专利名称：生物体观测设备和方法
技术领域：
本发明涉及一种生物体观测设备和方法，尤其涉及一种使 用声波和光来获得表示活体组织的内部状态的信息的生物体观 测设备和方法。
背景技术：
近年来，作为用于活体的光学断层成像(optical tomographic imaging), 已杀口有光学CT(computed tomography, 计算机断层成像)、光学相干断层成像(optical coherence tomography ，下文中称为"OCT")和光声断层成像(photoacoustic tomography)。
光学C T利用受活体内散射的影响相对较弱的波长范围为 700nm 1200nm的近红外线光。因此，光学CT使得能够获得黏 膜下方直至几cm等的活体深部的断层像(tomogram)。
利用干涉的OCT可以在短时间内以高的分辨率(几pni至几 十pm)获得活体的直到约2mm深度的断层图像。在眼科领域已 经将OCT投入诊断视网膜病的实际应用中。因此，OCT在医学 界已经引起了极大关注。
尽管光学CT可以获得活体深部的信息，但其空间分辨率低 至几毫米。与之相反，OCT难以在黏膜下方约2mm或更深的深 度处进行观测并提供如癌等肺瘤组织的良好质量的图像。这是 因为在活体的深部和肺瘤组织中，光学相干受血液的吸收或强 散射的影响而被极大地干扰。
考虑到这种情况，在日本特开2000-88743号公报中已经公 开了不使用光学CT和OCT来获得活体的内部信息的技术。在该技术中，将超声波和光辐射至活体内部的对象部位以便在对象 部位检测光被超声波调制的程度。因此，能够获得与活体的对 象部位有关的信息。
通常，当治疗如癌等肿瘤组织时，才艮据包括肿瘤组织的观 测部位的状况和侵入该部位的程度，选择适当的技术。因此， 当治疗如癌等肿瘤组织时，有必要在选择技术之前识别肿瘤组 织和正常组织之间的边界所存在的区域在对象部位的深度方向 上的位置。
然而，根据在日本特开2000-88743号公报中公开的光学测 量设备，在用于获得活体信息的条件不适合时，不能限定胂瘤 组织和正常组织之间的边界所存在的区域。因此，存在对肿瘤 组织进行外科手术期间医生负担过重的问题。
发明内容
考虑到前述传统情况做出了本发明，并且本发明的目的在 于提供一种在治疗肿瘤组织时减轻手术者的负担的生物体观测 设备和方法。
根据本发明的生物体观测设备包括声波辐射单元，用于 将声波辐射至活体组织中要检查的对象；光辐射单元，用于将 光辐射至所述对象；光千涉单元，用于使从所述光辐射单元辐 射出的所述光与从所述声波到达的区域反射来的光进行干涉， 并辐射千涉光；光检测器，用于检测从所述光干涉单元辐射出 的所述千涉光，并输出与所述干涉光相对应的干涉信号；以及 计算单元，用于基于从所述光检测器输出的所述干涉信号来计 算所辐射出的光的频率调制量，并顺序计算相邻的两个频率调 制量之间的差值。
根据本发明的生物体观测方法包括将声波辐射至活体组织中要检查的对象；将光辐射至所述对象；使所辐射的光与从 所述声波到达的区域反射来的光进行干涉，并辐射干涉光；输 出与所述干涉光相对应的干涉信号；基于所述干涉信号计算所 辐射出的光的频率调制量；以及顺序计算相邻的两个频率调制 量之间的差值。
在附图中
图l是举例示出根据本发明实施例的生物体观测设备的概
要的框图2是详细示出光学耦合器的结构的图3是举例示出光纤的端部的结构的截面图4是示出生物体观测设备的操作的流程图5是举例示出存在于活体组织中的肿瘤组织的状态的截
面图6是举例示出使包括图5所示的胂瘤组织的区域可视化的 断层像的图7是举例示出根据本发明另 一 实施例的生物体观测设备
的概要的框图8是示出生物体观测设备的操作的流程图9A举例示出由图7所示的生物体观测设备辐射至活体组
织的超声波的波形；
图9B详细示出图9A所示的波形的始端部分；以及 图9C详细示出图9A所示的波形的末端部分。
具体实施例方式
在下文中，将结合
本发明的实施例。现在将参考图1 图9C,说明根据本发明实施例的生物体观 测设备。
