JP2016221270A - 光音響装置 - Google Patents

Abstract

【課題】より正確な被検体情報を取得可能な光音響装置を提供する。【解決手段】第１および第２の光を発生する光源と、造影剤を含有する被検体に光源からの第１の光を照射することで被検体から第１の音響波を発生させた後、造影剤を含有する被検体に光源からの第２の光を照射することで被検体内の造影剤を退色させるとともに、造影剤を退色させた後、被検体に光源からの第１の光を照射することで被検体から第２の音響波を発生させる照射部と、第１の音響波を受信して第１の電気信号を出力するとともに、第２の音響波を受信して第２の電気信号を出力する受信部と、第１の電気信号に基づいて被検体の第１の特性情報を取得するとともに、第２の電気信号に基づいて被検体の第２の特性情報を取得する取得部と、を有する光音響装置を用いる。【選択図】図１

Description

本発明は、光音響装置に関する。

レーザなどの光源から光を生体に照射し、入射した光に基づいて得られる生体内の情報を画像化する光イメージング装置の研究が医療分野で積極的に進められている。この光イメージング技術の一つとして、Ｐｈｏｔｏａｃｏｕｓｔｉｃ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ（ＰＡＴ：光音響トモグラフィー）がある。光音響トモグラフィーでは、光源から発生したパルス光を生体に照射し、生体内で伝搬・拡散したパルス光のエネルギーを吸収した生体組織から発生した音響波（典型的には超音波である）を検出する。そして情報処理装置により、得られた信号に数学的解析処理（画像再構成処理）を施し、被検体内部の光学特性値に関連した情報を可視化する。これにより、被検体内の情報、例えば初期音圧、光学特性値（特に光エネルギー吸収密度や吸収係数）およびそれらの分布を得ることができ、生体内の吸収体の分布や悪性腫瘍場所の特定などに利用できる。
ＰＡＴにおいて、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Ｐ０は下記（式Ｉ）で表すことができる。
Ｐ０＝Γ・μａ・Φ ・・・（式Ｉ）

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２乗の積を定圧比熱Ｃｐで除したものである。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。μａは光吸収体の吸収係数、Φは光吸収体の位置での光量（光吸収体に照射された光量であり、光フルエンスとも呼ばれる）である。被検体内の光吸収体で発生した初期音圧Ｐ０は、被検体内を音響波として伝搬し被検体の表面に配置した音響検出器によって検出される。この検出された音響波の音圧の時間変化を測定し、その測定結果からバックプロジェクション法等の画像再構成手法を用いることにより、初期音圧分布Ｐ０を算出することが可能となる。算出された初期音圧分布Ｐ０は、グルナイゼン係数Γを除することにより、μａとΦの積の分布、つまり光エネルギー密度分布を得ることができる。また、被検体内の光量分布Φが分かれば、光エネルギー密度分布を光量分布Φで除することにより、吸収係数分布μａを得ることができる。すなわち、被検体に照射する光に対して既知の光学特性を持つ吸収体を造影剤として投与すると、該造影剤の存在量に応じた超音波信号を取得することができる。

被検体として生体を想定した場合、近赤外光に対する吸収が高いもののひとつは血液（ヘモグロビン）である。すなわち近赤外光を用いたＰＡＴで生体の測定を行うと血液の空間分布に関する情報を得ることが可能となる。しかしヘモグロビンの存在量だけでは信号のコントラスト（Ｓ／Ｎ）が十分ではない場合、生体内に光吸収体を造影剤としてさらに投与すれば、光吸収体が存在する濃度に応じてＳ／Ｎが強調されたＰＡＴ画像を取得することができる。生体で使用され得る血管用造影剤の性能としては、生体への透過性が高い波長領域の光をよく吸収する光学特性を有することと、生体への影響が少ないことなどが求められる。上記の性能を満たす血管イメージング用造影剤として、インドシアニングリーン（Ｉｎｄｏｃｙａｎｉｎｅ Ｇｒｅｅｎ、以下ＩＣＧと略すことがある）を一例として挙げることができる。ＩＣＧは、人体に照射した際の影響が少なくかつ生体への透過性が高い近赤外波長領域の光をよく吸収する光吸収体であることから（非特許文献１）、ＰＡＴ装置における造影剤として好適に用いることができる。

Ｇｉｌｂｅｒｔ Ｒ． Ｃｈｅｒｒｉｃｋ， Ｓａｍｕｅｌ Ｗ． Ｓｔｅｉｎ， Ｃａｒｒｏｌｌ Ｍ． Ｌｅｅｖｙ， Ｃｈａｒｌｅｓ Ｓ． Ｄａｖｉｄｓｏｎ、 "ＩＮＤＯＣＹＡＮＩＮＥ ＧＲＥＥＮ： ＯＢＳＥＲＶＡＴＩＯＮＳ ＯＮ ＩＴＳ ＰＨＹＳＩＣＡＬ ＰＲＯＰＥＲＴＩＥＳ， ＰＬＡＳＭＡ ＤＥＣＡＹ， ＡＮＤ ＨＥＰＡＴＩＣ ＥＸＴＲＡＣＴＩＯＮ"、 Ｊ Ｃｌｉｎ Ｉｎｖｅｓｔ．、１９６０ Ａｐｒｉｌ； ３９（４）： ｐ．５９２−６００ Ｅｌａｎａ Ｍ． Ｓ． Ｓｔｅｎｎｅｔｔ， Ｍｏｎｉｋａ Ａ． Ｃｉｕｂａ， Ｍａｒｃｉａ Ｌｅｖｉｔｕｓ， "Ｐｈｏｔｏｐｈｙｓｉｃａｌ ｐｒｏｃｅｓｓｅｓ ｉｎ ｓｉｎｇｌｅ ｍｏｌｅｃｕｌｅ ｏｒｇａｎｉｃ ｆｌｕｏｒｅｓｃｅｎｔ ｐｒｏｂｅｓ"， Ｃｈｅｍｉｃａｌ Ｓｏｃｉｅｔｙ Ｒｅｖｉｅｗｓ， ２０１４ Ａｐｒｉｌ； ４３，ｐ．１０５７−１０７５

ここで、ヘモグロビンからの光音響波に基づく画像信号成分と造影剤からの光音響波に基づく画像信号成分とを区別することは困難であり、双方の画像信号成分が混在した情報しか取得できないという課題が残されている。本発明の目的は、上記に鑑み、より正確な被検体情報を取得可能な光音響装置を提供することにある。

上記目的を達成するため、本発明は、
第１および第２の光を発生する光源と、
造影剤を含有する被検体に前記光源からの前記第１の光を照射することで前記被検体から第１の音響波を発生させた後、前記造影剤を含有する前記被検体に前記光源からの前記第２の光を照射することで前記被検体内の前記造影剤を退色させるとともに、前記造影剤を退色させた後、前記被検体に前記光源からの前記第１の光を照射することで前記被検体から第２の音響波を発生させる照射部と、
前記第１の音響波を受信して第１の電気信号を出力するとともに、前記第２の音響波を受信して第２の電気信号を出力する受信部と、
前記第１の電気信号に基づいて前記被検体の第１の特性情報を取得するとともに、前記第２の電気信号に基づいて前記被検体の第２の特性情報を取得する取得部と、
を有する光音響装置を提供する。

上記のように、本発明によれば、より正確な被検体情報を取得可能な光音響装置が提供される。

本発明の光音響装置の実施例１を示すブロック図。 本発明の実施例１における装置１００の機能を示すフローチャート。 実施例３の電気信号の減少量と照射エネルギー量との関係を示す図。 実施例４の電気信号の減少量と照射エネルギー量との関係を示す図。 実施例４の光照射前後のデジタル電気信号の変化を示す図。 本発明の光音響装置の実施例５を示すブロック図。 本発明の光音響装置の実施例６を示すブロック図。 本発明の実施例６における探触子５２２と照射部５０８の平面図。 本発明の実施例７における光音響画像および差分画像を示す図。

以下に図面を参照しつつ、本発明の実施の形態を詳しく説明する。なお、同一の構成要
素には原則として同一の参照番号を付して、説明を省略する。ただし、以下に記載されている詳細な計算式、計算手順などは、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、この発明の範囲を以下の記載に限定する趣旨のものではない。
本発明の光音響装置には、被検体に近赤外線等の光（電磁波）を照射することにより被検体内で発生した音響波を受信して、被検体情報を画像信号（画像データともいう）として取得する光音響効果を利用した装置を含む。また、被検体に近赤外線等の光（電磁波）を照射することにより被検体内で発生した音響波を受信して、被検体情報を画像信号として取得することを光音響測定あるいはＰＡＴ（Ｐｈｏｔｏａｃｏｕｓｔｉｃ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）測定と称する。なお、説明の便宜のため、例えば図２等では、光が被検体に照射され、その照射に基づき音響波が受信され、その受信に基づきデジタル電気信号が取得されるまでの一連の処理を、適宜、光音響測定と称する場合もある。
光音響効果を利用した装置（光音響装置）の場合、取得される被検体情報とは、光照射によって生じた音響波の発生源分布を示す。あるいは、被検体内の初期音圧分布、あるいは初期音圧分布から導かれる光エネルギー吸収密度分布や吸収係数分布、組織を構成する物質の濃度分布を示す。物質の濃度分布とは、例えば、酸素飽和度分布、トータルヘモグロビン濃度分布、酸化・還元ヘモグロビン濃度分布、造影剤濃度分布などである。
また、複数位置の被検体情報である特性情報を、２次元または３次元の特性分布として取得してもよい。特性分布は被検体内の特性情報を示す画像信号として生成され得る。
本発明でいう音響波とは、典型的には超音波であり、音波、超音波と呼ばれる弾性波を含む。光音響効果により発生した音響波のことを、光音響波または光超音波と呼ぶ。音響検出器（例えば探触子）は、被検体内で発生または反射した音響波を受信する。

