JP5460000B2 - イメージング装置およびイメージング方法 - Google Patents

Description

本発明は、イメージング装置およびイメージング方法に関する。

生体情報を取得する装置として、エックス線、超音波、ＭＲＩ（核磁気共鳴法）を用いたイメージング装置が医療分野で多く採用され、診断に用いられている。

このうち超音波診断装置に関して、特許文献１には、高フレームレートで取り込んだ超音波断層像同士の差分画像を用いて、心臓等を診断する方法が記載されている。この特許文献１の装置は、探触子により被検体に対し超音波を送受信して得られた複数の時系列の断層像を一旦メモリに記憶し、順次記憶された２フレームの断層像の対応する画素同士を引き算して差分画像を生成し、この生成された差分画像を画面表示する。
特開昭６２−１８９０５４号公報

超音波診断装置では、超音波による診断の原理により、診断を行おうとする範囲（診断対象部位）の全域において差分画像を取得することが困難である。つまり超音波診断装置では、先ず、操作者が診断対象部位、例えば心臓や血管等の被検体内の運動組織部位や血流を有する部位へ向けて超音波送受信方向を設定して、超音波探触子を被検体へ当接する。そして、超音波探触子から被検体内へ超音波パルスを送波する。被検体内へ伝播した超音波は、被検体内の音響インピーダンスが異なる境界で反射する。その反射波（エコー）が超音波探触子で受信される。この探触子にて受信されたエコーは、受波回路により増幅、整相、検波等の処理が施され、次いで、Ａ／Ｄ変換器でディジタル変換され、バッファメモリ回路内の一方のラインメモリへ記憶される。これによりバッファメモリ回路には超音波走査の１ライン分のデータが記憶される。

次に、ＣＰＵは送波回路を制御し、第１番目の送受波とは異なる方向、例えば第１番目の送受波方向に隣接する方向へ超音波を送波させる。この送受に対し受信方向を同一にしてエコーを取り込む。この第２番目の送受信に同期して、バッファメモリ回路から第１番目のエコー信号が読み出されて第１の画像メモリへ転送記憶される。一方、第２番目のエコー信号はバッファメモリ回路の他方のラインメモリに記憶される。このようにして、超音波の送受信は順次方向を変えて行われ、１画像分の走査が完了すると送受信方向を初期方向へ戻して繰り返して行われる。そして、第１画像，第２画像，第３画像，…，第ｎ画像というように複数の断層像が取り込まれる。

このように超音波診断装置ではひとつの断層像を形成するために、線順次で取得した複数のライン画像を並べなければならない。つまり、超音波診断装置で得られる断層像はある一瞬の像形状を正確に表すものではなく、ライン画像の取得時刻の差に起因する形状歪みを含んだ画像となる。例えば心臓のような運動組織の断層像を取得した場合、断層像の右と左で運動の位相にずれが生じるのである。したがって、従来の超音波画像では、異なるフレームの画像間で像形状の比較を正しく行うことができなかった。

本発明は、上記課題に鑑み、異なるフレーム間の画像比較を正しく行うことができる、イメージング装置およびイメージング方法の提供を目的とするものである。

本発明のイメージング装置は、試料に光を照射し、前記試料内の光吸収体が光を吸収することによって発生する音響波を測定する測定手段と、前記測定手段による第一の測定で得られた音響波信号を周波数領域に変換することにより第一の情報を取得し、前記測定手段による第二の測定で得られた音響波信号を周波数領域に変換することにより第二の情報を取得し、周波数領域において前記第一の情報と前記第二の情報の差分情報を取得し、前記差分情報を空間領域に逆変換することにより差分画像を取得する情報処理手段と、を備えることを特徴とするものである。

本発明のイメージング方法は、試料に光を照射し、前記試料内の光吸収体が光を吸収することによって発生する音響波を測定する第一の測定工程と、試料に光を照射し、前記試料が光を吸収することによって発生する音響波を測定する第二の測定工程と、前記第一の測定工程で得られた音響波信号を周波数領域に変換することにより第一の情報を取得する工程と、前記第二の測定工程で得られた音響波信号を周波数領域に変換することにより第二の情報を取得する工程と、周波数領域において前記第一の情報と前記第二の情報の差分情報を取得する工程と、前記差分情報を空間領域に逆変換することにより差分画像を取得する工程と、を含むことを特徴とするものである。

