イントラリピド内光散乱」、アプライド・オプチックス、巻３１、号１、４５０７〜４５１４頁、１９９１年（ｖａｎ Ｓｔａｖｅｒｅｎ，Ｈ．Ｊ．，ｅｔ ａｌ．，”Ｌｉｇｈｔ ｓｃａｔｔｅｒｉｎｇ ｉｎＩｎｔｒａｌｉｐｉｄ−１０％ ｉｎ ｔｈｅ ｗａｖｅｌｅｎｇｔｈ ｒａｎｇｅ ｏｆ ４００−１１００ｎｍ”，Ａｐｐｌｉｅｄ Ｏｐｔｉｃｓ，３１（１）：４５０７−４５１４（１９９１））参照）。ファン・スタヴェレンによって報告されたように、散乱の平均余弦に対する０．４８なる値（ｇ）、及びわれわれの研究室で測定した散乱係数（ｓｃａｔｔｅｒｉｎｇ ｃｏｅｆｆｉｃｅｉｅｎｔ）を使用して、５０ｍｌ／ｌ濃度の１０％イントラリピドは、換算散乱係数（ｒｅｄｕｃｅｄ ｓｃａｔｔｅｒｅｄ ｃｏｅｆｆｉｃｅｉｅｎｔ）μ_s′＝０．３９ｍｍ^-1［μ_s′≡（１−ｇ）μ_s］を生じた。この波長で、１０％イントラリピドによる吸収は、ほとんど全面的に水による吸収、μｓ≡０．０１６４ｍｍ^-19に因っている。これらの値は、９００ｎｍで、異なる型の胸部組織について試験管内で測定した値の１／２〜１／３である（２〜３のファクタで少ない）。
パルスＮｄ：ＹＡＤレーザ（λ＝１．０６４μｍ、パルス幅＜１０ｎｓ、２０Ｈｚ繰り返し速さ、２５０ｍＪ／パルス）からの５０ｍｍ直径レーザ・ビームが下から散乱媒体を照明した。経路８４の結像面はレーザ・ビームに垂直であってかつ散乱媒体の底面の上方４７．５ｍｍに位置にあった。トランスジューサのレーザ・ビーム軸と回軸とは一致していた。
データ捕そくは、次のように進行した。トランスジューサを経路８４に沿って２°の増分で３６０°を通してステップさせた。各角で、トランスジューサによって記録された時間音響信号を１０ＭＨｚのレートで１２ビットにディジタル化して合計１０２４サンプルを生じた。ザンプリング間隔をレーザのパルス動作と同期させた。各角で、１６連続パルスについて時間音響信号を平均した。この手順を１８０の角について繰り返した。
図１６に示した吸収ファンタムを画像化に使用した。それは、４ｍｍ直径の黒色ラテックスの球８６及び黒色ゴムの円筒８８で構成され、２本の０．３５ｍｍ直径の透明ポリエチレンの糸で吊るした。円筒の寸法は、外径８．５ｍｍ、内径５．０ｍｍ、及び長さ４ｍｍであった。
画像再生は、二次元画像に適用可能な上に説明した積分フィルタ・逆射影（ｂａｃｋ ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ）アルゴリズムの適用を使用して進行した。Ｓ_r（ｔ）を１８０のトランスジューサ角の各々について計算し、適当な弧にわたって逆射影しかつ合計した。ｖ_s＝１．５ｍｍ／μｓの値を仮定した。次のステップは、２−Ｄフィルタを適用することであった。フィルタ動作は、線形傾斜関数余弦重み付けアポダイジング窓（ｌｉｎｅａｒ ｒａｍｐ ｆｕｎｃｔｉｏｎａ ｃｏｓｉｎｅ ｗｅｉｇｈｔｅｄ ａｐｏｄｉｚｉｎｇ ｗｉｎｄｏｗ）、すなわち、

を使用して遂行し、ここに、ｆは空間周波数、及びｆ_nは再生マトリクスに関連したナイキスト周波数である。この場合、ｆ_n＝３サイクル／ｍｍである。再生の中心３０ｍｍ領域を図１７に示す。
音響信号と吸収エネルギーの不均一分布との間の基本的関係は、式７によって与えられる。照射光パルスに続くどれかの瞬間に、その時刻までの時間重み付けされかつ時間積分された音響圧力は、画像化される物体内の吸収熱分布Ｒ（ｒ）の面積分に比例する。この関係は、照射光パルスが充分に短くかつ充分に鋭いならば、成り立つ。この条件は、１μｓ持続時間より短い光パルスに対して満たされる。
音響測定値の集合からＲ（ｒ′）を「再生」するために、データを少なくとも２πステラジアンにわたってサンプリングしなければならない。かなりの光吸収が狭い面内で起こる、制限された場合、３６０°にわたって捕そくした共面音響データの集合を使用してＲ（ｒ′）を再生することができる。図１７に示した画像は、これらの条件の下で再生された。この画像は、期待されるだろうもの、すなわち、球形及び円筒形吸収体の中心を通る「カット」を反映している。注意するのは、「ハロー」アーチファクトがラテックス球８６の画像を囲んでいることである。これは、１０％リポジン（Ｌｉｐｏｓｙｎ）溶液（１．５ｍｍ／μｓ）に比較してラテックス球（１．０ｍｍ／μｓ）内で音速が下がることに原因する。
