JP2016077352A - 光音響装置および光音響装置の処理方法 - Google Patents

Abstract

【課題】被検体内の構造情報および機能情報を取得する光音響装置において、双方の測定精度を両立させた装置を提供する。【解決手段】複数の波長のパルス光を被検体に照射可能な光源１と、被検体から発生する音響波を受信し、電気信号に変換する音響波受信部４と、電気信号に基づいて、第一の計算手法を用いて、被検体内における第一の吸収係数分布を取得する第一の情報取得手段６１と、電気信号に基づいて、第二の計算手法を用いて、被検体内における第二の吸収係数分布を取得する第二の情報取得手段６２と、複数の波長のパルス光をそれぞれ照射して得られた、複数の第一の吸収係数分布に基づいて被検体内の機能情報の分布を算出する第三の情報取得手段６３と、機能情報の分布を第二の吸収係数分布に基づいてマスクした画像を生成する画像生成手段と、を有る。【選択図】図１

Description

本発明は、被検体内の情報を取得する光音響装置に関する。

近年、医療分野において、被検体内の形態情報や、生理的情報、すなわち機能情報をイメージングするための研究が進められている。このような技術の一つとして、近年、光音響トモグラフィ（PAT：PhotoAcoustic Tomography）が提案されている。

パルスレーザ光などの光を被検体である生体に照射すると、光が被検体内の生体組織で吸収される際に音響波（典型的には超音波）が発生する。この現象を光音響効果と呼び、光音響効果により発生した音響波を光音響波と呼ぶ。被検体を構成する組織は、光エネルギーの吸収率がそれぞれ異なるため、発生する光音響波の音圧も異なったものとなる。ＰＡＴでは、発生した光音響波を探触子で受信し、受信信号を数学的に解析することにより、被検体内の光学特性、特に、光吸収係数の分布を画像化することができる。

さらに、得られた光吸収係数分布に基づいて、血液中の全ヘモグロビンに対する酸化ヘモグロビンの含有率、つまり酸素飽和度を求めることができる。酸素飽和度は、腫瘍の良悪性を見分ける指標になることから、悪性腫瘍の効率的発見手段として期待されている。
また、これらを併用することで、被検体内の形態情報（例えば血管構造）と、機能情報（例えば酸素飽和度）の双方を取得することができる。

特開２０１１−２１７７６７号公報 特開２０１３−２３３４１４号公報 特開２０１３−０５３８６３号公報

被検体内の血管構造といった形態情報をイメージングする場合、どこに血管があるかをわかりやすく装置のオペレータに提示する必要がある。そこで、画像の視認性を向上させる処理を行うことが一般的に行われている。
このような技術として、例えば、特許文献１には、画像上に発生したアーティファクトを削除する処理が記載されている。また、特許文献２には、モデルに基づいて信号を復元することで、真の信号部分を強調する為の手法が記載されている。また、特許文献３には、ブラインドデコンボリューションによって画像の視認性を向上させる手法が記載されている。

一方で、酸素飽和度といった機能情報をイメージングする場合、値が腫瘍の良悪性を示すため、画像の視認性よりも、値の精度を向上させることが重視される。

酸素飽和度は、波長の異なるパルス光を用いて複数回測定を行い、算出された光吸収係数同士を比較演算することによって算出される。すなわち、酸素飽和度を精度よく算出するためには、元となる吸収係数の比が正確であることが求められる。しかし、前述したような、画像の視認性を向上させるための処理を行うと、波長間における吸収係数の比が崩れるため、酸素飽和度の精度が低下してしまう。

一方で、酸素飽和度の精度を改善するための技術として、画像をぼかす方法や、視野角を狭める方法などが知られているが、これらの方法を実行すると、血管像のイメージング精度が低下してしまう。

本発明はこのような従来技術の課題に鑑みてなされたものであり、被検体内の構造情報および機能情報を取得する光音響装置において、双方の測定精度を両立させることを目的とする。

上記課題を解決するために、本発明に係る光音響装置は、
被検体に対して複数の波長のパルス光を照射可能な光源と、前記パルス光を照射された被検体から発生する音響波を受信し、電気信号に変換する音響波受信部と、前記電気信号に基づいて、第一の計算手法を用いて、前記被検体内における第一の吸収係数分布を取得する第一の情報取得手段と、前記電気信号に基づいて、第二の計算手法を用いて、前記被検体内における第二の吸収係数分布を取得する第二の情報取得手段と、複数の波長のパルス光をそれぞれ照射して得られた、複数の前記第一の吸収係数分布に基づいて、前記被検体内の機能情報の分布を算出する第三の情報取得手段と、前記機能情報の分布を、前記第二の吸収係数分布に基づいてマスクした画像を生成する画像生成手段と、を有し、前記第二の計算手法は、前記第一の計算手法と比べて、吸収係数分布を画像化した際により高い視認性が得られる手法であることを特徴とする。

また、本発明に係る光音響装置の処理方法は、
被検体に対して複数の波長のパルス光を照射可能な光源と、前記パルス光を照射された被検体から発生する音響波を受信し、電気信号に変換する音響波受信部と、を有する光音響装置の処理方法であって、前記電気信号に基づいて、第一の計算手法を用いて、前記被検体内における第一の吸収係数分布を取得する第一の情報取得ステップと、前記電気信号に基づいて、第二の計算手法を用いて、前記被検体内における第二の吸収係数分布を取得する第二の情報取得ステップと、複数の波長のパルス光をそれぞれ照射して得られた、複数の前記第一の吸収係数分布に基づいて、前記被検体内の機能情報の分布を算出する第三の情報取得ステップと、前記機能情報の分布を、前記第二の吸収係数分布に基づいてマスクした画像を生成する画像生成ステップと、を含み、前記第二の計算手法は、前記第一の計算手法と比べて、吸収係数分布を画像化した際により高い視認性が得られる手法であることを特徴とする。

