生物观测设备和方法

专利名称：生物观测设备和方法
技术领域：
本发明涉及一种生物观测设备和方法，并且更具体地，涉 及一种使用声波和光来光学收集表示要检查的对象的内部状态 的信息并观测该对象的设备和方法。
背景技术：
近年来，作为光学层析成像(optical tomographic imaging), 已知光学相干层对斤成i"象才支术(optical coherence tomography)(下 文中，称为"OCT")。
主要使用光千涉的OCT获得活体的内部状态的信息。OCT 使能在短时间内获得活体的表面区域的信息，如层析X射线照 片等。在眼科领域，OCT已经投入诊断视网膜病的实际使用， 并且在医学界已经引起了极大关注。
在上述关于OCT的技术中，在T. Yoshimura和O. Matoba的 "使用光谘扫频干涉测量法的生物层析成像测量(Biological Tomography Measurement Using Spectral-swept Interferometry)", OPTICAL AND ELECTRO-OPTICAL ENGNEERING CONTACT, Vol.41， No,7， pp.418-425， 2003 (非专利参考文献(l))中说明了 一种与光i普扫频OCT有关的技术。根据光谱扫频OCT，通过按 顺序改变从光源发出的光的波长，可以获得沿深度方向布置的 活体的多个部位的生物信息。
另夕卜，M. Hisaka、 T. Sugiura和S. Kawata的"使用脉冲超 声和光之间的相互作用的厚散射介质的光学层析成像(Optical Tomography of a Thick Scattering Medium Using Interaction between Pulsed Ultrasound and Light)", KOGAKU 29， pp631-634,
2000 (非专利参考文献(2))公开了这样一种技术向活体发射超 声波和光，并且检测到活体中通过脉冲超声波所调制的光以获 得位于在黏膜的表面层下面约1 c m处的部位的光学图像。
然而，在非专利参考文献(l)中说明的光谱扫频OCT具有如 下问题当从位于在活体的表面下几毫米或更多毫米处的部位 获得生物信息时，生物信息的S/N下降。这是因为存在对象光 和基准光没有适当地相互干涉的情况，其中，对象光是当在活 体中调制从光源发出的光时生成的，基准光基本上与从光源发 出的光相同。
在非专利参考文献(2)中说明的光学成像具有如下问题由
于使用点扫描，因此获得活体的期望区域的生物信息需要非常 长的时间。

发明内容
考虑到前述传统情况而作出本发明，并且本发明的目的在 于提供一种以高S/N并且迅速地获得要检查的对象的深部位的 信息的生物观测设备和方法。
为了实现上述目的，根据本发明的生物观测设备包括声 波发射单元，其将声波发射至要检查的对象，所述声波具有预 定波长或频率；控制单元，其控制从所述声波发射单元发射至 所述对象的所述声波的发射状态；光发射单元，其向所述对象 发射光，同时相继改变所述光的波长；光接收单元，其接收当 从所述光发射单元发射的光反射在所述对象内部的区域处时生 成的对象光；光检测器，其获得当所述控制单元控制为不发射
象光之间的干涉所引起的第一干涉光，并且获得当所述控制单 元控制为发射所述声波时由所发射的光与由所述光接收单元接
收到的第二对象光之间的干涉所引起的第二干涉光；以及计算 单元，其基于由所述光检测器获得的所述第一干涉光和所述第 二干涉光，来计算所迷对象内部的被发射了所述声波的区域的 信息，所述信息表示所发射的光的散射状态。
根据本发明的另一方面， 一种生物观测方法包括向要4佥 查的对象发射第一光，同时相继改变所述第一光的波长；接收 当在所述对象内部的区域处反射所述第一光时生成的第一对象 光；获得由所述第 一 对象光和所述第 一 光之间的干涉所引起的 第一干涉光；向所述对象发射声波，所述声波具有预定波长或 频率；向所述对象发射第二光，同时相继改变所述第二光的波 长；接收当在所述对象内部的区域处反射所述第二光时生成的 第二对象光；获得由所述第二对象光和所述第二光之间的干涉 所引起的第二干涉光；以及基于所述第一干涉光和所述第二干 涉光来计算所述对象内部的被发射了所述声波的区域的信息， 所述信息表示所述第二光的散射状态。


图l是例示根据本发明实施例的生物观测设备的概要的框
