專利名稱：生物體觀測裝置以及方法
技術領域：
本發明涉及一種生物體觀測裝置以及方法，特別是涉及一 種同時使用聲波和光來獲取被檢體內部的特性信息的生物體觀 測裝置以及方法。
背景技術：
近年來，作為生物體的光斷層成像，例如已知光學CT、光 學相干斷層成像法(Optical Coherence Tomography(下面稱為 OCT))以及光聲斷層成像法。
光學CT利用在生物體內部中的光散射的影響比較弱的波 長域700nm 1200nm的近紅外光，因此能夠得到粘膜下數cm為 止的生物體深部的斷層圖像。
另外，利用了干涉的OCT能夠以高分辨率(數^im 數十pm) 且短時間內獲取2mm左右的深度為止的生物體斷層圖像。OCT 已經實際應用到眼科領域的網膜疾病診斷中。因此，OCT的醫 學關心度非常高。
光學CT雖然能夠得到深部的信息，但是空間分辨率為數 mm左右非常低。另一方面，OCT難以觀察生物體粘膜下大約 2mm以深，并且對于癌等腫瘤組織難以得到良好的畫質。這是 因為由于生物體深部以及腫瘤組織中的血液的吸收、較強散射 的影響而光的相干性(coherence)明顯4皮打亂。
因此，在日本特開2000_88743號乂>才艮中7>開了 一種利用與 光學C T以及O C T不同的方法來得到生物體內部信息的技術。在 該技術中，例如向生物體內部的對象部位發射超聲波以及單一 波長的光，檢測該單一波長的光在該對象部位中由于該超聲波而受到散射的程度，由此得到該對象部位的生物體信息。
在構成上述結構的日本特開2000-88743號公報的光測量裝 置中獲取的光散射的程度取如下值，該值依賴于作為存在于生 物體內的構成物的核以及細胞質等的折射率。另外，核以及細 胞質等生物體構成物的折射率分別被視為取1.4附近的值。
并且，上述光測量裝置構成為使用單一波長的光來獲取光 散射的程度。因此，由于上述因素，只能在狹小的動態范圍 (dynamic range)內獲取與該光散射的程度相應的信息，從而導 致生成明部與暗部之間的亮度差較小的斷層圖像。
其結果，上述光測量裝置產生以下問題例如導致輸出難 以判別腫瘤組織的形狀等的斷層圖像，由此增加使用該斷層圖 像來觀察對象部位的手術操作者的負擔。
發明內容
本發明是鑒于上述情形而完成的，其目的在于提供一種能 夠減輕對腫瘤組織進行觀察時的手術操作者的負擔的生物體觀 測裝置以及方法。
本發明的一個實施方式中的生物體觀測裝置具有超聲波 產生部，其對被檢體發射超聲波；光照射部，其對受到上述超 聲波的影響的部位照射規定波長的第一光以及與上述第一光不 同的第二光；檢測部，其檢測上述第一光的反射光以及上述第 二光的反射光；以及運算部，其根據上述第一光的反射光以及 上述第二光的反射光來算出上述被檢體的特性信息。
本發明的另一個實施方式中的生物體觀測方法，具有以下 步驟對被檢體發射超聲波的步驟；對受到上述超聲波的影響 的部位照射規定波長的第一光的步驟；檢測上述第一光的反射 光的步驟；對受到上述超聲波的影響的部位照射與上述第一光
6不同的第二光的步驟；檢測上述第二光的反射光的步驟；以及 根據上述第一光的反射光和上述第二光的反射光來算出上述被 檢體的特性信息的步驟。
圖l是例示本發明的第一實施方式所涉及的生物體觀測裝 置的概要的框圖。
圖2是表示與血液中的氧合血紅蛋白(oxyhemoglobin)的濃 度和血紅蛋白的濃度相應的吸光度的波長依賴性的圖。
圖3是表示在圖1的生物體觀測裝置中進行的處理的 一 例的 流程圖。
圖4是表示生物體組織內的腫瘤組織以及血管的存在狀態 的一例的圖。
圖5是表示根據使用單 一 波長的光獲取到的多普勒頻移量 來生成的斷層圖像的一例的圖。
圖6是表示由圖l的生物體觀測裝置得到的斷層圖像的一例 的圖。
圖7是表示圖1的生物體觀測裝置的變形例的圖。 圖8是表示圖1的生物體觀測裝置的變形例的圖。 圖9是表示圖1的生物體觀測裝置的變形例的圖。 圖10是表示本發明的第 一 實施方式所涉及的生物體觀測裝 置的與圖1不同的例子的圖。
圖ll是表示光耦合器(optical coupler)的詳細結構的圖。 圖12是表示光纖的端部的結構的一例的截面圖。 圖13是表示圖IO的生物體觀測裝置的變形例的圖。 圖14是表示圖IO的生物體觀測裝置的變形例的圖。 圖15是表示圖IO的生物體觀測裝置的變形例的圖。圖16是例示本發明的第二實施方式所涉及的生物體觀測裝 置的概要的框圖。
圖17是表示在圖16的生物體觀測裝置中進行的處理的一例 的流程圖。
具體實施例方式
下面，參照
本發明的實施方式。
參照圖1~6,對本發明的第一實施方式所涉及的生物體觀 測裝置進行說明。
圖l示出了生物體觀測裝置l的概要。如圖l所示，該生物體 觀測裝置l主要具有照射/接收單元2、掃描單元3、驅動信號生 成部4、；改大部5、信號處理部6、顯示部8以及掃描信號產生部9。
照射/接收單元2向作為被檢體的生物體組織101照射超聲 波以及光，并且能夠接收該光在該生物體組織101中反射和散射 的光、即物體光。掃描單元3根據從掃描信號產生部9輸出的掃 描信號來一邊變更照射/接收單元2的位置(掃描位置)一邊照射 該超聲波以及該光。顯示部8由監一見器等構成。
照射/接收單元2具有光產生部21 、 半透半反鏡 (half-mirror)22、參考反射鏡25、在中央部形成有開口部的超聲 波換能器(ultrasonic transducer)26以及聲透4竟(acoustic lens)26a 以及光4企測部27。
光產生部21根據來自驅動信號生成部4的光源驅動信號被 輸入的時刻，交替地切換波長X1的光和波長X2的光并射出。波 長人1的光和波長X 2的光能夠到達生物體組織101中的檢查對象 部位，具備對于血液的吸光度相互大致相同的波長。具體地i兌， 光產生部21例如通過未圖示的波長可變激光光源或者未圖示的 白色光源、SLD(Super Luminescent Diode:超輻射發光二極管)