本発明によれば、被検体内の構造情報および機能情報を取得する光音響装置において、双方の測定精度を両立させることができる。

第１の実施形態に係る光音響測定装置のシステム構成図。 第１の実施形態に係る光音響測定装置の処理フローチャート図。 第２の実施形態に係る光音響測定装置のシステム構成図。 実施例１における吸収係数分布の例を示す図。 実施例１における酸素飽和度分布の例を示す図。 実施例２における吸収係数分布の例を示す図。 実施例２における酸素飽和度分布の例を示す図。

以下、図面を参照しながら、本発明の実施形態を詳細に説明する。なお、実施形態の説明で用いる数値、材質、形状、配置等は、発明が適用される装置の構成や各種条件により
適宜変更されるべきものであり、発明の範囲を限定するものではない。
まず、第１および第２の実施形態にて、装置の構成と、大まかな処理の概要を説明したうえで、実施例１〜５にて、具体的な処理の内容を説明する。

（第１の実施形態）
第１の実施形態に係る光音響装置は、パルス光を被検体に照射し、当該パルス光に起因して被検体内で発生した光音響波を受信および解析することで、被検体内の構造情報と機能情報を可視化、すなわち画像化する装置である。構造情報とは、初期音圧分布や光吸収エネルギー密度分布、あるいは、そこから導かれる吸収係数分布に関連した被検体情報を指し、主に被検体内の光吸収体構造情報、特に、血管の構造情報である。また、機能情報とは、複数の波長で取得された光音響信号とスペクトル情報を用いて算出された分光情報である。また、機能情報とは、主に被検体内の物質濃度、特に、血管内の血液中に含まれる酸素濃度や、脂肪、コラーゲン、ヘモグロビンの濃度などの、生体機能に関する情報である。

<システム構成>
図１を参照しながら、本実施形態に係る光音響測定装置の構成を説明する。本実施形態に係る光音響測定装置は、光照射部１、保持板２１および２２、音響波受信部４、信号処理部５、計算処理部６、表示部７を有している。また、計算処理部６は、第一光学特性取得部６１、第二光学特性取得部６２、酸素飽和度算出部６３を有している。
以下、本実施形態に係る光音響測定装置を構成する各手段を説明しながら、測定の方法について概要を説明する。

<<光照射部１>>
光照射部１は、パルス光を発生させ、被検体に照射する手段であり、光源と、照射光学系からなる。
光源は、大出力を得るためレーザ光源であることが望ましいが、レーザの代わりに発光ダイオードやフラッシュランプ等を用いることもできる。光源としてレーザを用いる場合、固体レーザ、ガスレーザ、色素レーザ、半導体レーザなど様々なものが使用できる。
理想的には、出力が強く連続的に波長を変えられる、Ｎｄ：ＹＡＧ励起のＯＰＯレーザ、色素レーザ、Ｔｉ:ｓａレーザや、アレキサンドライトレーザを用いるとよい。また、
異なる波長の単波長レーザを複数有していてもよい。
パルス光の波長は、被検体を構成する成分のうち特定の成分に吸収される特定の波長であって、被検体内部まで光が伝搬する波長であることが望ましい。具体的には、被検体が生体である場合、５００ｎｍ以上１２００ｎｍ以下であることが望ましい。
また、光音響波を効果的に発生させるためには、被検体の熱特性に応じて十分短い時間に光を照射させなければならない。被検体が生体である場合、光源から発生するパルス光のパルス幅は５ナノから５０ナノ秒程度が好適である。光源から発生するパルス光を以下、照射光と称する。
なお、光源は、必ずしも本実施形態に係る光音響測定装置の一部である必要はなく、外部に接続されていてもよい。

光源から出射した照射光は、照射光学系を通して被検体に向けて照射される。照射光学系は、例えば、光を反射するミラーや光を拡大するレンズ、光を拡散させる拡散板などの光学部材で構成される。また、この他にも、光ファイバ、バンドル光ファイバ、鏡筒とミラーの組み合わせなどを用いることもできる。光源から発せられた照射光を被検体に所望の形状で照射可能なものであれば、照射光学系にはどのようなものを用いてもよい。なお、光はレンズで集光させるより、ある程度の面積に広げる方が、被検体への診断領域を広げられるという観点で好ましい。
なお、被検体表面において照射光学系を移動させるための走査機構を設けてもよい。ま
た、光源から直接、所望の形状のパルス光を照射可能である場合、照射光学系は必ずしも用いる必要はない。

<<保持板２１・保持板２２>>
保持板２１および２２は、被検体を保持する手段である。具体的には、二枚の平板状の保持部材のうち、いずれか片方、または両方が、Ｘ軸方向に移動することで被検体を圧迫保持する。
光照射部１から出射した計測光は、保持板２１を介して被検体表面に照射されるため、保持板２１は、計測光に対する透過率が高く、減衰率が低い素材であることが好ましい。典型的にはガラス、ポリメチルペンテン、ポリカーボネート、アクリルなどが好適である。
また、被検体内で発生した音響波は、保持板２２を介して音響波受信部４に入射する。そのため、保持板２２は、被検体との界面において音響波を反射させず、かつ、音響波を伝達しやすい素材であることが望ましい。具体的には、被検体との音響インピーダンスの差が小さい材質であることが好ましい。このような材質には、ポリメチルペンテンなどの樹脂材料がある。