图2是示出生物观测设备的操作的流程图3是示出从第一千涉信号中检测出的对象光和基准光的 频率随时间的变化与基于第 一 千涉信号计算出的值之间的相互 关系的图4是示出从第二干涉信号中检测出的对象光和基准光的 频率随时间的变化与基于第二干涉信号计算出的值之间的相互 关系的图5是示出根据本发明实施例的生物观测设备的变形例的 框图6是详细示出变形例的光学耦合器的结构的图； 图7是例示变形例的光纤的末端部分的结构的横截面图。
具体实施例方式
在下文，现在结合附图将说明本发明的实施例。 参考图l至图7，现在将说明根据本发明实施例的生物观测 设备。
图l概述了生物观测设备l。如图1所示，该生物观测设备l 包括发射/接收单元2，该发射/接收单元2向用作要检查的对象 的活组织(身体组织)LT发射超声波和光，并且从活组织LT接收 通过所发射的光的反射和散射而产生的光(在下文，将所反射和 散射的光称为"对象光")。此外，生物观测设备l包括扫描单 元3、驱动信号生成器4、放大器5、信号处理器6、个人计算机(在 下文，称为PC)7、显示单元8和扫描信号生成器9。
扫描单元3用于响应于从扫描信号生成器9发出的扫描信号 来改变发射/接收单元2相对于活组织LT的位置(即，扫描位置)，
并发射超声波和光。
驱动信号生成器4产生光源驱动信号以使发射/接收单元2
发射频率相继改变的光，并输出所产生的光源驱动信号。驱动 信号生成器4产生超声波驱动信号以使发射/接收单元2发射具 有预定波长(或预定频率)的超声波，并输出所产生的超声波驱 动信号。另外，用作控制单元的驱动信号生成器4在信号处理器 6的控制下改变光源驱动信号和超声波驱动信号的输出状态。具 体地，驱动信号生成器4在信号处理器6的控制下改变超声波驱 动信号的输出状态，以将从发射/接收单元2(的超声波换能器26) 发射的超声波的发射状态从"off"切换至"on",反之亦然。
放大器5包括功率放大器。放大器5放大从驱动信号生成器4 输出的超声波驱动信号的功率，并将放大后的超声波驱动信号 提供至发射/接收单元2。
用作光电检测器的发射/接收单元2设置有光源21 、半反射 镜(half mirror)22、基准反射镜25、中心处形成有开口 26a的超 声波换能起26和光检测器27。
光源21发出能够进入活组织LT的光，同时光源21相继改变 光的波长。例如，光源21包括波长可调谐激光源(未示出)或者 SLD(Super Luminescent Diode, 高亮度发光二极管)和干涉滤波 器的组合(未示出)。光源21基于从驱动信号生成器4提供的光源 驱动信号来向半反射镜22发出光，同时改变所发出的光的波长，
例如从最大波长Xmax改变为最小波长Xmin。在本实施例中，从光
源21发出的光可以是连续光或者脉冲光。另外，光源21被配置 为发出例如中心波长在600nm到1000nm范围内的光。然而，光 源21的配置不限于上述配置。
在已经从光源21传播来的光中，半反射镜22反射该光的一 部分使得将所反射的光发射至基准反射镜25，并且允许该光的 剩余部分透射至超声波换能器26。已经从半反射镜22传播至基 准反射镜25的光被基准反射镜25反射，然后使其进入半反射镜 22作为基准光。已经从半反射镜22传播至超声波换能器26的光 通过开口26a，之后将其发射至活组织LT。
在本实施例中，在生物观测设备l的每个单元进行用于获得 活组织LT的生物信息的操作之前，将发射/接收单元2(的超声波 换能器26)和活组织LT之间的空间填充例如水的超声波传输介 质UM。
超声波换能器26用作为超声波生成器。响应于从驱动信号 生成器4提供的超声波驱动信号来驱动该超声波换能器26,并且
超声波换能器26沿通过开口 26a的光的轴向活组织LT发射作为 连续波的预定超声波。超声波的频率为几兆赫兹(MHz)到几十 兆赫兹(MHz)。该超声波穿过活组织LT的内部作为循环压缩波 (cyclic compressional wave)。在本实施例中，向活组织LT发射 未经会聚的超声波。但是，如声学透镜等会聚装置可以用于会 聚超声波使得将所会聚的超声波发射至活组织LT。注意，从超 声波换能器26发射的超声波不限于连续波。例如，可以使用脉 冲波。
当超声波换能器26没有发射超声波(即，超声波的发射状态 为"off")时，从发射/接收单元2发射的光沿深度方向在活组织 LT内部传播直到到达与光的波长相关的部位(区域)为止。在该 部位处反射光。所反射的光通过开口 26a，然后进入半反射镜22
作为第一对象光。
另一方面，当超声波换能器26发射超声波(即，超声波的发
射状态为"on")时，在由超声波使密度最大化的位置(区域)处 反射从发射/接收单元2发射的光。所反射的光通过开口 26a,然 后进入半反射镜22作为第二对象光。也就是说，在活组织LT内 部由超声波增大密度的部位处反射穿过半反射镜22的光，然后 该光进入半反射镜22作为对象光。