图l概述了生物体观测设备l。如图1所示，生物体观测设备 1包括作为主要部件的扫描单元3、驱动信号生成器4、放大器5、 信号处理器6、个人计算机(下文中，称为"PC,，)7、显示单元8、 扫描信号生成器9、光源21、参照反射镜25、中心处形成有开口 的超声换能器(ultrasound transducer)26和声学透镜26a、光检测 器27、光纤52a、 52b、 52c和52d、光学耦合器53和准直透镜 (collimating lens)56。
另外，如图2所示，光学耦合器53包括第一耦合器53a和第 二耦合器53b。
每当扫描单元3接收从扫描信号生成器9输出的扫描信号 时，扫描单元3沿图1所示的X轴或Y轴方向改变超声换能器26 相对于活体组织LT的位置(扫描位置)。
驱动信号生成器4产生超声波驱动信号以使超声换能器26 和声学透镜26a辐射具有预定波长(或预定频率)的超声波，并将 所产生的超声波驱动信号输出至放大器5。另外，驱动信号生成 器4向扫描信号生成器9输出定时信号。该定时信号表示向放大 器5输出超声波驱动信号的定时。此外，当扫描单元3的扫描位 置到达扫描单元3的扫描范围的末端位置时，驱动信号生成器4 向PC 7和扫描信号生成器9输出触发信号。
放大器5包括功率放大器。该放大器5对从驱动信号生成器4 输出的超声波驱动信号的功率进行放大，并将放大后的超声波 驱动信号提供给超声换能器26。
基于扫描信号生成器9从驱动信号生成器4接收定时信号和 触发信号的定时，扫描信号生成器9将用于改变扫描位置的扫描 信号提供给扫描单元3。尽管没有示出，然而光源21包括发出能够进入活体组织LT 内部要检查的对象部位的光的激光器以及聚光透镜。
如图l和图2所示，光纤52a—端(第一端)连接至光源21并且 另 一端(第二端)连接至第一耦合器53a。
如图2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(第一端)连接至第二耦合器53b，并且另一 端(第二端)连接至在超声换能器26和声学透镜26a的中心处形 成的开口(未示出)，使得另 一端(第二端)从中插入。同时，纤维 束60b—端(第 一端)连接至第一耦合器53a并且另 一端(第二端) 连接至在超声换能器26和声学透镜26a的中心处形成的开口 ，使 得另 一端(第二端)从中插入。如图3所示，纤维束60a和60b的另 一端(第二端)都布置在超声换能器26和声学透镜26a的开口处。 在图3中，纤维束60a适合作为芯(core)并且被纤维束60b所围绕。
超声换能器26和声学透镜26a在使超声波会聚的同时，沿从 布置在开口处的纤维束60b并且向着活体组织LT内部的对象部 位辐射光的方向，辐射与从放大器5接收到的超声波驱动信号相 对应的预定超声波。由此，从超声换能器26和声学透镜26a辐射 来的超声波作为循环压缩波(cyclic compressional wave)在活体 组织LT内部传播。该超声波在位于活体组织LT的深度方向(图1 所示的Z轴方向)上的预定区域处会聚。
注意，在例如扫描单元3的控制下，本实施例的声学透镜2 6 a 可以沿活体组织LT的深度方向(图1所示的Z轴方向)适当地改变 超声波会聚的位置。
如图2所示，光纤52c包括光接收纤维束60c和光发送纤维束 60d。纤维束60c—端(第一端)连接至第二耦合器53b并且另 一端 (第二端)布置在光可以从准直透镜56进入的位置处。此外，纤 维束60d—端(第一端)连接至第一耦合器53a并且另 一端(第二端)布置在光可以辐射至准直透镜56的位置处。
准直透镜56将来自纤维束60d的光作为平行光束 (parallel-flux light)辐射至参照反射镜25。另外，准直透镜56使 从参照反射镜25反射来的光会聚以将其辐射至纤维束60c。
如图l和图2所示，光纤52d—端(第一端)连接至第二耦合器 53b并且另 一端(第二端)连接至光检测器27。
