JP2018202089A - 光音響装置および被検体情報取得方法 - Google Patents

光音響装置および被検体情報取得方法 Download PDF

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Abstract

【課題】光音響装置において光源の選択自由度を広げる。【解決手段】被検体に複数の波長の光を同時、または異なる時刻に照射する光源と、前記照射された光に起因して前記被検体で発生した音響波を受信し、電気信号に変換する音響波検出手段と、前記電気信号に少なくとも基づいて、前記被検体の特性情報を取得する信号処理手段と、を有する。【選択図】図２

Description

本発明は、光音響効果を利用して被検体の情報を取得する装置に関する。
近年、医療分野において、被検体内の構造情報や、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。
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、被検体内の特性情報を取得することができる。
光音響装置においても、超音波診断装置と同様に、ハンドヘルド型のプローブを用いて容易に観察部位にアクセスできる装置が研究および開発されている。
特許文献１には、オキシヘモグロビンとデオキシヘモグロビンの吸収係数が等しい第１の波長の光と、第１の波長とは異なる第２の波長の光を個別に照射して、血管位置（構造情報）と生体特性分布（機能情報）を求める光音響装置が開示されている。
また、特許文献２には、第１の波長の光と第２の波長の光をそれぞれ被検体に複数回照射し、得られた光音響信号を波長毎に加算することによって、Ｓ／Ｎ比を向上させる方法が開示されている。
特開２０１５−１４２７４０号公報 特開２０１７−００６１６１号公報
光音響装置によって酸素飽和度などの機能情報を取得する場合、オキシヘモグロビンとデオキシヘモグロビンにそれぞれ吸収されやすい複数波長の光を被検体に照射する必要がある。また、血管構造などの構造情報を取得する場合、照射する光の波長は、オキシヘモグロビンとデオキシヘモグロビンに対する吸収係数が等しい波長であることが好ましい。
このように、光音響装置においては、所望の情報を得るために、所定の波長の光を発生させられる光源が必要となる。しかしながら、波長が限定されるということは、光源の選択肢が狭まることを意味する。特に、ハンドヘルド型のプローブのように小型の装置の場合、小型な光源である半導体レーザや発光ダイオード等の半導体発光素子を用いる場合がある。しかし、前述の所定の波長を出射する半導体発光素子が、必ずしも必要な光出力を得られるものではない。すなわち、射出する光の波長の制約があるため、光出力を優先して光源を選択することができない場合があるという問題があった。
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、光音響装置において光源の選択自由度を広げることを目的とする。
本発明の第一の形態に係る光音響装置は、
被検体に複数の波長の光を同時に照射する光源と、前記被検体に前記複数の波長の光が同時に照射されることに起因して発生した音響波を受信し、電気信号に変換する音響波検出手段と、前記電気信号に少なくとも基づいて、前記被検体の特性情報を取得する信号処理手段と、を有することを特徴とする。
また、本発明の第二の形態に係る光音響装置は、
被検体に複数の波長の光をそれぞれ異なる時刻に照射する光源と、前記被検体に前記複数の波長の光のそれぞれが照射されることに起因して発生した複数の音響波を複数の電気信号に変換する音響波検出手段と、前記複数の電気信号を合成して取得される合成電気信号に少なくとも基づいて、前記被検体の特性情報を取得する信号処理手段と、を有することを特徴とする。
また、本発明の第一の形態に係る被検体情報取得方法は、
被検体に複数の波長の光を同時に照射する照射ステップと、前記被検体に前記複数の波長の光が同時に照射されることに起因して発生した音響波を受信し、電気信号に変換する音響波検出ステップと、少なくとも前記電気信号に基づいて、前記被検体の特性情報を取得する信号処理ステップと、を含むことを特徴とする。
また、本発明の第二の形態に係る被検体情報取得方法は、
被検体に複数の波長の光をそれぞれ異なる時刻に照射する照射ステップと、前記被検体に前記複数の波長の光のそれぞれが照射されることに起因して発生した複数の音響波を複数の電気信号に変換する音響波検出ステップと、前記複数の電気信号を合成して取得される合成電気信号に少なくとも基づいて、前記被検体の特性情報を取得する信号処理ステップと、を含むことを特徴とする。
また、本発明の第三の形態に係る光音響装置は、
被検体に複数の波長の光を照射可能な光源と、照射された光に起因して前記被検体で発生した音響波を受信し、電気信号に変換する音響波検出手段と、前記電気信号に基づいて、前記複数の波長のいずれとも異なる基準波長の光を前記被検体に照射した場合に得られる音響波に基づく光音響データと等価な光音響データを生成する信号処理手段と、を有することを特徴とする。
本発明によれば、光音響装置において光源の選択自由度を広げることができる。
オキシヘモグロビンとデオキシヘモグロビンの吸収係数を示すグラフ。 オキシヘモグロビンとデオキシヘモグロビンの吸収係数を示すグラフ。 オキシヘモグロビンとデオキシヘモグロビンの吸収係数を示すグラフ。 第一の実施形態に係る光音響装置のブロック図。 第一の実施形態に係るプローブの構造を説明する図。 第一の実施形態に係るコンピュータの構成図。 第一の実施形態におけるタイミング図。 第二の実施形態におけるタイミング図。 オキシヘモグロビンとデオキシヘモグロビンの吸収係数を示すグラフ。 第三の実施形態におけるタイミング図。
以下に図面を参照しつつ、本発明の実施形態について説明する。ただし、以下に記載さ
れている構成部品の寸法、材質、形状およびそれらの相対配置などは、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る。よって、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。
本発明は、被検体から伝搬する音響波を検出し、被検体内部の特性情報を生成し、取得する技術に関する。よって本発明は、光音響装置（被検体情報取得装置）またはその制御方法、あるいは被検体情報取得方法として捉えられる。本発明はまた、これらの方法をＣＰＵやメモリ等のハードウェア資源を備える情報処理装置に実行させるプログラムや、そのプログラムを格納した、コンピュータにより読み取り可能な非一時的な記憶媒体としても捉えられる。
本発明に係る光音響装置（被検体情報取得装置）は、被検体に光（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、被検体の特性情報を画像データとして取得する光音響効果を利用した装置である。この場合、特性情報とは、光音響波を受信することにより得られる受信信号を用いて生成される、被検体内の複数位置のそれぞれに対応する特性値の情報である。
光音響測定により取得される特性情報は、光エネルギーの吸収率を反映した値である。例えば、光照射によって生じた音響波の発生源、被検体内の初期音圧、あるいは初期音圧から導かれる光エネルギー吸収密度や吸収係数、組織を構成する物質の濃度を含む。
また、物質濃度としてオキシヘモグロビン濃度とデオキシヘモグロビン濃度を求めることにより、酸素飽和度分布を算出できる。また、グルコース濃度、コラーゲン濃度、メラニン濃度、脂肪や水の体積分率なども求められる。さらには、体内に投与された造影剤等、光の吸収スペクトルが特徴的な物質も対象として挙げられる。
被検体内の各位置の特性情報に基づいて、二次元または三次元の特性情報分布が得られる。分布データは画像データとして生成され得る。特性情報は、数値データとしてではなく、被検体内の各位置の分布情報として求めてもよい。すなわち、初期音圧分布、エネルギー吸収密度分布、吸収係数分布や酸素飽和度分布などの分布情報である。
本明細書における音響波とは、典型的には超音波であり、音波、光音響波と呼ばれる弾性波を含む。探触子等により音響波から変換された電気信号を音響信号とも呼ぶ。ただし、本明細書における超音波または音響波という記載には、それらの弾性波の波長を限定する意図はない。光音響効果により発生した音響波は、光音響波または光超音波と呼ばれる。光音響波に由来する電気信号を光音響信号とも呼ぶ。なお、本明細書において、光音響信号とは、アナログ信号とデジタル信号の双方を含む概念である。分布データは、光音響画像データや再構成画像データとも呼ばれる。
本発明は、所望の波長の光を照射することで発生する光音響波に基づく光音響信号を取得する代わりに、所望の波長とは異なる複数の波長で光の照射を行い、発生した光音響信号に基づいて、所望の光音響信号と等価な信号を得ることを要旨とした発明である。