8和干涉濾光片的組合而構成。
此外，上述波長X1和波長X2對于血液中的氧飽和度的變化 的靈敏度較低，在吸光度(摩爾吸光系數)相互大致相同的從 800nm至930nm之間成為相互不同的值(Xl7^2)。作為差的絕對 值(I人1-X2 I的值)盡可能變大的值而分別選擇波長入l以及波 長X2。(在本實施方式中，期望選擇800nm和930nm的兩個波長 作為波長X1和波長X2。)。與血液中的氧合血紅蛋白(Hb02)的濃 度和血紅蛋白(H b)的濃度相應的吸光度(摩爾吸光系數)的波長 依賴性例如成為圖2示出的情形。
并且，波長X1的光和波長人2的光分別并不限于連續波的光， 例如也可以是脈沖光。
并且，光產生部21根據來自驅動信號生成部4的光源驅動信 號將波長X1(或者波長X2)的光照射到半透半反鏡22。
半透半反鏡22反射來自光產生部21的光的一部分并發射到 參考反射鏡25上，并且朝向超聲波換能器26透射該光的另 一部 分。從半透半反鏡22發射到參考反射鏡25上的光在參考反射鏡 25上反射之后作為參考光入射到半透半反鏡22。從半透半反鏡 22朝向超聲波換能器26透過的光在通過設置在超聲波換能器26 以及聲透鏡26a的中央部的開口部之后，凈皮照射到生物體組織 101。
此外，在本實施方式中，在由生物體觀測裝置l的各部進行 用于得到生物體組織101的生物體信息的處理等之前，用水等超 聲波傳遞介質UM填滿照射/接收單元2(的聲透鏡26a)與生物體 組織IOI之間。
超聲波換能器26根據來自驅動信號生成部4的超聲波驅動 信號，將作為連續波的規定的超聲波沿著通過開口部的光的光 軸發射到生物體組織IOI。并且，從超聲波換能器26發射的規定的超聲波通過聲透鏡26a會聚的同時，作為周期性的疏密波而在 生物體組織101的內部傳播之后，會聚在生物體組織101的深度 方向(圖l的z軸方向)上的規定的區域中。
此外，從超聲波換能器26發射的規定的超聲波并不限于連 續波，例如也可以是超聲波脈沖。
本實施方式的聲透鏡26a例如具有以下結構通過掃描單元 3的控制，能夠適當地變更規定的超聲波在生物體組織101的深 度方向(圖l的z軸方向)上會聚的區域。
另 一方面，從照射/接收單元2照射的光在生物體組織101 的深度方向(圖l的z軸方向)的各位置中的與規定的超聲波會聚 的區域相當的位置上進行反射，在通過超聲波換能器26以及聲 透鏡26a的開口部之后，作為物體光入射到半透半反鏡22。即， 透過了半透半反4竟22的光在生物體組織101的內部的、因上述規j 定的超聲波而密度被增大的位置(受到上述超聲波的影響的部 位)上進行反射之后，作為物體光入射到半透半反鏡22。
并且，半透半反鏡22使從參考反射鏡25側入射的參考光和 從超聲波換能器2 6側入射的物體光的兩束光分別進行干涉的同 時，將該兩束光干涉之后所產生的干涉光發射到光檢測部27側。
光檢測部27對從半透半反鏡22發射的干涉光進行外差 (heterodyne)檢測，并且將所檢測出的該干涉光轉換為作為電信 號的干涉信號而輸出到信號處理部6 。
掃描單元3在每次被輸入來自掃描信號產生部9的掃描信號 時，將超聲波換能器26以及聲透鏡26a的位置即照射/接收單元2 的位置(掃描位置)變更為圖l的x軸方向和y軸方向中的任一個。
驅動信號生成部4將用于從超聲波換能器26輸出具有規定 的波長(或者規定的頻率)的規定的超聲波的超聲波驅動信號輸 出到放大部5。驅動信號生成部4在來自信號處理部6的控制信號被輸入的時刻，向光產生部21輸出光源驅動信號，該光源驅動 信號用于將向生物體組織101照射的光從一個波長切換為其它 波長而進行驅動。另外，在到達掃描單元3中的掃描范圍的終端 時，驅動信號生成部4向信號處理部6輸出觸發信號。
放大部5由功率放大器等構成。該放大部5對從驅動信號生 成部4輸出的超聲波驅動信號進行放大，并且將所放大的超聲波 驅動信號輸出到超聲波換能器26。
信號處理部6具有運算部6a,其進行運算等；以及存儲器 6b,其能夠保存運算部6a的運算結果等的數據。
運算部6a具備未圖示的頻譜分析儀或者數字示波器等。運 算部6a對伴隨一個波長的光在一個掃描位置上的照射而從光檢 測部27輸出的第 一干涉信號進行檢測，算出作為與干涉光的光 強度相當的值的該第一干涉信號的信號電平。之后，運算部6a 將該信號電平的算出結果寫入到存儲器6b。另外，在將上述第 一干涉信號的信號電平的算出結果寫入到存儲器6 b的時刻，運 算部6 a向驅動信號生成部4輸出控制信號，該控制信號用于切換 向生物體組織101照射的光的波長。
之后，運算部6a對伴隨其它波長的光在一個掃描位置上的 的照射而從光檢測部27輸出的第二干涉信號進行檢測，算出作 為與干涉光的光強度相當的值的該第二干涉信號的信號電平。 并且，運算部6a對上述第一千涉信號的信號電平與上述第二干 涉信號的信號電平的差值執行FFT(高速傅立葉變換)，由此算出 一個掃描位置中的多普勒頻移量(頻率調制量)的變化量(特性 信息)。此外，隨后進行與上述多普勒頻移量的變化量的算出有 關的詳細"i兌明。 并且，運算部6a對上述多普勒頻移量的變化量執行規定的 運算處理，由此生成一個掃描位置中的圖像數據。運算部6a將所生成的該圖像數據與表示能夠由掃描單元3進行掃描的范圍 內的位置的信息、即掃描位置信息相關聯地保存到存儲器6b。
在一個掃描位置不是掃描單元3中的掃描范圍的終端的情 況下(掃描未完成的情況下)，運算部6a對掃描信號產生部9進行 用于將掃描位置從該一個掃描位置變更為(圖l的x軸方向或者y 軸方向的)其它掃描位置的控制。并且，運算部6a將用于切換向 生物體組織101照射的光的波長的控制信號輸出到驅動信號生 成部4。
