Фотоакустическое измерительное устройство

Фотоакустическое измерительное устройство

Иллюстрации

Показать все

Реферат

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.

Фиг. 3 - график, демонстрирующий спектры поглощения HbO₂ 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.

Согласно способу, предусматривающему оценивание формирования новых кровеносных сосудов и увеличение потребления кислорода, можно использовать характеристики спектров поглощения оксигемоглобина (HbO₂) и дезоксигемоглобина (Hb). На фиг. 3 показаны спектры поглощения HbO₂ и Hb в диапазоне длины волны от 600 до 1000 нм.

Измерительное устройство измеряет значения концентрации Hb и HbO₂, содержащихся в крови в биологической ткани, на основании спектров поглощения HbO₂ и Hb для множественных длин волны.

Затем концентрации Hb и HbO₂ измеряются в множественных позициях, и формируется изображение распределения концентрации, что позволяет выявить область, в которой образуются новые кровеносные сосуды в биологической ткани.

Кроме того, насыщенность кислородом вычисляется на основании концентраций Hb и HbO₂, что позволяет выявить область, в которой увеличивается потребление кислорода, на основании насыщенности кислородом.

Таким образом, спектральную информацию для Hb и HbO₂, измеренную измерительным устройством, можно использовать для диагностики.

В этом примере, в качестве длин волны вблизи 800 нм, на которых характеристики поглощения для Hb и HbO₂ 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 разность