なお、等価とは、必ずしも同一である必要はない。生体診断において問題とならない程度の差異であれば、等価とみなすことができる。
なお、被検体に照射する光の光源がレーザである場合、本実施形態における「波長」は、ピーク波長や発振波長とすることができる。また、レーザダイオード（ＬＥＤ）のように、レーザに比べて広い波長帯域の光を射出する光源を用いる場合、「波長」は中心波長とすることができる。
（実施形態の概要）
本発明の実施形態に係る光音響装置は、被検体に複数の波長の光を同時に照射する光源
と、被検体に複数の波長の光が同時に照射されることに起因して発生した音響波を受信し、電気信号に変換する音響波検出手段を有する。そして、音響波から変換して出力された電気信号に少なくとも基づいて、被検体の特性情報を取得する信号処理手段と、を有することを特徴とする。
ここで、被検体が、吸収係数の波長依存性が互いに異なる複数の光吸収体を含むとする。複数の光吸収体のそれぞれの吸収係数が等しくなる波長を基準波長としたときに、この基準波長の光を照射することで、被検体に含まれる光吸収体の分布情報等が得られ、被検体の特性情報が得られる。本実施形態では、上記複数の波長として、基準波長と異なる波長を選ぶ。具体的には、被検体が、吸収係数の波長依存性が互いに異なる第一の光吸収体と第二の光吸収体を含む場合、以下の条件を満たす複数の波長を選ぶ。
すなわち、複数の波長のそれぞれにおける第一の光吸収体の吸収係数の合計と、第二の光吸収体の吸収係数の合計との比（第一の比）が、基準波長における第一の光吸収体の吸収係数と、第二の光吸収体の吸収係数との比（第二の比）と等しくなる波長の組み合わせである。このような複数の波長を選ぶことで、基準波長を被検体に照射して得られる光音響データと等価な光音響データを得られる。
また、複数の波長のそれぞれにおける第一の光吸収体の吸収係数の合計と、第二の光吸収体の吸収係数の合計との比（第一の比）と、基準波長における第一の光吸収体の吸収係数と、第二の光吸収体の吸収係数との比（第二の比）との差異があってもよい。この場合は、その差異を補正する補正手段を用いる。例えば、複数の波長の光のそれぞれの照射時間の合計をそれぞれ調整することや、複数の波長の光のそれぞれの照射光量を、それぞれ調整することで、基準波長を被検体に照射して得られる光音響データと等価な光音響データ（電気信号）を得る。
被検体に複数の波長の光を同時にしない場合は、以下のような光音響装置を用いることができる。すなわち、被検体に複数の波長の光をそれぞれ異なる時刻に照射する光源と、被検体に前記複数の波長の光のそれぞれが照射されることに起因して発生した複数の音響波を複数の電気信号に変換する音響波検出手段とを有する光音響装置である。そして、複数の電気信号を合成して取得される合成電気信号に少なくとも基づいて、被検体の特性情報を取得する信号処理手段と、を有することを特徴とする。つまり、複数の波長の光が互いに異なる時刻に照射された場合であっても、それぞれに対応した電気信号を合成すれば、同時に照射した場合と等価な光音響データ（電気信号）を得ることができる。なお、合成電気信号は、複数の電気信号の加算平均の処理を行うことで取得されることが好ましい。
以下では、上記実施形態の概要で説明した装置構成について詳細に説明する。また、光吸収体として、オキシヘモグロビンとデオキシヘモグロビンを例に説明する。
（第一の実施形態）
<装置の概要>
本発明の実施形態に係る光音響装置が解決する課題について、図１Ａ〜図１Ｃを参照しながら説明する。
図１Ａは、被検体に照射する光の波長と、被検体内にある光吸収体における吸収係数との関係を示した図である。なお、図中におけるＣ１は、オキシヘモグロビン（酸化ヘモグロビン）の吸収係数を表し、Ｃ２は、デオキシヘモグロビン（還元ヘモグロビン）の吸収係数を表す。
図からも分かるように、波長λ0（約７９５ｎｍ）において、オキシヘモグロビンとデ
オキシヘモグロビンの吸収係数が等しくなる。よって、波長λ0を持つ光を被検体に照射
して光音響信号を取得することで、血管（動脈および静脈）の構造情報を精度よく得ることができる。
第一の実施形態では、波長λ0を持つ光源を用いずに、波長λ0の光を被検体に照射して得られる光音響信号と等価な信号を取得する。
第一の実施形態では、波長λ0を所望波長（基準波長）と称する。そして、後述するよ
うに、所望波長と異なる複数の波長の光を、光源から発生させることによって、所望波長の光を照射することで得られる光音響信号（以下、所望信号）と等価な光音響信号を得る。なお、測定対象がオキシヘモグロビンとデオキシヘモグロビンの場合、基準波長は、各々の吸収係数が等しくなる波長、例えば、７９０ｎｍから８００ｎｍとすることができる。
図１Ａにおいて、波長λ1と波長λ2は、所望波長と異なる波長であり、それぞれオキシヘモグロビンとデオキシヘモグロビンの吸収係数の大小が反転している。本実施形態では、波長λ1のオキシヘモグロビンの吸収係数が、波長λ2のデオキシヘモグロビンの吸収係数と等しく、波長λ1のデオキシヘモグロビンの吸収係数が、波長λ2のオキシヘモグロビンの吸収係数と等しい二つの波長を選択するものとする。
例えば、波長λ1を７７２ｎｍ、波長λ2を９４５ｎｍとする。二つの波長の光を同じ出力で同時に被検体に照射した場合、オキシヘモグロビンに起因して発生する光音響波の音圧は、オキシヘモグロビンの波長λ1における吸収係数と、オキシヘモグロビンの波長λ2における吸収係数の合計値に応じた値となる。また、デオキシヘモグロビンに起因して発生する光音響波の音圧は、デオキシヘモグロビンの波長λ1における吸収係数と、デオキ
シヘモグロビンの波長λ2における吸収係数の合計値に応じた値となる。
すなわち、波長λ1とλ2の光を同時に照射して音響波を取得することで、波長λ0の光
を照射した場合に発生する光音響信号（所望信号）と等価な光音響信号を得ることができる。
なお、本例では、所望波長として、オキシヘモグロビンとデオキシヘモグロビンの吸収係数が同じである波長（λ0）を挙げたが、所望波長は他の波長であってもよい。この場
合も、波長λ0と同様に、所望波長とは異なる複数の波長を持つ光を同時に照射すること
で、所望信号と等価な光音響信号を得ることができる。
また、本例では、所望波長と異なる複数の波長として、波長λ1およびλ2を挙げたが、これ以外の波長の組み合わせを用いることもできる。例えば、図１Ｂに示したように、波長λ3およびλ4を選択してもよい。図１Ｂの例では、波長λ3は７８３ｎｍであり、波長
λ4は８２４ｎｍである。本例でも、波長λ3におけるオキシヘモグロビンの吸収係数が、波長λ4におけるデオキシヘモグロビンの吸収係数と等しく、波長λ3におけるデオキシヘモグロビンの吸収係数が、波長λ4におけるオキシヘモグロビンの吸収係数と等しいとい
う関係がある。
このような関係を満たす波長を選択することで、所望波長の光を照射して得られる所望信号と等価な光音響信号を得ることができる。
さらに、所望波長λ0と異なる波長として、３つの波長を選択してもよい。
図１Ｃにおいて、波長λ5は７６０ｎｍ、波長λ6は８５０ｎｍ、波長λ7は９５０ｎｍ
である。本例では、オキシヘモグロビンの波長λ5における吸収係数と、波長λ6における吸収係数と、波長λ7における吸収係数の和が、デオキシヘモグロビンの波長λ5における吸収係数と、波長λ6における吸収係数と、波長λ7における吸収係数の和と等しい。
ここで、三つの波長の光を同じ出力で同時に照射した場合、オキシヘモグロビンに起因
して発生する光音響波の音圧は、オキシヘモグロビンの波長λ5における吸収係数と、波
長λ6における吸収係数と、波長λ7における吸収係数の合計値に応じた値となる。同様に、デオキシヘモグロビンに起因して発生する光音響波の音圧は、デオキシヘモグロビンの波長λ5における吸収係数と、波長λ6における吸収係数と、波長λ7における吸収係数の
合計値に応じた値となる。
第一の実施形態では、このように、複数の光源から、所望波長と異なる波長の光を同時に照射することにより、所望波長と同等の光音響信号を得ることができる。
なお、複数の光源を発光させるタイミングは、以下の条件を満たすことが好ましい。
複数の光源から同時に光が照射されない場合、対応する光音響波もそれぞれ異なった時刻に発生する。そして、ずれた時刻にそれぞれ発生した光音響波が合成され、光音響信号に変換される。すなわち、得られた光音響信号は、ローパスフィルタを通過したような、なまった波形となる。このような波形のなまりは、受信部の周波数帯域と同等かそれ以上であれば目立たない。すなわち、受信部の周波数帯域をｆｃとした場合に、下記の式（１）を満たす時間Ｔｄ内に複数の光源を発光させれば、所望波長と同等の光音響信号を得ることができる。
Ｔｄ≦１／ｆｃ ・・・式（１）
また、より良好な光音響信号を得るためには、下記の式（２）を満たす時間Ｔｄ内に複数の光源を発光させるとよい。
Ｔｄ≦１／（２×ｆｃ） ・・・式（２）
ここで、ｆｃは、受信部の中心周波数の感度に対して３ｄＢ低下した高域側の周波数であるものとする。