本発明によれば、異なるフレーム間の画像比較を正しく行うことができる。これにより、心臓をはじめとする内臓の動き、血流による血管の太さの変化など、運動組織の変化を正しく捉えることが可能となる。

本発明は、つぎのように構成した生体情報イメージング装置を提供するものである。

本発明の生体情報イメージング装置は、Ｐｈｏｔｏａｃｏｕｓｔｉｃ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ（ＰＡＴ：光音響トモグラフィー）を利用した生体情報イメージング装置である。この生体情報イメージング装置は、生体に光を照射し、前記生体内の組織が光を吸収することによって発生する音響波を測定する測定手段を備える。測定手段は、例えば光源と、生体に照射された光のエネルギーの一部を吸収した光吸収体から発生する音響波（超音波）を検出し電気信号に変換する音響波検出器とから構成される。また生体情報イメージング装置は、測定手段による第一の測定で得られた第一の情報を記憶する記憶手段（メモリ）を備える。記憶手段は、少なくとも一回の測定で得られる情報（例えば１フレーム分の再構成画像）を記憶可能な容量を有していることが好ましい。そして生体情報イメージング装置は、情報処理手段を備え、この情報処理手段は、測定手段による第二の測定で得られた第二の情報と、記憶手段に記憶された第一の情報とを用いて、生体内の組織の情報を画像化する。具体的には、第二の測定は、第一の測定とは組織の形状が異なるタイミングで行われ、情報処理手段は、第一の情報と第二の情報との差分を表す差分画像を生成する。ここで「組織の形状が異なる」とは、組織の形状、位置、大きさのうち少なくともいずれかが異なることを意味する。イメージングの対象となる組織は、例えば血管である。

（ＰＡＴの基本原理）
ＰＡＴは、光源から発生したパルス光を生体に照射し、生体内で伝播・拡散した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を検出し、それらの信号を解析処理する技術である。これにより、光を用いるために体内組織での光吸収の様子がわかると同時に、音響波（典型的には超音波）による検知を行うために、超音波診断装置とほぼ同等の解像度で生体内の光学特性値分布を得ることができる。

ＰＡＴにおいて、光吸収により生体内の吸収体から得られる音響波の音圧Ｐは以下の式（１）で与えられる。
Ｐ＝Γ・μ_ａ・Φ （１）
ここで、Γは弾性特性値であるグリューナイセン係数であり、体積膨張係数βと音速ｃの二乗の積を比熱Ｃ_Ｐで割ったものである。μ_ａは吸収体の吸収係数、Φは局所的な領域
での光量（吸収体に照射される局所的な光量）である。

Γは組織が決まれば、ほぼ一定の値をとることが知られているので、音響波の大きさである音圧Ｐを時分割で測定することによりμ_ａとΦの積、すなわち、光エネルギー吸収密度を見積もることができる。またこれを多点で測定することによって、吸収体の生体中における空間分布を得ることができる。

ＰＡＴ技術による撮像の基本原理は概略以下のようなものである。
（１）試料の外部から光を照射する。
（２）試料内部を光が伝播する。
（３）試料内部に存在する光吸収係数が大きい箇所（光吸収体）が光を吸収する。
（４）前記光吸収によって当該箇所が加熱される。
（５）加熱された部分が膨張する。
（６）膨張に伴い音響波（超音波）が発生する。
（７）試料中を音響波が伝播する。
（８）伝播する音響波を、音響波検出器（超音波探触子）を用いて受信する。
（９）到達音響波の時間差などを解析し、試料の断層像もしくは三次元像を再構成する。

上述の課題で述べたように、従来の超音波診断装置では一つの画像を形成するために、１フレーム期間が必要であった。すなわち、一般に毎秒３０フレームの動画像を写し出す場合には、１フレーム中の第一ラインと最終ラインとでは１／３０秒異なる時刻の像が表示されていることとなる。

一方、ＰＡＴ技術を用いる場合には、光を照射することによって所望の診断領域から同時に超音波を発生させることができる。例えばその診断領域が１０センチメートル角のエリアであるならば、光の到達時間差は、最大０・３ピコ秒程度である。これは生体内の超音波の伝播速度を毎秒１５００メートルとすると、０．５ミクロンの誤差に相当する。ＰＡＴ技術での要求される解像度はサブミリメートルから数ミリメートルのオーダーであることを鑑みると、この誤差は完全に無視することができる。つまり、ＰＡＴ技術では実質的に同時刻の像（像形状）を取得することが可能である。