<<被検体３１・光吸収体３２>>
被検体３１および光吸収体３２は、装置を構成するものではないが、ここで説明する。本実施形態に係る光音響測定装置は、血管の造影、人や動物の悪性腫瘍や血管疾患などの診断や化学治療の経過観察などを主な目的とする。よって、被検体３１としては生体、具体的には人体や動物の乳房や指、手足などの診断の対象部位が想定される。なお、被検体が小動物である場合は、特定の部位だけではなく、全体を対象としてもよい。
被検体３１の内部に存在する光吸収体３２は、被検体内で相対的に光に対する吸収係数が高い部位である。例えば、測定の対象が人体である場合、オキシヘモグロビンまたはデオキシヘモグロビン、赤血球を含む血管、新生血管を含む悪性腫瘍などが光吸収体３２に該当する。また、被検体３１の表面にあるメラニンなども光吸収体３２に該当する。なお、光吸収体３２は、メチレンブルー（ＭＢ）、インドシニアングリーン（ＩＣＧ）などの色素や金微粒子、および、それらを集積あるいは化学的に修飾した物質であってもよい。

<<音響波受信部４>>
音響波受信部４は、被検体内部で発生した音響波を受信し、電気信号に変換する手段である。音響波受信部は、音響波検出器、トランスデューサとも呼ばれる。なお、本発明における音響波とは、典型的には超音波であり、音波、超音波、光音響波、光超音波と呼ばれる弾性波を含む。
生体から発生する音響波は、１００ＫＨｚから１００ＭＨｚの超音波であるため、音響波受信部４には、上記の周波数帯を受信できる音響素子を用いる。具体的には、圧電現象を用いたトランスデューサ、光の共振を用いたトランスデューサ、容量の変化を用いたトランスデューサなどを用いることができる。また、音響波受信部４は、感度が高く、周波数帯域が広いものが望ましい。
また、音響波受信部４は、複数の音響波受信素子が１次元、または２次元状に配列されたものであってもよい。複数の位置で同時に音響波を受信することで、測定時間を短縮することができ、被検体の振動などの影響を低減することができる。また、音響波受信部４は、走査機構によって機械的に走査可能に構成されていてもよい。また、音響波受信部４は音響レンズを有していてもよい。

<<信号処理部５>>
信号処理部５は、取得した電気信号（以下、光音響信号）を増幅してデジタル信号に変換する手段である。信号処理部５は、典型的には、増幅器、Ａ／Ｄ変換器、ＦＰＧＡ（Field Programmable Gate Array）チップなどで構成される。音響波受信部４から得られる
信号が複数である場合は、同時に複数の信号を処理できることが望ましい。なお、本明細書における光音響信号とは、音響波受信部４で得られたアナログの電気信号と、信号処理機構によって変換されたデジタル信号の双方を含む概念である。
また、被検体に対して同じ位置で受信した光音響信号を積算し、一つの信号にしてもよい。積算の方法は、信号同士を足し合わせるものであってもよいし、平均を取るものであってもよい。また、信号にそれぞれ重みを付けて足しあわせるものであってもよい。

<<計算処理部６>>
計算処理部６は、被検体に照射する光の強度や、光の照射タイミング、音響波の受信タイミング、受信した音響波に基づいて被検体内の情報を取得する処理等を制御する手段である。また、取得した光音響信号に基づいて、光量分布の算出や、画像再構成などを行うことにより、被検体内部の光学特性に関連した情報を取得する手段である。計算処理部６が、本発明における第一の情報取得手段、第二の情報取得手段、および、画像生成手段である。
計算処理部６は、典型的にはワークステーションであり、あらかじめ記憶されたソフトウェアによって前述した処理が行われる。
本実施形態では、計算処理部６が、第一光学特性取得部６１、第二光学特性取得部６２、酸素飽和度算出部６３を有しており、これらの手段はソフトウェアによって実装される。
なお、本実施形態では、計算処理部６をワークステーションとしたが、計算処理部６は、複数のハードウェアの集合であってもよい。この場合、それぞれのハードウェアを総じて計算処理部６と呼ぶ。

<<表示部７>>
表示部７は、計算処理部６が生成した情報を画像として表示する装置であり、典型的には液晶ディスプレイなどが利用されるが、プラズマディスプレイ、有機ＥＬディスプレイ、ＦＥＤなど、他の方式のディスプレイであってもよい。
なお、表示部７は、必ずしも本実施形態に係る光音響測定装置の一部である必要はなく、外部に接続されていてもよい。

<被検体の測定方法>
次に、本実施形態に係る光音響測定装置によって、被検体である生体を測定する方法について、処理フローチャートである図２を参照しながら説明する。
まず、光照射部１から発せられた特定波長のパルス光を被検体に照射する。パルス光は、例えばレンズ、ミラー、光ファイバ、拡散板などからなる照射光学系によって所望の形状に加工されながら被検体の表面に導かれ、照射される。被検体３１の内部を伝播した光のエネルギーの一部が血管などの光吸収体３２に吸収されると、当該光吸収体３２の熱膨張により光音響波（典型的には超音波）が発生する。
発生した音響波は、被検体内を伝播し、保持板２２を介して音響波受信部４で受信され、光音響信号に変換される（Ｓ１）。
本実施形態に係る光音響測定装置は、これらの測定を、パルス光の波長を変えて複数回行う。各波長に対応する光音響信号は、計算処理部６によって一時的に記憶される。

次のステップに進む前に、記憶された光音響信号に基づいて、被検体情報を表す画像を生成する方法について説明する。まず、被検体内における吸収係数の分布を算出する方法について説明する。被検体内における光吸収体から発生する音響波の初期音圧Ｐ_０は、式１によって表すことができる。
Ｐ_０＝Γ・μ_ａ・Φ・・・（式１）
ここで、Γはグルナイゼン係数であり、体積膨張係数βと音速ｃの二乗の積を定圧比熱Ｃ_Ｐで割ったものである。Γは被検体が決まれば、ほぼ一定の値をとることが知られてい
る。また、μ_ａは吸収体の光吸収係数であり、Φは局所的な領域での光量（吸収体に照射された光量で、光フルエンスとも言う）である。