また、さらに良好な音響信号を得るためには、Ａ／Ｄ変換されたデジタル信号列自体にローパスフィルタがかからないように、Ａ／Ｄ変換レートの周期よりもＴｄを小さくすることが好ましい。
上記Ｔｄ以下の時間差で発光して得られた光音響信号は、所望波長を被検体に照射して得られた光音響信号と同等となるため、本実施形態では、光を同時に照射するという動作は、Ｔｄ以下の時間差で光を照射する場合も含む。
このように、第一の実施形態では、所望波長におけるオキシヘモグロビンとデオキシヘモグロビンの吸収係数の和と、照射する光の波長におけるオキシヘモグロビンとデオキシヘモグロビンの吸収係数の和が等しくなるような、複数の波長を選択する。
この結果、所望波長を照射した場合に得られる光音響信号と等価な光音響信号を得ることができる。
<装置構成>
以下、図２を参照して、第一の実施形態に係る光音響装置の構成を説明する。第一の実施形態に係る光音響装置は、プローブ１８０、信号収集部１４０、コンピュータ１５０、表示部１６０、入力部１７０を有して構成される。プローブ１８０は、光源部２００、ドライバ部２１０、受信部１２０を含む。コンピュータ１５０は、演算部１５１、記憶部１５２、制御部１５３を含む。
ここで、被検体に対する測定方法の概要について説明する。
まず、光源部２００が、パルス光を被検体１００に照射する。本実施形態では、光源部２００に、異なる波長の光をそれぞれ照射可能な複数の半導体発光素子を実装する。例えば、波長λ1に対応する光源として、７７２ｎｍのレーザダイオードを１６個、波長λ2に対応する光源として、９４５ｎｍのレーザダイオードを１６個、プローブ１８０に実装する。
光源部２００が有する複数の半導体発光素子の発光は、ドライバ部２１０によって制御される。ドライバ部２１０は、照射モードとして、波長λ1とλ2に対応する光源を同時に点灯するモード、波長λ1に対応する光源のみを点灯するモード、波長λ2に対応する光源のみを同時に点灯するモードの３つのモードを有している。本明細書では、それぞれ、モードλ1・λ2、モードλ1、モードλ2と称する。
前述したように、モードλ1・λ2では、波長λ0の光を照射した場合と等価な光音響信
号を得ることができる。そのため、血管などの構造情報を取得する場合、モードλ1・λ2を用いることが好ましい。
また、機能情報である酸素飽和度を得る場合、モードλ1・λ2と、モードλ1、モード
λ2のうちの一つ以上のモードで光音響信号を得ることで、オキシヘモグロビンとデオキ
シヘモグロビンの吸収係数の差を求めることができる。構造情報や機能情報を取得する方法については公知であるため、詳細な説明は省略する。
被検体に対する測定を行う場合、光源部２００が有する半導体発光素子が複数回発光し、パルス光を被検体１００に照射する。受信部１２０は、各々の発光における被検体１００から発生した光音響波を受信して、アナログの電気信号（光音響信号）を出力する。信号収集部１４０は、受信部１２０から出力されたアナログ信号をデジタル信号に変換し、コンピュータ１５０に出力する。
コンピュータ１５０は、演算部１５１、記憶部１５２、制御部１５３を用いて、各々の発光における信号収集部１４０から出力されたデジタル信号を合成し、光音響波に由来する合成電気信号（光音響信号）として記憶部１５２に記憶する。なお、合成とは、単純な加算に限らず、重みづけ加算、加算平均、移動平均などを含む。以下では主に加算平均を例にとって説明するが、加算平均以外の合成方法を適用することもできる。コンピュータ１５０は、記憶部１５２に記憶されたデジタル信号に対して再構成処理などを行い、光音響データ（光音響画像データ）を生成する。
生成された光音響画像データは、表示部１６０にて表示される。
続いて、各構成要素の詳細について説明する。
<プローブ１８０>
図３は、本実施形態に係るプローブ１８０の模式図である。プローブ１８０は、光源部２００、ドライバ部２１０、ハウジング１８１を含む。
ハウジング１８１は、光源部２００、ドライバ部２１０、受信部１２０を収納する筺体である。ユーザは、ハウジング１８１を把持することにより、プローブ１８０をハンドヘルド型プローブとして利用できる。
光源部２００は、前述したように、複数の波長のそれぞれに対応する複数の半導体発光素子を実装して実現する。本実施形態では、波長λ1に対応する光源として、７７２ｎｍ
のレーザダイオードを１６個、波長λ2に対応する光源として、９４５ｎｍのレーザダイ
オードを１６個、プローブ１８０に実装する。なお、図３では、図面を簡単化するために、各８個のレーザダイオード（２００ａ〜２００ｐ）を実装している例を示す。なお、図中のＸＹＺ軸は、プローブを静置した場合の座標軸を示すものであり、プローブ使用時の向きを限定するものではない。
図３に示すプローブ１８０は、ケーブル１８２を介して、信号収集部１４０と接続されている。ケーブル１８２は、光源部２００に電力を供給する配線や、発光制御信号を伝送する配線、受信部１２０から出力されたアナログ信号を信号収集部１４０に出力する配線などを含む（いずれも不図示）。なお、ケーブル１８２にコネクタを設け、プローブ１８
０を脱着可能な構成としてもよい。
<光源部２００>
光源部２００は、被検体１００に照射する光を発生させる手段である。
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。照射のタイミング、波形、強度等は不図示の光源制御部によって制御される。この光源制御部は、光源と一体化されていてもよい。
また、酸素飽和度などの物質濃度を取得する場合、複数の波長を出力できる光源を利用することが好ましい。また、光源部２００をプローブ内に実装する場合、図３に示したような、半導体レーザや発光ダイオード等の半導体発光素子を用いることが好ましい。
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１０ナノ〜１マイクロ秒程度が好適である。また、パルス光の波長は、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、被検体が生体の場合、４００ｎｍ以上１６００ｎｍ以下であることが望ましい。もちろん、画像化したい光吸収体の光吸収特性に応じて波長を決定してもよい。
なお、血管を高解像度でイメージングする場合は、血管での吸収が大きい波長（４００ｎｍ以上、８００ｎｍ以下）を用いてもよい。また、生体の深部をイメージングする場合は、生体の背景組織（水や脂肪など）において吸収が少ない波長（７００ｎｍ以上、１１００ｎｍ以下）の光を用いてもよい。
本実施形態では、血管の構造情報が取得でき、被検体の深部まで届く９７５ｎｍの波長を所望波長とする。もちろん、所望波長として他の波長を選択してもよい。
本実施形態では、半導体発光素子として、波長λ1のレーザダイオードと波長λ2のレーザダイオードを各１６個配置する。
図３では、わかりやすくするため、各波長のレーザダイオードを８個ずつ（２００ａ〜２００ｐ）グループ分けして実装している。波長λ1のレーザダイオード（２００ａ〜２
００ｈ）と波長λ2のレーザダイオード（２００ｉ〜２００ｐ）は、受信部１２０を挟ん
で対向している。
各々のレーザダイオードは、モードλ1・λ2において、照射される光量の分布が画像領域内でほぼ同じになるように、受信部１２０の最大感度方向に向けて実装される。すなわち、図３に示した様に波長λ1のレーザダイオード（２００ａ〜２００ｈ）と波長λ2のレーザダイオード（２００ｉ〜２００ｐ）は、受信部１２０の方向に向くように角度を付けて実装される。
なお、波長λ1のレーザダイオードと波長λ2のレーザダイオードの配置は、この配置に限定されない。また、波長λ1のレーザダイオードと波長λ2のレーザダイオードの個数についても、例示した個数に限定されない。被検体１００において、波長λ1の光と、波長
λ2の光がそれぞれ略等しい光量分布を形成するような配置であれば、例えば、交互に並
べるような配置であってもよい。
また、図３では、受信部１２０を挟んで光源を対向して配置したが、片側に光源を集めた配置としてもよい。さらに、より多くの半導体レーザを使用してもよい。
また、図３の例では、ディスクリート部品を並べた実装形態を示したが、半導体ウエハを切り出したダイを金属ベースに複数接着してもよい。この場合も、波長λ1の光による
光量分布と、波長λ2の光による光量分布がほぼ同じになるように、各波長のレーザダイ
オードを配置するとよい。
また、半導体発光素子の種類もレーザダイオードに限らない。例えば、発光ダイオードであってもよい。半導体発光素子の種類や個数は、必要な光量から決定することができる。
<受信部１２０>
受信部１２０は、パルス光に起因して発生する光音響波を受信して電気信号を出力するトランスデューサ（音響波検出素子）と、トランスデューサを支持する支持体と、からなるユニットである。