（生体情報イメージング装置の構成例）
図１に、本実施形態における生体情報イメージング装置の構成例を説明する図を示す。生体情報イメージング装置は、光源（光制御部を含む）５０と、音響波検出器５５と、信号処理部（情報処理部）５６とを備える。

光源５０は、パルス光５３を生体５１に照射するための手段である。必要に応じて光を生体５１に導く光ファイバなどの光導波路を設けてもよい。光源５０は、生体内に存在する特定の成分に吸収される特定の波長の光を照射する。光源としては数ナノから数百ナノ秒オーダーのパルス光を発生可能なパルス光源を少なくとも一つは備える。光源としてはレーザーが好ましいが、レーザー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。レーザーとしては、固体レーザー、ガスレーザー、色素レーザー、半導体レーザーなど様々なレーザーを使用できる。なお、本実施形態においては、単一の光源の例を示しているが、複数の光源を用いてもよい。複数光源の場合は、生体に照射する光の照射強度を上げるため、同じ波長を発振する光源を複数用いても良いし、光学特性値分布の波長による違いを測定するために、発振波長の異なる光源を複数個用いても良い。なお、光源として、発振する波長の変換可能な色素やＯＰＯ（Ｏｐｔｉｃａｌ Ｐａｒａｍｅｔｒｉｃ Ｏｓｃｉｌｌａｔｏｒｓ）を用いることができれば、光学特性値分布の波長による違いを測定することも可能になる。使用する波長に関しては、生体内において吸収が少ない７００ｎｍから１１００ｎｍの領域が好ましい。ただし、比較的生体表面付近の生体組織の光
学特性値分布を求める場合は、上記の波長領域よりも範囲の広い、例えば４００ｎｍから１６００ｎｍの波長領域を使用することも可能である。

音響波検出器５５は、生体５１に照射された光のエネルギーの一部を吸収した光吸収体５２から発生する音響波５４を検出し、電気信号に変換するための手段である。音響波検出器５５から出力される電気信号は信号処理部５６に入力される。音響波検出器５５としては、圧電現象を用いたトランスデューサー、光の共振を用いたトランスデューサー、容量の変化を用いたトランスデューサーなどを用いることができる。光吸収体５２としては、例えば、血管、腫瘍、その他これらに類する組織が該当する。なお本実施形態は、特に動きのある光吸収体のイメージングに好適である。

信号処理部５６は、音響波検出器５５から出力される電気信号を解析し、生体の光学特性値分布情報を得る機能である。また、信号処理部５６は、少なくとも１画面分の画像情報（断層像または三次元像の画像データ）を記憶する画像メモリ（フレームメモリ）を有している。そして信号処理部５６は、この画像メモリに蓄えられた第一の状態で取得された第一の画像と、別のタイミングの第二の状態で取得された第二の画像とを比較して、それらの差分を計算する機能を備える。信号処理部５６は、電気信号の入力、データ（画像情報含む）の記憶および演算、演算結果の出力などの機能が実現できれば、どのような装置構成をとることも可能である。例えば解析プログラムを具備するコンピュータにより構成することができる。なお、信号処理部５６の演算結果である光学特性値分布情報や差分画像情報などは表示装置（不図示）に出力される。

（差分画像の生成処理）
本実施形態でのＰＡＴ技術による撮像は、以下のフローにて行われる。なお光照射によって光吸収体から音響波が発生するメカニズムは前述した基本原理のフローと同様である。
（１）第一の状態において試料の外部から光を照射する。
（２）光吸収係数の大きい箇所から第一の音響波（超音波）が発生する。
（３）試料中を伝播した第一の音響波を試料の外部にて音響波検出器（超音波探触子）を用いて受信する（第一の測定工程）。
（４）到達音響波の時間差などを解析し、試料の第一の画像（断層像もしくは三次元像）を再構成する。
（５）取得した第一の画像を画像メモリに蓄積する（記憶工程）。
（６）第一の状態とは異なる第二の状態において試料の外部から光を照射する。
（７）光吸収係数の大きい箇所から第二の音響波（超音波）が発生する。
（８）試料中を伝播した第二の音響波を試料の外部にて音響波検出器（超音波探触子）を用いて受信する（第二の測定工程）。
（９）到達音響波の時間差などを解析し、試料の第二の画像（断層像もしくは三次元像）を再構成する。
（１０）（９）で取得した第二の画像を、(５)で画像メモリに蓄積した第一の画像と比較し、差分を取得する（処理工程）。