Ｒ（ｒ′）が大きな体積全体を通して分布されているならば、Ｒ（ｒ′）を適当に再生するために球面にわたって音響データを得る必要があることになる。このような操作は、上に説明したトランスジューサ幾何学によって遂行することができる。
上の実験的配置に関する更に詳細は、クルーガ他、「光音響超音波（ＰＡＵＳ）−−再生断層撮影法」、メジカル・ヒシックス、巻２２、号１０、１６０５〜１６０９頁、１９９５年１０月（Ｋｒｕｇｅｒ ｅｔ ａｌ．，”Ｐｈｏｔｏａｃｏｕｓｔｉｃ ｕｌｔｒａｓｏｕｎｄ（ＰＡＵＳ）−−Ｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｉｎ ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ”，Ｍｅｄｉｃａｌ Ｐｈｙｓｉｃｓ ２２（１０）：１６０５−１６０９（Ｏｃｔｏｂｅｒ １９９５））に見ることができ、これは列挙することによってその内容が本明細書に組み入れられている。
画像発生のための第２方法論を、式（８）及び（９）からまた導出することができる。明確に云うと、もし画像化されるなんらかの物体の半径が小さいならば、すなわち、

であるならば、時間重み付け積分圧力信号の逆射影のラプラシアンがその圧力信号の第１階時間導関数の逆射影に近似的に等しく、次のようになる。

ここに、

は組織内の位置を表すベクトルであり、ｒ_iはトランスジューサｉの位置を表すベクトルであり、ｖ_sは音速であり、Ａは定数であり、及びｐ_i（ｔ）は第ｉトランスジューサに到達する圧力信号のサンプルである。
図１８を参照すると、この近似を使用して、再生プロセスにおけるステップは、次のようである。すなわち、
１． 研究下の組織に音響結合されたトランスジューサを位置決めする（ステップ１１４）。
２． 研究下の組織に電磁結合された電磁源を位置決めする（ステップ１１６）。
３． 組織内に音響信号を誘導するために時刻ｔ＝０に電磁エネルギーＥ（ｔ）の短パルスで以て組織を照射する（ステップ１１８）。
４． 時刻ｔ＝０で開始して各トランスジューサｉで圧力測定値ｐ_i（ｔ）をサンプリングしかつ記憶する（ステップ１２０）。
５． 第ｉトランスジューサの各々についてｐ_i（ｔ_i）の時間重み付け第１階時間導関数、すなわち、ｔ_i（ｄｐ_i（ｔ_i）／ｄｔ）を計算する（ステップ１２２）。
６． 組織内の各点ｒ′について、式９に表示されたように、各トランスジューサからの圧力信号の時間重み付け第１階時間導関数を合計する（ステップ１２４〜１３２）。
７． Ｒ（ｒ′）の計算された値から組織の画像を発生する（ステップ１３４）。
この再生手順は組織内部のエネルギー堆積の三次元画像を発生し、このエネルギー堆積は組織内の組織の異なる型による照射エネルギーの微分吸収を表す。
上の計算を遂行するために、各トランスジューサに到達する圧力信号の第１階時間導関数を得ることが必要である。しかしながら、注意すべきであるのは、トランスジューサが外部から印加される圧力パルスに対するその電気的応答に当たって特性「リンギング（ｒｉｎｇｉｎｇ）」を発生し、これがそのトランスジューサの電気出力の形を圧力波形とは異なるようにひずませると云うことである。図１９を参照すると、このリンギング応答１３６はトランスジューサ３３のインパルス応答、すなわち、非常に急峻な圧力インパルス１３８がそのトランスジューサを打ったときに生じる時間関数としての電気信号に近似する。
