JP6300977B2 - 被検体情報取得装置及び被検体情報取得方法 - Google Patents

Description

本発明は、被検体内部の画像情報を取得する被検体情報取得装置及び被検体情報取得方法に関する。

レーザー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 Ｉｍａｇｉｎｇ（ＰＡＩ：光音響イメージング）がある。光音響イメージングでは、光源から発生したパルス光を生体に照射し、生体内で伝播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）を検出し、その検出した信号に基づき生体情報を画像化するものである。すなわち、腫瘍などの対象部位と周囲の組織との光エネルギーの吸収率の差を利用し、被検部位が照射された光エネルギーを吸収して瞬間的に膨張する際に発生する弾性波を音響波検出器で検出する。この検出信号を数学的に解析処理することにより、生体内の光学特性分布、特に、初期音圧分布や光エネルギー吸収密度分布あるいは吸収係数分布などを得ることができる。

ＰＡＩ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Ｐ_０は次式で表すことができる。

ここでΓはグルナイゼン係数であり、堆積膨張係数βと音速ｃの２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。μ_ａ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Ｐ_０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波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Ｐ_０を算出することが可能となる。算出された初期音圧分布Ｐ_０は、グルナイゼン係数Γを除することにより、μ_ａ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μ_ａを得ることができる。

しかしながら、被検体内部の光吸収体に吸収される光量に対して、光照射面に近い表面近傍の光吸収体に吸収される光量の方が多いことから、一般に被検体表面で発生する音響波は大きくなる。また、被検体表面で発生した大きな音響波は、具体的には音響インピーダンスの異なる様々な場所で反射する。その結果、それらの音響波と被検体内部にある光吸収体から発生する音響信号とが重畳された信号が音響波検出器により検出されることとなる。そのため、取得したい被検体内部の光吸収体に起因した検出信号による画像は、被検体表面の光吸収に起因した検出信号、及び、その音響波の多重反射に起因した検出信号により劣化してしまう。

このような課題を解決する方法として特許文献１がある。特許文献１では超音波診断装置において、予め分かっている多重反射信号を、計測信号から低減することで、多重反射によるアーティファクトを低減できるとしている。

特開平７−１７８０８１号公報

特許文献１においては、予め音響波の発生場所及びその多重反射の場所が分かっているので、その不要な信号を低減できる。

しかしながら、光音響イメージングにおいて、被検体表面で発生する音響波は、その被検体の正確な形状が分からなければ、どこでどのように発生するかを予測することは困難である。

そこで、本発明は、音響波の発生場所およびその多重反射の場所があらかじめ予測することが困難な光音響イメージングにおいても、不要な信号を低減し、アーティファクトの少ない画像を得ることのできる被検体情報取得装置及び被検体情報取得方法を提供することを目的とする。

本発明の処理装置は、第１の光が被検体に照射されることにより被検体から発生する音響波に由来する第１の画像情報を取得し、第１の光とは異なるタイミングで第２の光が被検体に照射されることにより被検体から発生する音響波に由来する第２の画像情報を取得し、互いに規格化されている第１及び第２の画像情報を用いて、差分画像情報を取得し、差分画像情報に関する信号を表示手段に出力する。

本発明によれば、音響波の発生場所およびその多重反射の場所があらかじめ予測することが困難な光音響イメージングにおいても、不要な信号を低減し、アーティファクトの少ない画像を得ることのできる被検体情報取得装置及び被検体情報取得方法を提供するができる。

第１の実施形態に係る、被検体情報取得装置を示す図である。 第１の実施形態に係る、検出信号の処理のフローを示す図である。 （ａ）第１の実施形態において、第１の光を照射して得られる検出信号の一例を示す図である。（ｂ）第１の実施形態において、第２の光を照射して得られる検出信号の一例を示す図である。（ｃ）（ａ）と（ｂ）の検出信号の差分から得られた信号を示す図である。 第１の実施形態に係る、第１のデータから第３のデータによる画像の一例である。 第２の実施形態に係る被検体情報取得装置を示す図である。 第２の実施形態に係る、第１のデータから第３のデータによる画像の一例である。

（第１の実施形態）
以下、図面を参照しつつ本実施形態をより詳細に説明する。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。

（基本的構成）
図１を参照しながら本実施形態にかかる被検体情報取得装置の構成を説明する。本実施形態の被検体情報取得装置は、被検体の内部の光学特性値情報を画像化する装置である。なお、光学特性値情報とは、一般的には、初期音圧分布、光吸収エネルギー密度分布あるいは吸収係数分布のことを示す。