＜実施例１＞
図１は、本発明の実施の形態に係る光音響装置の実施例１を示すブロック図である。実施例１の光音響装置１００（以下「装置１００」と略称する）は、光源２、ミラー６、照射部８を有する。装置１００は、さらに、探触子（受信部に対応する）２２、信号収集部（取得部の一部に対応する）２４、信号処理部（取得部の他の一部に対応する）２６、表示部２８を有する。なお、以下では、３つの光吸収体を定義して説明に用いる。すなわち、その３つの光吸収体は、以下のように定義する。すなわち、人工の光吸収体である造影剤１４、造影剤１４以外の光吸収体である非人工吸収体１２（以下、「吸収体１２」と略称する）、その両者を合わせた光吸収体である統合吸収体１６（以下、「吸収体１６」と略称する）とそれぞれ定義する。

≪光源２≫
光源２は、被検体２０から音響波を発生させる際には、パルス光である光４を射出し、造影剤１４を退色させる際には、光４とは異なるパルス光である光３０を射出するものである。しかしこれに限られず、装置１００は、光源２により光４が射出され、他の光源により光３０が射出されるように構成しても良い。これについては後述する。光４の波長は、被検体２０が生体の場合、この生体内の例えば吸収体１２である血液や造影剤１４などの光吸収体に吸収される特定の波長である。光４の時間的なパルス幅（パルスのオン時間、ハイレベルの時間幅）は、数ナノから数百ナノ秒オーダーのものが好ましい。なお、光４のパルス光のパルス間隔（ローレベルの時間幅）をオフ時間とする。光源２は、また、レーザ（レーザ装置）から構成されることが好ましい。しかしこれに限られず、レーザのかわりに発光ダイオードなどを用いることも可能である。光源２は、例えば、固体レーザ、ガスレーザ、色素レーザ、または半導体レーザなど種々のレーザが適用可能である。

光源２は、単一の光源でも良いし、複数の光源から構成されるものであっても良い。光源２は、複数の光源から構成される場合には、被検体２０に照射する光の強度を上げるという点で有利である。光源２は、この場合、略同一の波長の光を発振可能な光源を複数設
けて構成されても良い。光源２は、複数の波長の光を切替て発振可能なものから構成されても良いし、または発振波長の異なる光源を複数設けて構成しても良い。装置１００は、この場合に、光源２により波長毎にそれぞれ光音響測定を行うことで、波長によって異なる光学特性値分布を取得し、各光学特性値分布に基づいて酸素飽和度等を取得可能である。光源２は、複数の波長の光を切替て発振可能なものから構成される場合、発振する波長を変換可能な色素やＯＰＯ（Ｏｐｔｉｃａｌ Ｐａｒａｍｅｔｒｉｃ Ｏｓｃｉｌｌａｔｏｒｓ）を用いたレーザから構成されても良い。

光４の波長は、被検体２０である生体内に含まれる造影剤１４および吸収体１２に対して選択的に吸収されやすい６００ｎｍから１３００ｎｍの波長領域のものが好ましい。また、光４の波長は、生体表面に比較的近い生体組織の光学特性値分布を求める場合、上記の波長領域よりも広い範囲である例えば４００ｎｍから１６００ｎｍの波長領域のものが好ましい。光４の時間的なパルス幅は、吸収体１２或いは造影剤１４に吸収エネルギーを効率的に閉じ込めるために、熱・ストレス閉じ込め条件を満たすようにすることが好ましい。光４の時間的なパルス幅は、例えば、１ナノ秒から２００ナノ秒程度である。吸収体１２、造影剤１４、或いは吸収体１６は、光エネルギーを吸収した場合、自身の温度が上昇し、その温度上昇により自身の体積が膨張することで音響波を発生させる。

光３０の波長は、造影剤１４に吸収される特定のものであって、造影剤１４の極大吸収波長の前後５０ｎｍ程度の波長が好ましく、造影剤１４の極大吸収波長の前後２０ｎｍ程度の波長であればさらに好ましい。光３０のパルス間隔は、造影剤１４の三重項励起状態緩和時間より短いものが好ましい。光３０のパルス間隔（光３０のローレベルの時間）は、例えばＩＣＧの場合、０．７ミリ秒以下であることが好ましい。光３０のパルス幅τおよび光３０のパルス周波数ｆは、光３０のパルス間隔が一定の場合、以下の式（式ＩＩ）を満たすのが好ましい。
（１−τ・ｆ）／ｆ＜７×１０^−４
・・・（式ＩＩ）

光源２は、連続光を発生可能に構成しても良い。これにより、造影剤１４を効率よく光退色させることができるからである。なお、連続光は、例えば、パルスではなく定常的に一定の強度で出力される光であっても良い。有機色素の大半は、外部からの充分な強度の光を吸収すると基底状態Ｓ０から励起状態Ｓ１にエネルギー遷移する。本実施例の造影剤１４は、このような有機色素から構成される。この有機色素は、励起状態Ｓ１から基底状態Ｓ０の状態にエネルギー遷移する際に、吸収した光エネルギーの一部を蛍光発光に、一部を熱・振動エネルギーとして放出する。この有機色素は、一方で、状態Ｓ１から内部緩和（系間交差とも呼ぶ）によっていわゆる三重項励起状態Ｔ１へのエネルギー遷移が生じる。光退色の主な原因は、状態Ｔ１において周囲の酸素等との相互作用によって有機色素が分解することである。また、状態Ｓ１は、数ナノ秒で状態Ｓ０にエネルギー遷移するが、状態Ｔ１は、数マイクロ秒の間、比較的安定して持続した後、状態Ｓ０にエネルギー遷移する。

造影剤１４における状態Ｓ０から状態Ｓ１または状態Ｔ１へのエネルギー遷移の早さは、以下のようなものである。すなわち、この早さは、上記式（ＩＩ）を満たすパルス幅τおよびパルス周波数ｆの光３０または連続光を造影剤１４に照射することにより、造影剤１４の状態Ｔ１が状態Ｓ０に遷移するときのエネルギー遷移の早さよりも早くなるものである。したがって、状態Ｔ１の造影剤１４が増加し、光退色の反応の効率性が増す。このことは後述の実施例からも明らかである。状態Ｔ１の造影剤１４は、周囲の酸素との相互作用により自身の光退色を進行させる。このことから、三重項励起状態緩和時間は、酸素濃度の低い領域（例えば癌等の腫瘍が存在する領域は一般的に低酸素状態である）では、酸素濃度の高い領域と比較して長くなる。三重項励起状態緩和時間は、更に、粘度の高い
領域（例えば血液中や細胞間質中は、水中と比較して粘度が高い領域である）では酸素の拡散速度が遅くなるため、粘度の低い領域と比較して長くなる。光３０の光量は、最大許容露光量（Ｍａｘｉｕｍ Ｐｅｒｍｉｓｓｉｂｌｅ Ｅｘｐｏｓｕｒｅ；ＭＰＥと略すことがある）以下であり、かつ、なるべく大きいものが好ましい。これにより、造影剤１４の光退色を効率良く進行させられる。

なお、装置１００は、被検体２０である人体や動物等の生体への治療に用いることも可能である。装置１００は、後述するように、光音響測定に使用される光源と、造影剤を光退色させるレーザ光の光源とを有するように構成しても良い。これにより、装置１００は、フォトダイナミックセラピー（Ｐｈｏｔｏ Ｄｙｎａｍｉｃ Ｔｈｅｒａｐｙ；光線力学的治療とも呼ぶ）を行えるように構成可能である。あるいは、装置１００は、フォトサーマルセラピー（Ｐｈｏｔｏ Ｔｈｅｒｍａｌ Ｔｈｅｒａｐｙ）といった光を利用した治療も行えるように構成可能である。上述のフォトダイナミックセラピーによる治療効果は、一重項励起状態の酸素（一重項酸素とも呼ぶ）に基づいて発生する活性酸素種に、主に起因することが知られている。一重項酸素は、特定の光を吸収し第一励起三重項状態（Ｔ１）になった有機色素と、近傍の酸素が相互作用することにより発生する。このことは、装置１００における造影剤１４を光退色させる過程において、造影剤１４が第一励起三重項状態（Ｔ１）となり、一重項酸素を発生させ、更に発生した一重項酸素により活性酸素種が生じるものである。そして、これにより、フォトダイナミックセラピーによる治療効果が期待できるものである。装置１００は、さらに、レーザ光を照射することにより、被照射体（光照射部位）や造影剤１４の温度を上昇させる効果を有するため、フォトサーマルセラピーによる治療効果が期待できる。