被検体中を伝搬してきた音響波の大きさである音圧Ｐの時間変化を測定し、その測定結果から初期音圧分布を算出することができる。さらに、算出された初期音圧分布を、グルナイゼン係数Γと、被検体内部の光量分布Φで除することにより、吸収係数分布μ_ａが算出できる。なお、光音響信号から初期音圧を求める方法のひとつに、ユニバーサルバックプロジェクション法（以下、ＵＢＰ法）がある。当該手法については公知なものであるため、詳細な説明は省略する。なお、以降の説明において、Ｐ（λ_１）は、波長λ_１の光に対応して発生した音響波の初期音圧であるものとし、Ｐ（λ_２）は、波長λ_２の光に対応して発生した音響波の初期音圧であるものとする。

次に、被検体内における酸素飽和度の分布を算出する方法について説明する。酸素飽和度は分光情報であるため、異なる波長を用いて取得した吸収係数分布を用いて算出する必要がある。
被検体内における酸素飽和度ＳｔＯは、式２によって表すことができる。
ＳｔＯ＝［（Ｅ＿ＨｂＲ（λ_２）−｛Ａ（λ_２）／Ａ（λ_１）｝×Ｅ＿ＨｂＲ（λ_１））］／［｛Ｅ＿ＨｂＲ（λ_２）−Ｅ＿ＨｂО（λ_２）｝−｛Ａ（λ_２）／Ａ（λ_１）｝×｛Ｅ＿ＨｂＲ（λ_１）−Ｅ＿ＨｂＯ（λ_１）｝］×１００ ・・・（式２）
ここでＳｔＯは酸素飽和度、Ｅ＿ＨｂＲ（λ_１）とＥ＿ＨｂＲ（λ_２）は、それぞれ波長λ_１と波長λ_２に対する還元ヘモグロビンの１モル／リットルあたりの吸収係数である。また、Ｅ＿ＨｂＯ（λ_１）とＥ＿ＨｂＯ（λ_２）は、同様に酸化ヘモグロビンの１モル／リットルあたりの吸収係数である。また、Ａ（λ_１）は、波長λ_１に対応する被検体内の吸収係数であり、Ａ（λ_２）は、波長λ_２に対応する被検体内の吸収係数である。

本実施形態では、計算処理部６が、前述した方法によって、被検体内の吸収係数分布と、酸素飽和度分布を求め、対応する画像を生成したうえで、表示部７を通してオペレータに提示する。

前述したように、吸収係数分布を提示する場合は、高い視認性を有していることが求められ、酸素飽和度分布を提示する際は、定量性が求められる。しかし、従来の方法では、これらを両立させることができない。例えば、血管構造の視認性を高くするための処理を行うと、波長間の吸収係数の比が正確なものでなくなるため、酸素飽和度の精度が低下し、酸素飽和度の精度を高くするための処理を行うと、血管構造が視認しづらくなる。

そこで、本実施形態では、計算処理部６が、「血管構造を提示するための吸収係数分布」と、「酸素飽和度を算出するための吸収係数分布」を、それぞれ異なる手法によって算出し、対応する画像を生成する。

具体的には、第一光学特性取得部６１が、記憶された光音響信号に基づいて、第一の計算手法によって吸収係数分布を算出する（Ｓ２）。第一の計算手法とは、波長間の吸収係数の比が、真値に近くなるような手法である。すなわち、酸素飽和度の算出に適した算出手法である。このようにして求めた吸収係数分布を、第一の吸収係数分布と称する。
そして、酸素飽和度算出部６３が、当該第一の吸収係数分布に基づいて、酸素飽和度分布を算出する（Ｓ３）。
また、第二光学特性取得部６２が、記憶された光音響信号に基づいて、第二の計算手法によって吸収係数分布を算出する（Ｓ４）。第二の計算手法とは、算出した吸収係数分布を画像化した際に、視認性が高くなるような手法である。すなわち、血管構造の提示に適した算出手法である。このようにして求めた吸収係数分布を、第二の吸収係数分布と称する。

第一の計算手法と、第二の計算手法について説明する。第一の計算手法と第二の計算手法は、いずれも、光音響信号に基づいて吸収係数を算出するための一連の処理の集合のことを指すが、含まれる処理や、再構成を行うための方法が相違する。

第一の計算手法は、血管の内部に存在する、あるピクセルまたはボクセルにおける、波長間における吸収係数の比を、実際の吸収係数の比に近くするための処理を含んだものである。例えば、再構成を行う際に用いる探触子の視野角（以後、再構成視野角）を小さくすることで、異なる血管からの影響（再構成アーティファクト）を減らすことができる。波長間における吸収係数の比を、実際の吸収係数の比に近づけることができれば、他の処理を含ませてもよい。具体的な例については、後述する実施例において挙げる。
第一光学特性取得部６１は、初期音圧Ｐ（λ_１）およびＰ（λ_２）に対して、第一の計算手法を適用した処理を行い、第一の吸収係数分布Ｂ（λ_１）、Ｂ（λ_２）を取得する。

第二の計算手法は、吸収係数を画像化した際の視認性を向上させるための処理を含んだものである。例えば、平面波によるアーティファクトを削除する処理や、画像や信号の復元を行う処理などによって、血管の解像度やコントラストを上げることができ、吸収係数を画像化した際の視認性を向上させることができる。また、再構成を行う際に用いる探触子の視野角（以後、再構成視野角）を大きくすることで、吸収係数を画像化した際の視認性を向上させることができる。この他にも、吸収係数を画像化した際の視認性を向上させることができれば、他の処理を含ませてもよい。具体的な例については、後述する実施例において挙げる。
第二光学特性取得部６２は、初期音圧Ｐ（λ_１）およびＰ（λ_２）に対して、第二の計算手法を適用した処理を行い、第二の吸収係数分布Ｃ（λ_１）、Ｃ（λ_２）を取得する。

本実施形態に係る光音響測定装置は、第一の吸収係数分布と、第二の吸収係数分布に基づいて、血管構造と酸素飽和度を表す画像を生成する（Ｓ５）。具体的には、第一の吸収係数分布を用いて算出した酸素飽和度を色相に、第二の吸収係数分布によって表された吸収係数を明度に割り当てた画像を生成する。このようにすると、一枚の画像で、酸素飽和度と、血管構造の双方を表すことができる。生成された画像は、表示部７を通して装置のオペレータに提示される。