半反射镜22用作为用于将光一分为二的分光单元。半反射 镜22允许来自基准反射镜25的基准光干涉来自超声波换能器26 的对象光，使得向光检测器27发射由两束(flux)光之间的干涉所 引起的干涉光。
用作干涉信号输出单元的光检测器27将外差检测 (heterodyne detection)应用于来自半反射镜22的干涉光，并将检 测到的干涉光转换成作为电信号的干涉信号从而将千涉信号输 出至信号处理器6。
例如，信号处理器6设置有光谱分析器或数字示波器 (digital oscilloscope)并且用作为计算单元。信号处理器6基于第 一干涉信号和光源驱动信号来计算与当从光源21发出的光的波 长改变时的时刻相关的拍频(beat frequency)fb 。在向活组织LT 发出波长相继改变的光时的时刻处输入第一干涉信号。从驱动 信号生成器4输出光源驱动信号。信号处理器6将计算的结果输 出至PC7。后面将详细说明拍频fb的计算。
此外，在完成计算与当相继改变乂人光源21发出的光的波长 时的时刻相关的拍频fb之后，信号处理器6控制驱动信号生成器 4以从超声波换能器26发射预定超声波至活组织LT，并将从光
源21发出的光的频率从最大波长Xmax相继改变为最小波长人min。
然后，信号处理器6基于在上述控制下输入的第二干涉信号以及 从驱动信号生成器4输出的超声波驱动信号和光源驱动信号两 者，来计算fb和fd的和(即，fb+fd),其中fb是与当改变从光源21 发出的光的波长时的时刻相关的拍频，并且fd是与上述时刻相 关的多普勒频移量(Doppler shift amount)(频率调制的量)。信号 处理器6将计算的结果输出至PC 7。后面将详细说明(fb+fd)的计 算。
PC 7包括进行各种类型的计算和处理的CPU(中央处理单 元)7a以及用作存储单元并存储各种数据和其它的存储器7b。用 作计算单元的PC 7的CPU 7a基于拍频fb和(fb+fd)的值来进行计 算。因此，产生沿深度方向(图1中示出的Z轴方向)的活组织LT 的图像数据。另外，PC7将所产生的图像数据与示出扫描单元3 可以进行扫描的扫描范围(X轴方向和Y轴方向)内的位置的扫 描位置信息相关，并且将彼此相关的图像数据和扫描位置信息 存储在存储器7b中。
此外，PC 7的CPU 7a判断给出图像数据的当前扫描位置是
否是由扫描单元3控制的扫描范围的末端位置。当判断为当前扫 描位置不是末端时，控制扫描信号生成器9以改变扫描位置并且 发射超声波和光。PC 7的CPU 7a还判断是否已经将一帧的图像 数据存储在存储器7b中。当对该存储的判断为"是"时，将图 像数据转换成图像信号以将其输出至显示单元8 。
扫描信号生成器9在PC 7的控制下将扫描信号提供至扫描 单元3以在沿X方向和Y方向改变扫描位置的同时发射超声波和 光。
现在参考图2中示出的流程图将i兌明#4居本实施例的生物 观测设备l的操作。
首先，操作者对生物观测设备1的各部分进行通电并且定位 发射/接收单元2的超声波换能器26使得沿图l中示出的Z轴方向 (即，活组织LT的深度方向)来发射超声波和光。同时，将超声 波换能器26和活组织LT之间的空间填充例如水的超声波传输 介质UM。
然后，操作者接通安装在操作装置(未示出)上的开关，以 指示开始获得活组织LT的生物信息。
驱动信号生成器4响应于该指示生成用于从发射/接收单元 2发射波长从最大波长Xmax相继改变(减小)为最小波长Xmin的光 的光源驱动信号，并将该光源驱动信号提供至光源21。
在步骤S1，光源21基于从驱动信号生成器4提供的光源驱 动信号来将光发出至半反射镜22,同时光源21将所发出的光的
波长从最大波长Xmax相继改变(减小)为最小波长 Win。
从光源21发出的光的一部分通过半反射镜22并且通过开口 26a沿Z轴方向(活组织LT中的深度方向)发射该光。通过开口 26a 的发射的光沿深度方向在活组织LT内部传播直到到达与光的 波长相关的部位为止。在该部位处反射光。所反射的光通过开
口26a,然后进入半反射镜22作为第一对象光。
另 一方面，从光源21发出的光的另 一部分被半反射镜22反 射并且将其发射至基准反射镜25。发射至基准反射镜25的光被 基准反射镜25反射，然后使其进入半反射镜22作为基准光。
半反射镜22允许来自基准反射镜25的基准光干涉来自超声 波换能器26的第一对象光，使得向光检测器27发射由两束光之 间的干涉引起的干涉光作为第 一干涉光。