上記のフローによれば、異なるタイミングで第一の測定と第二の測定を行い、二つの異なる状態での像を画像再構成した後、これら２つの画像の差分を取得することによって、変化した部位のみを抽出することが可能である。なお、第一の測定と第二の測定は、測定対象の組織（血管や病変部位など）の形状が互いに異なるようなタイミングで行われる。

（実施形態の利点）
以上述べた本発明の実施形態によれば、正しくフレーム間比較を行うことができるようになるため、差分を取得することによって変化している部分のみを抽出することが可能で
ある。すなわち従来の線順次で画像を取得する超音波診断装置では、上記課題で示した通り正しいフレーム間比較ができなかったのに対し、本実施形態の構成ではイメージングを行う際に、光音響トモグラフィーを用いている。この方法は超音波診断装置のように線順次で走査を行うわけではなく、光を照射することによってイメージングするために、生体内部の異なる場所の同時刻の情報を取得することが可能になる。この結果、フレーム間の差分画像から組織の状態変化の様子を正しく捉えることが可能となる。これを利用すれば、例えば血管像などの運動組織や、経時変化した病変部位などを鮮明に写し出すことが可能となる。

［実施例１］
本発明の実施例１について説明する。実施例１は、試料の全周囲で検出した超音波から画像再構成を行う例である。ここでは実際の測定時の様子を模した条件で行ったシミュレーションについて図面を用いて説明する。なお実際の測定あるいは診断では、３次元空間を考慮しなければならないが、本計算過程では二次元平面上での計算を示す。

図２Ａおよび図３Ａは実施例１に用いるシミュレーションの実施条件を図示しており、サンプルの配置を表している。図２Ａは第一の状態、図３Ａは第二の状態を表している。ここで例えば図２Ａにおいて、符号２１と２２は光吸収体である。これに任意の場所から一様な光を照射し（図示せず）、光吸収体２１、２２より発生する音響波を音響波検出器である超音波探触子２３にて検知する。この超音波探触子２３は、光吸収体２１、２２の全周囲を取り囲む略円形状を呈している。その円の上に描かれた６０個の小さい円が、それぞれ超音波受信素子を表している。つまり、光吸収体２１、２２から発生する超音波を全周囲に配置された６０個の超音波受信素子で検知する。図３Ａにおいて、符号４１と４２は光吸収体を示し、符号４３は超音波探触子を示している。図２Ａと図３Ａとの違いは、図中の左上に存在する光吸収体（２１、４１）の形状が異なる点である。

光音響効果によって発生する音響波に関し、吸収体の形状が球状であれば、その吸収体から発せられる音響波は計算によって解析的に求められ、それが実験と一致することが知られている。２次元平面上に限定した計算においては、吸収体の形状が円状であれば同様に計算可能である。つまりその超音波プロファイルは、振幅変化がゼロからいったん正の圧へと上昇し、負の圧へと下降した後にゼロに戻るという、「Ｎ」型の変化を示すことが知られている。このＮ字の幅は光吸収体の大きさ、Ｎ字の高さ（振幅）は式（１）で示す通り、光到達量と吸収係数の積に比例することが知られている。

光吸収体において発生した音響波は等方的に広がり、生体内を伝播し、超音波受信素子に到達する。複数の点で測定された到達音響波を、公知の解析手法を用いて画像化することができる。本実施例では、図２Ａのサンプルにおいて６０点で検出された音響波信号から、公知のＣｉｒｃｕｌａｒ Ｂａｃｋｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ法（ＣＢＰ法）を用いて画像再構成を行い、第一の画像を得た。図２Ｂは第一の画像を示している。一方、図２Ａと同様に図３Ａのサンプルにて画像再構成を行い、第二の画像を得た。図３Ｂは第二の画像を示している。

図２Ｂの画像と図３Ｂの画像とを並置して比較したとしても、二つの円状のものが共に存在するだけであるので、二つの画像の違いを即座に判別することは困難である。

そこで、本実施例では、図２Ｂの画像と図３Ｂの画像との差分（画素間の濃度差）を計算し、得られた差分画像を出力する。図４は差分画像を示している。差分画像では、同一形状の部分（光吸収体２２、４２）が消去され、形状の異なる部分（光吸収体２１、４２）が抽出されている。このように、異なる状態で取得された二つの画像の差分を計算することにより、形状・位置・大きさなどが変化している部分のみが強調された画像を得るこ
とが可能となる。