トランスデューサを構成する部材として例えば、圧電材料、静電容量型トランスデューサ（ＣＭＵＴ）、ファブリペロー干渉計を用いたトランスデューサなどが挙げられる。また、圧電材料として、例えば、ＰＺＴ（チタン酸ジルコン酸鉛）等の圧電セラミック材料や、ＰＶＤＦ（ポリフッ化ビニリデン）等の高分子圧電膜材料が挙げられる。
トランスデューサにより得られる電気信号は時間分解信号である。すなわち、得られた電気信号の振幅は、各時刻にトランスデューサで受信された音圧に基づく値（例えば、音圧に比例した値）となる。
なお、トランスデューサには、光音響波を構成する周波数成分（典型的には１００ＫＨｚから１０ＭＨｚ）を検出できるものを用いることが好ましい。また、支持体に複数のトランスデューサを並べて配置して、１Ｄアレイ、１．５Ｄアレイ、１．７５Ｄアレイ、または２Ｄアレイと呼ばれるような平面や曲面を形成してもよい。
また、受信部１２０が、トランスデューサから出力される時系列のアナログ信号を増幅する増幅器を備えてもよい。また、受信部１２０が、トランスデューサから出力される時系列のアナログ信号を時系列のデジタル信号に変換するＡ／Ｄ変換器を備えてもよい。すなわち、受信部１２０が信号収集部１４０を兼ねていてもよい。
なお、本実施形態では、ハンドヘルド型のプローブを例示したが、画像精度を向上させるためには、音響波を様々な角度から検出できるよう、被検体１００を全周囲から囲むようなトランスデューサを用いることが好ましい。また、全周囲を囲めないほど被検体１００が大きい場合は、半球状の支持体上にトランスデューサを配置してもよい。プローブがこのような形状の受信部を備える場合、プローブを被検体１００に対して機械的に相対移動させるようにしてもよい。プローブの移動には、ＸＹステージなどの機構を用いることができる。なお、トランスデューサの配置および数、ならびに支持体の形状は、上記に限定されず、被検体１００に応じて最適化すればよい。
受信部１２０と被検体１００との間には、光音響波を伝搬させる媒質（音響マッチング材）を配置するとよい。これにより、被検体１００とトランスデューサの界面における音響インピーダンスを整合させることができる。音響マッチング材として例えば、水、油、超音波ジェルなどがある。
また、本実施形態に係る光音響装置は、被検体１００を保持して形状を安定させる保持部材を備えていてもよい。保持部材としては光透過性と音響波透過性がともに高いものが好ましい。例えば、ポリメチルペンテンやポリエチレンテレフタレート、アクリルなどを利用できる。
なお、本実施形態に係る装置が、光音響画像に加えて、超音波を送受信することで超音波画像を生成する機能を有する場合、トランスデューサを、音響波を送信する送信手段として機能させてもよい。受信手段としてのトランスデューサと送信手段としてのトランスデューサは、共通であってもよいし、別々であってもよい。
<信号収集部１４０>
信号収集部１４０は、受信部１２０から出力されたアナログの電気信号を増幅するアン
プと、アンプから出力されたアナログ信号をデジタル信号に変換するＡ／Ｄ変換器とを含む。信号収集部１４０は、ＦＰＧＡ（Ｆｉｅｌｄ Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ Ｇａｔｅ
Ａｒｒａｙ）チップなどで構成されてもよい。
受信部１２０にアレイ状に配置された複数のトランスデューサが出力したアナログ信号は、各々に対応する複数のアンプにより増幅され、各々に対応する複数のＡ／Ｄ変換器でデジタル信号に変換される。Ａ／Ｄ変換のレートは、入力される信号の帯域の少なくとも２倍以上であることが好ましい。前述したように、光音響波を構成する周波数成分が１００ＫＨｚから１０ＭＨｚである場合、Ａ／Ｄ変換レートは２０ＭＨｚ以上、望ましくは４０ＭＨｚ以上となる。
信号収集部１４０は、発光制御信号を用いることにより、光照射のタイミングと信号収集処理のタイミングを同期させる。すなわち、発光時刻を基準にして、前述したＡ／Ｄ変換レートで、Ａ／Ｄ変換を開始し、アナログ信号をデジタル信号に変換する。その結果、Ａ／Ｄ変換レート分の１の間隔（Ａ／Ｄ変換クロックの周期）で、トランスデューサ毎にデジタル信号列が取得できる。信号収集部１４０は、Ｄａｔａ Ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ
Ｓｙｓｔｅｍ（ＤＡＳ）とも呼ばれる。
前述したように、信号収集部１４０は、プローブ１８０のハウジング１８１の内部に配置してもよい。このような構成とすることで、プローブ１８０とコンピュータ１５０との間の情報をデジタル信号で伝搬できるため、耐ノイズ性が向上する。また、アナログ信号を伝送する場合に比べ、配線数を少なくすることが可能となり、プローブ１８０の操作性が向上する。また、後述する加算平均も信号収集部１４０で行ってもよい。この場合ＦＰＧＡ等のハードウェアを用いて加算平均を行うと好適である。
<コンピュータ１５０>
コンピュータ１５０は、演算部１５１、記憶部１５２、制御部１５３を含む演算手段である。また、コンピュータ１５０は、光音響装置の全体の制御を行う手段でもある。
演算部１５１としての演算機能を担うユニットは、ＣＰＵやＧＰＵ（Ｇｒａｐｈｉｃｓ
Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ）等のプロセッサ、ＦＰＧＡ（Ｆｉｅｌｄ Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ Ｇａｔｅ Ａｒｒａｙ）チップ等の演算回路で構成できる。これらのユニットは、単一のプロセッサや演算回路から構成されてもよいし、複数のプロセッサや演算回路から構成されてもよい。
コンピュータ１５０は、複数のトランスデューサの各々について、以下のような処理を行う。
コンピュータ１５０は、パルス光の発光ごとに信号収集部１４０から出力されたデジタル信号について、発光時刻を基準とした同時刻のデータをそれぞれ加算し、平均化する。そして、加算平均されたデジタル信号を、加算平均後の光音響信号として、記憶部１５２に記憶する。
そして、演算部１５１が、記憶部１５２に記憶された（加算平均後の）光音響信号に基づいて画像の再構成を行い、光音響画像（構造画像や機能画像）の生成や、その他の演算処理を実行する。なお、演算部１５１は、入力部１７０から、被検体内部における音速や、保持部の構成などに関する各種パラメータ入力を受け付け、演算に用いてもよい。
演算部１５１が光音響信号を光音響画像（例えば３次元のボリュームデータ）に変換する際の再構成アルゴリズムには、タイムドメインでの逆投影法、フーリエドメインでの逆投影法、モデルベース法（繰り返し演算法）など、任意の手法を採用できる。タイムドメインでの逆投影法として、ユニバーサルバックプロジェクション（ＵＢＰ）、フィルタードバックプロジェクション（ＦＢＰ）、または整相加算（ディレイアンドサム）などが挙
げられる。
モードがλ1・λ2である場合、光源部２００は、波長λ1と波長λ2の両方に対応するレーザダイオードを同時に複数回発光させる。そして、演算部１５１が、加算平均された光音響信号から、画像再構成処理によって初期音圧分布を得る。当該初期音圧分布は、波長λ0の光を照射して得られる初期音圧分布と等価となる。
一方、モードがλ1である場合、光源部２００は、波長λ1のレーザダイオードのみを複数回発光させる。そして、演算部１５１が、加算平均された光音響信号から、画像再構成処理によって、波長λ1の光に対応する初期音圧分布を得る。
同様に、モードがλ2である場合、光源部２００は、波長λ2のレーザダイオードのみを複数回発光させる。そして、演算部１５１が、加算平均された光音響信号から、画像再構成処理によって、波長λ2の光に対応する初期音圧分布を得る。
さらに、各々得られた初期音圧分布を光量分布で補正することによって、波長λ0、波
長λ1、波長λ2に対応する吸収係数分布を取得することができる。さらに、各々の吸収係数分布から、酸素飽和度分布を取得することができる。なお、最終的に酸素飽和度分布が得られれば良いので、演算の内容や順序はこれに限られない。
記憶部１５２は、ＲＡＭ（Ｒａｎｄｏｍ Ａｃｃｅｓｓ Ｍｅｍｏｒｙ）などの揮発性のメモリや、ＲＯＭ（Ｒｅａｄ ｏｎｌｙ ｍｅｍｏｒｙ）、磁気ディスクやフラッシュメモリなどの非一時記憶媒体により構成される。なお、プログラムが格納される記憶媒体は、非一時記憶媒体である。記憶部１５２は、複数の記憶媒体から構成されてもよい。
記憶部１５２は、加算平均された光音響信号や、演算部１５１により生成される光音響画像データ、光音響画像データに基づいた再構成画像データなど、各種のデータを保存できる。
制御部１５３は、光音響装置の各構成要素の動作を制御する手段であり、ＣＰＵなどの演算素子で構成される。
制御部１５３は、複数の照射モードを記憶しており、指定された照射モードに従って、半導体発光素子の発光を制御する発光制御信号をドライバ部２１０に送る。そして、半導体発光素子が、指定されたモードで複数回発光し、被検体を照射する。制御部１５３は、後述するように、ユーザの指示、あるいは自動で、再構成画像を取得する際の照射モードを選択する機能も有してもよい。