在步骤S2，光检测器27将外差检测应用于来自半反射镜22 的第一干涉光，并将检测到的第一干涉光转换成作为电信号的 第一干涉信号，从而将第一干涉信号输出至信号处理器6。在步 骤S3，信号处理器6基于第一干涉信号和从驱动信号生成器4提 供的光源驱动信号来计算与当改变从光源21发出的光的波长时 的时刻相关的拍频fb。
在下文，将说明由信号处理器6进行的拍频fb的计算。
随着光的波长从最大波长人max相继减小为最小波长Xmin，从 光源21发出的光的频率从最小频率fmin相继增大至最大频率 fmax。也就是说，随着光的频率相继增大，彼此干涉的基准光和 对象光的频率也相继增大。注意，在本实施例中，如图3所示， 基准光的频率和对象光的频率两者都线性增大。图3示出从第一 干涉信号中检测出的对象光和基准光的频率随时间的变化与基 于第一干涉信号计算出的值之间的相互关系。
在本实施例中，当从光源21发出的光的波长从最大波长
入max相继改变为最小波长Xmin时，首先从发射/接收单元2发射具 有最大波长入max的光，并且最后从发射/接收单元2发射具有最小 波长X m i n的光。在活组织LT的深层(进行了发射的最深层)处反射 所发射的光的情况下，该光进入半反射镜22作为具有相对于基
准光的最长延迟时间的对象光。在活组织LT的表面层(进行了发
射的最浅层)处反射所发射的光的情况下，该光进入半反射镜22 作为具有相对于基准光的最短延迟时间的对象光。
通过下面的等式(l)来计算表示每单位时间光的频率的变 化量的频率改变率a:
a=M/AT …(l) 其中，Af是从发射/接收单元2发射的光的频率改变范围 (fm,fmin)，并且AT是作为将光的频率从最小频率fmin改变为最 大频率fm ax所需要的时间的频率改变时间。
通过下面的等式(2)来计算表示当基准光进入半反射镜22 时的时间与当对象光进入半反射镜22时的时间之间的时间段的 延迟时间t:
T=2nz/c …(2) 其中，c是光的速度，n是活组织LT的折射率，并且z是沿深度 方向(Z轴方向)布置的 一 个部位的深度。
然后，通过下面的等式(3)来计算与频率改变时间 △T(0<ti￡AT)内的 一 个时刻ti相关的拍频fb:
fb=ax t=(M/AT) x (2nz/c) …(3)
也就是说，信号处理器6基于第一干涉信号和从驱动信号生 成器4提供的光源驱动信号来使用上述等式(1)至(3)以计算与各 延迟时间t:相关的拍频f b并将计算的结果提供至P C 7 。
注意，图3示出从第一干涉信号中检测出的对象光和基准光 的频率随时间的变化与作为在上述等式(1)至(3)中使用的参数 的光的频率改变范围Af、频率改变时间AT、频率改变速率a、 延迟时间t以及拍频fb的值之间的相互关系。
在完成了基于各延迟时间t来计算拍频fb之后，信号处理器
6控制驱动信号生成器4以从超声波换能器26发射预定超声波到 活组织LT并且将从光源21发出的光的频率从最大波长X m a x相继
改变为最小波长Xmin。
同时，在步骤S4， PC 7将从信号处理器6输出的拍频fb的值 按顺序存储在存储器7b中。
驱动信号生成器4产生光源驱动信号，以使发射/接收单元2
发射波长从最大波长Xmax相继改变为最小波长Xmin的光并且在 信号处理器6的控制下将光源驱动信号输出至光源21。另外，驱
动信号生成器4产生超声波驱动信号，以使发射/接收单元2发射 具有预定波长(或频率)的超声波并且在信号处理器6的控制下 经由放大器5将超声波驱动信号输出至超声波换能器26。
在步骤S5，超声波换能器26响应于从驱动信号生成器4提 供的超声波驱动信号，沿通过开口 26a的光的轴向活组织LT发 射作为连续波的超声波。然后，从超声波换能器26发射的超声 波在活组织LT内部传播作为循环压缩波。也就是说，从超声波 换能器26发射的超声波沿活组织LT的深度方向在活组织LT内 部传播作为顺序地从其较低的频率波部分(即，较长的波长)开 始的纵向压缩波。因此，进入活组织的超声波的频率随时间的 过去而变高(即，波长变短)。注意，从超声波换能器26发射的 超声波可以是脉冲波，并且不限于连续波。
在活组织LT内部传播的超声波根据由超声波的强度所确 定的压缩度(即，4展幅)来向内部組织施加压力，该压力将对组 织产生局部压缩使得组织密度局部改变。这导致如图1中的UW 所示，在活组织LT中各Z轴方向(深度方向)位置(部位)处，活组 织LT的密度局部最大化(即，变高)，其中，这种位置在空间上 对应于在活组织LT内部传送的超声波的最大强度。
局部压缩的组织部位在密度上大于其它部位，使得这种局
部密度最大化的组织部位能够强烈地反射(和散射)光。在图1 中，将活组织LT内部沿Z轴方向布置的这些局部密度最大化的
组织部位表示为超声波的波阵面(wave front(波前))R卜R2.....