なお、本実施形態では、酸素飽和度を色相とし、第二の吸収係数分布を明度とした画像を生成するが、機能情報（酸素飽和度）の分布を、第二の吸収係数分布によってマスキングすることができれば、他の方法を用いてもよい。例えば、第二の吸収係数分布を、透過部分と非透過部分に二値化したものを用いて酸素飽和度分布をマスクしてもよい。

（第２の実施形態）
第２の実施形態は、半球状の音響波受信部を用い、人の乳房に対して測定を行う光音響測定装置である。図３は、第２の実施形態に係る光音響測定装置のシステム構成図である。

第２の実施形態に係る光音響測定装置では、光照射部として、光源１１と、光学系１２を用いる。光源１１は、１０ナノ秒以下の短パルス光を、７５６ｎｍと７９７ｎｍの２波長で出射可能なレーザ光源である。
光源１１から出射されたパルス光は、ミラーやビームエキスパンダーなどの光学部材からなる光学系１２を用いて、ある程度半径を広げた後に、被検体に照射される。

第２の実施形態に係る光音響測定装置では、音響波受信部として、半球状の支持体４１と、支持体４１上に配置された複数の音響波受信素子４２を用いる。支持体４１は、半径
１２７ｍｍの半球であり、複数の音響波受信素子４２は、全て当該半球の曲率中心を向くように配置される。音響波受信素子４２のサイズは２ｍｍで、帯域は２ＭＨz１００％の
ｃＭＵＴ素子である。
また、光学系１２から出射したパルス光は、支持体４１の底部から、被検体に向けてＹ軸正方向に照射される。
また、支持体４１は、移動部４３によって、図中点線で示したＹ軸を中心として、Ｘ−Ｚ平面状で回転可能な構成となっている。すなわち、支持体４１を回転させることで、支持体４１上に配置された複数の音響波受信素子が、被検体に対して移動可能となっている。このようにすることで、被検体に対して複数の位置で音響波を受信することが可能になり、測定の精度を向上させることができる。

被検体３１（乳房）は、ポリエチレン製の乳房カップ３３によって保持される。すなわち、光源１１から出射したパルス光は、乳房カップ３３を介して乳房の表面に照射される。乳房カップ３３越しに照射された照射光は、乳房内で拡散され、乳房内にある光吸収体３２によって吸収される。また、光吸収体３２から発生した音響波は、支持体４１上に配置された音響波受信素子４２によって受信される。

信号処理部５は、複数の音響波受信素子４２から出力された信号を同時に受信し、増幅およびデジタル変換を施した後に、計算処理部６へ転送する手段である。

計算処理部６は、被検体に照射する光の強度や、光の照射タイミング、音響波の受信タイミング、移動部の位置、受信した音響波に基づいて被検体内の情報を取得する処理等を制御する手段である。また、信号処理部５が出力した光音響信号を処理し、画像を生成する手段でもある。
計算処理部６は、第１の実施形態と同様に、第一光学特性取得部６１、第二光学特性取得部６２、酸素飽和度算出部６３を有している。これらの手段は、第一の実施形態と同様に、ワークステーションで動作するソフトウェアとして実装される。
第２の実施形態では、信号処理部５が取得した光音響信号が、計算処理部６内のメモリに記憶され、ソフトウェアによって処理される。以降の処理は、第１の実施形態と同様である。

次に、実施形態に係る光音響測定装置の具体的な実施例を挙げ、その効果について述べる。実施例１，２，４，５が、第２の実施形態に係る光音響測定装置の実施例であり、実施例３が、第１の実施形態に係る光音響測定装置の実施例である。それぞれ、第一光学特性取得部６１および第二光学特性取得部６２が行う処理が相違する。

（実施例１）
実施例１では、第一光学特性取得部６１が、再構成視野角を１０度として、ＵＢＰ法によって初期音圧分布を算出したうえで、当該初期音圧分布に基づいて吸収係数分布を算出する。当該手法が、実施例１における第一の計算手法である。
また、第二光学特性取得部６２が、再構成視野角を１５度として、ＵＢＰ法によって初期音圧分布を算出したうえで、当該初期音圧分布に基づいて吸収係数分布を算出する。当該手法が、実施例１における第二の計算手法である。
なお、再構成視野角とは、ある素子で受信された信号を再構成領域にバックプロジェクションする際に処理対象となる、素子の感度が最大となる方向に対する最大角度である。

第一の計算手法および第二の計算手法を、このようにした場合の効果について説明する。
図４（Ａ）は、波長７５６ｎｍのパルス光を被検体に照射して得られた吸収係数分布であり、図４（Ｂ）は、波長７９７ｎｍのパルス光を被検体に照射して得られた吸収係数分
布である。被検体内に吸収体は２つあり、左にある吸収体４０１が、動脈に相当する、酸素飽和度９６％の吸収体である。当該吸収体の吸収係数は、波長７５６ｎｍにおいて０．１３８／ｍｍ、波長７９７ｎｍにおいて０．１８９／ｍｍである。
また、右にある吸収体４０２が、静脈に相当する、酸素飽和度７６％の吸収体である。当該吸収体の吸収係数は、波長７５６ｎｍにおいて０．１８５／ｍｍ、波長７９７ｎｍにおいて０．１８９／ｍｍである。

なお、画像中の×印は、支持体の曲率中心点を表し、パルス光は図面下側から照射される。また、図４に示した各図の大きさは、横５０ｍｍ×縦３０ｍｍである。各図右側にあるスケールはダイナミックレンジ（／ｍ）を表す。

