JP6594111B2

JP6594111B2 - 被検体情報取得装置

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Publication number: JP6594111B2
Application number: JP2015169421A
Authority: JP
Inventors: 直人阿部
Original assignee: Canon Inc
Current assignee: Canon Inc
Priority date: 2015-08-28
Filing date: 2015-08-28
Publication date: 2019-10-23
Anticipated expiration: 2035-08-28
Also published as: JP2017042534A

Description

本発明は、被検体情報取得装置およびその制御方法に関する。

近年、光音響効果を利用して生体の内部を画像化する光音響イメージング装置が研究・開発されている。光音響イメージング装置は、生体内に照射されたパルスレーザ光のエネルギーを吸収した生体組織から光音響効果により発生する超音波（光音響波）を用いて、被検体内の画像を生成する。光音響イメージング装置は、例えば、乳癌を発見するための装置としての利用が期待されている。

特許文献１は、半球状の受信面に沿って複数の変換素子が配置された検出器をスパイラル状の軌道で走査し、各位置で受信した音響波を用いて画像再構成を行う装置が開示する。この装置は、変換素子からのアナログ信号をデジタル信号に変換して画像化に用いる。

特許文献２は、超音波探触子と装置本体との間における接続ケーブルのフレキシビリティを向上させることで、操作性及び作業効率を向上させる超音波撮像装置が開示する。この装置が備えるハンドヘルド型の超音波探触子には、光通信モジュールやＣＭＵＴ素子を含むデバイス混載チップが設けられる。装置本体と超音波探触子は、光ファイバを介して信号を送受信する。

特開２０１５−０８５０１３号公報特開２００７−１２５２２５号公報

特許文献１では、半球の容器型の検出器に多くの超音波変換器（変換素子）が配置される。その結果、超音波変換器から電気信号が出力される信号配線の本数も多くなるため、広い実装領域が必要になる。さらに、検出器をスパイラル状などの軌道で走査する場合は、配線数に応じて機械的な抵抗が増加する。その結果、走査用アクチュエータの大型化、消費電力や騒音の増加といった問題が起きる。また、超音波変換器としてＣＭＵＴ素子を用いる場合は電源配線が必要になるため、上記の課題が顕著になる。

また特許文献２の超音波探触子は、ＣＭＵＴ素子、Ａ／Ｄ変換器、増幅器などが設けられた混載チップを用いて形成される。しかし、特許文献１の半球状の検出器には多くの超音波変換器が実装されるため、特許文献２の技術をそのまま適応することは難しい。

本発明は上記課題に鑑みてなされたものである。本発明の目的は、音響波を受信する装置において、複数の超音波変換器が配置された検出器を簡易な構成で実現することにある。

本発明は、以下の構成を採用する。すなわち、被検体から発生した音響波を受信してア
ナログ信号を出力する複数の素子と、前記複数の素子の少なくとも一部を、受信感度の高い方向が集まる高感度領域が形成されるように支持する支持体と、前記支持体の前記被検体に対する位置を移動させる走査部と、前記複数の素子から前記アナログ信号を受信してデジタル信号に変換するデータ変換部とバッテリーおよび無線モデムとを備え、前記支持体と一定の位置関係を取るデータ収集部と、前記デジタル信号を用いて前記被検体の特性情報を取得する信号処理部と、を有することを特徴とする被検体情報取得装置である。

本発明は、以下の構成を採用する。すなわち、被検体に光を照射する光源と、光吸収体が配置された受信面を有し、前記光の照射により被検体から発生した光音響波を受信してアナログ信号を出力する複数の素子と、前記複数の素子の少なくとも一部を、受信感度の高い方向が集まる高感度領域が形成されるように支持する支持体と、前記支持体の前記被検体に対する位置を移動させる走査部と、前記複数の素子から前記アナログ信号を受信してデジタル信号に変換するデータ変換部を備え、前記支持体と一定の位置関係を取るデータ収集部と、前記デジタル信号を用いて前記被検体の特性情報を取得する信号処理部と、前記データ収集部が前記デジタル信号の処理に用いるトリガ信号を、前記光源から照射された光により前記光吸収体から発生した光音響波に基づいて生成するトリガ回路と、
を有することを特徴とする被検体情報取得装置である。