≪光学系３６≫
光学系３６は、ミラー６および照射部８から構成される。ミラー６は、光源２から射出された光４、３０を照射部８まで導く。照射部８は、レンズ等の光学部品から構成され、この導かれた光４，３０を所望の光分布形状の光１０に加工して被検体２０に照射する。しかしこれに限られず、光学系３６は、光源２から射出された光４、３０を光源２から照射部８まで伝搬させて導光する光ファイバなどの光導波路から構成されても良い。すなわち、光学系３６は、例えば、光４，３０を反射するミラーや、光４，３０を集光し或いは拡大してその形状を変化させるレンズ、光を拡散させる拡散板などから構成されても良い。しかしこれに限られず、このような光学部品は、光源２から発せられた光４，３０を所望の形状に形成して被検体２０に照射可能な種々のものを適用できる。なお、光４，３０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生体への安全性ならびに診断領域を広げられるという観点で好ましい。

≪被検体２０≫
被検体２０は、装置１００を構成するものではないが、説明の便宜のためここで説明する。被検体２０は、生体であり、例えば、人体や動物の乳房や指、手足などの診断の対象部位である。装置１００は、人や動物の悪性腫瘍や血管疾患などの診断或いは化学治療の経過観察などに用いられても良い。

≪吸収体１２，１４，１６≫
吸収体１２は、生体由来の非人工のものであり、例えば、被検体２０の内部に最初から存在する酸素化ヘモグロビンあるいは還元ヘモグロビンやそれらを含む多く含む血管などである。造影剤１４は、被検体２０の外部から投与された人工の光吸収体である。なお、造影剤１４の換わりに、造影剤のような性質をもつものであって種々の人工の光吸収体が適用されても良い。造影剤１４は、光３０を吸収することにより自身が光退色する性質を有するものである。造影剤１４は、例えば、有機色素等であって、人体に対する透過性が比較的高い近赤外波長領域の光を吸収する性質を有するものが好ましい。この近赤外波長
領域は、６００ｎｍから１３００ｎｍまでの波長領域である。造影剤１４は、例えば、アジン系色素、アクリジン系色素、トリフェニルメタン系色素、キサンテン系色素、ポルフィリン系色素、シアニン系色素、フタロシアニン系色素であっても良い。あるいは、スチリル系色素、ピリリウム系色素、アゾ系色素、キノン系色素、テトラサイクリン系色素、フラボン系色素、ポリエン系色素、ＢＯＤＩＰＹ（登録商標）系色素、またはインジゴイド系色素であっても良い。造影剤１４は、また、インドシアニングリーン（ＩＣＧ）、Ａｌｅｘａ Ｆｌｕｏｒ（登録商標）７５０などのＡｌｅｘａ Ｆｌｕｏｒ（登録商標）系色素（Ｌｉｆｅ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｉｅｓ Ｊａｐａｎ社製）であっても良い。あるいは、Ｃｙ（登録商標）系色素（ＧＥ Ｈｅａｌｔｈｃａｒｅ社製）、ＩＲ−７８３、ＩＲ−８０６、ＩＲ−８２０（Ｓｉｇｍａ Ａｌｄｒｉｃｈ Ｊａｐａｎ社製）であっても良い。あるいは、ＩＲＤｙｅ ８００ＣＷ（登録商標）、ＩＲＤｙｅ ８００ＲＳ（登録商標）（ＬＩ−ＣＯＲ社製）、ＡＤＳ７８０ＷＳであっても良い。あるいは、ＡＤＳ７９５ＷＳ、ＡＤＳ８３０ＷＳ、ＡＤＳ８３２ＷＳ（Ａｍｅｒｉｃａｎ Ｄｙｅ Ｓｏｕｒｃｅ社製）、ＤｙＬｉｇｈｔ（登録商標）系色素（Ｔｈｅｒｍｏ Ｆｉｓｈｅｒ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ社製）であっても良い。あるいは、Ｈｉｌｙｔｅ Ｆｌｕｏｒ（登録商標）系色素（ＡｎａＳｐｅｃ社製）、またはＤＹ（登録商標）系色素（Ｄｙｏｍｉｃｓ社製）であっても良い。吸収体１６は、説明の便宜上、吸収体１２および吸収体１４をまとめたものと定義し、実際に存在するものは、吸収体１２、１４である。
本実施形態におけるシアニン系色素は、吸収極大波長におけるモル吸光係数が１０^６Ｍ^−１ｃｍ^−１以上であることが好ましい。本実施形態におけるシアニン系色素の構造の例として下記一般式（１）乃至（４）で表わされるものが挙げられる。

・・・（１）

式（１）において、Ｒ_２０１乃至Ｒ_２１２は互いに独立に水素原子、ハロゲン原子、ＳＯ_３Ｔ_２０１、ＰＯ_３Ｔ_２０１、ベンゼン環、チオフェン環、ピリジン環、または直鎖もしくは分岐の炭素数１乃至１８のアルキル基を表す。前記Ｔ_２０１は、水素原子、ナトリウム原子、カリウム原子のいずれかを表す。式（１）において、Ｒ_２１乃至Ｒ_２４は互いに独立に水素原子、または直鎖もしくは分岐の炭素数１乃至１８のアルキル基を表す。式（１）において、Ａ_２１、Ｂ_２１は、互いに独立に直鎖もしくは分岐の炭素数１乃至１８のアルキレン基を表す。式（１）において、Ｌ_２１乃至Ｌ_２７は互いに独立にＣＨ、またはＣＲ_２５である。前記Ｒ_２５は、直鎖もしくは分岐の炭素数１乃至１８のアルキル基、ハロゲン原子、ベンゼン環、ピリジン環、ベンジル基、ＳＴ_２０２、または、直鎖もしくは分岐の炭素数１乃至１８のアルキレン基を表す。前記Ｔ_２０２は、直鎖もしくは分岐の炭素数１乃至１８のアルキル基、ベンゼン環、または、直鎖もしくは分岐の炭素数１乃至
１８のアルキレン基を表す。 なお、式（１）において、 Ｌ_２１乃至Ｌ_２７は４員環乃
至６員環を形成していてもよい。式（１）において、Ｒ_２８は、−Ｈ、−ＯＣＨ_３、−ＮＨ_２、−ＯＨ、−ＣＯ_２Ｔ_２８、−Ｓ（＝Ｏ）_２ＯＴ_２８、−Ｐ（＝Ｏ）（ＯＴ_２８）_２、−ＣＯＮＨ−ＣＨ（ＣＯ_２Ｔ_２８）−ＣＨ_２（Ｃ＝Ｏ）ＯＴ_２８、−ＣＯＮＨ−ＣＨ（ＣＯ_２Ｔ_２８）−ＣＨ_２ＣＨ_２（Ｃ＝Ｏ）ＯＴ_２８、及び−ＯＰ（＝Ｏ）（ＯＴ_２８）_２、のいずれかを表す。前記Ｔ_２８は、水素原子、ナトリウム原子、カリウム原子のいずれかを表す。式（１）において、Ｒ_２９は、−Ｈ、−ＯＣＨ_３、−ＮＨ_２、−ＯＨ、−ＣＯ_２Ｔ_２９、−Ｓ（＝Ｏ）_２ＯＴ_２９、−Ｐ（＝Ｏ）（ＯＴ_２９）_２、−ＣＯＮＨ−ＣＨ（ＣＯ_２Ｔ_２９）−ＣＨ_２（Ｃ＝Ｏ）ＯＴ_２９、−ＣＯＮＨ−ＣＨ（ＣＯ_２Ｔ_２９）−ＣＨ_２ＣＨ_２（Ｃ＝Ｏ）ＯＴ_２９、及び−ＯＰ（＝Ｏ）（ＯＴ_２９）_２、のいずれかを表す。前記Ｔ_２９は、水素原子、ナトリウム原子、カリウム原子のいずれかを表す。

・・・（２）

式（２）において、Ｒ_４０１乃至Ｒ_４１２は互いに独立に水素原子、ハロゲン原子、ＳＯ_３Ｔ_４０１、ＰＯ_３Ｔ_４０１、ベンゼン環、チオフェン環、ピリジン環、または直鎖もしくは分岐の炭素数１乃至１８のアルキル基を表す。前記Ｔ_４０１は、水素原子、ナトリウム原子、カリウム原子のいずれかを表す。式（２）において、Ｒ_４１乃至Ｒ_４４は互いに独立に水素原子、または直鎖もしくは分岐の炭素数１乃至１８のアルキル基を表す。式（２）において、Ａ_４１、Ｂ_４１は、互いに独立に直鎖もしくは分岐の炭素数１乃至１８のアルキレン基を表す。式（２）において、Ｌ_４１乃至Ｌ_４７は互いに独立にＣＨ、またはＣＲ_４５である。前記Ｒ_４５は、直鎖もしくは分岐の炭素数１乃至１８のアルキル基、ハロゲン原子、ベンゼン環、ピリジン環、ベンジル基、ＳＴ_４０２、または、直鎖もしくは分岐の炭素数１乃至１８のアルキレン基を表す。前記Ｔ_４０２は、直鎖もしくは分岐の炭素数１乃至１８のアルキル基、ベンゼン環、または、直鎖もしくは分岐の炭素数１乃至１８のアルキレン基を表す。なお、式（２）において、 Ｌ_４１乃至Ｌ_４７は４員環乃至６員環を形成していてもよい。式（２）において、Ｒ_４８は、−Ｈ、−ＯＣＨ_３、−ＮＨ_２、−ＯＨ、−ＣＯ_２Ｔ_４８、−Ｓ（＝Ｏ）_２ＯＴ_４８、−Ｐ（＝Ｏ）（ＯＴ_４８）_２、−ＣＯＮＨ−ＣＨ（ＣＯ_２Ｔ_４８）−ＣＨ_２（Ｃ＝Ｏ）ＯＴ_４８、−ＣＯＮＨ−ＣＨ（ＣＯ_２Ｔ_４８）−ＣＨ_２ＣＨ_２（Ｃ＝Ｏ）ＯＴ_４８、及び−ＯＰ（＝Ｏ）（ＯＴ_４８）_２、のいずれかを表す。前記Ｔ_４８は、水素原子、ナトリウム原子、カリウム原子のいずれかを表す。式（２）において、Ｒ_４９は、−Ｈ、−ＯＣＨ_３、−ＮＨ_２、−ＯＨ、−ＣＯ_２Ｔ_４９、−Ｓ（＝Ｏ）_２ＯＴ_４９、−Ｐ（＝Ｏ）（ＯＴ_４９）_２、−ＣＯＮＨ−ＣＨ（ＣＯ_２Ｔ_４９）−ＣＨ_２（Ｃ＝Ｏ）ＯＴ_４９、−ＣＯＮＨ−ＣＨ（ＣＯ_２Ｔ_４９）−ＣＨ_２ＣＨ_２（Ｃ＝Ｏ）ＯＴ_４９、及び−ＯＰ（＝Ｏ）（ＯＴ_４９）_２、のいずれかを表す。前記Ｔ_４９は、水素原子、ナトリウム原子、カリウム原子のいずれかを表す。