根据上述结构，将从光源21发出的光通过光纤52a、第一耦 合器53a和纤维束60b辐射到活体组织LT，并通过光纤52a、第 一耦合器53a和纤维束60d辐射到准直透镜56。
将进入准直透镜56的光转换成平行光束并辐射到参照反射 镜25。该光从参照反射镜25反射。所反射的光再次通过准直透 镜56，并作为参照光进入纤维束60c。然后将入射在纤维束60c 上的该参照光辐射至第二耦合器5 3 b 。
同时，通过纤维束60b辐射到活体组织LT的光沿深度方向 (图1所示的Z轴方向)在活体组织LT内部传4番。该光到达与从超 声换能器26和声学透镜26a辐射出的预定超声波会聚的区域相 对应的部位。光从该部位反射。从该部位反射来的光作为对象 光进入纤维束60a。
在第二耦合器53b中，来自纤维束60a的对象光与来自纤维 束60c的参照光进行干涉，从而产生干涉光。该千涉光通过光纤 52d进入光检测器27。
光检测器2 7对来自第二耦合器5 3 b的千涉光应用外差检测 (heterodyne detection)，并将检测到的干涉光转换成作为电信号 的干涉信号。光检测器2 7将该干涉信号输出至信号处理器6 。
信号处理器6设置有存储器6a和光谱分析器或数字示波器 (未示出)。
信号处理器6检测从光检测器2 7输出的干涉信号。在第 一 定时，信号处理器6基于检测到的干涉信号计算从光源21辐射的光 的多普勒频移量(Doppler shift amount)(即，频率调制量)。信号 处理器6将该多普勒频移量写入存储器6a。
接着，在第一定时之后的第二定时处，信号处理器6以与在 第一定时相同的方式计算多普勒频移量。信号处理器6计算在第 一定时计算出并写入存储器6a的多普勒频移量与在第二定时计 算出的多普勒频移量之间的差值(多普勒频移量的变化)。信号 处理器6将该差值输出至PC 7。同时，信号处理器6利用在第二 定时计算出的多普勒频移量覆盖存储器6a中的数据，从而更新 存储器6a中的数据。随后，信号处理器6将第二定时设置为当前 的(现在的，更新后的)第一定时。信号处理器6计算在当前的第 一定时计算出的多普勒频移量与在当前的第二定时计算出的多 普勒频移量之间的差值(多普勒频移量的变化)。信号处理器6将 该差值输出至PC 7，并以与如上所述相同的方式更新存储器6a 中的数据。信号处理器6重复上述处理。
PC 7包括CPU(中央处理单元)7a和存储器7b，其中CPU 7a 进行各种类型的计算和处理。
CPU 7a将从信号处理器6顺序输出的多普勒频移量的变化 与表示扫描单元3可以进行扫描的活体组织LT的扫描范围内的 位置的扫描位置信息相关联。将彼此相关的多普勒频移量的变 化和扫描位置信息存储在存储器7b中。
然后，当CPU 7a基于从驱动信号生成器4输出的触发信号 检测扫描完成的状态时，CPU 7a进行映射以产生 一 帧的图像数 据。基于存储在存储器7b中的在输入前一触发信号的时刻与输 入当前触发信号的时刻之间的多普勒频移量的变化以及与所述 多普勒频移量的变化相关的扫描位置信息，进行映射。CPU7a 将 一 帧的图像数据转换成视频信号并将该视频信号输出至显示单元8。由此，显示单元8显示活体组织LT的内部在如图l所示 的X-Z平面等的平面上的图像(断层像，断层图像)。
接着，现在将参考图4所示的流程图说明根据本实施例的生 物体观测设备1的纟喿作。
首先，手术者为生物体观测设备1的各部分通电并定位超声 换能器26(和声学透镜26a)，从而使得沿图1所示的Z轴方向(即， 活体组织LT的深度方向)辐射超声波和光。同时，将超声换能器 26(和声学透镜26a)与活体组织LT之间的空间填充例如水等的 超声传输介质UM。
然后，手术者接通安装在操作装置(未示出)中的开关，以 指示开始获得活体组织LT的生物体信息。
在步骤S1，光源21响应于来自操作装置的指令向光纤52a 发出光。
从光源21发出的频率为f^的光通过光纤52a、第一耦合器 53a和纤维束60b，并且该光沿图1所示的Z轴方向(活体组织LT 中的深度方向)通过纤维束60b的末端而辐射。