本発明によれば、音響波を受信する装置において、複数の超音波変換器が配置された検出器を簡易な構成で実現できる。

第１の実施形態の検出器の構成図第１の実施形態のデータ収集ユニットの構成図第１の実施形態のデータ変換部の構成図第１の実施形態の検出器の構成図第１の実施形態の光音響イメージング装置の全体図第２の実施形態の検出器の構成図第３の実施形態のデータ変換部の構成図第３の実施形態の光音響イメージング装置の全体図第４の実施形態の光音響イメージング装置の全体図第５の実施形態のデータ収集ユニットの構成図第５の実勢形態の動作を説明するフローチャート第５の実勢形態の他の動作を説明するフローチャート第６の実施形態のデータ変換部の構成図ＣＭＵＴプローブの構成図光音響イメージング装置の概要図

以下に図面を参照しつつ、本発明の好適な実施の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、被検体から伝播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、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や信号処理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記憶媒体としても捉えられる。

本発明の被検体情報取得装置には、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（光音響装置）を含む。本発明の特性情報とは、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。

本発明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、これらは「光吸収に基づく特性情報」や「被検体内部の光学特性値に関する分布」とも言える。特性情報はまた、組織を構成する物質の濃度関連情報を含む。

濃度関連情報は、複数波長分の光吸収に基づく特性情報を用いて求められる、被検体内に存在する物質の濃度に関係する値を含む。具体的には、酸素飽和度、酸素飽和度に吸収係数等の強度を重み付けした値、トータルヘモグロビン濃度、オキシヘモグロビン濃度、デオキシヘモグロビン濃度などである。さらに、濃度関連情報は、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でもよい。また、被検体内の各位置の濃度関連情報に基づいて、２次元または３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。

本発明の被検体情報取得装置には、被検体に超音波を送信し、被検体内部で反射した反射波（エコー波）を受信して、被検体情報を画像データとして取得する超音波エコー技術を利用した装置を含む。この場合の特性情報は、被検体内部の組織の音響インピーダンスの違いを反映した情報である。

本発明でいう音響波とは、典型的には超音波であり、音波、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は、それらの弾性波の波長を限定する意図ではない。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。

以下の実施形態における光音響装置は、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主な目的とする。よって被検体としては生体の一部、具体的には人や動物の一部位（乳房、臓器、循環器、消化器、骨、筋肉、脂肪等）が想定される。検査対象の物質としては、ヘモグロビン、グルコース、また、体内に存在する水、メラニン、コラーゲン、脂質などを含む。さらには、体内に投与されたＩＣＧ（インドシアニン・グリーン）等の造影剤等、光の吸収スペクトルが特徴的な物質であればよい。

本発明の適用対象は、以下に説明する光音響イメージング装置に限られない。本発明は複数の超音波変換器を検出器に配置し、その検出器を走査して特性情報を取得する装置に適用できる。例えば超音波エコー装置も、本発明の被検体情報取得装置に含まれる。

（ＣＭＵＴプローブ）
まず、本発明に好適なＣＭＵＴプローブについて説明する。図１４（ａ）はＣＭＵＴプローブの構成図である。ＣＭＵＴプローブ２１は、不図示の筺体の中にＣＭＵＴ素子２１０、電流電圧変換回路２１１を備える。ＣＭＵＴ素子２１０の振動膜は、従来のピエゾ素子と比べて軽く、柔らかい。また、音響整合層を用いずともＣＭＵＴ素子と被検体の間で良好な音響整合が実現できるので、広帯域の信号を受信できる。電流電圧変換回路２１１は、ＣＭＵＴ素子の静電容量変化を電圧に変換する。