另夕卜，運算部6 a在根據從驅動信號生成部4輸出的觸發信號 檢測到掃描完成了時，使用從上次輸入觸發信號時到本次輸入 觸發信號時為止保存在存儲器6b中的各圖像數據以及與該各圖 像數據相關聯的掃描位置信息進行映射，由此生成一個畫面的 圖像數據。運算部6a將該一個畫面的圖像數據轉換為影像信號 并輸出到顯示部8。由此，在顯示部8上對圖l示出的各坐標軸中 的例如xz平面中的生物體組織101的內部圖像(斷層圖像)進行 圖像顯示。
掃描信號產生部9根據信號處理部6的控制一邊變更掃描位 置一邊對掃描單元3輸出用于發射超聲波以及光的掃描信號。
接著，按照圖3的流程圖對本第一實施方式的生物體觀測裝 置l的動作進行說明。
首先，操作員配置照射/接收單元2的超聲波換能器26(以及 聲透鏡2 6 a),使得在接通生物體觀測裝置1的各部的電源之后向 一個掃描位置(xy方向的位置)中的圖l的z軸方向(生物體組織 101的深度方向)照射超聲波以及光，并且，用水等的超聲波傳 達介質UM填滿聲透鏡26a與生物體組織IOI之間。
之后，操作員例如通過接通未圖示的操作部所具有的開關 等來指示開始獲取生物體組織101中的生物體信息。驅動信號生成部4根據上述指示通過放大部5將用于輸出規 定的超聲波的超聲波驅動信號輸出到超聲波換能器26。
在步驟S1中，超聲波換能器26以及聲透鏡26a根據所輸入的 超聲波驅動信號，將規定的超聲波沿著光的照射方向發射到生 物體組織101。然后，從超聲波換能器26以及聲透鏡26a發射的 規定的超聲波作為周期性的疏密波而在生物體組織101的內部 傳播之后，會聚在與生物體組織101的深度方向(圖l的z軸方向) 中的規定的區域相當的位置、即z二Zo的位置上。
另一方面，驅動信號生成部4根據上述指示，生成用于從照 射/接收單元2輸出波長X1的光的光源驅動信號，并對光產生部 21進行輸出。
在步驟S2中，光產生部21根據來自驅動信號生成部4的光 源驅動信號對半透半反鏡22照射波長X1的光。
從光產生部21照射的波長X1的光通過半透半反鏡22發射到 參考反射鏡25，并且從設置在超聲波換能器26以及聲透鏡26a 上的開口部向圖l的z軸方向(生物體組織101的深度方向)照射 該波長X1的光。
照射到生物體組織101上的波長X1的光在z-Z()的位置上進 行反射，在通過了超聲波換能器26以及聲透鏡26a的開口部之 后，作為物體光照射到半透半反鏡22。
從超聲波換能器26側入射的物體光在半透半反鏡22中與從 參考反射鏡25側入射的參考光發生干涉之后，作為第一干涉光 入射到光檢測部27。
在步驟S3中，光檢測部27對從半透半反鏡22發射的第一干 涉光進行外差檢測，并且將所檢測出的該第 一 干涉光轉換為作 為電信號的第一干涉信號并輸出到信號處理部6。
在此，考慮將一個掃描位置的深度方向(圖l的z軸方向)的
13位置設為z二Z。、并且厚度(粗細)d的作為光吸收物體的血管存在 于比z-Z。的位置更靠表層側的位置(z〈Z。)的情況。在這種情況 下，例如如以下式(1)的A(X1)所示，波長X1的光的強度隨著厚 度d的增加而呈指數函數地減少。
A(U)=exp(-a(Xl)'d) …(l)
此外，將上述式(l)中的a( d)設為將波長Xl代入到規定的函 數a(人)的X而得到的常數。另外，在深度方向的位置z-Z。的表層 側不存在作為光吸收物體的血管的情況下，將厚度d設為0 。
并且，上述式(1)的A(X1)是與第一千涉信號的信號電平中 的交流成分相乘的值。因而，在步驟S4中，在將第一干涉信號 的直流成分設為DC ，將在深度方向的位置z^Z。的表層側不存在 作為光吸收物體的血管的情況下的該第 一 干涉信號的交流成分 的振幅設為m(Z。)，將波長Xl的光的相位設為(pl的情況下，運算 部6a作為以下式(2)的， Z。算出作為與第 一 干涉光的光強度 相當的值的第一干涉信號的信號電平。
I(人l， Z0)=DC+A( d).m(Z0)cos{27rA/(;U).t+(pl} …(2)
運算部6a將表示作為與第一干涉光的光強度相當的值的第 一干涉信號的信號電平的上述式(2)的值寫入到存儲器6b。并 且，在將上述式(2)的值寫入到存儲器6b的時刻，運算部6a將用 于切換向生物體組織101照射的光的波長的控制信號輸出到驅 動信號生成部4。
在來自信號處理部6的控制信號被輸入的時刻，驅動信號生 成部4通過放大部5將用于輸出規定的超聲波的超聲波驅動信號 輸出到超聲波換能器26。之后，驅動信號生成部4將光源驅動信 號輸出到光產生部21，該光源驅動信號用于將向生物體組織101 照射的光從波長X1切換為波長X2。在步驟S5中，超聲波換能器26以及聲透鏡26a根據所輸入的 超聲波驅動信號，將規定的超聲波沿著光的照射方向發射到生 物體組織101。之后，在步驟S6中，光產生部21根據來自驅動 信號生成部4的光源驅動信號，對半透半反鏡22照射波長X2的 光。
從光產生部21照射的波長X2的光通過半透半反鏡22被發射 到參考反射鏡25,并且從設置在超聲波換能器26以及聲透鏡26a 上的開口部向圖l的z軸方向(生物體組織101的深度方向)照射 該波長X2的光。
對生物體組織101照射的波長入2的光與波長X1的光同樣地 在z-Zo的位置上進行反射，在通過了超聲波換能器26以及聲透 鏡26a的開口部之后，作為物體光入射到半透半反4竟22。
從超聲波換能器26側入射的物體光在半透半反鏡22中與從 參考反射鏡25側入射的參考光發生干涉之后，作為第二干涉光 被入射到光檢測部27。
在步驟S7中，光檢測部27對從半透半反鏡22發射的第二干 涉光進行外差檢測，并且將所檢測出的該第二千涉光轉換為作 為電信號的第二干涉信號并輸出到信號處理部6。
在此，例如如以下式(3)的A(X2)所示，波長X2的照明光的 強度隨著厚度d的增加而呈指數函數地減少。
A(人2一exp(-a(X2).d) …(3)