なお、吸収体以外の領域の吸収係数は、人間の乳房の平均的な光学係数を用いた。具体的には、波長７５６ｎｍにおける吸収係数を０．００２６５／ｍｍとし、波長７９７ｎｍにおける吸収係数を０．００２０７／ｍｍとした。また、波長７５６ｎｍにおける散乱係数を０．８１７／ｍｍとし、波長７９７ｎｍにおける散乱係数を０．７９０／ｍｍとした。

図４（Ｃ）および図４（Ｄ）は、再構成視野角を１０度として算出した吸収係数分布である。図４（Ｃ）が、７５６ｎｍの波長に対応したものであり、図４（Ｄ）が、７９７ｎｍの波長に対応したものである。また、図４（Ｅ）および図４（Ｆ）は、再構成視野角を１５度として算出した吸収係数分布である。図４（Ｅ）が、７５６ｎｍの波長に対応したものであり、図４（Ｆ）が、７９７ｎｍの波長に対応したものである。

ここで、図４（Ｃ）および図４（Ｄ）に示した吸収係数分布に注目する。当該吸収係数分布は、１０度の再構成視野角をもって算出されたものである。再構成視野角が１０度であるということは、支持体の曲率中心点から、１２７ｍｍ×ｓｉｎ１０°＝約２２ｍｍの範囲において、高い精度で吸収係数を算出できることを意味する。図中左側の吸収体は、当該領域内にあるため、図４（Ａ）および図４（Ｂ）と同様に、形状がはっきりと再現されている。
一方、右側の吸収体は、支持体の曲率中心点から約２２ｍｍの半径内に入っていないため、共に再構成アーティファクトが発生し、形状が精度よく再現できていないうえ、コントラストも悪くなっている。

このように、再構成視野角が広くなると、再構成アーティファクトが減少し、形状の再現性が良くなることがわかる。
すなわち、第二の計算手法では、より大きい再構成視野角を採用することが好ましいことがわかる。このようにすることで、吸収係数分布を画像化した際に、より高い視認性を得ることができる。

次に、酸素飽和度分布について説明する。
図５（Ａ）は、図４（Ｃ）および図４（Ｄ）に示した吸収係数分布に基づいて算出された酸素飽和度分布であり、図５（Ｂ）は、図４（Ｅ）および図４（Ｆ）に示した吸収係数分布に基づいて算出された酸素飽和度分布である。
また、図５（Ｃ）は、図５（Ａ）の左側にある吸収体に対応する、酸素飽和度のヒストグラムであり、図５（Ｅ）は、図５（Ａ）の右側にある吸収体に対応する、酸素飽和度のヒストグラムである。
同様に、図５（Ｄ）は、図５（Ｂ）の左側にある吸収体に対応する、酸素飽和度のヒストグラムであり、図５（Ｆ）は、図５（Ｂ）の右側にある吸収体に対応する、酸素飽和度のヒストグラムである。

まず、図５（Ａ）、すなわち再構成視野角が１０度である場合を考える。前述したように、図中左側にある吸収体の酸素飽和度の真値は９６％であり、右側にある吸収体の酸素飽和度の真値は７６％である。
図５（Ｃ）を参照すると、平均値が９６．２１％、分散が０．００９２６％という結果が得られており、図５（Ｅ）を参照すると、平均値が７７．６３％、分散が０．０２８５％という結果が得られている。
この結果を、図５（Ｄ）および図５（Ｆ）と比較すると、図５（Ｃ）および図５（Ｅ）、すなわち、再構成視野角が１０度である場合のほうが、酸素飽和度が真値に近く、分散も小さいことがわかる。これは、再構成視野角を小さくすることにより、他の吸収体のストリークアーティファクトの影響を受けにくくなり、酸素飽和度の誤差が小さくなるためである。
すなわち、第一の計算手法では、より小さい再構成視野角を採用することが好ましいことがわかる。このようにすることで、酸素飽和度分布を画像化した際に、より正確な結果を得ることができる。

以上の結果を統合すると、第二の計算手法で用いる再構成視野角は、第一の計算手法で用いる再構成視野角よりも大きいことが好ましいことがわかる。このようにすることで、血管イメージングの精度と、酸素飽和度の算出精度を両立させることができる。

（実施例２）
実施例２は、第一の計算手法に、ホワイトノイズを軽減するための平均化処理を含ませた実施例である。実施例２に係る光音響測定装置の構成は、以下に説明する点を除き、実施例１と同様である。

実施例２に係る光音響測定装置は、光源１１として、１００ナノ秒以下のパルス光を、７５６ｎｍと７９７ｎｍの２波長で出射可能なアレキサンドライトレーザを用いる。また、光学系１２として、空間伝搬アームと、ミラーやレンズ、拡散板の組み合わせを用いる。
また、実施例２において、移動部４３は、支持体４１をＸ−Ｚ方向に平行移動させるための手段である。

実施例２に係る光音響測定装置は、第一光学特性取得部６１が、ＵＢＰ法を用いて初期音圧分布を算出し、光量分布を除することによって吸収係数分布を算出する。その後、算出した吸収係数分布に対して、隣り合ったボクセル同士で加算平均を行う。
また、第二光学特性取得部６２が、第一の吸収係数分布算出機構と同様にＵＢＰ法を用いて初期音圧分布を算出し、光量分布を除することによって吸収係数分布を算出する。こちらは、前述したような加算平均を行わない。
このように、実施例２では、周囲のボクセル同士で加算平均を行う処理を、第一の計算手法にのみ含め、第二の計算手法には含めない。

第一の計算手法および第二の計算手法を、このようにした場合の効果について説明する。
図６（Ａ）は、波長７５６ｎｍのパルス光を照射して得られた吸収係数分布であり、図６（Ｂ）は、波長７９７ｎｍのパルス光を照射して得られた吸収係数分布である。
各吸収係数分布は、吸収係数が０．１３８／ｍｍおよび０．１８９／ｍｍ、酸素飽和度が９６％である、Φ２ｍｍの動脈血管相当の吸収係数分布である。
また、当該吸収係数分布は、分散値が２０である、正規分布をもったホワイトノイズを仮想的な吸収係数として与えたものである。図６に示した各図の大きさは、縦５ｍｍ×横５ｍｍであり、ボクセルサイズは０．１ｍｍである。