RN(下文中称为"超声波阵面")。在刚好完成了超声波的发射 时，在空间上沿超声波传送方向(Z轴方向)来顺序地布置超声波 阵面R,、 R2、…、RN。
同时，在步骤S6，光源21基于从驱动信号生成器4提供的 光源驱动信号，将光发出至半反射镜22,同时光源21将所发出 的光的波长从最大波长Lax相继改变(减小)为最小波长Xmin 。
从光源21发射的光的一部分通过半反射镜22,然后沿图1 中示出的Z轴方向(活组织LT中的深度方向)通过开口 26a发射该 光。在活组织LT中，通过开口 26a发射的光遇到多个超声波阵
面&、 R2..... Rn中的毎个，导致该光被每个波阵面部分反射
(包括散射)。将来自超声波阵面Rp R2..... Rn中毎个降面的
所反射的光经由开口 26a和调制器(未示出)返回至半反射镜22 作为已经经过了多普勒频移(即，频率调制)的、频率为fb的对象
光(所反射的光)。
另 一方面，从光源21发出的光的另 一部分被半反射镜22反 射并且被发射至基准反射镜25。发射到基准反射镜25的光被基 准反射镜25反射，然后使其进入半反射镜22作为基准光。
半反射镜22允许来自基准反射镜25的基准光干涉来自超声 波换能器26的对象光，使得将由两束光之间的千涉所引起的干 涉光发射至光检测器27作为第二干涉光。
在步骤S7，光检测器27将外差检测应用于来自半反射镜22 的第二干涉光，并将检测到的第二干涉光转换成作为电信号的 第二干涉信号，以将第二千涉信号输出至信号处理器6。在步骤 8，信号处理器6基于第二干涉信号以及从驱动信号生成器4提供 的超声波驱动信号和光源驱动信号两者，来计算与当改变从光 源21发出的光的波长时的时刻相关的拍频fbd。
在下文，将说明由信号处理器6进行的拍频fbd的计算。
在活组织LT中，将超声波的波阵面I^、 R2..... Rn中的毎
个所位于的各部位的折射率表示为(n+An),其中n是活组织LT 的折射率，并且An是当通过从超声波换能器26发射的超声波使 活組织LT的密度最大化时所生成的折射率的变化。也就是说， 通过下面的公式(4)来计算拍频fbd:
=cxxt+ fd
=(Af/AT)x(2nz/c)+2V(n+AT)/X (4) 其中，V是从超声波换能器26发射的超声波的速度，并且X是超 声波的波长。如上所述，通过与频率改变时间AT内的一个时刻 ti相关的多普勒频移量fd与时刻tj相关的拍频fb相加来计算拍频
fbd。
注意，超声波的速度V和超声波的波长x是基于从驱动信号 生成器4提供的超声波驱动信号来检测到的(给定)值。
也就是说，信号处理器6基于第二干涉信号和从驱动信号生 成器4提供的超声波驱动信号和光源驱动信号两者来使用上述
等式(1)至(4)，以计算与各延迟时间t相关的拍频fbd,并将计算
的结果提供至PC 7。
注意，图4示出从第二干涉信号中检测出的对象光和基准光 的频率随时间的变化与作为在上述等式(1)至(4)中使用的参数 的频率改变范围Af、频率改变时间AT、频率改变率a、延迟时 间t以及拍频fbd的值之间的相互关系。
在完成了与各延迟时间t相关的拍频fb d的计算之后，信号处 理器6控制驱动信号生成器4以停止从超声波换能器26发射超声 波。注意，信号处理器6可以控制驱动信号生成器4以从超声波 换能器26发射超声波，并在停止发射超声波的同时或之后从光
源21发出光。
同时，在步骤S9， PC 7将从信号处理器6输出的拍频fbd的 值按顺序存储在存储器7b中。PC 7的CPU 7a根据当存储这些值 时的时间例如按降序顺序来排序存储在存储器7 b中的拍频的 值。由此，识别出与一个时刻tj相关的拍频fb以及与该时刻ti相 关的拍频fbd。
接着，在步骤SIO, CPU 7a从与一个时刻ti相关的拍频fbd 中减去与该时刻ti相关的拍频fb以获得与该时刻tj相关的多普勒 频移量fd 。
然后，CPU 7a将多普勒频移量fd除以两倍于从超声波换能 器26发射的超声波的频率的(2V/X),从而获得作为散射信息(表 示散射状态的信息)的(n+AT)。
同时，如等式(3)和等式(4)所示，拍频fb和拍频fbd的值与延 迟时间t的值成比例地增大。然后，在活组织LT的深层处反射 的对象光的延迟时间是与频率改变时间△ T最接近的值(最大化 拍频fb和拍频fbd),并且在活组织LT的表面层处反射的对象光的 延迟时间是与"0"最接近的值(最小化拍频fb和拍频fbd)。也就 是说，CPU 7a通过参考拍频fb和拍频fbd的排序后的值，可以唯 一地识别出位于在深层和表面层之间的并且如图l所示生成了
超声波的波阵面R!、 R2.....Rn中的每个的各部位的(n+AT)(散
射信息)的值。结果，信号处理器6和PC 7可以一次获得部位(数 量为N)的生物信息，其中，这些部位沿Z轴方向(即，活组织Lt 的深度方向)布置并且位于在操作者需要的观测位置处。
在识别出如图l所示在其上生成超声波的波阵面R,、R2.....