本実施形態の被検体情報取得装置は、基本的なハード構成として、光源１１、音響波の検出手段としての音響波検出器１７、信号処理部１９を有する。光源１１から発せられたパルス光１２は、例えば、レンズ、ミラー、光ファイバ、拡散板などの光学系１３により所望の光分布形状に加工されながら導かれ、生体などの被検体１５に照射される。被検体１５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（結果的に音源となる）１４に吸収されると、その光吸収体１４の熱膨張により音響波１６ａが発生する。一方、被検体表面２２に設けられた光吸収部材２３においても同様に光吸収が起こり、音響波１６ｂが発生する。音響波１６ａ，１６ｂは「光音響波」と呼ばれることもある。音響波１６ａ，ｂは音響波検出器１７により検出され、検出信号を出力し、信号収集器１８で増幅やデジタル変換された後、信号処理器１９で所定の処理を行い、最終的に被検体の画像情報（光学特性値情報）に変換され、表示装置２０に表示される。本明細書において、検出信号とは、信号収集器で加工された信号も含むものである。

なお、上記では、光吸収部材２３として、被検体の組成とは異なる部材を設けた例を示したが、被検体表面２２を構成する組織自体を光吸収部材２３として用いてもよい。すなわち、本願明細書においては、「被検体表面部」とは、光吸収部材が被検体表面に設けられている場合と、被検体表面自体を光吸収部材とする場合の両方が含まれる。

（波長選択方法）
本実施形態では、光源からの光として、互いに異なる波長の光である第１の波長の光（第１の光）及び第２の波長の光（第２の光）を用いる。このとき、第１の光を照射する場合と第２の光を照射する場合とでは、被検体表面部に対応する検出信号の相対的な形状は変わらないとする。この場合、第１の光による検出信号と第２の光による検出信号との差を算出することにより、被検体表面部に対応する検出信号を低減することができる。このとき、光吸収体１４に対応する検出信号の符号が反転する場合もあるが、例えば、得られた光学特性値において絶対値をとれば、被検体内部にある光吸収体をイメージングすることができる。

以下、第１の光及び第２の光について、より詳細に説明する。第１の光の照射による被検体内部にある光吸収体１４に対応する検出信号の強度と、被検体表面部に対応する検出信号の強度と、の比である第１の比が、前記第２の光の照射による被検体内部にある光吸収体１４に対応する検出信号の強度と、被検体表面部に対応する検出信号の強度と、の比である第２の比よりも小さくなるように第１の波長（λ１）及び第２の波長（λ２）を選択することが好ましい。

このような波長を選択すると、第２の光における被検体内部にある光吸収体１４に対応する検出信号の強度が、その他の検出信号と比べ相対的に大きくなる。よって、第１の光における検出信号をリファレンス光として、第２の光における検出信号と第１の光における検出信号との差を算出することにより、主に第２の光における被検体表面部に対応する検出信号を低減し、かつ第２の光における光吸収体に対応する検出信号を符号が反転することなく取得することができる。

また、第１の比と第２の比の関係は式１より次のように表すことができる。

ここで、μ_ａは吸収係数を、Φは光量である。また、上付き添え字のａは被検体内部にある光吸収体１４に関するパラメータであることを示し、ｓは被検体表面部に関するパラメータであること示す。

また、光量Φは、１次元モデルで考えると、次の式で表すことができる。

ここで、Φ_０は被検体表面部での光量を、μ_ｅｆｆは被検体の有効減衰係数を、ｄは光照射領域である被検体表面部から任意の光吸収体位置までの距離である。ここで、有効減衰係数とは、被検体内部における単位長さ当たりの平均的な光の減衰を表したものである。簡単のために、照射条件を第１の波長、第２の波長において一定と仮定すると、被検体表面部での光量Φ_０は第１の波長、第２の波長において一定となる。以上のことを考慮すると、式２は次の式で表すことができる。

式４より、第１の波長及び第２の波長は、被検体表面部の吸収係数、光吸収体１４の吸収係数、被検体１５の有効減衰係数の観点から選択されることが望ましいことが理解される。

すなわち、第１の波長における被検体表面部の吸収係数が、第２の波長における被検体表面部の吸収係数より大きいことが好ましい。また、さらに、第１の波長における光吸収体１４の吸収係数が、第２の波長における光吸収体１４の吸収係数より小さいことが好ましい。また、さらに、第１の波長における被検体１５の有効減衰係数が、第２の波長における被検体の有効減衰係数より大きいことが好ましい。