電源配線２１２は、電流電圧変換回路２１１に電源供給するとともに、ＣＭＵＴ素子２１０にバイアス電圧を供給する。電流電圧変換回路２１１は、ＣＭＵＴ素子２１０の容量
変化を電圧変化に変換し、信号配線２１３から出力する。信号配線２１３には同軸ケーブルなどを使用できる。コネクタ２１４は、ＣＭＵＴプローブを、データ収集ユニット（データ収集部）に接続する。なお三角形のマークは１ピンの位置を示す。

図１４（ｂ）はＣＭＵＴプローブ２１の電気回路構成である。回路には、演算増幅器２１５、フィードバック抵抗２１６、位相補償コンデンサ２１７、出力インピーダンスを決定する抵抗２１８、電流電圧変換回路２１１の出力端子２１９等が含まれる。

ＣＭＵＴ素子２１０において、薄膜で形成された上部電極と下部電極で静電容量が形成される。この容量は、超音波の音圧の変化に対応して変化する。この容量変化は、バイアス電圧により、上部電極と下部電極の間の電荷の変化となる。電流電圧変換回路２１１は、この電荷を電圧変化に変換して出力端子２１９から出力する。これがＣＭＵＴプローブ２１の出力信号として、出力端子２１９を経由して信号配線２１３から出力される。

ここで、ＣＭＵＴ素子２１０と電流電圧変換回路２１１はできるだけ近接させることが好ましい。その理由は、演算増幅器２１５のマイナス入力端子と接地電位間の不図示の浮遊容量を少なくするためである。別の理由は、演算増幅器２１５のマイナス入力端子と不図示のノイズ源との間での浮遊容量を抑制し、シグナルノイズ比（ＳＮ比）を向上させるためである。これにより、ピエゾ素子を用いた超音波変換器に比べ、広帯域でのＳＮ比の向上と、大きな出力信号振幅を実現できる。なお、本明細書における「超音波」「超音波変換器」などの用語は、これらの弾性波（音響波）の波長を限定する趣旨ではない。

図１４（ｃ）は、ＣＭＵＴプローブの他の構成を示す。ここでは２つのＣＭＵＴ素子（２１０ａ、２１０ｂ）と、それぞれに対応する電流電圧変換回路（２１１ａ、２１１ｂ）がある。この構成では、電源配線２１２は共通であり、信号配線（２１３ａ、２１３ｂ）は別々である。さらに多くのＣＭＵＴ素子をＣＭＵＴプローブに配置してもよい。

ＣＭＵＴプローブ２１を用いた場合、良好な特性を得られる反面、電流電圧変換回路２１１をＣＭＵＴ素子２１０の近くに配置する必要がある。そのため電源配線２１２が必要であり、配線数の増加と実装面積の拡大を招く。そのため、ＣＭＵＴプローブ２１の各超音波変換器は、比較的広い間隔（５ｍｍ以上）で配置することが好ましい。

（光音響イメージング装置の観察部分の構造）
次に、光音響イメージング装置の構成の一例を説明する。図１５（ａ）において、被検者の左右方向をＸ軸、頭尾方向をＹ軸、腹背方向をＺ軸とする。被検者が伏臥位で横たわる診察台１０には、乳房を挿入するための開口部１１が設けられている。なお、被検者が伏臥位ではなく立位や座位等となる装置構成でも構わない。

装置のＡ−Ｂ断面図を示す図１５（ｂ）において、Ｘ軸は紙面の垂直方向である。被検者の被検体（乳房）は、診察台１０の開口部１１から挿入される。乳房の形状を安定させるために、保持部材１２を設けることが好ましい。検出器２０は、支持部材１４により支えられた検出器テーブル１３に取り付けられている。検出器走査部１５は、検出器２０を所望の位置に移動させる。光ファイバ３４はレーザ光を導光する。

検出器２０は、半球状の支持体に超音波変換器が配置された構造である。半球内部の受信面には、複数の超音波変換器のうち少なくとも一部の超音波変換器の受信面がそれぞれ異なる角度となるように設けられる。より好ましくは、複数の超音波変換器の受信感度の高い方向（指向軸）が球の中心に向く。これにより、高感度領域が形成され、再構成画像の画質が向上する。このような配置は、被検体を周囲から測定できる点で好ましい。