・・・（３）

式（３）において、Ｒ_６０１乃至Ｒ_６１２は互いに独立に水素原子、ハロゲン原子、ＳＯ_３Ｔ_６０１、ＰＯ_３Ｔ_６０１、ベンゼン環、チオフェン環、ピリジン環、または直鎖もしくは分岐の炭素数１乃至１８のアルキル基を表す。前記Ｔ_６０１は、水素原子、ナトリウム原子、カリウム原子のいずれかを表す。式（３）において、Ｒ_６１乃至Ｒ_６４は互いに独立に水素原子、または直鎖もしくは分岐の炭素数１乃至１８のアルキル基を表す。式（３）において、Ａ_６１、Ｂ_６１は、互いに独立に直鎖もしくは分岐の炭素数１乃至１８のアルキレン基を表す。式（３）において、Ｌ_６１乃至Ｌ_６７は互いに独立にＣＨ、またはＣＲ_６５である。前記Ｒ_６５は、直鎖もしくは分岐の炭素数１乃至１８のアルキル基、ハロゲン原子、ベンゼン環、ピリジン環、ベンジル基、ＳＴ_６０２、または、直鎖もしくは分岐の炭素数１乃至１８のアルキレン基を表す。前記Ｔ_６０２は、直鎖もしくは分岐の炭素数１乃至１８のアルキル基、ベンゼン環、または、直鎖もしくは分岐の炭素数１乃至１８のアルキレン基を表す。なお、式（３）において、Ｌ_６１乃至Ｌ_６７は４員環乃至６員環を形成していてもよい。式（３）において、Ｒ_６８は、−Ｈ、−ＯＣＨ_３、−ＮＨ_２、−ＯＨ、−ＣＯ_２Ｔ_６８、−Ｓ（＝Ｏ）_２ＯＴ_６８、−Ｐ（＝Ｏ）（ＯＴ_６８）_２、−ＣＯＮＨ−ＣＨ（ＣＯ_２Ｔ_６８）−ＣＨ_２（Ｃ＝Ｏ）ＯＴ_６８、−ＣＯＮＨ−ＣＨ（ＣＯ_２Ｔ_６８）−ＣＨ_２ＣＨ_２（Ｃ＝Ｏ）ＯＴ_６８、及び−ＯＰ（＝Ｏ）（ＯＴ_６８）_２、のいずれかを表す。前記Ｔ_６８は、水素原子、ナトリウム原子、カリウム原子のいずれかを表す。式（３）において、Ｒ_６９は、−Ｈ、−ＯＣＨ_３、−ＮＨ_２、−ＯＨ、−ＣＯ_２Ｔ_６９、−Ｓ（＝Ｏ）_２ＯＴ_６９、−Ｐ（＝Ｏ）（ＯＴ_６９）_２、−ＣＯＮＨ−ＣＨ（ＣＯ_２Ｔ_６９）−ＣＨ_２（Ｃ＝Ｏ）ＯＴ_６９、−ＣＯＮＨ−ＣＨ（ＣＯ_２Ｔ_６９）−ＣＨ_２ＣＨ_２（Ｃ＝Ｏ）ＯＴ_６９、及び−ＯＰ（＝Ｏ）（ＯＴ_６９）_２、のいずれかを表す。前記Ｔ_６９は、水素原子、ナトリウム原子、カリウム原子のいずれかを表す。

・・・（４）

式（４）において、Ｒ_９０１乃至Ｒ_９０８は互いに独立に水素原子、ハロゲン原子、Ｓ
Ｏ_３Ｔ_９０１、ＰＯ_３Ｔ_９０１、ベンゼン環、チオフェン環、ピリジン環、または直鎖もしくは分岐の炭素数１乃至１８のアルキル基を表す。前記Ｔ_９０１は、水素原子、ナトリウム原子、カリウム原子のいずれかを表す。式（４）において、Ｒ_９１乃至Ｒ_９４は互いに独立に水素原子、または直鎖もしくは分岐の炭素数１乃至１８のアルキル基を表す。式（４）において、Ａ_９１、Ｂ_９１は、互いに独立に直鎖もしくは分岐の炭素数１乃至１８のアルキレン基を表す。式（４）において、Ｌ_９１乃至Ｌ_９７は互いに独立にＣＨ、またはＣＲ_９５である。前記Ｒ_９５は、直鎖もしくは分岐の炭素数１乃至１８のアルキル基、ハロゲン原子、ベンゼン環、ピリジン環、ベンジル基、ＳＴ_９０２、または、直鎖もしくは分岐の炭素数１乃至１８のアルキレン基を表す。前記Ｔ_９０２は、直鎖もしくは分岐の炭素数１乃至１８のアルキル基、ベンゼン環、または、直鎖もしくは分岐の炭素数１乃至１８のアルキレン基を表す。なお、式（４）において、Ｌ_９１乃至Ｌ_９７は４員環乃至６員環を形成していてもよい。式（４）において、Ｒ_９８は、−Ｈ、−ＯＣＨ_３、−ＮＨ_２、−ＯＨ、−ＣＯ_２Ｔ_９８、−Ｓ（＝Ｏ）_２ＯＴ_９８、−Ｐ（＝Ｏ）（ＯＴ_９８）_２、−ＣＯＮＨ−ＣＨ（ＣＯ_２Ｔ_９８）−ＣＨ_２（Ｃ＝Ｏ）ＯＴ_９８、−ＣＯＮＨ−ＣＨ（ＣＯ_２Ｔ_９８）−ＣＨ_２ＣＨ_２（Ｃ＝Ｏ）ＯＴ_９８、及び−ＯＰ（＝Ｏ）（ＯＴ_９８）_２、のいずれかを表す。前記Ｔ_９８は、水素原子、ナトリウム原子、カリウム原子のいずれかを表す。式（４）において、Ｒ_９９は、−Ｈ、−ＯＣＨ_３、−ＮＨ_２、−ＯＨ、−ＣＯ_２Ｔ_９９、−Ｓ（＝Ｏ）_２ＯＴ_９９、−Ｐ（＝Ｏ）（ＯＴ_９９）_２、−ＣＯＮＨ−ＣＨ（ＣＯ_２Ｔ_９９）−ＣＨ_２（Ｃ＝Ｏ）ＯＴ_９９、−ＣＯＮＨ−ＣＨ（ＣＯ_２Ｔ_９９）−ＣＨ_２ＣＨ_２（Ｃ＝Ｏ）ＯＴ_９９、及び−ＯＰ（＝Ｏ）（ＯＴ_９９）_２、のいずれかを表す。前記Ｔ_９９は、水素原子、ナトリウム原子、カリウム原子のいずれかを表す。

本実施形態におけるシアニン系色素の例としては、インドシアニングリーン、化学式１で表わされる、ベンゾトリカルボシアニン構造を有するＳＦ−６４、化学式（ｉ）乃至（ｖ）で表わされる化合物が挙げられる。

・・・化学式（ｉ）

・・・化学式（ｉｉ）

・・・化学式（ｉｉｉ）

・・・化学式（ｉｖ）

・・・化学式（ｖ）

また、上記シアニン系色素は、芳香環がスルホン酸基、カルボキシル基、または、リン酸基で置換されていても良い。また、芳香環以外の部分に、スルホン酸基、カルボキシル基、リン酸基が導入されていても良い。

被検体２０への造影剤１４を投与する方法は、医療従事者の手によるものでも良い。あるいは、装置１００は、造影剤１４を自動的に注入する注入部である公知のインジェクションシステムやインジェクタなどを有するようにし、この注入部を用いるものでも良い。

≪探触子２２≫
探触子２２は、光４が被検体２０の表面に照射されることにより被検体２０の表面部及び内部で発生する音響波を検出する音響波検出器である。探触子２２は、この音響波を自身が有する変換素子により受信し、その受信した音響波をアナログ電気信号に変換して信号収集部２４に送出するものである。この変換素子は、圧電現象を用いたものである圧電素子（ピエゾ素子）、光の共振を用いたもの、容量の変化を用いたものなど、上記音響波を検出可能な種々のものが適用できる。探触子２２は、複数の変換素子が１次元あるいは２次元に配置されたものが好ましい。探触子２２は、このような複数の変換素子からなる
多次元配列素子から構成されることで、同時に複数の場所で音響波を検出することができ、検出時間を短縮できると共に、被検体２０の振動などによる再構成画像信号への影響を低減できる。