なお、有効減衰係数の観点で波長を選択する場合、被検体１５より取得した有効減衰係数スペクトルから、第１の波長及び第２の波長を選択することが好ましい。また、この有効減衰係数スペクトルを取得するための有効減衰係数スペクトル取得装置を本実施形態の被検体情報取得装置に設けてもよい。

なお、波長を選択する手段としては、図示しない波長選択装置が被検体の吸収係数、有効減衰係数のデータをもとに２つの波長を選択してもよい。あるいは、波長選択装置が被検体の吸収係数、有効減衰係数のデータを表示し、術者が表示されたデータをもとに２つの波長を選択してもよい。

また、皮膚の最表面である表皮においては、主にメラニンによって光が吸収される。すなわち、表皮の吸収係数は、メラニンの吸収係数に依存すると仮定することができる。ここで、メラニンの吸収係数の波長依存性の式を以下に示す。

式５より、表皮においては、典型的には波長が短波長方向に向かうにつれて吸収係数が大きくなっていくことが理解できる。すなわち、第１の波長における被検体表面部の吸収係数を第２の波長における被検体表面部の吸収係数より大きくするためには、第１の波長を第２の波長より短くすることが好ましい。

さらに、典型的な被検体内の光学特性、すなわち被検体内での光の減衰を考慮すると、第１の波長を４００〜６００ｎｍ程度、第２の波長を６００〜１２００ｎｍ程度とするとよい。ただし、この傾向は被検体の主成分の濃度、つまり、生体ごとに変化するため、厳密に６００ｎｍで切り分けられるものではない。そのため、大まかには５００〜７００ｎｍ付近のどこかで、第１の波長と第２の波長とを分離することが望ましい。

また、被検体表面自体とは異なる特定の波長を吸収する光吸収部材２３を有する場合には、その特定の波長近傍の波長を第１の波長として選択することが好ましい。

（被検体情報取得方法）
次に、信号処理部１９が行う処理について説明する。ここでは、図２、３、４も参照しつつ説明する。以下の番号は図２における処理の番号と一致する。

まず図２を用い、信号処理部１９における処理の概要を説明する。

処理１（Ｓ２０１）：第１の光を照射して、第１のデータを取得する工程
まず、図１に示された光源１１から第１の波長の光（第１の光）を被検体１５に照射することで、第１のデータとして、音響波検出器１７で検出される第１の検出信号Ｐ１（ｔ）を取得し、信号処理部１９内のメモリに保存する。

ここで、取得された第１の検出信号Ｐ１（ｔ）について説明する。図３（ａ）は、この工程でＰＣ内のメモリに保存された特定の検出素子で検出された第１の検出信号Ｐ１（ｔ）の一例である。図３（ａ）において横軸は検出時間で、光照射した時刻をゼロとしている。また、縦軸は音響波検出器１７で検出された音圧に比例した値である。図１において第１の波長（λ１）を選択した場合は、被検体表面部２２での光吸収によって発生した音響波１６ｂを主に検出する。ここで、時刻ｔｂとは、音響波検出器１７と光照射面である被検体表面部との最短距離ｄｂを被検体内での音響波の平均音速で割ったものである。

また、上記では、第１の検出信号Ｐ１（ｔ）を第１のデータとしたが、第１の検出信号Ｐ１（ｔ）を用いて、画像再構成処理を行い取得した第１の画像情報Ｔ１（ｒ）を第１のデータとしてもよい。この場合、第１の検出信号Ｐ１（ｔ）を用いて、画像再構成処理を行い、被検体の光学特性値分布に関連した第１の画像情報Ｔ１（ｒ）を形成し、信号処理部１９であるＰＣ内のメモリに保存する。図４（ａ）は、第１の検出信号Ｐ１（ｔ）の画像再構成により得られる第１の画像情報Ｔ１（ｒ）の一例である。図中のコントラストの高い領域（白い領域）は、被検体表面部の画像Ａと音響波の多重反射に起因するアーティファクトＢであり、ここでは被検体内部にある光吸収体１４は画像化されていない。

処理２（Ｓ２０２）：第２の光を照射して、第２のデータを取得する工程
次に、第２の波長の光（第２の光）を被検体１５に照射することで、第２のデータとして、音響波検出器１７で検出される第２の検出信号Ｐ２（ｔ）を取得し、信号処理部１９内のメモリに保存する。