一方、ハードウェアコストや再構成の計算量の観点から、超音波変換器の数には制約がある。従って、検出器２０の支持体のサイズ、超音波変換器の個数や配置ピッチ、どのようなタイプのＣＭＵＴ素子を用いるかなどは、被検体の種類や必要とされる画像精度などに応じて決定させるべきである。容器状の検出器には図１４（ａ）のＣＭＵＴプローブが好適である。一方、図１４（ｃ）のＣＭＵＴプローブは、不等間隔で容器状の支持体に実装する場合や、容器状以外の検出器に好適である。

検出器走査部１５は、例えば、ステッピングモータとＸＹＺステージから構成できる。また、検出器２０と保持部材１２の間の空間、及び、保持部材１２と不図示の乳房の間の空間には、インピーダンスマッチング材を充填することが好ましい。インピーダンスマッチング材としては乳房と超音波変換器に音響インピーダンスが近く、パルス光を透過する液体が望ましい。具体的には水、ひまし油、ジェルなどが用いられる。保持部材１２も、光と超音波に対する透過性を持つ。

＜第１の実施形態＞
（装置構成）
第１の実施形態では、半球形の支持体にＣＭＵＴプローブを配置し、４つのデータ収集ユニット（データ収集部）を用いる。図１（ａ）は、検出器とその周辺を示す。図１（ｂ）は、診察台１０の下方向から検出器を見た様子を示す。検出器テーブル１３に、検出器２０が固定されている。１６個のＣＭＵＴプローブ２１は、受信感度の高い方向（指向軸）が球の中心に向くように配置される。また、データ収集ユニット４ａ〜４ｄは、検出器２０と一定の位置関係となる。電源配線２１２と信号配線２１３はデータ収集ユニットに接続される。検出器２０と各データ収集ユニットは検出器テーブル１３に固定されることから、検出器２０とデータ収集ユニット４ａ〜４ｄは、一定の位置関係を取る。なお、検出器とデータ収集ユニットの位置関係を一定にするための位置関係規定部材の構成は、テーブル形状には限られない。

各ＣＭＵＴプローブは、破線のようにグループ分けされ、グループごとに設定されたデータ収集ユニットに接続される。例えば破線ａで示したＣＭＵＴプローブ２１群は、データ収集ユニット４ａに電源配線２１２、信号配線２１３により接続される。同様に、破線ｂ〜ｃで示されるグループはそれぞれ、データ収集ユニット４ｂ〜４ｄに接続される。

各データ収集ユニットは、１枚のプリント基板に後述する機能を実装した部材や、複数のプリント基板を１つのケースにまとめた部材として構成される。各データ収集ユニットは、対応するグループに属するＣＭＵＴプローブの出力信号（アナログ信号）をデジタル信号に変換し、信号処理部に出力する。本実施形態では、データ収集ユニットとＣＭＵＴプローブの間の信号配線の数より、データ収集ユニットと信号処理部の間の信号配線の数が少ない。また、ＣＭＵＴプローブとデータ収集ユニットを接続する電源配線数より、データ収集ユニットと電源部を接続する電源配線数の方が少ない。

図１（ｂ）は図１（ａ）のＣ−Ｄ断面図である。光ファイバ３４の端部からは光が照射される。データ収集ユニット４ｂ、４ｄはそれぞれ１枚のプリント基板であり、各プリント基板は取り付けねじにより検出器テーブル１３に固定されている。すなわち検出器２０と各データ収集ユニットは、検出器テーブル１３が移動した場合でも一定の位置関係を取るように固定されている。したがって電源配線２１２と信号配線２１３も、検出器２０に対して動くことが無い。そのためこれらの配線を検出器２０の支持体や検出器テーブル１３に固定し、実装領域を少なくしたり、移動時の抵抗を抑えたりできる。