此外，將上述式(3)中的a(X2)設為將波長X2代入到上述規定 的函數a(入)的 i而得到的常數。另夕卜，與上述式(l)的情況同樣地， 在深度方向的位置z二Z。的表層側不存在作為光吸收物體的血管 的情況下，將厚度d設為0。
并且，上述式(3)的A(X2)是與第二干涉信號的信號電平中
15的交流成分相乘的值。因而，在步驟S8中，在將第二干涉信號 的直流成分設為D C ，將在深度方向的位置z=Z 。的表層側不存在 作為光吸收物體的血管的情況下的該第二干涉信號的交流成分 的振幅設為m(Z。)，將波長X2的光的相位設為cp2的情況下，運算 部6a作為以下式(4)的I(X2, Z。)算出作為與第二干涉光的光強度 相當的值的第二干涉信號的信號電平。
1(入2, Z。)二DC+A(X2).m(Zo)cos(2兀A/(X2)'t+(p2〉 …(4)
另外，規定的函數a (X)是表示血液的吸收系數的波長依賴 性的函數、即與圖2示出的曲線形狀一致的函數。因此，a(X) 的值與以固定值換算(scaling)圖2的曲線而得到的值一致。
另外，/人光產生部21照射的光的波長 a以及入2對于血液中 的氧飽和度的變化的靈敏度較低，在吸光度(摩爾吸光系數)相 互大致相同的800nm至930nm之間分別選擇波長人l以及人2。因 此，上述式(l)中的常數a(Xl)的值和上述式(3)中的常數a(X2)的 值大致一致。
與此相伴地，在設為a(Xl)-a(X2)的情況下，上述式(l)以及 上述式(3)的右邊的值分別相等。并且，當設為A(Xl"A(X2)-Ao 時，能夠將上述式(2)以及式(4)改寫為以下式(5)以及式(6)。 I(Xl， Z0)=DC+A0.m(Z0)cos{27iA/(U).t+(pl} …(5) I(X2， Z0)=DC+A0.m(Z0)cos{27cA/(X2).t+(p2} …(6) 由此，在步驟S9中，運算部6a—邊參照保存在存儲器6b中
差值AI。
△I=I(U， Z0)- I(X2， Z0)
=A0.m(;Z0)[cos{2KA/(7a)'t+(pl}_cos{27rA/(;X2).t+(p2}〗".(7
)
并且，在步驟S10中，運算部6a對上述式(7)的右邊執行FFT(高速傅立葉變換)，由此作為以下式(8)示出的值而算出一 個掃描位置的一個區域(z軸方向的一個位置)中的多普勒頻移 量的變化量Afds。
△fds=Af( d)-Af (X2) …(8)
此外，將上述式(8)中的Af(;u)設為波長入l的光在深度方向 的位置z-Z。上被反射時所產生的多普勒頻移量。另外，將上述 式(8)中的Af( i2)設為波長入2的光在一個掃描位置的一個區域中 被反射時所產生的多普勒頻移量。
另 一方面，將從超聲波換能器26以及聲透鏡26a發射的規定 的超聲波的速度設為Vus,將該規定的超聲波的波長設為Xus，將 波長X的光入射的情況下的腫瘤組織中的折射率設為n(人)，將與 超聲波的發射相應地產生的該折射率的變化量設為An(入)。在這 種情況下，多普勒頻移量Af(X 1 )和Af(;^)被表示為以下式(9)以及 式(IO)。
A/( d)={2Vus(n(U)+An(}a))}Aus …(9)
△/02)={2Vus(n(X2)+An(;i2))}Aus …(10)
并且，運算部6a將上述式(9)以及上述式(10)代入到上述式 (8),并且與入us/2Vus相乘，由此得到以下式(ll)。
A/ds-(W2Vus)=(n(U)+An( a))-(n( i2)+An(X2)) …(11)
在步驟S11中，運算部6a—邊將上述式(ll)的右邊的值、即 從在照射波長XI的光的情況下在胂瘤組織中產生的折射率的變 化量減去在照射波長X2的光的情況下在腫瘤組織中產生的折射 率的變化量而得到的值視為 一個掃描位置的一個區域的像素 值， 一邊生成該一個掃描位置的一個區域中的圖像數據。然后， 運算部6a將所生成的上述圖像數據與表示能夠由掃描單元3掃 描的范圍內的位置的信息即掃描位置信息、以及z軸方向的位置 信息相關聯地保存到存儲器6b。通過信號處理部6的控制，利用聲透鏡26a對超聲波會聚的 生物體組織101的深度方向(圖l的z軸方向)的位置進行變更(即， z=Zo， Zl5 Z2，…)，從而進行多次上述步驟S1 S11的動作。
在步驟S12中，運算部6a判斷獲取圖像數據時的掃描位置是 否為掃描單元3中的掃描范圍的終端。然后，在獲取圖像數據時 的掃描位置不是掃描單元3中的掃描范圍的終端的情況下(掃描 未完成的情況下)，在步驟S13中，運算部6a對掃描信號產生部9 進行用于將掃描位置從該一個掃描位置變更為其它掃描位置 (圖l的x軸方向或者y軸方向的不同的位置)的控制，并且將用于 切換向生物體組織101照射的光的波長的控制信號輸出到驅動 信號生成部4。以后，在步驟S12中，在直到判斷為掃描位置到 達掃描單元3的掃描范圍的終端為止的期間，在生物體觀測裝置 1的各部中反復進行如上所述的動作。
之后，運算部6a在根據從驅動信號生成部4輸出的觸發信號 檢測到掃描完成了時，在步驟S14中，使用從上次輸入觸發信 號時到本次輸入觸發信號時為止保存在存儲器6b中的各圖像數 據以及與該各圖像數據相關聯的掃描位置信息及z軸方向的位 置信息進行映射，由此生成一個畫面的圖像數據，將該一個畫 面的圖像數據轉換為影像信號并輸出到顯示部8。由此，顯示部 8根據圖像數據來顯示圖l所示的各坐標軸中的例如xz平面中的 生物體組織101的內部圖像(斷層圖像)。
圖4是表示生物體組織內的腫瘤組織以及血管的存在狀態 的 一 例的圖。圖5是表示根據使用單 一 波長的光獲取到的多普勒 頻移量生成的斷層圖像的 一例的圖。在腫瘤組織101a和血管 101b在相同截面上重疊存在的如圖4所示的情況下，在使用單一 波長的光獲取多普勒頻移量時，根據該多普勒頻移量生成的斷 層圖像成為例如如圖5所示的圖像。在圖5示出的圖4象中，肺瘤組織101a的 一部分^皮血管101b 遮掩而成為難以觀察的狀態，并且隨著光的一部分在血管101b 中被吸收，血管101b所存在的位置以深的深部區域101c發黑。 并且，在圖5示出的圖像中，根據多普勒頻移量而得到的信息的 動態范圍窄，因此與腫瘤組織101a的邊界相當的區域與其它區 域之間的亮度差變得較小。