もしトランスジューサが圧力のインパルスに単純な二相形（又は「ダブレット」）応答、すなわち、１つの正ローブとこれに短時間後に続く１つの負ローブ（理想的応答１３６は図１９に示す）を発生するように製造されているとしたならば、そのトランスジューサの出力は入力圧力信号の第１階時間導関数に近似的に比例するであろう。これは、入力圧力信号の第１階時間導関数を計算する必要を除去することになると云う理由から、望ましいであろう。むしろ、その時間導関数は、第１の場合のトランスジューサによって発生されるであろう。
しかしながら、どの実際のトランスジューサにとっても、このような応答を達成するのは困難である。むしろ、トランスジューサのインパルス応答は、図２０の波形１４０（ｐ（ｔ））に示したように、減衰正弦波に近い。この例では、トランスジューサのインパルス応答は、ｐ（ｔ）＝ｓｉｎ（２πｆｔ）ｅ^aftの形のものであると仮定している。このような応答は特性時間周波数ｆの周期的成分を表示し、これは時間と共に指数関数的に減衰する。
この場合、近似「微分」トランスジューサ応答は、最初に記録した圧力波形ｐ（ｔ）を変動する量だけ遅延させ、遅延圧力信号を重み付けし、かつ遅延圧力信号を最初の波形と一緒に合計することによって、合成することができる。例を図２０に示す。この例は、トランスジューサの仮定インパルス応答から発生した２つの重み付け時間遅延波形（Ａｐ（ｔ−Δｔ）１４２及び（Ｂｐ（ｔ−２Δｔ）１４４（ここに、Δｔは１／２ｆ）を示す。時間遅延波形１４２と１４４がトランスジューサの応答１４０に加算されるとき、結果の波形１４６は二相形インパルス応答Ｓ（ｔ）を合成する。
それゆえ、上に説明した再生アルゴリズムを実現するために、トランスジューサ応答を図２０に示した方法論を使用して性質上微分であるように合成することができ、その後は各トランスジューサの出力はｄｐ（ｔ）／ｄｔに比例することになる。
図２１を参照すると、このような再生を遂行する回路は、トランスジューサからのアナログ信号を等価ディジタル信号に変換するアナログ・ディジタル変換器１４８、このＡＤ変換器１４８からサンプルを受け取り、一時的に記憶しかつ先に利得係数Ａを乗じて記憶しておいたΔｔであるサンプルを出力する増幅器１４９とキャッシュ１５０、サンプルを記憶しかつ先に利得係数Ｂを乗じて記憶しておいた２Δｔであるサンプルを出力する増幅器１５１とキャッシュ１５２、及びキャッシュ１４８と１５０からの出力をＡＤ変換器からの現行サンプルと合計してｄｐ（ｔ）／ｄｔを表す出力ディジタル信号を発生するディジタル累算器１５４を含む。
図２１に示したような回路を使用して、図１８によって説明された再生プロセズのステップ１２０及び１２１をソフトウェア計算ではなくハードウェアによる単一動作で完遂することができ、装置のスキャニング速度及び画像化速度を高める。
本発明は種々の実施例の説明によって示されたが、及びこれらの実施例がかなり詳細に説明されたが、添付の請求の範囲をこのような詳細に制約し又はいかなるようにも限定することは出願人の意図する所ではない。追加の利点及び修正は、当業者に容易に明らかである。したがって、本発明は、その広範な態様において、示しかつ説明したその特定の詳細、代表的装置及び方法、及び解説例に限定されない。したがって、出願人の全体的発明構想の精神及び範囲に反することなく、このような詳細から発展的試みを行うこともできる。

Claims (24)

1. 組織内の電磁波の局在化吸収を検出することによって前記組織の三次元体積内の組織構造を画像化する装置であって、
   電磁放射源と、
   面を横断して配列された複数の音響センサであって、前記面が前記組織に音響結合されている前記複数の音響センサと、
   前記組織の三次元体積内に合成圧力波形を発生させるために前記三次元体積を照射する前記電磁放射源から電磁放射のパルスを発生するように前記電磁放射源をパルス駆動する電力回路と、