（データ収集ユニット）
次に、図２を用いて、データ収集ユニット４ａ〜４ｄについて説明する。図２は１つの
データ収集ユニットの内部構成を示す。コネクタ（４１−１〜４１−４）には、それぞれＣＭＵＴプローブ２１のコネクタ２１４が接続される。本実施形態では、１つのグループに属する４つのＣＭＵＴプローブ２１と、１つのデータ収集ユニットが接続される。なお、データ収集ユニット毎に、接続されるＣＭＵＴプローブ２１の数が異なっていても構わない。また、必ずしも、データ収集ユニットのコネクタ全てにＣＭＵＴプローブ２１を繋がなくても構わない。これにより部品を共通化してコストを削減できる。

データ変換部４０は、ＣＭＵＴプローブ２１からコネクタ４１を経由して入力されたアナログ信号のそれぞれに対して、増幅処理とデジタル変換処理を施して、信号コネクタ４４０から信号処理部に出力する。このとき、ＬＶＤＳ伝送線等により高速な転送が可能である。入力されるパラレル信号を高速なシリアル信号に変換することによって、４つのＣＭＵＴプローブ２１からの信号を１対の差動ラインで伝送できる。従って、信号配線の数を減らせる。また、ＡＤ変換を行う場所がＣＭＵＴプローブ２１と近いので、ノイズの混入が低減され、ＳＮ比の向上や再構成画像の画質向上という効果が得られる。

一方、ＣＭＵＴプローブ２１の電源配線は各コネクタの１〜４ピンに相当する。これらの電源配線はまとめられ電源コネクタ４４に接続される。本実施形態では、計１６本の電源配線が４本にまとめられる。

ＣＭＵＴプローブ２１とデータ収集ユニット４ａ〜４ｄは、比較的多くの電源配線２１２と信号配線２１３で接続される。そこで、４つのデータ収集ユニットを、検出器２０の周囲に円形かつ等間隔に配置することが好ましい。これにより、ＣＭＵＴプローブ２１と各データ収集ユニットをできるだけ近づけるとともに、配線を整理できる。その結果、検出器走査時のメカニカルな抵抗が小さくなり、装置の小型化や、消費電力および発熱量の低下が実現できる。

一方、この様な実装により、電源コネクタ４４と電源部の間の配線での電圧降下が大きくなる可能性がある。これは、ＣＭＵＴプローブ２１の電源配線をまとめたことによる電流の増加と、電源コネクタ４４から電源部までの配線が長くなることによる電気抵抗の増加に起因する。そこで、ローカルレギュレータ４２、４３を用いて電圧を安定化することが好ましい。なお、電源コネクタ４４のバイアス電源（３ピン）に流れる電流は微弱なため、ローカルレギュレータは必要ない。また、電源コネクタ４４から電源部への配線で混入するノイズを減衰させるために、ノイズフィルタを配置することが好ましい。

（データ変換部）
図３を参照して、データ変換部４０について説明する。端子４０１には、ＣＭＵＴプローブ２１が接続される。アンプ４０２は、ＣＭＵＴプローブ２１からのアナログ信号を増幅する。Ａ／Ｄ変換器４０３は、アンプ４０２の出力をデジタル信号に変換する。符号４１０の一点鎖線は、アンプ４０２とＡ／Ｄ変換器４０３を含むアナログフロントエンドを示す。アナログフロントエンド４１０として、４つのチャンネルを１つのシリコンチップに実装した集積回路が好適である。

クロックジェネレータ４０４は、サンプリングクロックを生成する。トリガ端子４０５は、パルス光発光タイミングの信号（トリガ信号）を入力する。書き込み制御回路４０６は、トリガ信号に基づいてＡ／Ｄ変換器４０３が出力するデジタル信号のメモリ４０７への書き込みを制御する、Ｉ／Ｆ回路４０８は、メモリ４０７に記憶されたデジタル信号を読み出し、高速なＬＶＤＳ伝送線で出力する。信号コネクタ４４０は、デジタル信号を送信する。