［実施例２］
本発明の実施例２について説明する。実施例２は、試料の片側で検出した超音波から画像再構成を行う例である。すなわち、実施例１では二つの光吸収体を取り囲むように超音波受信素子を配置したのに対し、実施例２では光吸収体に対して一方の側のみに超音波受信素子を配置する。ここでは実際の測定時の様子を模した条件で行ったシミュレーションについて図面を用いて説明する。なお実際の測定あるいは診断では、３次元空間を考慮しなければならないが、本計算過程では二次元平面上での計算を示す。

図５Ａおよび図６Ａは実施例２に用いるサンプルの配置を表している。図５Ａは第一の状態、図６Ａは第二の状態を表している。ここで例えば図５Ａにおいて、符号７１は棒状の光吸収体であり、符号７２は円状の光吸収体である。これに任意の場所から一様な光を照射し（図示せず）、光吸収体７１、７２より発生する音響波を音響波検出器である超音波探触子７３にて検知する。なお、図５Ａと図６Ａとの違いは、棒状の光吸収体（７１、９１）の太さが異なる点である。円状の光吸収体（７２、９２）の径は同一である。

こうした配置において、実施例１と同様にして、ＣＢＰ法を用いて画像再構成した。図５Ａのサンプル配置において検出された超音波信号から再構成した結果である第一の画像を図５Ｂに示す。また図６Ａのサンプル配置において検出された超音波信号から再構成した結果である第二の画像を図６Ｂに示す。

このように図５Ｂ、図６Ｂともに、棒状の光吸収体と円状の光吸収体の再構成像が一部重なり合い、良好な再構成像を得ることができていない。その結果、棒状の光吸収体の太さの違いを判別することが困難になっている。

それに対し、これらの画像データの差分を計算したものが図７である。図７では円状の光吸収体の像が差分計算によって消去されている。棒状の光吸収体の影響や、超音波信号の受信を片側だけで行っていることによる情報量の不足によって若干像は乱れているものの、形状の異なった棒状の部分が抽出されていることがわかる。このように、異なる状態で取得された二つの画像の差分を計算することにより、形状・位置・大きさなどが変化している部分のみが強調された画像を得ることが可能となる。

［実施例３］
本発明の実施例３について説明する。実施例１、２では、画像再構成を行った後に画像データの差分像を生成することによって、状態変化した部分を抽出している。つまり、実空間において差分演算を行っている。これに対し、実施例３では、音響波信号を周波数領域に変換し、周波数領域において信号データの差分を取った後、その差分を空間領域に逆変換することにより得られたデータから差分画像を生成する。

図８は、実施例３の処理の流れを示すフローチャートである。まず、第一の状態において、光照射および音響波検出を行い（ステップＳ１０）、検出された音響波信号をフーリエ変換する（ステップＳ１１）。フーリエ変換された１画像分の信号データは画像メモリに蓄積される。次に、第二の状態において、光照射および音響波検出を行い（ステップＳ１２）、検出された音響波信号をフーリエ変換する（ステップＳ１３）。そして、第一の状態で取得された信号データと第二の状態で取得された信号データとの差分を取り（ステップＳ１４）、その差分データを逆フーリエ変換する（ステップＳ１５）。逆フーリエ変換により得られた音響波信号の差分データから画像再構成が行われる。

以下、図９Ａ〜図９Ｆを用いて、実施例３のシミュレーション結果を説明する。実施例
３では、超音波探触子から２ｃｍの距離に、３つの円状の光吸収体を１ｃｍ間隔で配置したサンプルを用いる。図９Ａは、第一の状態で取得された音響波信号から再構成された画像であり、図９Ｂは、第一の状態で取得された音響波信号をフーリエ変換したデータである。また図９Ｃは、第二の状態で取得された音響波信号から再構成された画像であり、図９Ｄは、第二の状態で取得された音響波信号をフーリエ変換したデータである。第一の状態と第二の状態の違いは、第一の状態では光吸収体の直径が２ｍｍであるのに対し、第二の状態では光吸収体の直径が４ｍｍである点である。

図９Ｆは、図９Ｂに示す信号データと図９Ｄに示す信号データとの差分データである。この図９Ｆの差分データを逆フーリエ変換して画像化したものが、図９Ｅである。このように周波数空間にて差分を取得しても、状態の変化した部位を抽出することが可能である。