一方、図６（Ａ）に示した吸収係数分布に対して、上下左右のボクセルを用いて加算平均を行ったものが、図６（Ｃ）である。また、図６（Ｂ）に示した吸収係数分布に対して、上下左右のボクセルを用いて加算平均を行ったものが、図６（Ｄ）である。周囲のボクセルを用いて加算平均をとることで、光吸収体のエッジがぼやけ、ノイズによるざらつきが減っていることがわかる。

図７は、図６に示した吸収係数分布を用いて算出した酸素飽和度分布と、そのヒストグラムである。図８（Ａ）が、図７（Ａ）および図７（Ｂ）に示した吸収係数分布を用いて算出した酸素飽和度分布であり、図８（Ｂ）が、対応するヒストグラムである。
また、図８（Ｃ）が、図７（Ｃ）および図７（Ｄ）に示した吸収係数分布を用いて算出した酸素飽和度分布であり、図８（Ｄ）が、対応するヒストグラムである。

吸収係数分布に対して、加算平均処理を行った場合、算出した酸素飽和度の平均値は９５．９２％、分散は２．５３％となった。一方、加算平均処理を行わなかった場合、算出した酸素飽和度の平均値は９６．３５％、分散は５．３８％となった。すなわち、吸収係数分布に対して加算平均処理を行うことで、酸素飽和度の精度が向上することがわかる。

一方、加算平均処理を行うと、エッジがぼやけてしまうため、血管イメージングの精度が低下してしまう。よって、第一の計算手法には、周囲のボクセル同士で加算平均を行う処理を含ませ、第二の計算手法には、これを含ませないことが好ましいことがわかる。このようにすることで、血管イメージングの精度と、酸素飽和度の算出精度を両立させることができる。

（実施例３）
実施例３は、第二の計算手法に、音響波の多重反射によって被検体の内部に結像されるアーティファクトを取り除くための信号処理を含ませた実施例である。
実施例３に係る光音響測定装置は、第１の実施形態に対応する実施例である。すなわち、平板状の保持板を用いて被検体を圧迫保持し、当該保持板越しにパルス光を照射し、二次元探触子を用いて音響波を取得することで測定を行う装置である。

平板状の保持板を用いて被検体を保持した場合、音響インピーダンスの差により、被検体と保持板、または、保持板と音響波受信部が接する面において、音響波の多重反射が発生し、アーティファクトの原因となる。
そこで、実施例３では、第二光学特性取得部６２が、音響波の多重反射に起因して被検体内部に発生するアーティファクトを取り除くための信号処理を行う。一方、第一光学特性取得部６１は、このような信号処理を行わない。
このように、実施例３では、アーティファクトを除去する処理を、第二の計算手法にのみ含め、第一の計算手法には含めない。

本例では、二次元探触子によって取得した光音響信号を、ＸＹＺの軸を持つ空間（ＸＹは走査平面であり、Ｚは時間軸）に三次元的に配列させた信号（以下、配列信号）であるものとする。二次元探触子と平行な面から発生した信号、または、当該信号が二次元探触子と平行な面で反射した信号は、前記配列信号のある時刻に対応するＸＹ平面において、ＤＣを含む低周波成分をもつ信号となる。
そのため、ＸＹ方向に、ＤＣ成分を含む低周波成分を消すためのフィルタ（ハイパスフィルタ）をかけることで、これらの平面波アーティファクトを消すことができ、血管イメージング精度を上げることができる。このような手法は、特許文献１に記載されている。

しかし、このような処理は、ＤＣ成分だけではなく、低周波成分も消してしまうため、本来の信号を消してしまうおそれがある。また、本来の信号を消してしまった場合、波長
間の吸収係数の比が崩れるおそれがある。
そこで、実施例３では、第一光学特性取得部６１が、このような平面波アーティファクト削除処理を行わずに吸収係数分布を算出し、かつ、第二光学特性取得部６２が、平面波アーティファクト削除処理を行ったうえで吸収係数分布を算出する。

このように、実施例３では、平面波アーティファクトを削除する処理を、第二の計算手法にのみ含め、第一の計算手法には含めない。これにより、血管イメージングの精度と、酸素飽和度の算出精度を両立させることができる。

（実施例４）
実施例４は、第二光学特性取得部が、信号のインパルス応答補正処理、ブラインドデコンボリューション処理、空間インパルス応答補正処理等の最適化処理、または、モデルベース再構成法等の再構成処理を行うことによって、吸収係数分布を生成する実施例である。

特許文献２および特許文献３にあるように、これらの手法は、ある目的関数を最小化するように、初期音圧分布や吸収係数分布を最適化する手法である。用いる目的関数によって、視認性の向上（例えば解像度の向上）や、定量性の向上といった効果を得ることができる。一方で、このような処理は、波長ごとに行うため、波長間の吸収係数の比が崩れるおそれがある。これは、目的関数の極小点が一意に決まらないことや、初期値によって辿り着く位置が異なること等を理由とする。

そこで、実施例４では、第一光学特性取得部６１が、このような最適化処理を行わずに吸収係数分布を算出し、かつ、第二光学特性取得部６２が、最適化処理を行ったうえで吸収係数分布を算出する。
なお、最適化処理は、信号のインパルス応答補正、ブラインドデコンボリューション、空間インパルス応答補正などの追加処理であってもよく、モデルベース再構成など、再構成の手法そのものであってもよい。

このように、実施例４では、最適化処理を、第二の計算手法にのみ含め、第一の計算手法には含めない。これにより、血管イメージングの精度と、酸素飽和度の算出精度を両立させることができる。