Rn中的每个的各部位的(n+AT)的值之后，CPU 7a映射(n+AT) 的值以产生沿Z轴方向(即，活组织LT的深度方向)布置的部位的 图像数据。CPU 7a将所产生的图像数据与示出可以由扫描单元
3进行扫描的扫描范围(X轴和Y轴方向)内的位置的扫描位置信 息相关，并且将彼此相关的图像数据和扫描位置信息存储在存 储器7b中。在步骤Sll，当CPU 7a检测到给出图像数据的当前 扫描位置不是由扫描单元3控制的扫描范围的末端位置的状态 时，在步骤S12, CPU 7a控制扫描信号生成器9以改变图l所示 的沿X轴或Y轴方向的扫描位置，并发射超声波和光。
当信号处理器6^r测到由PC 7进行用于改变扫描位置的控 制的状态时，信号处理器6控制驱动信号生成器4以将从光源21
发出的光的波长从最大波长人max相继改变为最小波长Xmin,从而 获得在改变后的扫描位置处的第一干涉信号。之后，生物观测 设备1的每个部分重复进行从步骤S1开始的上述操作直到扫描
位置到达由扫描单元3控制的扫描范围的末端位置为止。
然后，当PC 7的CPU 7a检测到所产生的图像数据的扫描位 置到达由扫描单元3控制的扫描范围的末端位置的状态时，即当 PC 7的CPU 7a检查到将一帧的图像数据存储在存储器7b中的 状态时，CPU 7a将图像数据转换成视频信号并且将视频信号输 出至显示单元8。由此，显示单元8显示操作者所需要的活组织 LT的观测区域的层析X射线照片(二维图像或三维图像)。
如上所述，本实施例的生物观测设备l可以基于当向活组织 LT仅发射光时获得的第 一 拍频和当向活组织LT发射光和超声 波时获得的第二拍频，来唯一地将通过声波来增大密度的、沿 深度方向布置的部位与所述部位的散射信息相关。结果，与传 统方式相比，本实施例的生物观测设备1可以以更高的S/N并更 快地获得要检查的对象(活体)的深部位的信息(生物信息)。
在上述实施例中，发射超声波和光的方向平行于图l中所示 的Z轴方向，但这不总是确定的结构。例如，可以以相对于Z轴 方向的角度来发射超声波和光中的任一个。
另外，基于从驱动信号生成器4提供的光源驱动信号的、从
光源21发出的光的状态不限于光的波长从最大波长Xmax相继减 小为最小波长Xmin的上述状态。光的波长可以从最小波长Xmin相 继增大至最大波长Xmax。另外，在上述实施例中，重复进行如 下操作在一个扫描位置处获得第一千涉信号和第二干涉信号 并且之后，在扫描范围内改变扫描位置。然而，可以进行这种 操作在扫描范围内的所有扫描位置处获得第一干涉信号，并 且之后，在同一扫描范围内的所有扫描位置处获得第二干涉信号。
同时，为了获得与上面类似的优点，可以将图l中示出的生
物观测设备l修改为图5中示出生物观测设备1A。与图l中相同 的附图标记在图5中表示相同的部分。
实际上，生物观测设备1A在包括扫描单元3、驱动信号生 成器4、放大器5、信号处理器6、 PC 7、显示单元8、扫描信号 生成器9、光源21、基准反射镜25、超声波换能器26和光检测器 27以外，还包括如下作为主要组件光纤52a、 52b、 52c和52d、 光学耦合器53以及准直透镜(collimating len)56 。
如图6所示，光学耦合器53包括第 一耦合器53a和第二耦合 器53b。
如图5和6所示，第 一耦合器52a—端连接至光源21并且另一 端连接至第一耦合器53a。
如图6所示，光纤52b包括光接收纤维束60a和光发送纤维束 60b。纤维束60a—端连接至第二耦合器53b,并且另一端连接至 形成在超声波换能器26的中心处的开口 (例如，尽管图5中未示 出，开口26a),使得另 一端插入到超声波换能器26中。同时， 纤维束60b—端连接至第一耦合器53a并且另 一端连接至形成在 超声波换能器26的中心处的开口 (例如，尽管图5中未示出，开
口26a)，使得另 一端插入到超声波换能器26中。如图7所示，各 纤维束60a和60b中的另一端都布置在超声波换能器26的开口 处。在图7中，纤维束60a适合作为芯并且^皮纤维束60b所围绕。