次に、データ変換部４０の動作について説明する。端子４０１に入力された４本のＣＭ
ＵＴプローブ２１からの信号は、アナログフロントエンド４１０により、４チャンネル並列にデジタル変換される。具体的には、以下の動作が４チャンネル並列に行われる。

まず、アンプ４０２により信号が増幅される。このときタイムゲインコントロールを行っても良い。次に、Ａ／Ｄ変換器４０３はクロックジェネレータ４０４の出力するサンプリングクロックに基づいてＡ／Ｄ変換を行う。トリガ端子４０５には、パルス光が発光した時刻の基準となるトリガ信号が入力される。そして、書き込み制御回路４０６が、このトリガ信号Ｓ２の入力時刻を起点として、デジタル信号をメモリ４０７に順次書き込む。次に、Ｉ／Ｆ回路４０８は、メモリ４０７に格納されたデジタル信号を、信号コネクタ４４０を経由して信号処理部へ出力する。なお、メモリ４０７への一時的な格納を行わず、デジタル信号をそのまま出力しても良い。

データ収集ユニット４と、ＣＭＵＴプローブ２１や電源部や信号処理部とを接続する際には、コネクタを用いることが好ましい。これによりＣＭＵＴプローブ２１を容易に交換できる。より好ましくは、ＣＭＵＴプローブ２１の背面にもコネクタを実装し、配線をＣＭＵＴプローブ２１から完全に分離できるようにする。これにより、保守等でのＣＭＵＴプローブ２１の取り外しが容易になる。

次に、データ収集ユニット４からの配線の実装方法を説明する。図４は、検出器を下方向から見た模式図であり、ケーブルを強調している。フレーム１６は、診察台１０と固定されている。ケーブル２４ａは、データ収集ユニット４ａとデータ収集ユニット４ｄの、電源コネクタ４４および信号コネクタ４４０からの配線をまとめている。ケーブル２４ｂは、データ収集ユニット４ｂとデータ収集ユニット４ｃの、電源コネクタ４４および信号コネクタ４４０からの配線をまとめている。なお、個々の電源配線および信号配線は省略した。

ケーブル２４ａおよび２４ｂは、検出器テーブル１３およびフレーム１６に、配線固定部材２３で固定されている。そして、検出器２０および検出器テーブル１３と、診察台１０に固定された保持部材１２との相対的な位置関係は、走査により変化する。すなわち、検出器テーブル１３はフレーム１６に対して移動する。この時、ケーブル２４ａ、２４ｂの可動部分は、フレキシブルなケーブルのガイドの中に実装すると良い。移動を見越して、ケーブルには余裕（たるみ）を設けると良い。また、複数のデータ収集ユニットからの電源配線を、さらに別のプリント基板等でまとめて、可動部分であるケーブル２４ａ、２４ｂの線数を減らすことも好ましい。

（全体構成と動作）
図５を用いて、光音響イメージング装置の全体構成と動作を説明する。装置の測定対象は被検体１（乳房）である。レーザパルス送信部３は光源部となる。装置は大まかに言うと、上述した部材の他、システム制御部５、信号処理部６、電源部７、表示装置８を備える。

装置は光照射に関して、レーザ発光制御回路３１、Ｑスイッチ３２、レーザ装置３３、導光用の光ファイバ３４を備える。また、トリガ回路９には、別の光ファイバ３５によりレーザ光が導かれる。レーザ発光制御回路３１は、システム制御部５からのレーザ発光指示に従い、発振開始信号Ｓ１をレーザ装置３３のＱスイッチ３２に出力する。するとレーザ装置３３はレーザパルスを照射する。なお発光方式はＱスイッチでなくても良い。例えば半導体レーザの場合、直接変調でも十分に高速な応答が可能である。