［その他の実施例］
上記実施例の方法を利用することによって血管をイメージングすることができる。例えば実施例１の方法は、図１０に示すように、指の周囲に超音波探触子１２１を配置し、超音波を測定する場合に利用できる。また実施例２の方法は、例えば図１１に示すように、頸動脈に押し当てるようにして、血管に対して一方の側面に超音波探触子１３１を配置し、超音波を測定する場合に利用できる。

なお、いずれの場合も、超音波探触子と生体との間には音響インピーダンスの整合をとるためのマッチング剤などを用いることが好ましい。

血管は血流によって時々刻々とその太さを変化させている。つまり心臓の鼓動と同期して、その太さを収縮させながら血液を流している。そこで、生体情報イメージング装置が心拍のモニタリングを行い、心拍と同期して光照射を行うことで、そのタイミングでの状態を画像として取得することが可能となる。具体的には、血圧が略最大血圧のとき（第一の状態）に第一の測定を行い、血圧が略最低血圧のとき（第二の状態）に第二の測定を行う。これにより高血圧状態の血管の画像と低血圧状態の血管の画像が得られる。そしてこれらの画像間の比較を行うことによって、血圧変化に伴う血管径が変化した部分のみを描出することが可能となる。

ところで、心拍を測定する部位と診断する部位とが離れている場合には、必ずしも同期の取れた像が得られるとは限らない。この場合、第一の状態として安静状態にて測定し、その後、第二の状態として高心拍状態において測定すれば、血管像を正しくイメージングできる。つまり心拍数が互いに異なる第一の状態と第二の状態とで、血管の太さが一致するタイミングは極めてまれであるため、こうした状態間で差分を取れば血管のイメージングを行うことが可能となる。もし差分がうまく取れていない場合には、高心拍状態での測定を再度行えばイメージングできる確率が高まる。

なお、この二つの状態を作り出すために、ベッドで寝たり椅子に座ったりして休息した後に測定する状態を第一の状態とし、自発的に運動したり外部からの刺激やストレスを与えたりすることで高心拍状態にし、その後に測定する状態を第二の状態とすればよい。これにより、二つの状態の差分画像から血管のイメージングを行うことができる。

あるいはこうした高心拍状態にさせるような機能（例えばストレス付与機能）を有した装置を上記生体情報イメージング装置に組み込んでも良い。また生体情報イメージング装置が心拍数を計測する機能を有しており、高心拍状態か否かを自動で判断し第二の測定を行うタイミングを決定しても良い。

また、血圧の異なる状態間で比較してもよい。例えば、早朝の低血圧状態を第一の状態とし、このときの測定を第一の測定とする。次いで、活動する時間帯における高血圧状態を第二の状態とし、このときの測定を第二の測定とする。これら二つの状態間の差分を取得することによって、血管のイメージングを行うことが可能となる。また生体情報イメージング装置が血圧を計測する機能を有しており、低血圧状態か高血圧状態かを自動で判断しても良い。

また、波長の異なる２種類の光を用いることによって、組織の違いを観測できることが知られている。例えば、波長によってヘモグロビンの酸化度が異なるため、波長を変えて測定することによって動脈と静脈をイメージングできることが知られている。

上記血管のイメージングを行う際には、動脈での血管太さの変化が大きいのに対し、静脈は血管の太さが血流によってもほとんど変わらない。つまり、静脈を状態が変動しない基準組織とみなすことができる。これを利用し、２状態間の差分を取得するときに、状態の変動しない基準組織同士、すなわち静脈同士が一致するように位置合わせを行うことで、位置ずれをほとんど生じることなく差分像を取得することが可能となる。

まず静脈によるイメージングを行うために、酸素が結合していないヘモグロビンの吸収が多い波長帯（７００乃至８００ｎｍ）にて、第一の状態と第二の状態のイメージングを行う。次いで、酸化ヘモグロビンの吸収が多い波長帯（８００乃至１０００ｎｍ）にて、第一の状態と第二の状態のイメージングを行う。それらを画像再構成し、酸素が結合していないヘモグロビンの吸収が多い波長帯での再構成画像を静脈像ととらえ、第一の状態と第二の状態での静脈像同士が一致するようにレジストレーションを行う。その後、その位置にて酸化ヘモグロビンを吸収する波長での再構成画像同士の差分を取得する。