ここで、取得された第２の検出信号Ｐ２（ｔ）について説明する。図３（ｂ）は、この工程で得られる特定の検出素子で検出された第２の検出信号Ｐ２（ｔ）の一例である。図３（ｂ）においては、横軸は検出時間で、縦軸は音響波検出器１７で検出された音圧に比例した値である。この工程では、図１に示されているように、音響波検出器１７と光照射面である被検体表面２２との最短距離ｄｂと被検体内部の光吸収体１４と音響波検出器１７との最短距離ｄａがほぼ同じとなるような場合、図３（ｂ）に示したように被検体表面部で発生する音響波１６ｂと被検体内部にある光吸収体１４から発生する音響波１６ａがほぼ同時刻に検出される。そのため、音響波検出器１７で検出される検出信号は音響波１６ａと音響波１６ｂとの重ね合わせとなる。図３（ｂ）の信号では被検体内部にある光吸収体１４から発生した音響波１６ａも検出したものだが、図３（ｂ）と図３（ａ）の信号とを比較しても、大きな差は見られない。つまり、このような場合、図３（ｂ）で示した検出信号からは被検体表面部で発生した音響波１６ｂによる検出信号と被検体内部にある光吸収体１４から発生した音響波１６ａによる検出信号とを区別することは困難である。

また、上記では、第２の検出信号Ｐ２（ｔ）を第２のデータとしたが、第２の検出信号Ｐ２（ｔ）を用いて、画像再構成を行い取得した第２の画像情報Ｔ２（ｒ）を第２のデータとしてもよい。この場合は、第２の検出信号Ｐ２（ｔ）を用いて、画像再構成処理を行い、被検体の光学特性値分布に関連した第２の画像情報Ｔ２（ｒ）を形成し、信号処理部１９内のメモリに保存する。図４（ｂ）は、第２の検出信号Ｐ２（ｔ）の画像再構成により得られる第２の画像情報Ｔ（ｒ）の一例である。図中のコントラストの高い領域（白い領域）は、被検体表面部の画像Ａと音響波の多重反射に起因するアーティファクトＢ、被検体内部にある光吸収体１４の画像Ｃである。ここで、図４（ａ）と図４（ｂ）とを比較すると、図４（ｂ）では、図４（ａ）とは異なり被検体内部にある光吸収体１４が画像化されている。

処理３（Ｓ２０３）：第１のデータと第２のデータとの差を算出し、第３のデータを取得する工程
次に、Ｓ２０１及びＳ２０２で信号処理部１９内に保存された第１の検出信号Ｐ１（ｔ）と第２の検出信号Ｐ２（ｔ）を用いて、第３のデータとして、第３の検出信号Ｐ３（ｔ）を取得する。例えば、Ｐ２（ｔ）からＰ１（ｔ）を減算した差分信号を算出することにより、Ｐ３（ｔ）を取得する。

ただし、条件によっては、第１の波長（λ１）と第２の波長（λ２）で得られる被検体表面部に対応する検出信号の強度が異なることがある。このような場合、第１の検出信号Ｐ１（ｔ）と第２の検出信号Ｐ２（ｔ）を規格化した後に、第１の検出信号と第２の検出信号との差を算出し、差分信号Ｐ３（ｔ）を取得することが好ましい。このような規格化処理を行うことにより、第２の光による被検体表面部に対応する検出信号を大きく低減することができる。

次の式は、以上の規格化処理の一例を表す式である。

ここで、ａは比例定数である。例えば、ａは、Ｐ１（ｔ）及びＰ２（ｔ）の最大振幅が等しくなるような値や、Ｐ１（ｔ）及びＰ２（ｔ）の被検体表面部に対応する検出信号が等しくなるような値とすることなどが考えられる。なお、式６に示した規格化の例では、Ｐ１（ｔ）に比例定数を掛けて規格化を行ったが、Ｐ２（ｔ）に比例定数を掛けて規格化を行うことや、Ｐ１（ｔ）とＰ２（ｔ）の両方に比例定数を掛けて規格化を行うことをしてもよい。また、後述する画像情報を規格化する場合も、同様の規格化処理を行うことができる。

このような処理を行うことで、例えば、図３（ｃ）のような信号が得られる。

図３によれば、第２の検出信号Ｐ２（ｔ）から第１の検出信号Ｐ１（ｔ）が減算された結果、被検体内部にある光吸収体１４で発生した音響波１６ａに起因する信号が主に検出信号内に再現される。そのため、図３（ｂ）では区別できなかった被検体内部の光吸収体から発生した音響波１６ａに起因する検出信号を抽出できる。このようにＳ２０１及びＳ２０２で得られた第１の検出信号Ｐ１（ｔ）と第２の検出信号Ｐ２（ｔ）から新たな第３の検出信号Ｐ３（ｔ）を取得することで、被検体表面部で発生した音響波１６ｂに起因する検出信号を低減し、主に被検体内部にある光吸収体１４から発生した音響波１６ａに起因する検出信号を抽出可能となる。ここで、時刻ｔａとは、音響波検出器１７と被検体内部にある光吸収体１４との距離ｄａを被検体内での音響波の平均音速で割ったものである。