   前記音響センサに到着する前記合成圧力波形を検出し、前記波形を表すデータを記憶し、前記画像を形成するためにいくつもの点の各々で発する圧力波形の測度を導出するように複数の検出された圧力波形を組み合わせる計算回路であって、前記導出することが、各点について前記点と或る１つの圧力センサとの距離を決定し、前記電磁放射のパルスの後の時間遅延である時刻に前記圧力センサによって検出された圧力波形の変化速度に関係した値を計算することによって行われ、前記時間遅延は音が前記組織を通る前記距離を走行するに要する時間に等しい前記計算回路であって、追加圧力センサと追加圧力センサ波形とについて前記決定しかつ前記計算することを繰り返し、かつ前記点で発する圧力波形の前記測度を形成するために前記計算された値を累算する前記計算回路と
   を含む装置。
2. 請求項１記載の装置において、前記センサが前記面を横断して平等に間隔を取っている装置。
3. 請求項１又は２のうちいずれか１つに記載の装置であって、前記組織の前記画像を発生するために前記面と前記センサとを移動させるように前記面に結合されたモータを更に含む装置。
4. 請求項３記載の装置であって、前記モータが直線状に前記面を移動させる装置。
5. 請求項４記載の装置であって、前記面と前記センサと同期して前記電磁放射源を移動させるために前記源に結合された第２モータを更に含む装置。
6. 請求項３記載の装置において、前記モータが前記面を回転させる装置。
7. 請求項６記載の装置において、前記センサが旋経路に沿って前記面上に位置決めされる装置。
8. 請求項１から７のうちいずれか１つに記載の装置であって、音響結合媒体を閉じ込めるタンクを更に含み、前記面と前記センサとが前記タンクに浸される装置。
9. 請求項８記載の装置において、前記タンクが開放頂面を含み、それによって前記組織が前記音響結合媒体に受け入れられる装置。
10. 請求項８記載の装置において、前記タンクが前記音響結合媒体を収容するように前記タンクを閉じ込める柔軟性薄膜カバーを更に含み、それによって、前記音響結合媒体から前記組織内へ音響波を結合するように前記柔軟性薄膜に前記組織が押し当てられる装置。
11. 請求項８記載の装置において、前記電磁放射源が前記タンクの内側に位置決めされかつ前記音響結合媒体に浸され、
    それによって前記組織内へ入射する電磁波の前記音響結合媒体からの反射を減少させるために前記媒体が前記組織の特性電磁インピーダンスと実質的に類似している特性電磁インピーダンスを有するように前記タンク内の前記媒体が選択される装置。
12. 請求項１から１１のうちいずれか１つに記載の装置において、前記電磁放射源がレーザである装置。
13. 請求項１２記載の装置において、前記レーザが近赤外帯域で電磁放射を発射する装置。
14. 請求項１２記載の装置において、前記レーザがＮｄ：ＹＡＧレーザである装置。
15. 請求項１から１１のうちいずれか１つに記載の装置において、前記電磁放射源がフラッシュ・ランプである装置。
16. 請求項１５記載の装置において、前記フラッシュ・ランプがキセノン・フラッシュ・ランプである装置。
17. 組織内の電磁波の局在化吸収を検出することによって組織構造を画像化する装置であって、
    電磁放射源と、
    面を横断して旋経路に沿って配列された複数の音響センサであって、前記面が前記組織に音響結合されている前記複数の音響センサと、
    前記面と前記センサとを移動させるために前記面に結合されたモータと、
    前記組織内の前記電磁放射源から電磁放射のパルスを発生するように前記電磁放射源をパルスする電力回路と、
    前記センサが多数の異なる位置にあるとき前記音響センサに到着する合成圧力波形を検出し、前記波形を表すデータを記憶し、画像を導出するために複数の前記検出された圧力波形を組み合わせる計算回路であって、前記画像内の点が前記組織内の点で発する圧力波形の測度を組み合わせることによって導出される前記計算回路と
    を含む装置。
18. 請求項１７記載の装置であって、前記モータが前記面を回転させることによって前記面を移動させる装置。
19. 組織内の電磁波の局在化吸収を検出することによって前記組織の三次元体積内の組織構造を画像化する装置であって、