また、制御部１５３は、記憶部１５２に格納されたプログラムコードを読み出し、光音響装置の各構成の動作を制御する。また、制御部１５３は、表示部１６０出力される画像の調整などを行う。
コンピュータ１５０は、専用に設計されたワークステーションであってもよいし、汎用的なＰＣやワークステーションであってもよい。コンピュータ１５０は、記憶部１５２に格納されたプログラムの指示に従って動作させてもよい。また、コンピュータ１５０が有する各構成は、それぞれ異なるハードウェアによって構成されてもよい。また、コンピュータ１５０の少なくとも一部の構成は単一のハードウェアで構成されてもよい。
図４は、本実施形態に係るコンピュータ１５０の具体的な構成例である。本実施形態に係るコンピュータ１５０は、ＣＰＵ１５４、ＧＰＵ１５５、ＲＡＭ１５６、ＲＯＭ１５７、外部記憶装置１５８を有して構成される。また、コンピュータ１５０には、表示部１６０としての液晶ディスプレイ１６１、入力部１７０としてのマウス１７１、キーボード１７２が接続されている。
コンピュータ１５０および受信部１２０は、共通の筺体に収めた構成としてもよい。また、筺体に収められたコンピュータで信号処理の一部を行い、筺体の外部に設けられたコ
ンピュータで残りの信号処理を行ってもよい。この場合、筺体の内部および外部に設けられたコンピュータを総称して、本実施形態に係るコンピュータとすることができる。すなわち、コンピュータを構成するハードウェアは分散していてもよい。また、コンピュータ１５０として、クラウドコンピューティングサービスなどで提供される、遠隔地に設置された情報処理装置を用いてもよい。
なお、コンピュータ１５０は、必要に応じて、得られた光音響画像データに対して、画像処理やＧＵＩのためのグラフィックを合成する処理を行ってもよい。
ユーザ（医師や技師等）は、表示部１６０に表示された光音響画像を確認することにより、診断を実施できる。表示画像は、ユーザやコンピュータ１５０からの保存指示に基づいて、コンピュータ１５０内のメモリや、光音響装置とネットワークで接続されたデータ管理システムなどに保存されてもよい。
<表示部１６０>
表示部１６０は、液晶ディスプレイや有機ＥＬなどの表示装置である。表示部１６０によって、コンピュータ１５０により生成された画像や、特定位置における数値等が表示される。また、表示部１６０は、画像や装置を操作するためのＧＵＩを画面上に表示してもよい。また、表示部１６０またはコンピュータ１５０において、さらなる画像処理（輝度値の調整等）を行ってもよい。
<入力部１７０>
入力部１７０は、ユーザが操作可能な、マウスやキーボード等で構成される操作コンソールである。また、表示部１６０をタッチパネルで構成し、表示部１６０を入力部１７０として利用してもよい。入力部１７０は、ユーザからの指示や数値などの入力を受け付け、コンピュータ１５０に伝達する。例えば、ユーザは、入力部１７０を用いて測定開始や終了、後述する照射モードの指定や、作成画像の保存指示などの操作を行うことができる。
以上に説明した、光音響装置の各構成要素は、それぞれ別の装置として構成されてもよいし、全てが一体となった構成であってもよい。また、光音響装置の少なくとも一部の構成が一体となり、残りが別の装置によって構成されてもよい。
<被検体１００>
被検体１００は、本実施形態に係る光音響装置を構成するものではないが、以下に説明する。本実施形態に係る光音響装置は、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目的として使用できる。よって、被検体１００としては、生体、具体的には人体や動物の乳房や各臓器、血管網、頭部、頸部、腹部、手指および足指を含む四肢などの診断の対象部位が想定される。例えば、人体が測定対象であれば、オキシヘモグロビンあるいはデオキシヘモグロビンやそれらを含む多く含む血管あるいは腫瘍の近傍に形成される新生血管などを光吸収体の対象としてもよい。また、頸動脈壁のプラークなどを光吸収体の対象としてもよい。また、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、金微粒子、またはそれらを集積あるいは化学的に修飾した外部から導入した物質を光吸収体としてもよい。また、穿刺針や穿刺針に付された光吸収体を観察対象としてもよい。被検体は、ファントムや試験対象物などの無生物であってもよい。
<処理の詳細>
次に、第一の実施形態に係る光音響装置の動作を説明するためのタイミング図である図５を参照して、処理の詳細について説明する。なお、各図において横軸は時間軸である。
図５は、第１の実施形態における動作をわかりやすく説明するためのタイミング図である。図５において横軸は時間軸である。これらの制御は、コンピュータ１５０（あるいはＦＰＧＡあるいは専用のハードウェア）が行う。
第一の実施形態では、モードλ1・λ2と、モードλ1を併用して光音響信号を取得する
。具体的には、モードλ1・λ2によって得られた光音響信号に基づいて構造情報を取得し、さらに、モードλ1・λ2によって得られた光音響信号と、モードλ1によって得られた
光音響信号の双方に基づいて機能情報を取得する。
Ｔ１に示したように、光音響装置は、半導体光発光素子の照射モードを周期的に切り換えながらパルス光の照射を行う。照射モードは、モードλ1・λ2とモードλ1を交互に繰
り返すように設定される。
半導体発光素子の光量は少ないため、本実施形態に係る光音響装置は、Ｓ／Ｎ向上を目的として、Ｔ２に示すように、光源部２００を照射周期ｔｗ１で繰り返し発光させ、発光に伴う光音響信号を照射周期ｔｗ１ごとに取得する。この時、モードがλ1・λ2である場合、波長λ1および波長λ2のレーザダイオードが両方同時に発光する。また、モードがλ1である場合、波長λ1のレーザダイオードのみが発光する。
なお、照射周期ｔｗ１の長さは、皮膚に対する最大露光許容量（ＭＰＥ：Ｍａｘｉｍｕｍ Ｐｅｒｍｉｓｓｉｂｌｅ Ｅｘｐｏｓｕｒｅ）を考慮して設定すればよい。例えば、測定波長が７５０ｎｍ、パルス光のパルス幅が１マイクロ秒であり、照射周期ｔｗ１が０．１ミリ秒である場合、皮膚に対するＭＰＥ値は約１４Ｊ／ｍ2となる。一方、光照射部
１１３から照射されるパルス光のピークパワーが２ｋＷで、光照射部１１３からの照射面積が１５０ｍｍ2である場合、被検体１００に照射される光エネルギーは、約１３．３Ｊ
／ｍ2になる。この場合、光照射部１１３から照射される光エネルギーはＭＰＥ値以下に
なる。
このように、照射周期ｔｗ１が０．１ミリ秒以上という条件を満たせば、光エネルギーがＭＰＥ値を超えないことを保証できる。このように、照射周期ｔｗ１の値、パルス光のピークパワー、照射面積を用いて、被検体に照射される光エネルギーを算出することができる。なお、２波長を同時に発光させる場合は、十分なマージンを見て光量を設定すると良い。
ここでは、モードλ1・λ2である期間に、波長λ1のレーザダイオードと波長λ2のレーザダイオードが、照射周期ｔｗ１で同時に８３回発光するものとする。
そして、照射周期ｔｗ１で光音響信号を８３回取得して加算平均を行い、加算平均された光音響信号Ａ１を、撮像フレームレートに対応する周期（以下、撮像周期）ｔｗ２毎に得る。
一方、モードλ1である期間では、波長λ1のレーザダイオードが、照射周期ｔｗ１で８３回発光する。そして、照射周期ｔｗ１で光音響信号を８３回取得して加算平均を行い、加算平均された光音響信号Ａ２を、撮像周期ｔｗ２毎に得る。
なお、加算平均には、単純平均や移動平均、重み付け平均等を用いることができる。光音響信号を８３回取得し、加算平均する場合、撮像周期ｔｗ２は８．３ミリ秒、撮像フレームレートは約１２０Ｈｚとなる。
次に、Ｔ４に示すように、加算平均された光音響信号Ａ１に基づいて、画像再構成処理を行い、再構成画像データＲ１を求める。また、加算平均された光音響信号Ａ２を基に、画像再構成処理を行い、再構成画像データＲ２を求める。
再構成画像データは、撮像周期ごとに順次算出される。再構成処理のための計算を行う場合、被検体全領域の再構成処理を行うことは、計算量が多くなるデメリットがある。そのため、例えば、モードλ1・λ2においては、波長λ1の光と波長λ2の光の双方がほぼ均
一に照射されている領域のみを再構成の対象とするとよい。例えば、光量のピークに対して、１／２以上の光量を有する範囲を、再構成の対象としてもよい。
そして、Ｔ４からＴ６に示すように、モードλ1・λ2で取得した再構成画像データＲ１から血管の構造情報Ｓ１を求め、再構成画像データＲ１と、モードλ1で取得した再構成
画像データＲ２から、機能情報である酸素飽和度Ｕ１を求める。
本実施形態では、構造情報は、再構成処理Ｒ１が完了したタイミングで得ることができ、機能情報は、再構成処理Ｒ１およびＲ２が完了したタイミングで得ることができる。よって、構造情報の再構成画像データを８．３ミリ秒遅延させることで、構造情報、機能情報共に約６０Ｈｚのフレーム周波数の画像として、表示部１６０で表示させることができる。