また、上記では、第３の検出信号Ｐ３（ｔ）を第３のデータとしたが、第１の画像情報Ｔ１（ｒ）と第２の画像情報Ｔ２（ｒ）から得られた第３の画像情報Ｔ３（ｒ）を第３のデータとしても良い。この場合、Ｓ２０１及びＳ２０２で得られた第１の画像情報Ｔ１（ｒ）と第２の画像情報Ｔ２（ｒ）とを用いて、第３のデータとしての第３の画像情報Ｔ３（ｒ）を取得する。例えば、Ｔ２（ｒ）からＴ１（ｒ）を減算した差分の画像情報を算出することにより、Ｔ３（ｒ）を取得する。

ただし、条件によっては、第１の波長（λ１）と第２の波長（λ２）で得られる被検体表面部に対応する画像情報が異なることがある。このような場合、第１の画像情報Ｔ１（ｒ）と第２の画像情報Ｔ２（ｒ）とを規格化した後に、第１の画像情報と第２の画像情報との差を算出し、差分画像情報Ｔ３（ｒ）を取得することが好ましい。ここで、画像情報とは、光学特性値や画像化したときの輝度などである。

このような処理の結果、得られる画像情報の一例を図４（ｃ）に示す。図中のコントラストの高い領域（白い領域）は、被検体内部にある光吸収体１４の画像Ｃである。ここで図４（ｂ）と図４（ｃ）とを比較すると、図４（ｃ）では図４（ｂ）とは異なり、被検体内部にある光吸収体１４が主に画像化されている。このように処理１と２で得られた画像情報Ｔ１（ｒ）とＴ２（ｒ）から新たな画像情報Ｔ３（ｒ）を作ることで、被検体表面部で発生した音響波１６ｂに起因する画像Ａ及び音響波の多重反射に起因するアーティファクトＢを低減し、主に被検体内部の光吸収体１４から発生した音響波１６ａに起因する画像Ｃを抽出可能となる。

また、処理１と処理２の工程の順序は、適宜選択することができる。

処理４（Ｓ２０４）：第３のデータを用いて画像情報を形成する工程
第１のデータ及び第２のデータが、第１の検出信号Ｐ１（ｔ）及び第２の検出信号Ｐ２（ｔ）である場合、Ｓ２０３で得られた第３のデータとしての第３の検出信号Ｐ３（ｔ）を用いて画像再構成処理を行い、第３の画像情報Ｔ（ｒ）を形成する。この処理では、図３（ｃ）のような被検体表面部で発生した音響波の検出信号を低減した信号を用いるため、被検体内部にある光吸収体１４を主に画像化でき、画像劣化の少ない画像を形成できる。このような処理の結果、得られる画像情報の一例を図４（ｃ）に示す。図中のコントラストの高い領域（白い領域）は、被検体内部にある光吸収体１４の画像Ｃであり、図４（ｃ）では主に被検体内部にある光吸収体１４が画像化されている。

なお、第１のデータ及び第２のデータが、第１の画像情報及び第２の画像情報である場合は、この処理４を行う必要はない。

以上の工程を行うことで、音響波の発生場所およびその多重反射の場所があらかじめ予測しえない光音響イメージングにおいても、被検体表面部などで発生した不要な信号を低減し、アーティファクトの少ない画像を得ることができる。

なお、以上の工程を含んだプログラムを、コンピュータとしての信号処理部１９に実行させてもよい。

以下、主要な構成について説明する。

（光源１１）
光源１１は、少なくとも異なる２波長以上の光を照射可能であるとする。また、本発明の光源は、本実施形態の被検体情報取得装置と一体として設けられていても良いし、光源を分離して別体として設けられていても良い。

光源１１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が好ましい。具体的には効率的に音響波を発生させるため、１０ナノ秒程度のパルス幅が使われる。光源としては大出力が得られるため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することができる。照射のタイミング、波形、強度などは不図示の光源制御部によって制御される。