探触子２２は、被検体２０から伝搬する音響波をできるだけ全方位から検出できるほうが好ましい。画像再構成に十分な量のデータを被検体２０の全体から均一に確保できるからである。探触子２２は、このため、ステッピングモータ、或いは連続移動をさせることが可能なモータ等の駆動装置により被検体２０の裏面に沿って音響波を取得するための位置まで移動が可能に構成される。しかしこれに限られず、駆動装置は、探触子２２を任意の位置に移動可能に構成されても良い。また、探触子２２の形状は、後述の略球冠形状に構成されても良い。

探触子２２は、変換素子を１２８個設け、それらの変換素子を２次元状に配置して構成されたマルチ探触子であっても良い。このマルチ探触子は、被検体２０の周囲に対して移動しながら音響波を受信することで、被検体２０の内部の音源の空間的な配置に関する情報を得るための十分な音響波を受信することができる。探触子２０は、このようなマルチ探触子の場合、例えば、被検体２０の周辺の１２０個所の探触子２０が位置するべき音響波受信位置毎に音響波を受信するものである。探触子２０は、この場合、合計１５３６０個の変換素子で被検体２０からの音響波をアナログ電気信号に変換するのと実質的に同じである。なお、これに限られず、駆動装置は、被検体２０を探触子２２に対して移動させるものであっても良い。或いは駆動装置は、被検体２０と探触子２２との相対移動を行い、探触子２２と被検体２０とを、音響波が好適に取得される位置関係にするものであっても良い。探触子２０は、この場合、その位置関係において音響波を受信するようにしても良い。

≪信号収集部２４≫
信号収集部２４は、アナログ／デジタルコンバータ（以下、「ＡＤＣ」と称する）、増幅器などで構成される。このＡＤＣは、探触子２２から送出されるアナログの電気信号を入力し、このアナログ電気信号をデジタル電気信号に変換し、このデジタル電気信号を増幅器へ送出するものである。この増幅器は、ＡＤＣから送出されたデジタル電気信号を所定の利得で増幅し、その増幅したデジタル信号を信号処理部２６に送出する。しかしこれに限られず、信号収集部２４は、ＦＰＧＡ（Ｆｉｅｌｄ Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ Ｇａｔｅ Ａｒｒａｙ）チップ等から構成されても良い。信号収集部２４は、探触子１７から送出されるアナログ電気信号が複数ある場合は、それらのアナログ電気信号を同時にパラレル処理できることが好ましい。信号処理時間の短縮が図れるとともに、画像信号を形成するまでの時間を短縮できるからである。

≪信号処理部２６≫
信号処理部２６は、信号収集部２４から送出されるデジタル電気信号を順次格納する記憶部と、その格納されているデジタル電気信号を読み出し、その読み出したデジタル電気信号に対して画像再構成処理を行うことで画像信号を生成する再構成部とを有する。信号処理部２６は、さらに、温度補正部を有しても良い。温度補正部は、被検体２０内の造影剤１４が光退色させられる場合に、光３０が被検体２０に照射されることで被検体２０の温度の上昇を、光３０の照射エネルギー量から測定する。温度補正部は、その測定値に基づいてデジタル電気信号、画像信号、或いは表示部２８により表示される表示画像の画像特徴量である輝度値、コントラストや、或いは強度、デジタル電気信号等を補正する。信号処理部２６は、さらに、差分演算を行う演算部を有する。

演算部が行うこの差分演算は、１回目の光音響測定に基づく画像信号と、光３０による光退色後に行う２回目の光音響測定に基づく画像信号との差分演算である。これらの画像
信号は、各画素値或いは画像特徴量等が２次元状、或いは３次元状に規定されて形成されるものである。この画像特徴量は、輝度値、或いはコントラスト値等であっても良い。この差分演算は、一方の画像信号である１回目の光音響測定に基づく画像信号のある座標の輝度値から、他方の画像信号である２回目の光音響測定に基づく画像信号の座標であって、上記一方の画像信号のある座標と同一の座標の輝度値を減算するものである。この差分演算は、この減算結果に基づいて差分値を取得するものである。差分演算は、さらに、その差分を取る処理を全座標について行うものである。しかしこれに限られず、この差分演算は、以下のものでも良い。すなわち、上記一方の画像信号が形成される前段のメモリに格納されているデジタル電気信号と、上記他方の画像信号が形成される前のメモリに格納されているデジタル電気信号（画像信号の基となる信号）との差分を取るものである。また、１回目の光音響測定の際に取得されたデジタル電気信号のうち造影剤１４に起因する信号成分は、１回目の光音響測定と２回目の光音響測定との間のデジタル電気信号の減少分に相当する。よって、この造影剤１４に起因する信号成分を取得する方法は、例えば、上記減少分のうち一定値以上の部分を取得するものでも良い。この一定値は、適宜ユーザーにより任意に定められるようにしても良い。

また、装置１００では、１回目の光音響測定を行った後に光３０の照射による造影剤１４の光退色処理を行い、その後に２回目の光音響測定を行い、その後上記の差分演算を行うという一連の処理をｎ（ｎは自然数）回繰り返すようにしても良い。演算部は、ｎ個の差分演算結果に基づいて各差分演算結果間での変化量を算出することで、より精緻に実質的に造影剤１４にのみ由来するデジタル電気信号を取得できるからである。また、上記差分演算結果に基づく造影剤１４由来のデジタル電気信号を画像再構成して画像信号を形成するに当たり、画像類似度を基にして差分演算結果を取得しても良い。

≪表示部２８≫
表示部２８は、信号処理部２６から送出される画像信号を入力し、その画像信号に基づき人間が視認可能な表示画像を形成する。表示部２８は、例えば、液晶ディスプレイ、プラズマディスプレイ、ＬＥＤディスプレイ、有機ＥＬディスプレイ等である。しかしこれに限られず、表示部２８は、装置１００とは別体として設けられても良い。

＜温度補正＞
装置１００は、上記１回目の光音響測定と２回目の光音響測定との間で光３０の照射を被検体２０に対して行うことで被検体２０内の造影剤１４の光退色を行う。被検体２０は、この場合、光３０の照射により自身の温度が上昇する。その温度上昇は、少なくとも被検体２０の音速ｃおよび体積膨張係数βを増大させる。グルナイゼン係数Γは、この場合、音速ｃおよび体積膨張係数βの増大に基づいて増大する。

装置１００は、このため、上記被検体２０の温度上昇に基づき２回目の光音響測定の際に取得したデジタル電気信号を補正する温度補正部を有し、その補正後のデジタル電気信号に基づいて画像信号を形成するようにしても良い。または、温度補正部は、２回目の光音響測定の際に取得したデジタル電気信号から形成した画像信号を、上記被検体２０の温度上昇に基づき補正するようにしても良い。これにより、上記温度上昇による上記音速ｃ、体積膨張係数β、およびグルナイゼン係数Γの変化に基づいて、２回目の光音響測定によるデジタル電気信号のうちその温度上昇による所望値からのズレを補正できる。このズレは、その温度上昇の上昇量が大きくなるほど大きくなるものである。この所望値は、２回目の光音響測定であって、仮に温度上昇がないとした場合の光音響測定により得られるであろうデジタル電気信号であっても良い。

温度補正部は、以下の方法により被検体２０の温度上昇を測定する。温度補正部のこの測定方法は、侵襲的な方法と非侵襲的な方法がある。侵襲的な測定方法は、例えば、熱電
対やサーミスタ等の測温端子を被検体２０に刺入して測定する方法がある。非侵襲的な測定方法は、例えば、ＭＲＩやマイクロ波ＣＴやラジオメトリ等を使用して測定する方法である。本実施例の上記温度上昇の測定方法は、光３０のエネルギーから、被検体２０に吸収されるエネルギーと、吸収された分から損失するエネルギーとを見積もり、被検体２０の温度上昇を測定するものである。この測定方法は、具体的には、エネルギーの保存に関する微分方程式を解くことにより温度上昇を求めるものである。光３０を照射した場合の被検体２０の温度上昇は、被検体２０の密度ρ、熱容量Ｃ_ｐ、被検体２０が吸収したエネルギーＥ_ａ’からなる以下の式３で表わされる。
ΔＴ＝Ｅ_ａ’／（ρＣ_ｐ）・・・（式３）
また、被検体２０が吸収したエネルギーＥ_ａ’は、光吸収体の吸収係数μａおよび光吸収体の位置での光量Φからなる以下の式４で表される。
Ｅ_ａ’＝μａ・Φ ・・・（式４）

被検体２０の外部から照射した光３０のエネルギーは、被検体２０の内部で指数関数的に減少する。一方で、被検体２０の外部から照射した光３０のエネルギーの損失は、被検体２０の温度が上昇する部位とその周囲とに温度差が生じることにより起こる熱輸送（例えば被検体２０の表面と外部との間の熱輸送）や熱伝導（被検体２０の内部）に基づいて発生する。上記温度上昇の測定は、これらの微分方程式を連立し解くことにより照射した光３０のエネルギーから被検体２０の温度上昇を見積ることで行うものである。