如图6所示，光纤52c还包括光接收纤维束60c和光发送纤维 束60d。纤维束60c—端连接至第二耦合器53b并且另 一端布置在 光从准直透镜56进入的预定位置处。此外，纤维束60d—端连接 至第 一耦合器53a并且另 一端布置在可以将光发射至准直透镜 56的预定位置处。
如图5和6所示，光纤52d—端连接至第二耦合器53b并且另 一端连接至光检测器27。
如上所述，在该生物观测设备1A中，从光源21发出的光在
其波长从最大波长Xmax相继改变(减小)为最小波长Xmin的同时，
经由光纤52a、第 一耦合器53a和纤维束60b将该光发射至活体 LT并且经由光纤52a、第一耦合器53a和纤维束60d将其发射至 准直透镜56。
将进入准直透镜56的光转换成平行束光并且将其发射至基 准反射镜25。通过基准反射镜25来反射该光，使所反射的光再 次通过准直透镜56，并且将其发射至纤维束60c作为基准光。然 后将入射在纤维束60c上的基准光发射至第二耦合器53b。
同时，发射至活组织LT的光沿深度方向在活组织LT内传播 直到到达与光的波长相关的部位为止，并且在该部位处反射该 光。在该部位处反射的光进入纤维束60a作为对象光。
在第二耦合器53b中，来自纤维束60a的对象光干涉来自纤 维束60c的基准光，从而产生干涉光。将干涉光经由光纤52d发 射至光检测器27。
然后，将从光检测器27提供的第 一 干涉信号进行与在生物 观测设备1中进行的处理相同的处理(基于上述等式(1)至(3)的
处理)以获得各拍频fb。将拍频fb的值按顺序存储在存储器7b中。
在完成拍频fb的计算之后，将作为连续波的超声波从超声
波换能器2 6发射至活组织LT,然后经由上迷路径将频率从最大
波长Xmax相继改变为最小波长Xmin的光从光源2 1发射至活组织LT。
在通过超声波在其中产生的各超声波阵面Ri、 R2..... RN
处顺序地部分反射发射至活组织LT的光，其中如上所述生成进 行了多普勒频移(频率调制)的具有频率fd的对象光(所反射的 光)。使该对象光进入纤维束60a，然后将其发射至作为光接收 部的第二耦合器53b。
在第二耦合器53b中，来自纤维束60a的对象光干涉来自纤 维束60c的基准光，从而产生干涉光。将干涉光经由光纤52d发 射至光检测器27。
然后，将从光检测器2 7提供的第二干涉信号进行与在生物 观测设备l中进行的处理相同的处理(基于上述等式(1)至(4)的 处理)以获得各拍频fbd。将拍频fbd的值按顺序存储在存储器7b 中。由此，基于存储在存储器7b中的拍频fb和拍频fbd的值来唯
一地识别出在其上生成了超声波的波阵面R!、 R2..... Rn中的
每个的各部位的散射信息。因此，图5中示出的生物观测设备1A 能够具有与前述生物观测设备1类似的优点。
根据本发明的生物观测设备和方法，可以以高S/N迅速地 获得要检查的对象的深部位的信息。
尽管上面的说明包含了很多特征，但不应将这些构成为限 制本发明的范围，而是仅提供了本发明的 一 些现有优选实施例 的示例。因此，应由所附权利要求书来确定本发明的范围。
权利要求
1.一种生物观测设备，包括:声波发射单元，其将声波发射至要检查的对象，所述声波具有预定波长或频率；控制单元，其控制从所述声波发射单元发射至所述对象的所述声波的发射状态；光发射单元，其向所述对象发射光，同时相继改变所述光的波长；光接收单元，其接收当从所述光发射单元发射的光反射在所述对象内部的区域处时生成的对象光；光检测器，其获得当所述控制单元控制为不发射所述声波时由所发射的光与由所述光接收单元接收到的第一对象光之间的干涉所引起的第一干涉光，并且获得当所述控制单元控制为发射所述声波时由所发射的光与由所述光接收单元接收到的第二对象光之间的干涉所引起的第二干涉光；以及计算单元，其基于由所述光检测器获得的所述第一干涉光和所述第二干涉光，来计算所述对象内部的被发射了所述声波的区域的信息，所述信息表示所发射的光的散射状态。