即，在使用單 一 波長的光獲取多普勒頻移量并根據該多普 勒頻移量生成斷層圖像的情況下，導致難以判別腫瘤組織101 a 的形狀等的斷層圖像被顯示在顯示部8中。
與此相對，在生物體觀測裝置l中，使用適合于上述條件的 兩種光、即波長Xl的光以及波長X2的光來鑒別血管101b。之后， 生物體觀測裝置1通過求出使用波長XI的光得到的多普勒頻移 量與使用波長X2的光得到的多普勒頻移量之間的差，同時去除 相當于血管101b的圖像以及深部區域101c中的發黑部分。
圖6是表示由圖l的生物體觀測裝置得到的斷層圖像的一例 的圖。根據具有上述結構的生物體觀測裝置l,能夠采用根據多 普勒頻移量得到的信息的較廣的動態范圍。因此，例如如圖6 所示，能夠在顯示部8中顯示容易判別腫瘤組織101a的形狀等的 斷層圖像。其結果，本實施方式的生物體觀測裝置l能夠減輕進 行腫瘤組織的觀察時的手術操作者的負擔。
另外，根據具有上述結構的生物體觀測裝置l，即使在掃描 單元3的掃描范圍內存在作為光吸收物體的血管101b的情況下， 也能夠高精確度地才企測血管1 Olb以深的深部區域101 c中的光散 射信息。
此外，在本實施方式中，超聲波的發射方向和各光的照射 是對于生物體組織101形成不同角度的方向。在這種情況下，例
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以及聲透鏡26a配置成其超聲波的發射方 向相對于上述光的光軸(Z軸)傾斜。由此，即使在使用了連續波 的超聲波和連續波的光的情況下，也能夠從規定的區域得到無 噪聲的物體光。
在圖1示出的生物體觀測裝置1中應用該結構的情況下，通 過掃描單元3使照射/接收單元2整體向z軸方向移動，由此變更 超聲波在生物體組織101的深度方向上會聚的區域。
另外，圖l示出的生物體觀測裝置l作為用于得到與上述效 果相同的效果的結構，例如也可以構成為圖7示出的生物體觀測 裝置1'。此外，在圖7中對與圖1相同的部分附加了相同的標記。
部照射而是分別從分離設置的兩個光產生部照射。即，在圖7 的照射/接收單元2，中，從光產生部211照射波長X1的光，從光 產生部212照射波長X2的光。光產生部211、 212分別由激光光源 (LD: Laser diode:激光二極管)構成。或者，光產生部211、 212 也可以分別通過白色光源、SLD和濾光片的組合來構成。
在這種情況下，在來自信號處理部6的控制信號被輸入的時 刻，驅動信號生成部4將光源驅動信號輸出到光產生部211或者 光產生部212,由此照射波長X1或者波長X2的光。來自光產生部 211的波長 d的光在反射鏡281上反射，并透過反射鏡282照射到 半透半反鏡22。來自光產生部212的波長X2的光在反射鏡282上 反射，并照射到半透半反鏡22。
另外，圖l示出的生物體觀測裝置l作為用于得到與上述效 果相同的效果的結構，例如也可以構成為圖8示出的生物體X!i測 裝置1"。在該結構中，不使用上述參考光，即不使用千涉光， 而生成生物體組織101內部的圖像數據。此外，在圖8中對與圖1 相同的部分附加了相同的標i己。在圖8中，代替圖l示出的參考反射鏡25,配置有由黑色等 的板狀構件構成的光吸收體25'。由此，從光產生部21照射并在 半透半反鏡22中反射的光被光吸收體25，吸收。因此，不會從光 吸收體25，發射參考光。光檢測部27僅檢測在半透半反鏡22中反 射的物體光。在這種結構中，也能夠得到容易判別肺瘤組織的 形狀等的斷層圖像。此外，除了使用光吸收體以外，只要是不 會對半透半反鏡22入射參考光的結構，就能夠應用。
另外，如圖9示出的生物體觀測裝置l，"那樣，也可以構成 為代替圖7示出的參考反射鏡25而配置由黑色等的板狀構件構 成的光吸收體25'。
另外，圖l示出的生物體觀測裝置l作為用于得到與上述效 果相同的效果的結構，例如也可以構成為圖10示出的生物體觀 測裝置1A。此外，在圖10中對與圖1相同的部分附加了相同的 標記。
具體地說，生物體觀測裝置1A除了具有掃描單元3、驅動 信號生成部4、放大部5、信號處理部6、顯示部8、掃描信號產 生部9、光產生部21、參考反射鏡25、超聲波換能器26、聲透鏡 26a、光檢測部27以外，主要具有光纖52a、 52b、 52c以及52d、 光耦合器53、準直透鏡56。
另外，如圖ll所示，光耦合器53構成為具有第一耦合器部 53a和第二耦合器部53b。
如圖IO以及圖ll所示，光纖52a的一端側連4妻在光產生部21 上，并且另 一端側連接在第一耦合器部53a上。
如圖ll所示，光纖52b具有用于接收的纖維束60a和用于發 送的纖維束60b。另外，纖維束60a的一端側連接在第二耦合器 部53d上，并且另 一端側被插通到形成在超聲波換能器26以及聲 透鏡26a的中央部上的開口部而^皮連接。并且，纖維束60b的一端側連接在第一耦合器部53a上，并且另 一端側^皮插通到形成在 超聲波換能器26以及聲透鏡26a的中央部上的開口部而被連接。 此外，纖維束60a以及60b的各端部在形成于超聲波換能器26以 及聲透鏡26a的中央部上的開口部中，例如^皮配置成如圖12所示 的狀態。在圖12中，將纖維束60a作為芯部，其周圍被纖維束60b 所包圍。
如圖ll所示，光纖52c具有用于接收的纖維束60c和用于發 送的纖維束60d。另外，纖維束60c的一端側連接在第二耦合器 部53b上，并且另 一端側被配置在來自準直透鏡56的光能夠入射 的位置。并且，纖維束60d的一端側連接在第一耦合器部53a上， 并且另 一端側被配置在能夠向準直透鏡56照射光的位置。