（実施例５）
実施例５は、第二光学特性取得部が、線状の物体の形状を強調する画像処理（以下、線強調処理）を行う実施例である。線強調処理により、血管部分を強調することができる。

線強調処理とは、画像内から線らしさを持った対象物を抽出し、強調表示するフィルタ処理である。このような画像処理を行うと、血管などの線状のものが、はっきりと見えるようになる。一方で、このような処理は、波長ごとに行うため、波長間の吸収係数の比が崩れるおそれがある。
そこで、実施例５では、第二光学特性取得部６２のみが、算出された吸収係数分布に対して線強調処理を行い、第一光学特性取得部６１は、通常の方法によって吸収係数分布を算出する。

このように、実施例５では、線強調処理を、第二の計算手法にのみ含め、第一の計算手法には含めない。これにより、血管イメージングの精度と、酸素飽和度の算出精度を両立させることができる。

（変形例）
なお、各実施形態の説明や、実施例の説明は本発明を説明する上での例示であり、本発明は、発明の趣旨を逸脱しない範囲で適宜変更または組み合わせて実施することができる。
例えば、本発明は、上記処理の少なくとも一部を含む光音響装置として実施することもできる。また、上記処理の少なくとも一部を含む光音響装置が実行する処理方法として実施することもできる。上記処理や手段は、技術的な矛盾が生じない限りにおいて、自由に組み合わせて実施することができる。

本発明は、上述の実施形態の１以上の機能を実現するプログラムを、ネットワーク又は記憶媒体を介してシステム又は装置に供給し、そのシステム又は装置のコンピュータにおける１つ以上のプロセッサーがプログラムを読出し実行する処理でも実現可能である。また、１以上の機能を実現する回路（例えば、ＡＳＩＣ）によっても実現可能である。

１・・・光照射部、４・・・音響波受信部、５・・・信号処理部、６・・・計算処理部

Claims (13)

1. 被検体に対して複数の波長のパルス光を照射可能な光源と、
   前記パルス光を照射された被検体から発生する音響波を受信し、電気信号に変換する音響波受信部と、
   前記電気信号に基づいて、第一の計算手法を用いて、前記被検体内における第一の吸収係数分布を取得する第一の情報取得手段と、
   前記電気信号に基づいて、第二の計算手法を用いて、前記被検体内における第二の吸収係数分布を取得する第二の情報取得手段と、
   複数の波長のパルス光をそれぞれ照射して得られた、複数の前記第一の吸収係数分布に基づいて、前記被検体内の機能情報の分布を算出する第三の情報取得手段と、
   前記機能情報の分布を、前記第二の吸収係数分布に基づいてマスクした画像を生成する画像生成手段と、を有し、
   前記第二の計算手法は、前記第一の計算手法と比べて、吸収係数分布を画像化した際により高い視認性が得られる手法である
   ことを特徴とする、光音響装置。
2. 前記第二の計算手法は、アーティファクトを低減する処理、または、解像度を向上させる処理を含む
   ことを特徴とする、請求項１に記載の光音響装置。
3. 前記第二の計算手法は、前記電気信号に対してインパルス応答補正を行う処理を含む
   ことを特徴とする、請求項２に記載の光音響装置。
4. 前記第二の計算手法は、空間インパルス応答補正を行う処理を含む
   ことを特徴とする、請求項２に記載の光音響装置。
5. 前記第二の計算手法は、ブラインドデコンボリューション処理を含む
   ことを特徴とする、請求項２に記載の光音響装置。
6. 前記第二の計算手法は、吸収係数の算出における再構成視野角を、前記第一の計算手法に比べて大きくしたものである
   ことを特徴とする、請求項２に記載の光音響装置。
7. 前記第二の計算手法は、モデルベース再構成法によって吸収係数を算出するものである
   ことを特徴とする、請求項２に記載の光音響装置。
8. 前記第一の計算手法は、前記第二の計算手法と比べて、波長間における吸収係数の比をより精度よく算出できる手法である
   ことを特徴とする、請求項１から７のいずれか1項に記載の光音響装置。
9. 前記第一の計算手法は、吸収係数の算出における再構成視野角を、前記第二の計算手法に比べて小さくしたものである
   ことを特徴とする、請求項８に記載の光音響装置。
10. 前記第一の計算手法は、周囲のピクセルまたはボクセル同士で加算平均を行う処理を含む
    ことを特徴とする、請求項８に記載の光音響装置。
11. 前記画像生成手段は、前記機能情報の分布が表す値を色相として、前記第二の吸収係数
    分布が表す値を明度としてそれぞれ表した画像を生成する
    ことを特徴とする、請求項１から１０のいずれか１項に記載の光音響装置。
12. 前記第三の情報取得手段は、前記機能情報の分布として、酸素飽和度分布を取得する
    ことを特徴とする、請求項１から１１のいずれか１項に記載の光音響装置。
13. 被検体に対して複数の波長のパルス光を照射可能な光源と、前記パルス光を照射された被検体から発生する音響波を受信し、電気信号に変換する音響波受信部と、を有する光音響装置の処理方法であって、
    前記電気信号に基づいて、第一の計算手法を用いて、前記被検体内における第一の吸収係数分布を取得する第一の情報取得ステップと、
    前記電気信号に基づいて、第二の計算手法を用いて、前記被検体内における第二の吸収係数分布を取得する第二の情報取得ステップと、
    複数の波長のパルス光をそれぞれ照射して得られた、複数の前記第一の吸収係数分布に基づいて、前記被検体内の機能情報の分布を算出する第三の情報取得ステップと、
    前記機能情報の分布を、前記第二の吸収係数分布に基づいてマスクした画像を生成する画像生成ステップと、を含み、
    前記第二の計算手法は、前記第一の計算手法と比べて、吸収係数分布を画像化した際により高い視認性が得られる手法である
    ことを特徴とする、光音響装置の処理方法。

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