驱动信号生成器4响应于来自操作装置的指令，将用于辐射 预定超声波的超声波驱动信号通过放大器5输出至超声换能器 26。
超声换能器26和声学透镜26a响应于所输入的超声波驱动 信号，向着活体组织LT辐射预定超声波。沿从纤维束60b的末 端辐射光的方向辐射超声波。从超声换能器26和声学透镜26a 辐射出的超声波作为循环压缩波在活体组织LT内部传播。超声 波在位于活体组织LT的深度方向(图1所示的Z轴方向)上的预定 区域处会聚。
辐射至活体组织LT的光从与超声波会聚的区域相对应的 部位反射。从该部位反射来的光作为对象光进入纤维束60a。
12在第二耦合器53b中，来自纤维束60a的对象光与来自纤维 束60c的参照光进行干涉，从而产生频率4的分量减少的干涉 光。通过光纤52d将该干涉光辐射至光检测器27。
在步骤S2，光检测器27对来自第二耦合器53b的干涉光应 用外差检测，并将检测到的千涉光转换成作为电信号的干涉信 号。光检测器27将该干涉信号输出至信号处理器6。
在步骤S3，信号处理器6检测从光检测器27输出的干涉信
号。信号处理器6基于该干涉信号计算区域Ai(bl、 2..... n、
n+l、…)的多普勒频移量(即，频率调制量)fdi。区域Aj包括位于 活体组织LT的深度方向上的第i部位。对于位置从活体组织LT 的表层至活体组织LT的内部顺次渐深的各个部位，使"i"递增1 。 第i部位反射光。在步骤S4，信号处理器6将多普勒频移量&写 入存储器6a。
在步骤S5，信号处理器6检测从光检测器27输出的干涉信
号。信号处理器6基于该干涉信号计算区域Aw(i-l、 2..... n、
n+l、...)的多普勒频移量fa(i+D。区域Aw包括位于活体组织LT 的深度方向上的第(i+l)部位。第(i+l)部位反射光。在步骤S6， 信号处理器6从存储器6a读取包括位于活体组织LT的深度方向 上的第i部位的区域Ai的多普勒频移量fdi。在步骤S7，信号处理 器6计算多普勒频移量f&与多普勒频移量fd(i+D之间的差值 (fdi-fd(i+D)作为多普勒频移量的变化。在步骤S8，信号处理器6 将多普勒频移量的变化输出至PC7。同时，信号处理器6利用区 域Ai+ i的多普勒频移量fd(i+i)覆盖存储器6a中的数据，从而更新 存储器6a中的数据。
同时，通常已知光的折射率在肿瘤组织和正常组织之间发 生变化。由于折射率的变化与多普勒频移量的变化相关，因此 肿瘤组织中的两个区域的多普勒频移量之间的差值近似为O,并且正常组织中的两个区域的多普勒频移量之间的差值也近似为
0。然而，肿瘤组织中的区域的多普勒频移量与正常組织中的区
域的多普勒频移量之间的差值远非为o。即，肿瘤组织中的区域
的多普勒频移量与正常组织中的区域的多普勒频移量大不相 同。
图5是举例示出存在于活体组织LT中的肿瘤组织的状态的 截面图。在图5中，在活体组织LT中存在肿瘤组织102a和正常 组织102b。在图5中，A广An-!表示肺瘤组织102a中的区域，并 且An An+2...表示正常组织102b中的区域。注意，将区域 Ai-An-An+2...的多普勒频移量分别表示为fdi-fdn-fd(n+2)...。在这种
情况下，表示为(fd厂fd2)、 (fd2-fd3)..... (fd(n-2)-fd(n-D)的多普勒频
移量的变化近似为O。表示为(f^ 的多
普勒频移量的变化也近似为0 。表示为(fd(n_i)-fdn)的多普勒频移
量的变化是远非为o的最大值。
即，根据本实施例的信号处理器6可以获得与肿瘤组织102a 和正常组织102b之间的边界所存在的区域有关的信息。该信息 对应于特定区域的多普勒频移量的变化的值，该值与其它区域 的值相比较是非常大的。
在步骤S9， PC 7的CPU 7a将作为多普勒频移量的变化的
(fdi-fd2)、 (fd2-fd3)、…的值与表示扫描单元:3可以进行扫描的扫 描范围内的位置的扫描位置信息相关联。CPU7a将多普勒频移 量的变化和扫描位置信息存储在存储器7b中。