なお、光音響信号を８３回取得し、加算平均する場合、撮像フレームレートは約１２０Ｈｚとなり、表示部１６０の表示フレームレートと合致する。しかし、加算平均の回数が異なる場合、撮像フレームレートと表示フレームレートが合致しない場合がある。この場合は、不図示のフレームレート変換器を用い、撮像フレームレートを表示フレームレートに変換するようにしてもよい。
また、機能情報を取得する場合、複数の照射モードを切り替えながら光の照射を行う必要があるが、体動の影響を受けないよう、なるべく短い時間内に切り替えを完了させる必要がある。照射間隔が長い場合、各々の再構成画像がずれ、機能情報が正確に求まらないためである。
第一の実施形態においては、図５を用いて説明したように、モードλ1・λ2と、モードλ1の二つの照射モードを用いたが、照射モードの種類や順番はこれに限られない。例え
ば、モードλ1・λ2、モードλ1、モードλ2の順で照射を行ってもよい。この場合、モードλ1・λ2の照射により得られた光音響信号に基づいて構造情報を取得し、モードλ1と
モードλ2の照射により得られた光音響信号に基づいて機能情報を取得してもよい。
また、構造情報のみが必要な場合は、モードλ1・λ2のみを利用してもよい。
また、本実施形態では、図１に示した二つの波長を用いたが、用いる波長はこれに限られない。例えば、図２のような波長を用いてもよいし、図３に示したように、三つの波長を用いてもよい。
また、上述した実施形態では、撮像周期ｔｗ２が到来するごとに照射モードを変更する形態を示したが、照射モードは照射周期ｔｗ１ごとに変更してもよいし、照射周期ｔｗ１が所定の回数到来するごとに変更してもよい。例えば、照射モードを照射周期ｔｗ１ごとに交互に変更し、得られた全ての光音響信号を加算平均してもよい。照射モード毎に得られた光音響信号を加算平均してもよい。
以上説明したように、第一の実施形態では、所望波長と異なる複数の波長の光を同時に照射することによって、所望波長の光を照射することで得られる光音響信号と等価な光音響信号を取得することができる。そのため、光源の選択肢が広がり、出力やコストを優先した光音響装置を実現することができる。
（第二の実施形態）
第一の実施形態では、所望波長λ0と異なる波長の光を同時に照射することで、所望信
号と等価な信号を取得した。これに対し、第二の実施形態は、所望波長λ0と異なる波長
の光を異なるタイミングで順次照射し、それぞれ得られた光音響信号を加算平均することで、目的とする光音響信号を取得する実施形態である。
図６は、第二の実施形態に係る光音響装置の動作をわかりやすく説明するためのタイミング図である。
Ｔ１に示したように、第二の実施形態に係る光音響装置は、半導体光発光素子の照射モードを切り換えながらパルス光の照射を行う。第二の実施形態が第一の実施形態と大きく異なる点は、照射モードが異なる点である。第二の実施形態では、モードλ1と、モード
λ2が、撮像周期ｔｗ２の間隔で交互に繰り返すように設定される。
第二の実施形態においても、第一の実施形態と同様に、光源部２００を照射周期ｔｗ１で繰り返し発光させ、発光に伴う光音響信号を照射周期ｔｗ１で取得する。この時、モードがλ1である場合、波長λ1のレーザダイオードのみが発光する。また、モードがλ2で
ある場合、波長λ2のレーザダイオードのみが発光する。なお、光量や照射周期ｔｗ１の
長さは、第一の実施形態同様に、皮膚に対するＭＰＥ値を超えない範囲で設定する。
本例では、モードλ1である期間に、波長λ1のレーザダイオードが、照射周期ｔｗ１で８３回発光するものとする。
そして、照射周期ｔｗ１で光音響信号を８３回取得し、加算平均を行い、加算平均された光音響信号Ａ１を、撮像周期ｔｗ２毎に得る。
同様に、モードλ2である期間では、波長λ2のレーザダイオードが、照射周期ｔｗ１で８３回発光する。そして、照射周期ｔｗ１で光音響信号を８３回取得する。
そして、前述したモードλ1の期間に８３回取得した光音響信号と、モードλ2の期間に８３回取得した光音響信号を加算平均し、加算平均された光音響信号Ａ２を次の撮像周期で得る。
このように、第二の実施形態では、波長λ1の光を照射して得られた光音響信号と、波
長λ2の光を照射して得られた光音響信号を加算平均することで、所望信号と等価な信号
を取得することができる。
なお、第二の実施形態では、構造情報の取得のために２フレーム分の時間が必要となるため、撮像フレームレートは１２０Ｈｚの半分（６０Ｈｚ）となる。
次に、Ｔ４に示すように、加算平均された光音響信号Ａ１に基づいて、画像再構成処理を行い、再構成画像データＲ１を求める。また、加算平均された光音響信号Ａ２を基に、画像再構成処理を行い、再構成画像データＲ２を求める。
第二の実施形態では、Ｔ４からＴ６に示すように、モードλ1とモードλ2で取得した再構成画像データＲ２から血管の構造情報Ｓ１を求める。さらに、再構成画像データＲ２と、モードλ1で取得した再構成画像データＲ１から、機能情報である酸素飽和度Ｕ１を求
めることができる。
第二の実施形態では、構造情報、機能情報共に、撮像周期の２倍の周期で求めることができる。すなわち、構造情報、機能情報共に約６０Ｈｚのフレーム周波数の画像として、表示部１６０で表示させることができる。
以上説明したように、波長ごとに別々に得られた光音響信号を加算平均することによっても、所望の波長の発光により得られた光音響信号と等価な光音響信号を得ることができる。
また、第二の実施形態では、波長ごとに得られた光音響信号に対して重みを付して合成するようにしてもよい。このようにすることで、複数の波長に対する制限を緩和することができる。
なお、本実施形態では、図１に示した二つの波長を用いたが、用いる波長はこれに限ら
れない。例えば、図２のような波長を用いてもよいし、図３に示したように、三つの波長を用いてもよい。
また、上述した実施形態では、撮像周期ｔｗ２が到来するごとに照射モードを変更する形態を示したが、照射モードは照射周期ｔｗ１ごとに変更してもよいし、照射周期ｔｗ１が所定の回数到来するごとに変更してもよい。例えば、照射モードを照射周期ｔｗ１ごとに交互に変更し、得られた全ての光音響信号を加算平均してもよい。
また、機能情報を取得する場合、別途モードλ2のみで再構成画像データを取得し、モ
ードλ1で取得した再構成画像データと、モードλ2で取得した再構成画像データから算出するようにしてもよい。
また、光音響信号を、各発光時刻を基準として加算平均する場合において、第一の実施形態で説明したように、発光時刻を基準にして得られた光音響波がずれて合成される場合、得られた光音響信号にローパスフィルタがかかってしまう。よって、第二の実施形態においても、前述した、式（１）または式（２）を満たすような時間Ｔｄ内に複数の光源を発光させ、発光時刻を基準にして得られた光音響波の時間ずれを抑えることが望ましい。さらに、Ａ／Ｄ変換レートの周期をＴｄより小さくするとよい。
（第三の実施形態）
第一の実施形態では、所望波長λ0と異なる波長の光を同時に照射することで、所望信
号と等価な信号を取得した。また、第二の実施形態では、所望波長λ0と異なる波長の光
を順次照射することで、所望信号と等価な信号を取得した。
第三の実施形態は、第一の実施形態と第二の実施形態の両方の特徴を持った実施形態である。
図７は、第三の実施形態を説明するための、オキシヘモグロビンとデオキシヘモグロビンの吸収係数を示すグラフである。図７において、横軸は照射する光の波長、縦軸は、オキシヘモグロビンおよびデオキシヘモグロビンの吸収係数である。図７において、所望波長であるλ0は、オキシヘモグロビンとデオキシヘモグロビンの吸収係数が等しくなる、
約７９５ｎｍの波長である。
波長λ7と波長λ8は、所望波長λ0と異なる複数の波長である。第三の実施形態では、
波長λ7と波長λ8として、以下のような波長を選択する。すなわち、オキシヘモグロビンの、波長λ7における吸収係数の２倍と、波長λ8における吸収係数とを加算した値と、デオキシヘモグロビンの、波長λ7における吸収係数の２倍と、波長λ8における吸収係数とを加算した値が等しくなる二つの波長を選択する。
本実施形態では、波長λ7は９５０ｎｍであり、波長λ8は７１０ｎｍである。二つの波長の光源の光出力は同じある。このような関係を持つ二つの波長を用いて光音響信号を取得する場合、波長λ7の光の照射強度（あるいは照射時間）が、波長λ8の光の二倍となるように調整する必要がある。このような方法で照射を行うことで、所望信号と等価な光音響信号を得ることができる。
図８は、第三の実施形態に係る光音響装置の動作をわかりやすく説明するためのタイミング図である。
Ｔ１に示したように、第三の実施形態に係る光音響装置は、半導体光発光素子の照射モードを切り替えながらパルス光の照射を行う。第三の実施形態が、前述した実施形態と大きく異なる点は、照射モードが異なる点である。第三の実施形態では、モードλ7である
期間では、波長λ7のレーザダイオードのみを発光させる。また、モードλ7・λ8である
期間では、波長λ7と波長λ8のレーザダイオードを同時に発光させる。そして、モードλ7の期間とモードλ7・λ8の期間が、撮像周期ｔｗ２の間隔で交互に繰り返すように設定