    電磁放射源と、
    面を横断して配列された複数の音響センサであって、前記面が前記組織に音響結合されている前記複数の音響センサと、
    前記組織の三次元体積内に合成圧力波形を発生させるために前記組織の三次元体積を照射する前記電磁放射源から電磁放射のパルスを発生するように前記電磁放射源をパルス駆動する電力回路と、
    結合媒体を収容するタンクであって、前記電磁放射源と前記面との少なくとも１つが前記タンク内の前記結合媒体に浸される前記タンクと、
    前記結合媒体を収容するように前記タンクを閉じ込める柔軟性薄膜であって、それによって前記結合媒体に結合するように前記組織が前記柔軟性薄膜に押し当てられる前記柔軟性薄膜と、
    前記音響センサに到着する合成圧力波形を検出し、前記波形を表すデータを記憶し、画像を導出するために複数の前記検出された圧力波形を組み合わせる計算回路であって、前記導出が前記画像内の点が前記組織内の点で発する圧力波形の測度を組み合わせることと、前記点について前記電磁放射のパルスの後の時間遅延である時刻にそれぞれの圧力センサによって検出された圧力波形の変化速度に関係した値を計算することによって行われ、前記時間遅延は音が前記組織と結合メディアを通り前記センサまで走行するに要する時間に等しい、前記計算回路とを含む装置。
20. 組織内の電磁波の局在化吸収を検出することによって組織構造を画像化する装置であって、
    音響結合媒体内へ入射する音響波の前記組織からの反射を減少させるために前記組織の音響特性インピーダンスと実質的に類似している音響特性インピーダンスを有する前記音響結合媒体を含む第１タンクと、
    前記組織内へ入射する電磁波の電磁結合媒体からの反射を減少させるために前記組織の電磁特性インピーダンスと実質的に類似している電磁特性インピーダンスを有する前記電磁結合媒体を含む第２タンクと、
    前記第１タンク内に位置決めされかつ前記音響結合媒体に浸された複数の音響センサと、
    前記第２タンク内に位置決めされかつ前記電磁結合媒体に浸せきされた電磁放射源と、
    前記組織内に前記電磁放射源からの電磁放射のパルスを発生するように前記電磁放射源をパルス駆動する電力回路と、
    前記音響センサに到着する合成圧力波形を検出し、前記波形を表すデータを記憶し、画像を導出するために複数の前記検出された圧力波形を組み合わせる計算回路であって、前記導出が前記画像内の点が前記組織内の点で発する圧力波形の測度を組み合わせることと、前記点について前記電磁放射のパルスの後の時間遅延である時刻にそれぞれの圧力センサによって検出された圧力波形の変化速度に関係した値を計算することによって行われ、前記時間遅延は音が前記組織と結合メディアを通り前記センサまで走行するに要する時間に等しい、前記計算回路とを含む装置。
21. 組織内の音響波を検出することによって組織構造を画像化する装置であって、
    結合媒体内へ入射する音響波の前記組織からの反射を減少させるために前記組織の音響特性インピーダンスと実質的に類似している音響特性インピーダンスを有する前記結合媒体を収容するタンクと、
    前記タンク内に浸されかつ前記組織と向い合わせに位置決めされた三次元湾曲面と、
    前記三次元湾曲面上に旋経路に沿って位置決めされかつ前記組織内の音響波を検出するために前記組織に向けられた複数の音響センサと
    を含む装置。
22. 請求項２１記載の装置であって、前記湾曲面に接続されかつ複数の位置にある前記センサから音響波を収集するように前記面を回転させるモータを更に含む装置。
23. 請求項２１又は２２記載の装置において、前記湾曲面が球状に湾曲している装置。
24. 請求項２１から２３のうちいずれか１つに記載の装置であって、前記タンクの内側に位置決めされかつ前記結合媒体に浸される電磁放射源を更に含み、前記湾曲面が導電性でありかつ前記電磁源に対して接地面を形成する装置。

Images