在步骤SIO，当CPU7a未接收到来自驱动信号生成器4的触 发信号时，CPU 7a^r测当前扫描位置不是扫描单元3的扫描范 围的末端位置的状态。在这种情况下，在步骤Sll， CPU 7a控 制扫描信号生成器9以沿图1所示的X轴或Y轴方向改变扫描位 置。在改变了扫描位置之后，进行步骤S1 S9的上述操作。在步骤SIO，当CPU 7a已从驱动信号生成器4接收到触发信 号时，CPU 7a检测当前扫描位置是扫描单元3的扫描范围的末 端位置并且扫描完成的状态。在步骤S12， CPU 7a进行映射以 产生一帧的图像数据。基于存储在存储器7b中的在输入前一触 发信号的时刻与输入当前触发信号的时刻之间的多普勒频移量 的变化以及与所述多普勒频移量的变化相关的扫描位置信息， 进行映射。在步骤S13， CPU 7a将一帧的图像数据转换成视频 信号并将该视频信号输出至显示单元8。由此，如图6所示，显 示单元8显示活体组织LT内部要4企查的对象部位在如图l和图5 所示的X-Z平面等的平面中的图像(断层像)。在图6中，显示单 元8显示与肿瘤组织102a和正常组织102b之间的边界相对应的 区域102c(边界线)以及包括勦膜层103a、肌板103b、翁膜下层 103c和肌层103d的层结构，从而使得与其它 一样清楚地显示区 域102c。
注意，可以在将图像叠加在从获得该图像的相同部位获得 的超声波断层像上的状态下，显示根据多普勒频移量的变化而 生成的如图6所示的图像。在这种情况下，可以更清楚地显示活 体组织的包括翻膜层103a、肌板103b、都膜下层103c和肌层103d 的层结构的图像。
如上所述，由于根据本实施例的生物体观测设备1可以限定 由活体组织内部的胂瘤组织所侵入的部位，因此手术者可以容 易地选择用于治疗肿瘤组织的技术。因此，生物体观测设备l 在治疗肿瘤组织时可以减轻手术者的负担。
用于根据多普勒频移量的变化来生成图像的上述方法不限 于单独地获得位于活体组织LT的深度方向上的部位的多普勒 频移量的生物体观测设备l。该方法可以用于图7所示的能够一 次获得位于活体组织LT的深度方向上的多个部位的多普勒频移量的生物体观测设备1 A 。
如图7所示，生物体观测设备1A包括作为主要部件的扫描 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、参照反射镜25、超声换 能器26、光检测器27、光纤52a、 52b、 52c和52d、光学耦合器 53和准直透镜56。
接着，现在将参考图8所示的流程图说明生物体观测设备 1A的操作。注意，在下文中，适当地省略了与生物体观测设备 l的操作相同的生物体观测设备1A的操作的说明。
首先，手术者对生物体观测设备1 A的各部分进行通电并且 定位超声换能器26,从而使得沿图7所示的Z轴方向(即，活体组 织LT的深度方向)辐射超声波和光。同时，将超声换能器26和活 体组织LT之间的空间填充例如水等的超声传输介质U M 。
然后，手术者接通安装在操作装置(未示出)中的开关，以 指示开始获得活体组织LT的生物体信息。
响应于来自操作装置的指令，驱动信号生成器4通过放大器 5向超声换能器26输出超声波驱动信号，其中，该超声波驱动信 号用于向活体组织LT辐射具有例如图9A所示的波形的超声波。 图9B详细示出了图9A所示的波形的始端部分，而图9C详细示出 了图9A所示的波形的末端部分。
实际上，如图9A 9C所示，随着时间过去，超声波的频率 变高(即，各周期变短)，并且超声波在一个扫描位置处具有在 不同定时最大的强度。
因此，具有图9A所示的波形的超声波从超声换能器26辐 射，并且该超声波作为频率相继改变的循环压缩波在活体组织 LT内部传播。随后，活体组织LT的密度在活体组织LT中沿深度 方向(图7所示的Z轴方向)的各个位置(部位)处最大。这些位置与
16超声波的强度最大的定时相对应。即，从超声换能器26辐射出