如圖IO以及圖11所示，光纖52d的一端側連接在第二耦合器 部53b上，并且另 一端側連接在光檢測部27上。
根據上述結構，在生物體觀測裝置1A中，從光產生部21照 射的波長XI的光通過光纖52a、第 一耦合器部53a以及纖維束60b 對生物體組織101進行照射，并且通過光纖52a、第一耦合器部 5 3 a以及纖維束6 0 b對準直透鏡5 6進行照射。
入射到準直透鏡5 6的光照射成具有平行的光束的光，在參 考反射鏡25上反射，在再次通過準直透鏡56之后，作為參考光 入射到纖維束60c。入射到纖維束60c的參考光發射到第二耦合 器部53b。
另 一 方面，通過纖維束6 0 b照射的波長X1的光在生物體組織 101的深度方向(圖10的z軸方向)的各位置中的與從超聲波換能 器26以及聲透鏡26a發射的規定的超聲波會聚的區域相當的位 置上反射之后，作為物體光入射到纖維束60a。
并且，從纖維束60a入射的物體光在第二耦合器部53b中與 從纖維束60c入射的參考光發生干涉，作為第一干涉光通過光纖52d入射到光檢測部27。
之后，在信號處理部6中，對從光4全測部27輸出的第一千涉 信號執行與生物體觀測裝置l相同的處理(基于上述式(1)以及(2) 的處理)等。由此，算出作為與第一干涉光的光強度相當的值的 該第一干涉信號的信號電平的值，并依次保存到存儲器6b。
在上述第一千涉信號的信號電平的值的計算完成之后，伴 隨著從信號處理部6輸出控制信號，波長X2的光一邊在上述路徑 中傳播一邊從光產生部21照射到生物體組織101。
照射到生物體組織101的波長X 2的光在與反射波長入1的光 的位置相同的位置上反射之后，作為物體光入射到纖維束60a。 另外，入射到纖維束60a的物體光發射到第二耦合器部53b。
并且，從纖維束60a入射的物體光在第二耦合器部53b中與 從纖維束60c入射的參考光發生干涉，作為第二干涉光通過光纖 52d入射到光4企測部27。
之后，在信號處理部6中，對從光檢測部27輸出的第二干涉 信號執行與生物體觀測裝置l相同的處理(基于上述式(3)以及(4) 的處理)等。由此，算出作為與第二干涉光的光強度相當的值的 該第二干涉信號的信號電平的值。
并且，通過繼續依次進行基于上述式(5)到(11)為止的處理， 生成與一個掃描位置的z軸方向的一個位置相當的一個像素的 圖像數據。并且，通過在直到到達掃描范圍的終端為止的期間 反復進行用于生成一個像素的圖像數據的處理，生成一個畫面 的圖像數據，該 一 個畫面的圖像數據 一 邊被轉換為影像信號一 邊被輸出到顯示部8。
在具有如上所述結構的圖IO示出的生物體觀測裝置1A中，
也能夠得到與上述生物體觀測裝置1中的效果相同的效果。效果相同的效果的結構，例如也可以構成為圖13示出的生物體 觀測裝置1A，。此外，在圖13中對與圖10相同的部分附加了相同 的標記。
生部照射，而是分別從分離設置的兩個光產生部照射。即，在 圖13中，與圖7同樣地，從光產生部211照射波長X1的光，從光 產生部212照射波長X2的光。來自光產生部211的波長X1的光通 過光纖52aA、光耦合器54以及光纖52a照射到光耦合器53。來 自光產生部212的波長X2的光通過光纖52aB、光耦合器54以及 光纖52a照射到光耦合器53。
另外，圖IO示出的生物體觀測裝置1A作為用于得到與上述 效果相同的效果的結構，例如也可以構成為圖14示出的生物體 觀測裝置1A"。在該結構中，不使用上述參考光，即不使用干 涉光，而生成生物體組織101內部的圖像數據。此外，在圖14 中對與圖10相同的部分附加了相同的標"i己。
在圖14中，去掉了圖IO示出的光纖52c、準直透鏡56、參考 反射鏡25。由此，不會對光耦合器53照射參考光。光檢測部27 僅檢測從光耦合器53發射的物體光。在這種結構中，也能夠得 到容易判別腫瘤組織的形狀等的斷層圖像。
另外，如圖15示出的生物體觀測裝置1A，"那樣，也可以是 從圖13示出的生物體觀測裝置lA，中去掉光纖52c、準直透鏡56、 參考反射鏡25的結構。
參照圖16以及圖17,對本發明的第二實施方式所涉及的生 物體觀測裝置進行說明。
此外，在以后的說明中，對于具有與第一實施方式相同結 構的部分省略詳細說明。另外，本第二實施方式中的生物體觀 測裝置具有與第一實施方式中的生物體觀測裝置類似的結構。
24因此，在本第二實施方式中，主要對與第一實施方式中的生物 體觀測裝置不同的部分進行說明。
圖16示出生物體觀測裝置1B的概要。此外，在圖16中對與 圖l相同的部分附加相同的標記。如圖16所示，該生物體^L測裝 置lB主要具有照射/接收單元2、掃描單元3、驅動信號生成部4、 放大部5、信號處理部6A、顯示部8以及掃描信號產生部9。另 外，信號處理部6A具有運算部6a、存儲器6b以及判別部6c。
判別部6c進行以下判別作為 一個掃描位置中的第 一干涉 信號的信號電平的算出結果而被寫入到存儲器6b中的值是否為 有效值、即是否檢測出了波長X1的光的反射光。
然后，在檢測出作為 一個掃描位置中的第 一干涉信號的信 號電平的算出結果而被寫入到存儲器6 b中的值為有效值的情況 下，判別部6 c判斷為入射到照射/接收單元2的物體光具有能夠 檢測的強度，對運算部6a進行用于繼續進行該一個掃描位置中
的運算等的指示、即繼續運算指示。
另外，在檢測出作為第 一干涉信號的信號電平的算出結果 而無效的值被寫入到存儲器6 b中的情況下，判別部6 c判斷為入 射到照射/接收單元2的物體光具有實質上無法檢測的強度，對 運算部6a進行用于將掃描位置從一個掃描位置變更為其它掃描 位置的指示。
接著，按照圖17的流程圖，對本第二實施方式的生物體觀 測裝置1B的動作進行說明。
生物體觀測裝置1B的各部的電源被接通之后，隨著未圖示 的操作部所具有的開關等被接通，進行用于開始獲取生物體組
織101中的生物體信息的指示。