また、レーザーは複数のレーザーで構成されても良い。例えば、ＹＡＧレーザーで励起したＯＰＯレーザーや色素レーザーあるいはＴｉ：ｓａレーザーなどである。

（光学系１３）
光源１１から照射された光１２は、典型的にはレンズやミラーなどの光学部品により、所望の光分布形状に加工されながら被検体に導かれるが、光ファイバなどの光導波路などを用いて伝搬させることも可能である。光学系１３は、例えば、光を反射するミラーや、光を集光したり拡大したり形状を変化させるレンズ、光を拡散させる拡散板などである。このような光学部品は、光源から発せられた光１２が被検体１５に所望の形状で照射されれば、どのようなものを用いてもかまわない。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１５及び光吸収体１４）
これらは本発明の画像形成装置の一部を構成するものではないが、以下に説明する。本発明の被検体情報取得装置は、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主な目的とする。よって、被検体１５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。また、被検体内部にある光吸収体１４としては、被検体内部で相対的に吸収係数が高いものを示し、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新生血管を多く含む悪性腫瘍などである。

（音響波検出器１７）
パルス光により被検体表面部及び被検体内部で発生する音響波を検出する検出器である音響波検出器１７は、音響波を検出し、アナログ信号である電気信号に変換するものである。以後、単に探触子あるいはトランスデューサということもある。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音響波信号を検出できるものであれば、どのようなトランスデューサを用いてもよい。本実施形態の音響波検出器１７は、典型的には複数の検出素子が１次元あるいは２次元に配置されたものが良い。このような多次元配列素子を用いることで、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、被検体の振動などの影響を低減できる。

（信号収集器１８）
本実施形態の画像形成装置は、音響波検出器１７より得られた電気信号を増幅し、その電気信号をアナログ信号からデジタル信号に変換する信号収集器１８を有することが好ましい。信号収集器１８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。音響波検出器１７から得られる検出信号が複数の場合は、同時に複数の信号を処理できることが望ましい。それにより、画像を形成するまでの時間を短縮できる。なお、本明細書において「検出信号」とは、音響波検出器１７から取得されるアナログ信号も、その後ＡＤ変換されたデジタル信号も含む概念である。そして、検出信号は「光音響信号」ともいう。

（信号処理部１９）
信号処理部１９は、本発明の特徴的処理である被検体表面部で生じた音響波信号の低減処理を行う。そして、低減処理が行われた新たな信号を用いて、被検体内部の画像情報を取得する（画像再構成）。

信号処理部１９には典型的にはワークステーションなどが用いられ、被検体表面部で生じた音響波信号の低減処理や画像再構成処理などがあらかじめプログラミングされたソフトウェアにより行われる。例えば、ワークステーションで使われるソフトウェアは本発明の特徴である被検体表面部で生じた音響波信号の低減処理やノイズ低減処理を行う信号処理モジュール１９ａと、信号処理モジュール１９ａで処理された信号を用いて画像再構成を行う画像再構成モジュール１９ｂとの２つのモジュールからなる。なお、光音響イメージングの一つである光音響トモグラフィーにおいては、通常、画像再構成前の前処理として、各位置で検出された信号に対してノイズ低減処理などが行われるが、それらは信号処理モジュール１９ａで行われることが好ましい。また、画像再構成モジュール１９ｂでは、画像再構成による画像情報の形成が行われる。画像再構成アルゴリズムとしては、例えば、トモグラフィー技術で通常に用いられるタイムドメインあるいはフーリエドメインでの逆投影などが使われる。なお、再構成の時間に多くを有することが可能な場合は、繰り返し処理による逆問題解析法などの画像再構成手法も利用することができる。光音響イメージングの一つである光音響トモグラフィーの画像再構成手法には、代表的なものとして、フーリエ変換法、ユニバーサルバックプロジェクション法やフィルタードバックプロジェクション法などがある。なお、光音響イメージングにおいては、フォーカスした音響波検出器を用いることで、画像再構成なしに生体内の光学特性分布画像を形成することができる。そのような場合には、画像再構成アルゴリズムを用いた信号処理を行う必要はない。

また、場合によっては、信号収集器１８、信号処理部１９は一体化される場合もある。この場合、ワークステーションで行うようなソフトウェア処理ではなく、ハードウェア処理により被検体の画像情報を生成することもできる。

（表示装置２０）
表示装置２０は信号処理部１９で出力される画像情報を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。なお、本発明の画像診断装置とは別に提供されていても良い。