的超声波从其低频波部分(即，较长波长)开始顺序作为纵向压
缩波沿活体组织LT的深度方向在活体组织LT内部传播。因此， 进入活体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，从超声换能器26辐射出的超声波可以是脉冲波，但 不限于连续波。
从超声换能器26辐射出的并在活体组织LT内部传播的超 声波根据其压缩程度向活体组织LT施压，这将对组织产生局部 压缩从而^f吏得组织密度局部改变。这导致如在图7中由UW所示 的，活体组织LT的密度在活体组织L T中的各Z轴方向(深度方向) 位置(部位)处最大，在这些位置处，超声波的强度最大。
这些被局部压缩的组织部位在密度上大于其它部位，从而 使得这种局部密度最大的组织部位能够强烈地反射(和散射) 光。在图7中，将活体组织LT内部位于Z轴方向上的这些局部密 度最大的组织部位表示为超声波的波阵面(wave front)Rj 、
R2..... RN。在刚刚完成了超声波辐射的瞬时时刻，超声波阵
面R^ R2..... RN在空间上顺序位于超声波的传输方向(Z轴方
向)上。
驱动信号生成器4向光源21输出表示在一个扫描位置输出 超声波驱动信号的定时的定时信号。
在步骤S21,光源21在输入定时信号之后立即向光纤52a发 出光。
从光源21发出的频率为fL的光通过光纤52a、第一耦合器 5 3 a和纤维束6 0 b,并且该光沿图7所示的Z轴方向(活体组织LT 中的深度方向)通过纤维束60b的末端而辐射。
>Mv纤维束6 0 b的末端辐射出的光>^人活体组织LT内部的如下 部位反射，并且作为对象光进入纤维束60a,其中，在上述部位处，通过具有图9A所示的波形的超声波而使密度最大。
在第二耦合器53b中，来自纤维束60a的对象光与来自纤维 束60c的参照光进行干涉，由此产生频率&的分量减少的干涉 光。通过光纤52d将该干涉光辐射至光检测器27。
在步骤S22，光检测器27对来自第二耦合器53b的干涉光应 用外差检测，并将检效'J到的干涉光转换成作为电信号的干涉信 号。光检测器27将该干涉信号输出至信号处理器6。
在步骤S23，信号处理器6基于从光检测器27输出的干涉信 号和接收到定时信号的定时，计算包括活体组织LT内部对光进
行反射的位置的区域A,、 A2.....Ad(n-1}、 An、…的多普勒频移
量(即，频率调制量)fcn、 fd2..... fd0vl)、 fdn、…。在步骤S24,
信号处理器6将计算出的多普勒频移量存储在存储器6a中。在步
骤S25 ，信号处理器6顺序计算由(fdl-fd2) 、 (fd2-fd3).....
(fd(n-n-fdn))、…所表示的多普勒频移量的变化，并且在步骤S26, 将所述变化输出至PC 7。
在步骤S27, PC 7的CPU 7a将作为多普勒频移量的变化的 (fcH-fd2)、 (fd2-fd3)、…的值与表示扫描单元3可以进行扫描的扫 描范围内的位置的扫描位置信息相关联。C P U 7 a将多普勒频移 量的变化和扫描位置信息存储在存储器7b中。
在步骤S28,当CPU 7a已从驱动信号生成器4接收到触发信 号时，CPU7a检测扫描完成的状态。CPU 7a进行映射以产生一 帧的图像数据。基于存储在存储器7b中的在输入前一触发信号 的时刻与输入当前触发信号的时刻之间的多普勒频移量的变化 以及与所述多普勒频移量的变化相关的扫描位置信息，进行映 射。在步骤S29, CPU 7a将一帧的图像数据转换成视频信号并 将该视频信号输出至显示单元8。由此，如图6所示，显示单元8 显示活体组织LT内部要检查的对象部位在如图5和图7所示的x-z平面等的平面中的图像(断层像)。
如上所述，才艮据另 一实施例的生物体观测i殳备lA可以提供 与生物体观测设备1的优点相同的优点。
根据本发明实施例的生物体观测设备和方法，在治疗肿瘤 组织时可以减轻手术者的负担。