図２は、上記本発明の実施例１における装置１００の機能を示すフローチャートである。フローは、装置１００に被検体２０が保持されてスタートする。この場合、装置１００は、２つのプレートを備える構成の場合には、そのプレートに被検体２０が挟持されるようにして保持されても良いし、探触子２２が後述の略球冠形状に構成される場合は、カップに被検体２０が挿入されるように保持されても良い。

ステップＳ２で、被検体２０が装置１００に保持された状態で装置１００に電源が供給され、ステップＳ４に移行する。しかしこれに限られず、装置１００に電源が供給されてから、装置１００の機能に基づき被検体２０が保持されるようにしても良い。装置１００により被検体２０の硬度や、保持される位置等が自動的に調整されることで、被検体２０が生きている人間の場合には、その負担を軽減できるからである。ステップＳ４で、装置１００が備える造影剤注入部により被検体２０に造影剤１４が注入され、ステップＳ６に移行する。しかしこれに限られず、この造影剤１４の注入は、人間により行われても良い。

ステップＳ６で、造影剤１４を含有している被検体２０に対して照射部８により光１０が照射される。この光１０は、被検体２０の表面の略全域にまんべんなく行き渡るように広げられて照射される。被検体２０内部の吸収体１２，１４に効率よく光１０を吸収させられるからである。そして、探触子２２が駆動装置により被検体２０の裏面に沿って移動される。この移動が行われながら、光１０の照射に基づき被検体２０内の吸収体１２，１４から発生した音響波が変換素子により順次受信されてアナログ電気信号に変換される。そして、そのアナログ電気信号が信号収集部２４へ順次送出される。この場合、探触子２２が駆動装置により連続的に移動されても良いし、ステップ移動されても良い。探触子２２がステップ移動される場合は、そのステップ移動のステップごとに光１０が照射され、その照射毎に音響波が受信されるようにしても良い。しかしこれに限られず、照射部８が探触子２２と同期して被検体２０の表面に沿って移動されながら光が照射されても良い。より全域にまんべんなく被検体２０に光１０が照射できるからである。また、探触子２２が略球冠形状に構成されるものであるときは、その探触子２２が螺旋状に移動されながら音響波がその探触子２２により受信されるようにしても良い。そして、上記のようにして送出されたアナログの電気信号が信号収集部２４によりアナログデジタル変換されること
でデジタル電気信号に変換された後、信号処理部２６に送出される。そして、送出されたデジタル電気信号が信号処理部２６内のメモリに順次格納され、ステップＳ８に移行する。

ステップＳ８で、メモリに格納されているデジタル電気信号に対して画像再構成処理が施されることで、画像信号が形成され、ステップＳ１２に移行する。この形成の仕方は、ユニバーサルバックプロジェクション法等により行われるが、種々の画像再構成法が適用可能である。ステップＳ１２で、被検体２０に最大許容露光量以下のレーザ光３０が任意の時間だけ照射される。そして、この照射により被検体２０の内部に存在する造影剤１４が光退色させられる。この場合、光１０により造影剤１４の結合の一部が破壊されることにより光退色させられ、ステップＳ１４に移行する。この処理により後段の２回目の光音響測定の場合に、造影剤１４由来の音響波の発生は減少するものである。

ステップＳ１４では、被検体２０内の造影剤１４の大半或いは全てが光退色している状態で、ステップＳ１０と同様の２回目の光音響測定が行われ、ステップＳ１５に移行する。この場合、光音響測定で得られるデジタル電気信号は、造影剤１４由来の信号成分が１回目の光音響測定のデジタル電気信号よりも少ないか、或いは全くないものである。ステップＳ１５で、得られたデジタル電気信号に対して被検体２０の温度上昇の影響を補正するか否か判断される。この場合、温度補正が予め行われるようにユーザーにより設定されても良い。あるいは、装置１００が上記の侵襲的または非侵襲的に温度測定可能な温度測定装置を備え、その温度測定装置により被検体２０の温度が所定の温度以上と判断された場合に温度補正処理を行うと判断されても良い。ステップＳ１５で、温度補正しないと判断された場合は、ステップＳ１６に移行し、温度補正すると判断された場合は、ステップＳ２４に移行する。ステップＳ１６で、その温度補正していないデジタル電気信号からステップＳ８と同様の処理により画像信号が形成され、ステップＳ１８に移行する。ステップＳ１８では、ステップＳ１０と同様に信号処理部２６内のメモリに画像信号が記憶され、ステップＳ２０に移行する。

ステップＳ２４で、メモリに記憶されている２回目の光音響測定に基づくデジタル電気信号が読み出され、その読み出されたデジタル電気信号に対して温度上昇の影響を低減する方向に補正処理が行われる。この補正処理は、その温度上昇分だけ被検体２０の温度が降下したときの被検体２０（すなわち、温度が上昇しないと仮定した場合の被検体２０）の音速ｃ、体積膨張係数β、およびグルナイゼン係数Γが算出されるものである。この補正処理は、さらに、その算出結果をそれぞれ温度上昇したときの被検体２０の音速ｃ、体積膨張係数β、およびグルナイゼン係数Γで除算した値が算出されるものである。この補正処理は、さらに、この除算値がその読み出された２回目の光音響測定によるデジタル電気信号のそれぞれに乗算されるものである。これにより、上記温度上昇に応じて上記音速ｃ、体積膨張係数β、およびグルナイゼン係数Γが増大することによる影響を低減する方向に補正できる。すなわち、被検体２０が上記温度上昇しなかった場合の音速ｃ、体積膨張係数β、およびグルナイゼン係数Γに上記温度上昇した場合のそれらが近づくように補正される。その乗算されて形成されるデジタル電気信号が補正デジタル電気信号として新たにメモリに格納され、ステップＳ１６に移行する。ステップＳ１６では、この温度補正処理後の場合には、この補正デジタル電気信号に対して上記同様の画像再構成処理が行われることで画像信号が形成され、ステップＳ１８に移行する。そして、ステップＳ１８で、この画像信号が信号処理部２６内のメモリに記憶され、ステップＳ２０に移行する。

ステップＳ２０では、前段のステップで格納されている１回目の光音響測定に基づく画像信号および２回目のそれがともに読み出され、それらの比較演算が行われる。この比較演算は、各画像信号の共通する２次元或いは３次元座標同士における輝度値、コントラスト値、信号強度、またはその他の画像特徴量の差分値が算出されるものである。この比較
演算が全座標について行われ、その比較演算結果が信号処理部２６内のメモリに格納され、ステップＳ２２に移行する。しかしこれに限られず、ステップＳ２０では、比較演算の換わりに、１回目の光音響測定に基づく画像信号と２回目の光音響測定に基づく画像信号との差異を反映可能な種々の演算が適用されても良い。例えば、１回目の光音響測定に基づく画像信号の画像特徴量が２回目の光音響測定に基づく画像信号の画像特徴量で除されるようにしても良い。ステップＳ２２で、この全座標における差分値に基づき画像再構成が行われることで、画像信号が形成され、フローを終了する。この場合、この画像信号は、被検体２０内部の造影剤１４の含有量の減少量に基づいた画像信号であり、延いては実質的に造影剤１４由来の音響波のみに基づく画像信号である。また、この画像信号は、吸収体１６に基づいた画像信号である１回目の光音響測定に基づく画像信号から、２回目の光音響測定に基づく画像信号の信号成分を除いたものである。すなわち、この画像信号は、実質的に吸収体１２のみからの音響波に基づくものである。しかしこれに限られず、温度補正処理が必要のない場合、上記温度補正処理のステップを省略するように装置１００が構成されても良い。温度補正処理が必要のない場合とは、例えば、光３０の照射によって被検体２０の温度が上がりにくい例えば寒冷な環境で装置１００を使用する場合、信号処理速度を高めたい場合、あるいは光３０の強度が比較的小さい場合等である。
これにより、実質的に吸収体１２であるヘモグロビン等のみからの光音響波に基づく画像信号成分から形成される画像信号と、実質的に造影剤１４のみからの光音響波に基づく画像信号成分から形成される画像信号とを区別して取得できる。このため、後者の画像信号は、例えば、造影剤１４を多く取り込む癌等の被検体２０内での位置をより正確に示すものである。癌等の存在位置の輝度値等が特に強調されたものだからである。
また、光３０の照射に基づき被検体２０の温度が上昇することによって、２回目の光音響測定に基づく画像信号成分への影響を低減することで、上記双方の画像信号をより高精度に取得可能である。

＜実施例２＞
装置１００を使用するに当たっては、例えば、以下のようにした。すなわち、光源２は、パルスレーザ光である光４を被検体２０であるサンプルに照射する。そして、探触子２２が有する変換素子である圧電素子は、その照射によりサンプルから発生した音響波をアナログの電気信号に変換してそれを信号収集部２４に送出する。そして、信号収集部２４が有する高速プリアンプは、その送出されたアナログの電気信号を増幅するとともにデジタル電気信号に変換し、信号処理部２６に送出する。そして、デジタル電気信号の状態を観測するために準備したデジタルオシロスコープは、その送出されたデジタル電気信号を入力して、そのデジタル電気信号の状態を表示するようにした。