する。
本例では、モードλ7である期間に、波長λ7のレーザダイオードが、照射周期ｔｗ１で８３回発光し、照射周期ｔｗ１で光音響信号を８３回取得する。そして、モードλ7の期
間に８３回取得した光音響信号を加算平均し、加算平均された光音響信号Ａ１を次の撮像周期ｔｗ２で得る。
一方、モードλ7・8である期間に、波長λ7のレーザダイオードと波長λ8のレーザダイオードが同時に、照射周期ｔｗ１で８３回発光し、照射周期ｔｗ１で光音響信号を８３回取得する。そして、モードλ7・8の期間に８３回取得した光音響信号と、モードλ7の期
間に８３回取得した光音響信号とを加算平均し、光音響信号Ａ２を次の撮像周期ｔｗ２で得る。これにより、光音響信号Ａ２は、所望波長λ0の光を照射することで得られる光音
響信号と等価な光音響信号となる。
次に、Ｔ４に示すように、加算平均された光音響信号Ａ１を基に、前述した再構成のための処理を行い、再構成画像データＲ１を求める。また、加算平均された光音響信号Ａ２を基に、前述した再構成のための処理を行い、再構成画像データＲ２を求める。
次に、Ｔ４からＴ６に示すように、再構成画像データＲ２から血管の構造情報Ｓ１を求める。さらに、再構成画像データＲ１と再構成画像データＲ２から、機能情報である酸素飽和度Ｕ１を求める。
第三の実施形態では、構造情報Ｓ１および機能情報Ｕ１の取得周期は、共に、撮像周期の２倍となる。すなわち、構造情報、機能情報は、共に約６０Ｈｚのフレーム周波数を持つ画像として、表示部１６０で表示される。
なお、第三の実施形態では、モードλ7とモードλ7・λ8を繰り返したが、波長λ7の光の照射時間が、波長λ8の光の照射時間の二倍になれば、例示した方法以外を用いてもよ
い。例えば、モードλ7による照射を２回、モードλ8による照射を１回行って得られた光音響信号を加算平均してもよい。しかし、例示したように、波長の異なる複数の光源を同時発光させることで、測定時間を短縮することができる。
（第四の実施形態）
第一の実施形態では、所望信号と等価な光音響信号を得るために、所望波長と異なる複数の波長の半導体発光素子を同時に発光させた。しかし、このような場合、選択する複数の波長に対して以下のような制約が発生する。
例えば、図１の例の場合、オキシヘモグロビンの、波長λ1における吸収係数と、波長
λ2における吸収係数とを平均した値が、デオキシヘモグロビンの、波長λ1における吸収係数と、波長λ2における吸収係数とを平均した値に等しい必要がある。
また、図３の例の場合、オキシヘモグロビンの、波長λ5、波長λ6、波長λ7における
吸収係数を平均した値が、デオキシヘモグロビンの、波長λ5、波長λ6、波長λ7におけ
る吸収係数を平均した値に等しい必要がある。
すなわち、波長に対する制約が厳しかった。
第四の実施形態を、図７に示した波長を用いて具体的に説明する。
図７の場合、オキシヘモグロビンの、波長λ7における吸収係数と波長λ8における吸収係数を平均した値が、デオキシヘモグロビンの、波長λ7における吸収係数と波長λ8にお
ける吸収係数を平均した値と等しくならない。このように、図７のような波長の光源を用いた場合、そのままでは、所望信号と等価な光音響信号を得ることができない。
そこで、第四の実施形態では、パルス光の光量を波長ごとに変化させることで、当該課題を解決する。
第四の実施形態では、以下の三種類の方法によって、パルス光の光量を波長ごとに変化させる。
第一の方法は、半導体発光素子から照射される光の光量を変化させる方法である。具体的には、波長λ7の素子から出射する光の光量が、波長λ8の素子から出射する光の光量の倍になるよう設定する。
光量をこのように設定すると、以下のような関係が成り立つ。
すなわち、オキシヘモグロビンの吸収係数×波長λ7における照射光量と、同吸収係数
×波長λ8における照射光量との平均値と、デオキシヘモグロビンの吸収係数×波長λ7における照射光量と、同吸収係数×波長λ8における照射光量との平均値が等しくなる。す
なわち、これらの値の比が１：１となり、波長λ0における、オキシヘモグロビンとデオ
キシヘモグロビンの吸収係数の比に等しくなる。
第一の方法では、複数波長における、オキシヘモグロビンの吸収係数×照射光量の平均値と、複数波長における、デオキシヘモグロビンの吸収係数×照射光量の平均値との比が、所望波長における比が一致するように、波長ごとの光量を決定する。このように光量を調整することで、所望信号と等価な光音響信号を得ることができる。
第二の方法は、各波長に対応する半導体発光素子の数を変える構成である。具体的には、波長λ7に対応するレーザダイオードの数を、波長λ8に対応するレーザダイオードの数の二倍とする。素子をこのように実装すると、前述した第一の構成と同様に、被検体が照射される波長λ7の光量を容易に倍にすることができる。
なお、ここでは実装する素子の数を挙げたが、実際に発光させる数を変更しても同様の効果が得られる。本明細書では、単に素子数や実装数と記載するが、実際に発光する発光素子数も含むものとする。
第三の方法は、各波長に対応する半導体発光素子の点灯回数（発光回数）を変化させる構成である。ここで、第二の実施形態のように、波長λ7のレーザダイオードと、波長λ8のレーザダイオードを交互に照射する場合を考える。例えば、初めの撮像周期と２番目の撮像周期において、モードλ7で光源を発光させ、３番目の撮像周期において、モードλ8で光源を発光させる。これを繰り返すことで、被検体に照射される波長λ7の光量を二倍
にすることができる。なお、本例では撮像周期（図におけるｔｗ２）を一単位としたが、照射周期（図におけるｔｗ１）を一単位としてもよい。
以上説明したように、第四の実施形態によれば、被検体に照射される光の光量を調整することで、波長に対する制約を緩和することができる。すなわち、利用できる波長の選択肢をさらに広げることができる。
（第五の実施形態）
第四の実施形態では、被検体に照射される光の光量を波長ごとに制御した。これに対し、第五の実施形態は、被検体に照射される光の光量は変化させずに、音響波を変換して得られる信号に対するゲインを変更する構成である。
具体的には、波長λ7に対応する光音響信号に対するゲインが、波長λ8に対応する光音響信号に対するゲインの倍になるよう設定する。
ゲインをこのように設定すると、第四の実施形態と同様の効果を得ることができる。な
お、ゲインの調整は、例えば、増幅器を用いてアナログ信号に対して行ってもよいし、デジタル乗算器を用いてデジタル信号に対して行ってもよい。
第五の実施形態によれば、信号のゲインを調整することで、波長に対する制約を緩和することができる。すなわち、利用できる波長の選択肢をさらに広げることができる。
（その他の実施形態）
なお、各実施形態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実施する光音響装置として実施することもできる。また、本発明は、上記処理の少なくとも一部を含む被検体情報取得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。
例えば、第四および第五の実施形態で例示した複数の方法を組み合わせてもよい。例えば、半導体光発光素子の数を波長ごとに変え、さらに、各波長に対応する光音響信号に対してゲインを変更してもよい。
また、本明細書では、所望波長として、オキシヘモグロビンとデオキシヘモグロビンの吸収係数が等しい波長を例示したが、所望波長はどのような波長であってもよい。
また、本実施形態に係る光音響装置に、トランスデューサから超音波を送信し、反射波による測定を行う機能を追加してもよい。
また、実施形態の説明では、ハンドヘルド型プローブを有する光音響装置を例示したが、本発明は、固体レーザ等の光源を持ち、ステージにプローブを設けて機械的なスキャンを行う光音響装置にも適用できる。さらに、実施形態の説明では、ハンドヘルド型プローブの内部に複数の半導体発光素子を実装した光音響装置を例示したが、ハンドヘルド型プローブの外部に、固体レーザ等の光源を設けた光音響装置に適用してもよい。
また、実施形態の説明では、複数の半導体発光素子を複数回発光させ、得られた光音響信号を加算する例を示したが、光量が大きな固体レーザ等を用いる場合、複数回の発光や信号の加算は必ずしも行わなくてもよい。例えば、撮像周期ｔｗ２ごとに、各々１回ずつ発光する構成であってもよい。
また、実施形態で例示した波長は、必ずしも例示した値と一致しなくてもよい。
例えば、７７２ｎｍの波長は、７６７ｎｍ〜７７７ｎｍ程度であってもよく、９４５ｎｍの波長は、９４０ｎｍ〜９５０ｎｍ程度であってもよい。
また、７８３ｎｍの波長は、７７８ｎｍ〜７８８ｎｍ程度であってもよく、８２４ｎｍの波長は、８１９ｎｍ〜８２９ｎｍ程度であってもよい。
また、７６０ｎｍの波長は、７５５ｎｍ〜７６５ｎｍ程度であってもよく、８５０ｎｍの波長は、８４５ｎｍ〜８５５ｎｍ程度であってもよく、９５０ｎｍの波長は、９４５ｎｍ〜９５５ｎｍ程度であってもよい。