驅動信號生成部4根據上述指示，將用于輸出規定的超聲波 的超聲波驅動信號通過放大部5輸出到超聲波換能器26。在步驟S21中，超聲波換能器26以及聲透鏡26a根據所輸入 的超聲波驅動信號將規定的超聲波沿著光的照射方向發射到生 物體組織101。
另一方面，驅動信號生成部4根據上述指示，生成用于從照 射/接收單元2輸出波長人l的光的光源驅動信號，輸出到光產生 部21。
在步驟S22中，光產生部21根據來自驅動信號生成部4的光 源驅動信號，在一個掃描位置上，對半透半反鏡22照射波長 d 的光。
之后，與第一實施方式同樣地，通過與規定的超聲波會聚 的區域相當的位置(z二Zo的位置)上的光的反射而產生的物體光 被入射到半透半反鏡22。
從超聲波換能器26以及聲透鏡26a側入射到半透半反鏡22 的物體光與從參考反射鏡25側入射的參考光發生干涉之后，作 為第 一 干涉光被入射到光檢測部27。
在步驟S23中，光檢測部27對從半透半反鏡22發射的第一 干涉光進行外差檢測，并且將所檢測出的該第 一 干涉光轉換為 作為電信號的第一干涉信號并輸出到信號處理部6A。
在步驟S24中，信號處理部6A的運算部6a根據所輸入的第 一干涉信號，算出表示為上述式(2)的I( tl， Zo)的該第一千涉信 號的信號電平之后，將所得到的值寫入到存儲器6 b中。
在步驟S25中，判別部6c進行以下判別作為一個掃描位置 的 一個區域中的第 一干涉信號的信號電平的算出結果而被寫入 存儲器6b的值是否為有效值、即是否為不是0的值。
然后，在檢測出作為 一 個掃描位置的 一 個區域中的第 一 干 涉信號的信號電平的算出結果而被寫入存儲器6 b的值為有效值 的情況下，判別部6 c判斷為入射到照射/接收單元2的物體光具有能夠檢測的強度，對運算部6a進行用于繼續進行該一個掃描 位置的一個區域中的運算等的指示、即繼續運算指示。
另外，在檢測出作為第 一干涉信號的信號電平的算出結果 而無效的值、即0的值被寫入到存儲器6b中的情況下，判別部6c
強度，對運算部6a進行用于將掃描位置從一個掃描位置變更為 其它掃描位置的指示。然后，在從判別部6c輸入了上述指示時， 運算部6a繼續進行步驟S33示出(后述的)的處理。
另一方面，運算部6a將第一干涉信號的信號電平的算出結 果寫入到存儲器6 b之后，在從判別部6 c輸入了繼續運算指示時， 將用于切換向生物體組織101照射的光的波長的控制信號輸出 到驅動信號生成部4。
在來自信號處理部6A的控制信號被輸入的時刻，驅動信號 生成部4將用于輸出規定的超聲波的超聲波驅動信號通過放大 部5輸出到超聲波換能器26。之后，驅動信號生成部4將用于將 向生物體組織101照射的光從波長X1切換為波長人2的光源驅動 信號輸出到光產生部21。
在步驟S26中，超聲波換能器26以及聲透鏡26a根據所輸入 的超聲波驅動信號，將規定的超聲波沿著光的照射方向發射到 生物體組織101。之后，在步驟S27中，光產生部21根據來自驅 動信號生成部4的光源驅動信號，對半透半反鏡22照射波長X2 的光。
波長X2的光與波長Xl的光同樣地在z-Z。的位置上反射，在 通過超聲波換能器26以及聲透鏡26a的開口部之后，作為物體光 被入射到半透半反鏡22。
從超聲波換能器26以及聲透鏡26a側入射到半透半反鏡22 的物體光與從參考反射鏡25側入射的參考光發生干涉之后，作為第二干涉光被入射到光檢測部27。
在步驟S28中，光檢測部27對從半透半反鏡22發射的第二 干涉光進行外差檢測，并且將所檢測出的該第二干涉光轉換為 作為電信號的第二干涉信號并輸出到信號處理部6A。
在步驟S29中，信號處理部6A的運算部6a根據所輸入的第 二干涉信號，算出表示為上述式(4)的I(X2， Z。)的該第二干涉信 號的信號電平。另外，在步驟S30中，運算部6a—邊參照保存在
第一干涉信號的信號電平和表示為上述式(6)的第二干涉信號 的信號電平之間的差值△ I 。
然后，在步驟S31中，運算部6a對上述式(7)的右邊執行 FFT(高速傅立葉變換)，由此作為上述式(8)示出的值而算出一 個掃描位置的一個區域中的多普勒頻移量的變化量Afds。另夕卜， 運算部6a通過使用上述式(8)、 (9)以及(10)，得到上述式(ll)示 出的運算結果。
之后，在步驟S32中，運算部6a—邊將上述式(ll)的右邊的 值、即從在照射波長X1的光的情況下在胂瘤組織中產生的折射 率的變化量減去在照射波長X2的光的情況下在腫瘤組織中產生 的折射率的變化量而得到的值視為一個掃描位置的一個區域的
像素值， 一邊生成該一個掃描位置的一個區域中的圖像數據。 然后，運算部6a將所生成的上述圖像數據與表示能夠由掃描單 元3掃描的范圍內的位置的信息即掃描位置信息、以及z軸方向 的位置信息相關聯地保存到存儲器6b。
通過信號處理部6的控制，利用聲透鏡26a對超聲波會聚的 生物體組織101的深度方向(圖1的z軸方向)的位置進行變更(即， z=Zo， Zl5 Z2,…)，從而多次進行上述步驟S21 S32的動作。
在步驟S33中，運算部6a判斷獲取圖像數據時的掃描位置是否為掃描單元3中的掃描范圍的終端。然后，在獲取圖像數據時 的掃描位置不是掃描單元3中的掃描范圍的終端的情況下(掃描 未完成的情況下)，在步驟S34中，運算部6a對掃描信號產生部9 進行用于將掃描位置從該 一 個掃描位置變更為其它掃描位置 (圖16的x軸方向或者y軸方向的不同的位置)的控制，并且將用 于切換向生物體組織101照射的光的波長的控制信號輸出到驅 動信號生成部4。以后，直到在步驟S33中判斷為掃描位置到達 了掃描單元3的掃描范圍的終端為止的期間，在生物體觀測裝置 1B的各部中反復進行如上所述的動作。
此外，運算部6a在步驟S25的處理之后繼續進行步驟S33以 及步驟S34的處理的情況下，為了從光產生部21再次照射波長 M的光，不將用于切換向生物體組織101照射的光的波長的控制 信號輸出到驅動信號生成部4。