2. 根据权利要求l所述的生物观测设备，其特征在于，所 述计算单元基于所述第一干涉光和所述第二干涉光，来检测根所述第 一对象光和所述第二对象光之间产生的频率调制量，并 基于所述频率调制量计算所述信息。
3. 根据权利要求l所述的生物观测设备，其特征在于，所 述光发射单元发射所述光，同时相继减小所述光的波长。
4. 根据权利要求l所述的生物观测设备，其特征在于，所 述光发射单元发射所述光，同时相继增大所述光的波长。
5. 根据权利要求l所述的生物观测设备，其特征在于，从 所述声波发射单元发射的所述声波是连续波。
6. 根据权利要求l所述的生物观测设备，其特征在于，从 所述声波发射单元发射的所述声波是脉冲波。
7. 根据权利要求l所述的生物观测设备，其特征在于，从 所述声波发射单元发射的所述声波是超声波。
8. 根据权利要求l所述的生物观测设备，其特征在于，沿 从所述光发射单元发射的光的轴来发射所述声波。
9. 根据权利要求l所述的生物观测设备，其特征在于，还 包括扫描单元，所述扫描单元改变所述声波发射单元和所述光 发射单元相对于所述对象的位置。
10. 根据权利要求l所述的生物观测设备，其特征在于，所 述信息包括所述对象内部的折射率。
11. 根据权利要求l所述的生物观测设备，其特征在于，所 述计算单元基于所述信息来产生所述对象的图像数据。
12. 根据权利要求ll所述的生物观测设备，其特征在于， 还包括存储单元，所述存储单元以所述图像数据与所述对象内 部的位置相关的方式存储所述图像数据。
13. 根据权利要求ll所述的生物观测设备，其特征在于， 还包括显示单元，所述显示单元基于所述图像数据来显示所述 对象的图像。
14. 一种生物》见测方法，包4舌向要检查的对象发射第一光，同时相继改变所述第一光的 波长；接收当在所述对象内部的区域处反射所述第 一 光时生成的 第一对象光；获得由所述第 一 对象光和所述第 一 光之间的干涉所引起的 第一干涉光； 向所述对象发射声波，所述声波具有预定波长或频率； 向所述对象发射第二光，同时相继改变所述第二光的波长； 接收当在所述对象内部的区域处反射所述第二光时生成的 第二对象光；获得由所述第二对象光和所述第二光之间的干涉所引起的 第二干涉光；以及基于所述第一干涉光和所述第二干涉光来计算所述对象内 部的被发射了所述声波的区域的信息，所述信息表示所述第二 光的散射状态。
15. 根据权利要求14所述的生物观测方法，其特征在于， 基于所述第一干涉光和所述第二干涉光来检测根据所述第一光 和所述第二光的波长或频率随时间的变化而在所述第 一对象光 和所述第二对象光之间产生的频率调制量，并且基于所述频率 调制量来计算所述信息。
16. 根据权利要求14所述的生物观测方法，其特征在于， 发射所述第一光和所述第二光，同时相继减小所述第一光和所 述第二光的波长。
17. 根据权利要求14所述的生物观测方法，其特征在于， 发射所述第一光和所述第二光，同时相继增大所述第一光和所 述第二光的波长。
18. 根据权利要求14所述的生物观测方法，其特征在于， 所述声波是连续波。
19. 根据权利要求14所述的生物观测方法，其特征在于， 沿所述第一光和所述第二光的轴来发射所述声波。
全文摘要
本发明涉及一种生物观测设备和方法。生物观测设备包括声波发射单元，其将声波发射至对象；控制单元，其控制声波的发射；光发射单元，其将光发射至对象，同时相继改变光的波长；光接收单元，其接收当在对象内部的区域处反射所发射的光时生成的对象光；光检测器，其获得当没有发射声波时所发射的光与接收到的第一对象光之间的干涉所引起的第一干涉光，并获得当发射声波时由所发射的光与接收到的第二对象光之间的干涉引起的第二干涉光；以及计算单元，其基于第一干涉光和第二干涉光，来计算被发射了声波的区域的、表示所发射的光的散射状态的信息。
文档编号A61B5/00GK101371781SQ20081021087
公开日2009年2月25日 申请日期2008年8月25日 优先权日2007年8月23日
发明者五十岚诚 申请人:奥林巴斯医疗株式会社