こうした手順によって差分画像を得ることで、より正確に動脈のイメージングを行うことが可能となる。

図１は、本発明の実施形態における生体情報イメージング装置の構成を示す図である。 図２Ａは、実施例１における第一の状態のサンプルの配置を示す図であり、図２Ｂは、第一の状態での再構成画像を示す図である。 図３Ａは、実施例１における第二の状態のサンプルの配置を示す図であり、図３Ｂは、第二の状態での再構成画像を示す図である。 図４は、実施例１における第一の状態と第二の状態の差分画像を示す図である。 図５Ａは、実施例２における第一の状態のサンプルの配置を示す図であり、図５Ｂは、第一の状態での再構成画像を示す図である。 図６Ａは、実施例２における第二の状態のサンプルの配置を示す図であり、図６Ｂは、第二の状態での再構成画像を示す図である。 図７は、実施例２における第一の状態と第二の状態の差分画像を示す図である。 図８は、実施例３のフローチャートである。 図９Ａは、実施例３における第一の状態での再構成画像を示す図であり、図９Ｂは、第一の状態でのフーリエ変換データを示す図であり、図９Ｃは、第二の状態での再構成画像を示す図であり、図９Ｄは、第二の状態でのフーリエ変換データを示す図であり、図９Ｅは、差分データを逆フーリエ変換した画像を示す図であり、図９Ｆは、第一の状態と第二の状態の差分データを示す図である。 図１０は、超音波探触子を生体の全周囲に配置する例を示す図である。 図１１は、超音波探触子を生体の片側に配置する例を示す図である。

符号の説明

２１、２２、４１、４２ 光吸収体
２３、４３ 超音波探触子
５０ 光源
５１ 生体
５２ 光吸収体
５３ パルス光
５４ 音響波
５５ 音響波検出器
５６ 信号処理部
７１、７２、９１、９２ 光吸収体
７３、９３ 超音波探触子
１２１、１３１ 超音波探触子

Claims (8)

1. 試料に光を照射し、前記試料内の光吸収体が光を吸収することによって発生する音響波を測定する測定手段と、
   前記測定手段による第一の測定で得られた音響波信号を周波数領域に変換することにより第一の情報を取得し、前記測定手段による第二の測定で得られた音響波信号を周波数領域に変換することにより第二の情報を取得し、周波数領域において前記第一の情報と前記第二の情報の差分情報を取得し、前記差分情報を空間領域に逆変換することにより差分画像を取得する情報処理手段と、
   を備えることを特徴とするイメージング装置。
2. 前記第二の測定は、前記第一の測定とは前記光吸収体の形状が異なるタイミングで行われ、
   前記情報処理手段は、前記第一の情報と前記第二の情報との差分を表す差分画像を生成するものであることを特徴とする請求項１に記載のイメージング装置。
3. 前記光吸収体が血管であることを特徴とする請求項１または２に記載のイメージング装置。
4. 前記測定手段は、前記第一の測定のときの心拍数とは異なる心拍数の状態のときに前記第二の測定を行うことを特徴とする請求項１から３のいずれか１項に記載のイメージング装置。
5. 前記測定手段は、前記第一の測定のときの血圧とは異なる血圧の状態のときに前記第二の測定を行うことを特徴とする請求項１から４のいずれか１項に記載のイメージング装置。
6. 前記測定手段は、血圧が略最大血圧のときに前記第一の測定を行い、血圧が略最低血圧のときに前記第二の測定を行うことを特徴とする請求項５に記載のイメージング装置。
7. 前記情報処理手段は、前記差分情報を空間領域に逆変換することにより得られた信号か
   ら前記差分画像を取得することを特徴とする請求項１から６のうちいずれか１項に記載のイメージング装置。
8. 試料に光を照射し、前記試料内の光吸収体が光を吸収することによって発生する音響波を測定する第一の測定工程と、
   試料に光を照射し、前記試料が光を吸収することによって発生する音響波を測定する第二の測定工程と、
   前記第一の測定工程で得られた音響波信号を周波数領域に変換することにより第一の情報を取得する工程と、
   前記第二の測定工程で得られた音響波信号を周波数領域に変換することにより第二の情報を取得する工程と、
   周波数領域において前記第一の情報と前記第二の情報の差分情報を取得する工程と、
   前記差分情報を空間領域に逆変換することにより差分画像を取得する工程と、
   を含むことを特徴とするイメージング方法。

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