光源２は、チタンサファイアレーザー（ＬＴ−２２１１−ＰＣ、Ｌｏｔｉｓ社製）を適用した。光源２から射出される光４の波長は、７００〜１０００ｎｍの範囲内のものであり、可変に制御されるものとした。光４のエネルギー密度は、およそ１０から２０ｍＪ／ｃｍ^２、光４のパルス幅（オン時間あるいはハイレベル時間）は、約２０ナノ秒、パルス繰返し周波数は１０Ｈｚであるものとした。探触子２２が有する圧電素子は、エレメント径１．２７ｃｍ、中心帯域１ＭＨｚの非収束型超音波トランスデューサ（Ｖ３０３、Ｐａｎａｍｅｔｒｉｃｓ−ＮＤＴ製）を用いた。測定容器は、ポリスチレン製キュベットで、光路長１ｍｍ、サンプル容量は約２００μｌであった。この測定容器と圧電素子は、ガラス容器内に満たした水に浸され、測定容器と圧電素子との間隔は、２．５ｃｍとした。信号収集部２４内の高速プリアンプは、圧電素子からのアナログ電気信号あるいはそれに基づくデジタル電気信号の信号強度を増幅するものである。この高速プリアンプは、増幅度（利得）が＋３０ｄＢである超音波プリアンプ（Ｍｏｄｅｌ５６８２、オリンパス製）を適用した。

実験用に設けた上記デジタルオシロスコープ（ＤＰＯ４１０４、テクトロニクス製）は
、増幅されて形成されたデジタル電気信号を入力して、その入力に基づきデジタル電気信号の状態を表示するものである。光源２は、ガラス容器の外からパルスレーザ光４をポリスチレン製キュベットに照射するようにした。また、フォトダイオードは、デジタルオシロスコープとともに実験用に設けられ、このデジタルオシロスコープにトリガー信号を送出するものである。デジタルオシロスコープは、このトリガー信号を入力し、その入力に基づいてデジタル電気信号の入力を開始する。このフォトダイオードは、パルスレーザ光４がポリスチレン製キュベットに照射されることのより発生する散乱光の一部を検出し、その検出に基づきトリガー信号を送出する。デジタルオシロスコープは、３２回平均表示モードとし、パルスレーザ光４の照射回数を３２回とし、その３２回の照射に基づくデジタル電気信号を取得するようにした。そして取得した３２回の照射に基づくデジタル電気信号の平均値を算出するようにした。
これにより、装置１００の性能を評価できるとともに装置１００が取得するデジタル電気信号の状態を見て取ることができる。

＜実施例３＞
図３Ａは、実施例３における退色前後のデジタル電気信号の減少量を光３０の照射エネルギー量で規格化したものを示す図である。造影剤１４は、滅菌水にＩＣＧを溶解させ、１ｍｍ吸光セルによる吸光度測定において吸収極大での吸光度が０．４程度となるように調製したものである。その造影剤１４は、１０Ｈｚ、約２０ナノ秒のパルス幅のパルス光またはＬＥＤ連続光が照射されるようにした。そして装置１００の操作者は、その照射前後で造影剤１４から発生する音響波を変換素子により変換して形成されたアナログ電気信号を測定した。照射前後でのアナログ電気信号の減少量を測定し、その減少量をその光の照射量で規格化し、比較したものを示すものである。図３Ａは、この結果、パルス光よりもＬＥＤによる連続光の方が照射前後でのデジタル電気信号の減少量が大きく、造影剤１４を光退色させるに当たり連続光が適していることを示すものである。
よって、装置１００の光３０を出力する光源を、連続光を出力可能なＬＥＤから構成することで、光退色効果を増大させることができる。これにより、実質的に造影剤１４のみの音響波に基づく画像信号の取得精度が向上し、延いては、そこに現れる癌等に由来する画像信号の輝度値等の精度が向上する。

＜実施例４＞
図３Ｂは、実施例４における退色前後のデジタル電気信号の減少量を照射エネルギー量で規格化した図である。造影剤１４は、滅菌水へＩＣＧを溶解させ、１ｍｍ吸光セルによる吸光度測定で吸収極大での吸光度が０．４程度となるように調製して構成したものである。その造影剤１４は、１０Ｈｚ、約２０ナノ秒のパルス幅のパルス光が照射されるようにした。照射したパルス光の波長は、それぞれ、７１０、７８０、８１０ｎｍである。そして装置１００の操作者は、それらの波長毎における照射前後で造影剤１４から発生する音響波を変換素子により変換して形成されたアナログ電気信号を測定した。図３Ｂは、それらの波長毎における照射前後でのアナログ電気信号の減少量を測定し、その減少量をその光の照射エネルギー量で規格化し、比較したものである。その結果、ＩＣＧの吸収スペクトル（黒線）とアナログ電気信号の減少量（白丸）は重なり合う傾向にあることが確認された。光源２は、この場合、造影剤１４の光退色を行うに当たり、造影剤１４の吸収極大付近の波長のレーザ光を照射可能なものが好ましいことが示された。なお、吸収極大での波長は、吸収極大波長とも称する。

図３Ｃは、実施例４における光３０の照射前後のデジタル電気信号の変化を示す図である。図３Ｃは、上記調整して構成されるＩＣＧ水溶液のサンプルに対して、波長が７８０ｎｍであり、光退色させるためのパルス光を照射した場合の、その光３０の照射前後において光音響測定で取得したデジタル電気信号の変化を示すものである。本図から、光退色させるためのレーザ光の照射により、その前後で取得されるデジタル電気信号が減少する
ことを確認した。本図では、光３０の照射前のデジタル電気信号の振動中心からの振幅は、照射後のそれよりも大きいものである。なお、デジタル電気信号に変換する前のアナログ電気信号についても同様のことが言える。

＜実施例５＞
図４は、本発明の実施の形態に係る光音響装置の実施例５を示すブロック図であり、図１に対応する部分には同一の番号を付して必要のない限り説明を省略する。また実施例１と類似する構成については四百番台の番号を付すとともにその十の位および一の位に共通番号を付して、必要のない限り説明を省略する。実施例５の光音響装置４００（以下「装置４００」と略称する）は、光４および光３０の発生源をそれぞれ光源４０２と光源４０１とに分けた点が装置１００と異なるものである。光源４０２は、光４のみを射出するものであり、光源４０１は、光３０のみを射出するものである。照射部４０８は、被検体２０の側面から照射するものである。これにより、装置１００により光３０が照射されるときに比べて、被検体２０に対してその深さ方向（Ｚ方向）にムラなくかつ全体的に照射光４１１を照射できる。このため、造影剤１４は、被検体２０に対する深さ方向についてまんべんなく光退色される。照射光４１１は、照射部８と同様な構成の照射部４０８により、光３０が広げられて形成されるものである。照射部４０８は、また、被検体２０の側面に沿ってＺ方向に移動可能に構成しても良い。これにより、光３０から形成される光４１１を、被検体２０に対してよりムラなくかつ全体的に照射可能である。また、照射部４０８、照射部４１０、並びに探触子２２を移動可能にすることで、より高精度に光音響測定および光退色を行うことが可能である。照射部４０８は、また、被検体２０の周囲に沿って、円を描くように移動しながら連続的に或いは断続的に光４１１を照射するようにしても良い。そして、光４１１が、被検体２０の周囲全体に照射されるようにしても良い。これにより、造影剤１４の光退色の効率が上がり、より高精度に光音響測定および光退色を行うことが可能である。なお、装置４００は、照射部４０８と被検体２０との相対移動を行いながら、上記の処理を行うようにしても良い。その他は、装置１００と同様である。

＜実施例６＞
図５は、本発明の実施の形態に係る光音響装置の実施例６を示すブロック図であり、図１に対応する部分には同一の番号を付して必要のない限り説明を省略する。また実施例１と類似する構成については五百番台の番号を付すとともにその十の位および一の位に共通番号を付して、必要のない限り説明を省略する。なお、図５の５２２として示される探触子は、図６の切断線ＡＡ’での切断部端面を示すものである。本実施例の光音響装置５００（以下、「装置５００」と略称する）は、探触子５２２の構成に特徴を有する。探触子５２２は、複数の変換素子５３２、保持体５３４を有する。保持体５３４は、略球冠形状に形成されており、その略球冠形状に沿って複数の変換素子５３２を保持している。変換素子５３２は、それぞれ最も受信感度の高い方向が集中するように保持されている。本実施例では、複数の変換素子５３２のそれぞれの最も受信感度の高い方向は、保持体５３４の略球冠形状の曲率中心を含む領域に向かうものである。変換素子５３２のアナログ電気信号の出力端は、それぞれ信号配線と接続されている。変換素子５３２のそれぞれが出力したアナログ電気信号は、それぞれ信号配線が共通接続されて構成される信号線５３６により合成されるとともに、その信号線５３６を介して信号収集部２４へと送出される。その後の信号処理等は各実施例と同様である。しかしこれに限られず、変換素子５３２のそれぞれが出力したアナログ電気信号は、それぞれ信号配線が共通接続されて構成される信号線５３６により合成されずにパラレルに別々の信号として各別に信号収集部２４へと送出されるようにしても良い。