さらに、所望波長と異なる複数の波長として ７５５ｎｍから９５０ｎｍの範囲に含まれる波長を用いても、本実施形態の効果を得ることができる。
また、所望波長である波長λ0は、オキシヘモグロビンとデオキシヘモグロビンの吸収
係数が等しくなる波長であり、７９０ｎｍから８００ｎｍの範囲であれば、構造情報を好適に得ることができる。
なお、上記本実施形態の説明では、原理をわかりやすく説明するため、所望波長と異なる複数の波長の光源として、スペクトル幅の狭い光源を用いた。しかし本実施形態に用いることのできる、所望波長と異なる複数の波長の光源は、スペクトル幅の広い光源であっ
てもよい。この場合、当該スペクトル幅の広い光源は、スペクトル幅の狭い複数の光源で構成されてもよく、積分計算によって、発光回数の決定や、信号の加算等の補正を行っても良い。
本発明の実施形態では、以下の処理を実行することによっても実現される。即ち、前述した各実施形態の１以上の機能を実現するプログラムを、ネットワーク又は各種記憶媒体を介してシステム或いは装置に供給し、そのシステム或いは装置のコンピュータにおける一つ以上のプロセッサがプログラムを読み出して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、ＦＰＧＡやＡＳＩＣ）によっても実現可能である。
１２０：受信部、１４０：信号収集部、１５１：演算部、２００：光源部、２１０：ドライバ部

Claims (23)

  1. 被検体に複数の波長の光を同時に照射する光源と、
    前記被検体に前記複数の波長の光が同時に照射されることに起因して発生した音響波を受信し、電気信号に変換する音響波検出手段と、
    前記電気信号に少なくとも基づいて、前記被検体の特性情報を取得する信号処理手段と、
    を有することを特徴とする、光音響装置。
  2. 被検体に複数の波長の光をそれぞれ異なる時刻に照射する光源と、
    前記被検体に前記複数の波長の光のそれぞれが照射されることに起因して発生した複数の音響波を複数の電気信号に変換する音響波検出手段と、
    前記複数の電気信号を合成して取得される合成電気信号に少なくとも基づいて、前記被検体の特性情報を取得する信号処理手段と、
    を有することを特徴とする、光音響装置。
  3. 前記合成電気信号は、前記複数の電気信号の加算平均の処理を行うことで取得される
    ことを特徴とする、請求項２に記載の光音響装置。
  4. 前記被検体は、吸収係数の波長依存性が互いに異なる複数の光吸収体を含み、
    前記複数の光吸収体のそれぞれの吸収係数が等しくなる波長を基準波長としたときに、
    前記複数の波長は、前記基準波長と異なる波長である
    ことを特徴とする、請求項１から３のいずれか１項に記載の光音響装置。
  5. 前記被検体は、吸収係数の波長依存性が互いに異なる第一の光吸収体と第二の光吸収体を含み、
    前記複数の波長は、当該複数の波長のそれぞれにおける前記第一の光吸収体の吸収係数の合計と、前記第二の光吸収体の吸収係数の合計との比である第一の比が、前記基準波長における前記第一の光吸収体の吸収係数と、前記第二の光吸収体の吸収係数との比である第二の比と等しくなる波長の組み合わせである
    ことを特徴とする、請求項４に記載の光音響装置。
  6. 前記被検体は、吸収係数の波長依存性が互いに異なる第一の光吸収体と第二の光吸収体を含み、
    前記複数の波長のそれぞれにおける前記第一の光吸収体の吸収係数の合計と、前記第二の光吸収体の吸収係数の合計との比である第一の比と、前記基準波長における前記第一の光吸収体の吸収係数と、前記第二の光吸収体の吸収係数との比である第二の比との差異を補正する補正手段をさらに有する
    ことを特徴とする、請求項４に記載の光音響装置。
  7. 前記複数の波長は、当該複数の波長のそれぞれにおけるオキシヘモグロビンの吸収係数の合計と、デオキシヘモグロビンの吸収係数の合計との比である第一の比が、前記複数の波長のいずれとも異なる基準波長におけるオキシヘモグロビンの吸収係数と、デオキシヘモグロビンの吸収係数との比である第二の比と等しくなる波長の組み合わせである
    ことを特徴とする、請求項１から３のいずれか１項に記載の光音響装置。
  8. 前記複数の波長のそれぞれにおけるオキシヘモグロビンの吸収係数の合計と、デオキシヘモグロビンの吸収係数の合計との比である第一の比と、前記複数の波長のいずれとも異なる基準波長におけるオキシヘモグロビンの吸収係数と、デオキシヘモグロビンの吸収係数との比である第二の比との差異を補正する補正手段をさらに有する
    ことを特徴とする、請求項１から３のいずれか１項に記載の光音響装置。
  9. 前記補正手段は、所定の時間内における、前記複数の波長の光のそれぞれの照射時間の合計を、それぞれ調整することで前記補正を行う
    ことを特徴とする、請求項６または８に記載の光音響装置。
  10. 前記補正手段は、前記複数の波長の光のそれぞれの照射光量を、それぞれ調整することで前記補正を行う
    ことを特徴とする、請求項６または８に記載の光音響装置。
  11. 前記光源は、波長ごとにグループ分けされた複数の発光素子を含む
    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. 前記光源は、波長ごとにグループ分けされた複数の発光素子を含み、
    前記補正手段は、前記複数の発光素子のうち発光する素子を前記グループごとに制御することで、前記被検体に対する照射光量を調整する
    ことを特徴とする、請求項１０に記載の光音響装置。
  13. 前記光源は、波長ごとにグループ分けされた複数の発光素子を含み、
    前記補正手段は、前記複数の発光素子の発光回数を前記グループごとに制御することで、前記被検体に対する照射光量を調整する
    ことを特徴とする、請求項１０に記載の光音響装置。
  14. 前記補正手段は、前記複数の波長のそれぞれに対応する前記電気信号のゲインを調整することで前記補正を行う
    ことを特徴とする、請求項６または８に記載の光音響装置。
  15. 前記基準波長は、オキシヘモグロビンとデオキシヘモグロビンの吸収係数が等しくなる波長である
    ことを特徴とする、請求項４に記載の光音響装置。
  16. 前記基準波長は、７９０ｎｍから８００ｎｍの範囲に含まれる
    ことを特徴とする、請求項４に記載の光音響装置。
  17. 前記複数の波長は、
    ７６７ｎｍから７７７ｎｍの範囲に含まれる第一の波長と、
    ９４０ｎｍから９５０ｎｍの範囲に含まれる第二の波長と、を含む
    ことを特徴とする、請求項１から１６のいずれか１項に記載の光音響装置。
  18. 前記複数の波長は、
    ７７８ｎｍから７８８ｎｍの範囲に含まれる第一の波長と、
    ８１９ｎｍから８２９ｎｍの範囲に含まれる第二の波長と、を含む
    ことを特徴とする、請求項１から１６のいずれか１項に記載の光音響装置。
  19. 前記複数の波長は、
    ７５５ｎｍから７６５ｎｍの範囲に含まれる第一の波長と、
    ８４５ｎｍから８５５ｎｍの範囲に含まれる第二の波長と、
    ９４５ｎｍから９５５ｎｍの範囲に含まれる第三の波長と、を含む
    ことを特徴とする、請求項１から１６のいずれか１項に記載の光音響装置。
  20. 前記光源は、半導体発光素子を含み構成される
    ことを特徴とする、請求項１から１９のいずれか１項に記載の光音響装置。
  21. 被検体に複数の波長の光を同時に照射する照射ステップと、
    前記被検体に前記複数の波長の光が同時に照射されることに起因して発生した音響波を受信し、電気信号に変換する音響波検出ステップと、
    前記電気信号に少なくとも基づいて、前記被検体の特性情報を取得する信号処理ステップと、
    を含むことを特徴とする、被検体情報取得方法。
  22. 被検体に複数の波長の光をそれぞれ異なる時刻に照射する照射ステップと、
    前記被検体に前記複数の波長の光のそれぞれが照射されることに起因して発生した複数の音響波を複数の電気信号に変換する音響波検出ステップと、
    前記複数の電気信号を合成して取得される合成電気信号に少なくとも基づいて、前記被検体の特性情報を取得する信号処理ステップと、
    を含むことを特徴とする、被検体情報取得方法。
  23. 被検体に複数の波長の光を照射可能な光源と、
    照射された光に起因して前記被検体で発生した音響波を受信し、電気信号に変換する音響波検出手段と、
    前記電気信号に基づいて、前記複数の波長のいずれとも異なる基準波長の光を前記被検体に照射した場合に得られる音響波に基づく光音響データと等価な光音響データを生成する信号処理手段と、
    を有することを特徴とする、光音響装置。
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