（被検体表面部）
被検体表面部は、光吸収部材が被検体表面に設けられている場合と、被検体表面自体を光吸収部材とする場合の両方が含まれる。ここで、光吸収部材とは、ある特定領域の波長の光を吸収し、それ以外の波長の光をあまり吸収しない部材である。好ましくは、第１の波長（λ１）と第２の波長（λ２）の光を被検体に照射する場合、第１の波長（λ１）の光を強く吸収し、第２の波長の（λ２）の光をあまり吸収しないような部材のことである。つまり、第１の波長における吸収係数が第２の波長における吸収係数よりも大きい部材であることが好ましい。

なお、光吸収部材が被検体表面に設けられている場合、光吸収部材は光源が発光する第１の波長の光を強く吸収し、それ以外の波長の光吸収が相対的に弱く、かつ、被検体表面に設置できれば、どのような材料及び形状のものでも構わない。また、この場合、光吸収部材は被検体表面自体の吸収係数スペクトルと近似した吸収係数スペクトルをもつ部材であることが好ましい。具体的には、例えば、第１の波長を５３２ｎｍ、第２の波長を８００ｎｍとした場合、５３２ｎｍの光を強く吸収し、８００ｎｍの光をあまり吸収しないシアニン系色素やメラニン色素などの色素を被検体表面に塗布、あるいは色素を塗布したフィルムなどを被検体表面にはりつけることができる。

また、被検体表面自体を光吸収部材とする場合、皮膚表面に多くに存在するメラニン等を光吸収部材とする。

（第２の実施形態）
図５は、本実施形態に係る被検体情報取得装置の例を示したものである。本実施形態に係る被検体情報取得装置は、光源１１と被検体１５との間に被検体表面部を平坦化する平坦化部材２１が設けられていることが第１の実施形態とは異なる。すなわち、本実施形態においては、光が平坦化部材２１を通して被検体１５に照射される。本実施形態の被検体情報取得装置では、平坦化部材２１で発生した音響波が多重反射し、その多重反射信号と被検体内部にある光吸収体から発生した音響波信号とが重畳された信号が観測される場合を考える。図５においては、図１と同一の部材には同一の符号を付し、詳細な説明は省略する。また、信号処理部１９は、図２に示した第１の実施形態における処理と同一の処理を行う。

まず、本実施形態の被検体情報取得装置において光が被検体１５に照射される。そうすると、被検体表面部の光吸収により発生した音響波１６ｂが、平坦化部材２１内で多重反射する。また、被検体内部にある光吸収体１４の光吸収に起因する音響波１６ａの検出信号も発生するため、音響波１６ａと音響波１６ｂとが重畳して検出される。また、音響波検出器１７表面においても同様の原因により発生した音響波（図示せず）が平坦化部材２１内で多重反射し、被検体１５内にある光吸収体１４の光吸収に起因する音響波１６ａの検出信号と重畳して検出される。このように、複数の多重反射の検出信号を重畳して検出してしまうことにより、被検体内部にある光吸収体１４に起因する画像以外の不要な画像が現れ、画像が劣化する。

図６（ａ）は、本実施形態においてＳ２０１によって得られた第１のデータとして、第１の画像情報を示す。ここで、図６（ａ）中のコントラストの高い領域（白い領域）は、被検体表面部の画像Ａと音響波の多重反射に起因するアーティファクトＢであり、ここでは被検体内部にある光吸収体１４は画像化されていない。

また、図６（ｂ）は、本実施形態においてＳ２０２によって得られた第２のデータとして、第２の画像情報を示す。図６（ｂ）中のコントラストの高い領域（白い領域）は、被検体表面部の画像ＡとアーティファクトＢ、被検体内部にある光吸収体１４の画像Ｃである。図６（ａ）と図６（ｂ）とを比較すると、図６（ｂ）では図６（ａ）とは異なり被検体内部の光吸収体１４が画像化されている。

そして、図６（ｃ）は、本実施形態においてＳ２０３によって得られた第３のデータとして、第３の画像情報を示す。ここで、図６（ｂ）と（ｃ）を比較する。図６（ｂ）に示す第２の画像情報では、音響波の多重反射に起因するアーティファクトＢが被検体内部にある光吸収体１４の画像Ｃの他に現れる。一方、図６（ｃ）では、多重反射による画像Ｂは見られず、主に被検体内部にある光吸収体１４による画像Ｃが観察される。

以上の工程を行うことで、音響波の発生場所およびその多重反射の場所があらかじめ予測しえない光音響イメージングにおいても、被検体表面部や平坦部材２１などで発生した不要な信号を低減し、アーティファクトの少ない画像を得ることができる。

１１ 光源
１５ 被検体
１７ 音響波検出器
１９ 信号処理部

Claims (17)