照射部５０８は、保持体５０８の中心に保持されることにより探触子５２２と一体化して構成されている。照射部５０８は、被検体２０に対して実施例１とは逆方向に光１０を照射する。すなわち、実施例１では、照射部８は、探触子２２に向かう方向（図１のＺ方
向）に光を照射するが、本実施例では、照射部５０８は、探触子５２２側から光を照射する（図５の−Ｚ方向に光を照射する）ものである。駆動装置すなわち位置制御部５３８は、探触子５２２を移動させるものである。位置制御部５３８は、例えば、探触子５２２を螺旋状に移動させるようにし、照射部５０８は、その螺旋移動により自身が移動する螺旋軌道上の位置であって、光を照射するための任意の位置で光１０を照射するようにしても良い。探触子５２２と一体化されている照射部５０８は、この場合、位置制御部５３８による螺旋移動に伴って音響波受信位置（光照射位置）毎に光１０を照射しても良い。変換素子５３２は、この照射に基づく音響波を受信してアナログ電気信号に変換して信号収集部２４に送出するようにしても良い。これにより、探触子５２２と被検体２０との間に音響マッチング液が設けられているとき、探触子５２２の移動に起因する音響マッチング液の揺れに基づく音響波ノイズを低減可能に構成できる。

図６は、上記本発明の実施例６の探触子５２２および照射部５０８を示す被検体２０側から見た平面図である。図５に対応する部分には同一の番号を付して必要のない限り説明を省略する。図６において、探触子５２２では、変換素子５３２が同心円状に配列されて構成されている。しかしこれに限られず、探触子５２２では、変換素子５３２がらせん状に配列されても良い。照射部５０８は、変換素子５３２の同心円の中心部に設けられても良い。照射部５０８の光の射出端も円形状であるが、これに限られず、種々の形状が適用できる。これにより、被検体２０からの音響波を効率よく受信可能に構成できる。

＜実施例７＞
図７は、実施例７における１回目の光音響測定に基づく画像、２回目の光音響測定に基づく画像、およびその差分の画像を示す図である。
造影剤１４は、滅菌水にＩＣＧを終濃度１ｍＭとなるように溶解させ、調製したものである。吸収体１２は、マウスから採血した血液と滅菌水を体積比で１：１となるように混合させ、調製したものである。吸収体１６は、マウスから採血した血液と前記造影剤１４を体積比で１：１となるように混合させ、調製したものである。
装置１００は、２０Ｈｚ、約７ナノ秒のパルス幅の光４が照射されるものを使用した。測定容器は、容量１．５ｍｌのマイクロチューブで、サンプル容量は約１００μｌであった。
装置１００の操作者は、吸収体１２および吸収体１６の１回目の光音響測定を実施し、再構成画像を得た。次に、吸収体１２および吸収体１６は、光３０を１０分間照射されるようにした。引き続いて、装置１００の操作者は、吸収体１２および吸収体１６の２回目の光音響測定を実施し、再構成画像を得た。最後に操作者は、１回目の光音響測定に基づく画像と、２回目の光音響測定に基づく画像からＯｓｉｒｉｘ Ｓｏｆｔｗａｒｅ（オープンソース）を用いて差分画像を作製した。
図７Ａは、この結果、吸収体１２（血液のみ）では退色がほとんど起こらないため、１回目と２回目の光音響測定に基づく画像での差分はほとんど観察できないことを示すものである。一方で、図７Ｂは、吸収体１６（血液と造影剤１４の混合体）では造影剤１４が退色するため、造影剤１４の光退色量に応じた差分画像の輝度値が観察できることを示すものである。
よって、造影剤１４と血液が混在する場合においても、造影剤１４と血液からの光音響信号を区別できることが示された。

以上の各実施例では、造影剤１４（ＩＣＧ等）がレーザ光等の照射によって光退色すると、造影剤１４の吸収係数が低下するため、その後の光音響測定により取得されるデジタル電気信号は減少する。一方で、ヘモグロビン等の吸収体１２の吸収係数は、レーザ光照射に関わらず変化しないため、その後取得されるデジタル電気信号は変化しない。各実施例の光音響装置は、１回目の光音響測定と２回目の光音響測定の間に光退色のためのレーザ光照射を行うものである。そして、１回目のＰＡＴ撮像情報（画像信号）と２回目のＰ
ＡＴ撮像情報（画像信号）との差分を得ることで、光退色前後での造影剤１４からのデジタル電気信号から、その減少量に基づくデータを取得することができる。つまり、各実施例の光音響装置によってヘモグロビン等の吸収体１２由来のデジタル電気信号と造影剤１４由来のデジタル電気信号とを区別できるものである。これにより、造影剤１４が存在する部位である例えば癌を有する部位を特定可能である。例えば、癌は、癌でない部位に比べてより多くの酸素を必要とするため、自身が新たに形成する新生血管により、より多くの血液を取り込むことでより多くの造影剤１４を取り込むものだからである。

本発明の種々の特徴の実施は上記に説明した実施例に限るものではない。例えば、実施例６の探触子５２２はステップ移動させるようにしても良いし、各実施例の光音響装置は、造影剤１４を保持する注入部を有するようにして、この注入部から自動的に被検体２０に造影剤１４を注入するようにしても良い。

＜その他の実施形態＞
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。

２ 光源、８ 照射部、２２ 受信部、２６ 信号処理部

Claims (15)

1. 第１および第２の光を発生する光源と、
   造影剤を含有する被検体に前記光源からの前記第１の光を照射することで前記被検体から第１の音響波を発生させた後、前記造影剤を含有する前記被検体に前記光源からの前記第２の光を照射することで前記被検体内の前記造影剤を退色させるとともに、前記造影剤を退色させた後、前記被検体に前記光源からの前記第１の光を照射することで前記被検体から第２の音響波を発生させる照射部と、
   前記第１の音響波を受信して第１の電気信号を出力するとともに、前記第２の音響波を受信して第２の電気信号を出力する受信部と、
   前記第１の電気信号に基づいて前記被検体の第１の特性情報を取得するとともに、前記第２の電気信号に基づいて前記被検体の第２の特性情報を取得する取得部と、
   を有する光音響装置。
2. 前記取得部は前記第１の電気信号に基づいて画像信号を形成することにより前記第１の特性情報である第１の画像信号を取得するとともに、前記第２の電気信号に基づいて画像信号を形成することにより前記第２の特性情報である第２の画像信号を取得する請求項１に記載の光音響装置。
3. 前記取得部は前記第１および第２の画像信号に基づいて前記第１の画像信号のうち退色する前の前記造影剤から発生した音響波に起因する信号成分に基づく第３の画像信号をさらに取得する請求項２に記載の光音響装置。
4. 前記取得部は前記第１の画像信号と前記第２の画像信号との差異に基づいて前記第３の画像信号を取得する請求項３に記載の光音響装置。
5. 前記取得部は前記第１の画像信号の画像特徴量と前記第２の画像信号の画像特徴量との比較演算を行うことにより前記第３の画像信号を取得する請求項４に記載の光音響装置。
6. 前記比較演算は差分演算である請求項５に記載の光音響装置。
7. 前記取得部は前記第１の画像信号の画像特徴量と前記第２の画像信号の画像特徴量との比に基づいて前記第３の画像信号を取得する請求項４に記載の光音響装置。
8. 前記照射部は前記第２の光を照射することにより、活性酸素種の発生および前記被検体における光照射部位の温度上昇のうち少なくとも一方を生じさせるものである請求項１乃至７のいずれか１項に記載の光音響装置。
9. 前記第２の光の波長は前記造影剤の極大吸収波長より５０ｎｍだけ短い波長から前記極大吸収波長より５０ｎｍだけ長い波長までの範囲内の波長である請求項１乃至８のいずれか１項に記載の光音響装置。
10. 前記第２の光はパルス光であり、
    前記第２の光のパルス間隔は前記造影剤の三重項励起状態緩和時間よりも短い時間である請求項１乃至９のいずれか１項に記載の光音響装置。
11. 前記第２の光のパルス間隔は０．７ミリ秒以下である請求項１０に記載の光音響装置。
12. 前記第２の光のパルス幅の値をτとするとともに前記第２の光の周波数の値をｆとすると、前記τおよびｆが下記式（ＩＩ）を満たす請求項１０または１１に記載の光音響装置
    。
    （１−τ・ｆ）／ｆ＜７×１０^−４ ・・・（式ＩＩ）
13. 前記受信部は前記第１及び第２の音響波を受信してそれぞれ前記第１及び第２の電気信号を出力する複数の変換素子と、前記複数の変換素子を保持するとともに略球冠形状の保持体とを有し、
    前記照射部は前記受信部と一体化される請求項１乃至１２のいずれか１項に記載の光音響装置。
14. 前記取得部は前記第１及び第２の電気信号をデジタル変換することによりそれぞれ第１および第２のデジタル電気信号を生成するとともに、前記第１および第２のデジタル電気信号に基づいてそれぞれ前記第１及び第２の特性情報を取得し、
    前記第２の光が前記被検体に照射されることにより前記被検体の温度が上昇するときに、前記被検体の温度が上昇しないときの前記第２のデジタル電気信号または前記第２の特性情報の値に近づくように、前記第２の光の照射による前記被検体の温度の上昇量に基づいてそれぞれ前記第２のデジタル電気信号または前記第２の特性情報を補正する温度補正部をさらに有する請求項１乃至１３のいずれか１項に記載の光音響装置。
15. 前記温度補正部は前記第２のデジタル電気信号または前記第２の特性情報を補正するにあたり、照射された前記第２の光のエネルギー量に基づいた前記被検体の温度上昇により変化した前記被検体の音速および体積膨張係数を前記温度上昇がないときの前記被検体の音速および体積膨張係数に近づくように補正する請求項１４に記載の光音響装置。

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