尽管上面的说明包含了很多特征，但不应将这些特征理解 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. 一种生物体观测设备，包括声波辐射单元，用于将声波辐射至活体组织中要检查的对象；光辐射单元，用于将光辐射至所述对象；光干涉单元，用于使从所述光辐射单元辐射出的所述光与从所述声波到达的区域反射来的光进行干涉，并辐射干涉光；光检测器，用于检测从所述光干涉单元辐射出的所述干涉光，并输出与所述干涉光相对应的干涉信号；以及计算单元，用于基于从所述光检测器输出的所述干涉信号来计算所辐射出的光的频率调制量，并顺序计算相邻的两个频率调制量之间的差值。
2. 根据权利要求l所述的生物体观测设备，其特征在于， 所述计算单元基于所述差值生成所述对象的断层图像。
3. 根据权利要求l所述的生物体观测设备，其特征在于， 所述计算单元存储在第 一定时计算出的第 一频率调制量，并计算所述第一频率调制量与在第二定时计算出的第二频率调制量 之间的差值。
4. 根据权利要求3所述的生物体观测设备，其特征在于， 所述计算单元利用所述第二频率调制量覆盖所存储的所述第一 频率调制量，并将所述第二定时设置为当前的第一定时。
5. 根据权利要求l所述的生物体观测设备，其特征在于， 所述计算单元存储所计算出的频率调制量。
6. 根据权利要求l所述的生物体观测设备，其特征在于， 还包括声波会聚单元，所述声波会聚单元用于在使所述声波会 聚时将所述声波辐射至所述对象。
7. 根据权利要求l所述的生物体观测设备，其特征在于， 从所述声波辐射单元辐射出的所述声波是超声波。
8. 根据权利要求l所述的生物体观测设备，其特征在于，还包括扫描单元，所述扫描单元用于改变所述声波辐射单元和 所述光辐射单元相对于所述活体组织的位置。
9. 根据权利要求l所述的生物体观测设备，其特征在于， 所述计算单元将所述差值与相对于所述活体组织的位置相关 联，并存储所述差值和所述位置。
10. 根据权利要求9所述的生物体观测设备，其特征在于， 所述计算单元基于所述差值和相对于所述活体组织的所述位置 产生所述活体组织的图像数据。
11. 根据权利要求10所述的生物体观测设备，其特征在于， 还包括显示单元，所述显示单元用于基于所述图像数据显示所 述活体组织的图像。
12. 根据权利要求l所述的生物体观测设备，其特征在于， 所述声波辐射单元在相继改变所述声波的频率时辐射所述声 波。
13. —种生物体)C测方法，包括将声波辐射至活体组织中要检查的对象； 将光辐射至所述对象；使所辐射出的光与从所述声波到达的区域反射来的光进行 干涉，并辐射干涉光；输出与所述干涉光相对应的干涉信号； 基于所述干涉信号计算所辐射出的光的频率调制量；以及 顺序计算相邻的两个频率调制量之间的差值。
14. 根据权利要求13所述的生物体观测方法，其特征在于， 还包括基于所述差值生成所述对象的断层图像。
15. 根据权利要求13所述的生物体观测方法，其特征在于， 将所述声波作为会聚波辐射至所述对象。
16. 根据权利要求13所述的生物体观测方法，其特征在于， 所述声波是超声波。
17. 根据权利要求13所述的生物体观测方法，其特征在于， 在相继改变所述声波的频率时辐射所述声波。
全文摘要
本发明涉及一种生物体观测设备和方法。根据本发明的生物体观测设备包括声波辐射单元，用于将声波辐射至活体组织中要检查的对象；光辐射单元，用于将光辐射至所述对象；光干涉单元，用于使从光辐射单元辐射出的光与从声波到达的区域反射来的光进行干涉，并辐射干涉光；光检测器，用于检测从光干涉单元辐射出的干涉光，并输出与干涉光相对应的干涉信号；以及计算单元，用于基于从光检测器输出的干涉信号来计算所辐射出的光的频率调制量，并顺序计算相邻的两个频率调制量之间的差值。
文档编号A61B5/00GK101518440SQ200910117808
公开日2009年9月2日 申请日期2009年2月25日 优先权日2008年2月25日
发明者五十岚诚 申请人:奥林巴斯医疗株式会社