1. 第１の光が被検体に照射されることにより前記被検体から発生する音響波に由来する第１の画像情報を取得し、
   前記第１の光とは異なるタイミングで第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から発生する音響波に由来する第２の画像情報を取得し、
   互いに規格化されている前記第１及び第２の画像情報を用いて、差分画像情報を取得し、
   前記差分画像情報に関する信号を表示手段に出力する
   ことを特徴とする処理装置。
2. 前記第１の光が前記被検体に照射されることにより前記被検体から発生する音響波を検出することにより得られた第１の音響波信号を用いて、画像再構成処理により前記第１の画像情報を取得する
   ことを特徴とする請求項１に記載の処理装置。
3. 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から発生する音響波を検出することにより得られた第２の音響波信号を用いて、画像再構成処理により前記第２の画像情報を取得する
   ことを特徴とする請求項１または２に記載の処理装置。
4. メモリに保存された前記第１の画像情報を取得する
   ことを特徴とする請求項１から３のいずれか１項に記載の処理装置。
5. メモリに保存された前記第２の画像情報を取得する
   ことを特徴とする請求項１から４のいずれか１項に記載の処理装置。
6. 前記第１の画像情報および前記第２の画像情報の少なくとも一方を補正することにより、前記第１の画像情報と前記第２の画像情報とを規格化する
   ことを特徴とする請求項１から５のいずれか１項に記載の処理装置。
7. 前記第１の画像情報の最大値と前記第２の画像情報の最大値の差が小さくなる補正を行うことにより、前記第１の画像情報と前記第２の画像情報とを規格化する
   ことを特徴とする請求項６に記載の処理装置。
8. 前記被検体の表面部に対応する前記第１の画像情報の値と前記第２の画像情報の値との差が小さくなる補正を行うことにより、前記第１の画像情報と前記第２の画像情報とを規格化する
   ことを特徴とする請求項６に記載の処理装置。
9. 前記差分画像情報に基づいた画像と、前記第１の画像情報及び前記第２の画像情報の少なくとも一方に基づいた画像とを前記表示手段に表示させる
   ことを特徴とする請求項１から８のいずれか１項に記載の処理装置。
10. 請求項１から９のいずれか１項に記載の処理装置と、
    前記第１の光及び前記第２の光を発する光源と、
    検出手段と、を有し、
    前記検出手段は、
    前記光源からの前記第１の光が前記被検体に照射されることにより前記被検体から発生する音響波を検出することにより第１の音響波信号を出力し、
    前記光源からの前記第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から発生する音響波を検出することにより第２の音響波信号を出力し、
    前記処理装置は、
    前記検出手段から出力された前記第１の音響波信号を用いて、画像再構成処理により前記第１の画像情報を取得し、
    前記検出手段から出力された前記第２の音響波信号を用いて、画像再構成処理により前記第２の画像情報を取得する
    ことを特徴とする光音響装置。
11. 前記光源は、発光ダイオードまたは半導体レーザを含む
    ことを特徴とする請求項１０に記載の光音響装置。
12. 第１の光が被検体に照射されることにより前記被検体から発生する音響波に由来する第１の画像情報と、前記第１の光とは異なるタイミングで第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から発生する音響波に由来する第２の画像情報と、を用いた画像表示方法であって、
    互いに規格化されている前記第１及び第２の画像情報の差分画像情報に基づいた画像を表示する工程を有する
    ことを特徴とする画像表示方法。
13. 前記差分画像情報に基づいた画像と、前記第１の画像情報及び前記第２の画像情報の少なくとも一方に基づいた画像とを表示する工程を有する
    ことを特徴とする請求項１２に記載の画像表示方法。
14. 前記第１の画像情報および前記第２の画像情報の少なくとも一方を補正することにより、前記第１の画像情報と前記第２の画像情報とを規格化する工程を有する
    ことを特徴とする請求項１２または１３に記載の画像表示方法。
15. 前記第１の画像情報の最大値と前記第２の画像情報の最大値の差が小さくなる補正を行うことにより、前記第１の画像情報と前記第２の画像情報とを規格化する工程を有する
    ことを特徴とする請求項１４に記載の画像表示方法。
16. 前記被検体の表面部に対応する前記第１の画像情報の値と前記第２の画像情報の値との差が小さくなる補正を行うことにより、前記第１の画像情報と前記第２の画像情報とを規格化する工程を有する
    ことを特徴とする請求項１４に記載の画像表示方法。
17. 請求項１２から１６のいずれか１項に記載の画像表示方法をコンピュータに実行させるプログラム。