之后，運算部6a在根據從驅動信號生成部4輸出的觸發信號 檢測到掃描完成了時，在步驟S35中，使用從上次輸入觸發信 號時到本次輸入觸發信號時為止保存在存儲器6b中的各圖像數 據以及與該各圖像數據相關聯的掃描位置信息及z軸方向的位 置信息進行映射，由此生成一個畫面的圖像數據，將該一個畫 面的圖像數據轉換為影像信號并輸出到顯示部8。由此，在顯示 部8中顯示圖16示出的各坐標軸中的例如xz平面中的生物體組 織101的內部圖像(斷層圖像)。
在具有如上所述結構的圖16示出的本第二實施方式的生物 體觀測裝置1B中，也能夠得到與第一實施方式的生物體觀測裝 置l的效果相同的效果。
此外，在本第二實施方式的生物體觀測裝置1B中，例如在 規定的次數以上判斷為被寫入到存儲器6 b中的值無效的情況 下，通過跳過生成一個畫面的圖像數據的處理(圖12的步驟S35的處理)，也可以不生成不適合觀察的圖<象。或者，也可以一邊
跳過生成一個畫面的圖像數據的處理(圖12的步驟S35的處理) 一邊通過顯示部8通知無法獲取到適合于觀察的圖像的意思。
此外，圖16示出的生物體觀測裝置1B作為用于得到與上述 效果相同的效果的結構，與圖7同樣地，也可以從分離設置的兩 個光產生部分別照射波長X1的光以及波長X2的光。另外，與圖8 同樣地，圖16示出的生物體觀測裝置1B也可以代替參考反射鏡 25而配置由黑色等的板狀構件構成的光吸收體。另外，與圖9 同樣地，圖16示出的生物體^L測裝置1B也可以構成為如下乂人 分離設置的兩個光產生部分別照射波長U的光以及波長X 2的 光，并且，代替參考反射鏡25而配置由黑色等的板狀構件構成 的光吸收體。
如上所述，根據本發明的實施方式中的生物體觀測裝置以 及方法，能夠減輕觀察腫瘤組織時的手術操作者的負擔。
盡管以上的說明包含了很多特征，這些特征僅提供了對本 發明的當前優選實施例中的 一 些實施例的例示，而不應該將這 些特征解讀為對本發明的范圍的限制。因而，應當由所附的沖又 利要求書來確定本發明的范圍。
權利要求
1.一種生物體觀測裝置，具有超聲波產生部，其對被檢體發射超聲波；光照射部，其對受到上述超聲波的影響的部位照射規定波長的第一光以及與上述第一光不同的第二光；檢測部，其檢測上述第一光的反射光以及上述第二光的反射光；以及運算部，其根據上述第一光的反射光以及上述第二光的反射光來算出上述被檢體的特性信息。
2. 根據權利要求l所述的生物體觀測裝置，其特征在于， 還具備判別部，該判別部判別是否檢測出了上述第一光的反射光，上述光照射部根據上述判別部的判別結果，在檢測出了上 述第一光的反射光的情況下照射上述第二光。
3. 根據權利要求l所述的生物體觀測裝置，其特征在于， 上述第一光和上述第二光對于血液的吸收特性大致相互相同。
4. 根據權利要求l所述的生物體觀測裝置，其特征在于， 上述運算部分別算出上述第一光的頻率調制量以及上述第二光的頻率調制量，在算出上述第一光的頻率調制量與上述第 二光的頻率調制量之間的差值之后，根據該差值生成上述#:檢 體的圖像數據。
5. 根據權利要求4所述的生物體觀測裝置，其特征在于， 還具備顯示部，該顯示部根據上述圖像數據顯示上述被檢體的斷層圖像。
6. 根據權利要求l所述的生物體觀測裝置，其特征在于， 在800nm至930nm之間分另"選才奪上述第 一 光的波長和上述第二光的波長。
7. 根據權利要求l所述的生物體觀測裝置，其特征在于， 上述光照射部包括照射上述第一光的第一光照射部和照射上述第二光的第二光照射部。
8. 根據權利要求l所述的生物體觀測裝置，其特征在于， 上述第一光及上述第二光的照射方向和上述超聲波的發射方向對于上述^皮檢體形成不同角度。
9. 一種生物體，見測方法，具有以下步驟 對被檢體發射超聲波的步驟；對受到上述超聲波的影響的部位照射規定波長的第一光的 步驟；檢測上述第一光的反射光的步驟；對受到上述超聲波的影響的部位照射與上述第一光不同的 第二光的步驟；檢測上述第二光的反射光的步驟；以及根據上述第一光的反射光和上述第二光的反射光來算出上 述被檢體的特性信息的步驟。
10. 根據權利要求9所述的生物體觀測方法，其特征在于， 還具備以下步驟判別是否檢測出了上述第一光的反射光的步驟；以及 在檢測出了上述第一光的反射光的情況下照射上述第二光 的步驟。
11. 根據權利要求9所述的生物體觀測方法，其特征在于， 上述第一光和上述第二光對于血液的吸收特性大致相互相同。
12. 根據權利要求9所述的生物體觀測方法，其特征在于， 還具備以下步驟算出上述第一光的頻率調制量的步驟；算出上述第二光的頻率調制量的步驟； 算出上述第一光的頻率調制量與上述第二光的頻率調制量 之間的差值的步驟；以及根據上述差值生成上述被檢體的圖像數據的步驟。
13. 才艮據權利要求12所述的生物體觀測方法，其特征在于， 還根據上述圖像數據顯示上述被檢體的斷層圖像。
14. 才艮據^又利要求9所述的生物體觀測方法，在800nm至930nm之間分別選擇上述第 一 光的波長和上述 第二光的波長。
全文摘要
本發明提供一種生物體觀測裝置以及方法。本發明的一個實施方式的生物體觀測裝置具有超聲波產生部，其對被檢體發射超聲波；光照射部，其對受到超聲波影響的部位照射規定的波長的第一光以及與第一光不同的第二光；檢測部，其檢測第一光的反射光以及第二光的反射光；以及運算部，其根據第一光的反射光以及第二光的反射光來算出被檢體的特性信息。
文檔編號G01B17/00GK101601581SQ200910203758
公開日2009年12月16日 申請日期2009年6月12日 優先權日2008年6月12日
發明者五十嵐誠 申請人:奧林巴斯醫療株式會社
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