光ファイバ３４の射出端からレーザパルスを照射された被検体１からは、光音響効果により光音響波が発生する。一方、光ファイバ３５により分岐されたレーザパルスを受光し
たトリガ回路９は、レーザパルスの発光時刻に同期したトリガ信号Ｓ２を生成する。トリガ信号Ｓ２は、４つのデータ収集ユニットそれぞれにおけるＡ／Ｄ変換と、メモリ４０７へのデジタルデータ格納に利用される。なお、トリガ信号として例えば、発振開始信号Ｓ１を用いても良い。

信号処理部６は、受信したデジタル信号を用いて画像再構成を行い、被検体内の画像データ（特性情報）を作成する。そして、表示装置８に画像データを出力する。なお、画像データをネットワークに出力したり、不揮発性メモリに単に記憶したりする構成であっても良い。信号処理部６としては、ＣＰＵ、ＧＰＵ、記憶装置などの演算資源を備えたＰＣやワークステーション、または、ＦＰＧＡ等を用いた専用のハードウェアが好適である。画像再構成には、整相加算法、バックプロジェクション法、フーリエ変換法など、任意の既知の手法を適用できる。

電源部７は、ＣＭＵＴプローブ２１とデータ変換部４０に電源を供給する。出力される電圧値は、ローカルレギュレータの有無や電力消費量、配線の電圧降下などを考慮して決定される。

本実施形態では、データ収集ユニット４ａ〜４ｄにＡ／Ｄ変換器が設けられ、デジタル信号をＬＶＤＳ伝送線等の差動ラインで伝送することによって、信号線の数を少なくできる。さらに、データ収集ユニット４ａ〜４ｄで電源配線をまとめて線数を少なくできる。その結果、ケーブル２４ａ、２４ｂの実装領域を少なくできる。このような効果は、超音波変換器の数よりデータ収集ユニットの数が少ない場合に特に大きくなる。

さらに、検出器２０を走査（移動）する場合には、各データ収集ユニットを検出器テーブル１３に配置することにより、可動部分のケーブル２４ａ、２４ｂの線数が少なくなる。その結果、検出器テーブル１３を動かすアクチエータの小型化、発熱の減少、消費電力の減少、コストの削減の効果がある。また、ＣＭＵＴプローブ２１からのアナログ信号を検出器２０の近くでデジタル信号に変換できるので、ノイズの混入が防止される。その結果、ＳＮ比の向上や再構成画像の高画質化が期待できる。

なお、超音波変換器はＣＭＵＴプローブに限定されない。例えばピエゾ素子を利用してもよい。ピエゾ素子は電流電圧変換回路２１１を必要としないため、データ取得ユニット４には電源配線をまとめる回路は必要ない。また、ピエゾ素子には電源配線はないが、信号配線は有る。そのため、信号配線の数や、可動部分のケーブル２４ａ、２４ｂの線数を減らすという効果は享受できる。また、一般的にピエゾ素子は出力電圧が小さいため、ＳＮ比が悪くなる傾向にある。しかし本発明によればアナログ信号の配線長を短くできるので、ノイズの混入を防ぎ、ＳＮ比が向上する。

＜第２の実施形態＞
本実施形態では、データ収集ユニットの数が第１の実施形態とは異なる。図６（ａ）は、検出器を診察台１０の下方向から見た図である。本実施形態の装置は、８つのデータ収集ユニット（４ａ〜４ｈ）を備える。検出器２０とデータ収集ユニット４ａ〜４ｈは、検出器テーブル１３と一定の位置関係を取る。

本実施形態では、１６個のＣＭＵＴプローブ２１が２個ずつグループ分けされている。各グループ（ａ〜ｈ）を、破線で示す。例えば破線ａで示されたグループは、データ収集ユニット４ａに、電源配線２１２、信号配線２１３により接続される。同様に、各グループ（ａ〜ｈ）はそれぞれ、対応するデータ収集ユニット（４ａ〜４ｈ）に接続される。なお、図の煩雑化を避けるため、一部の電源配線２１２および信号配線２１３のみを示した。

本実施形態は、グループ数やデータ収集ユニット数の違い以外は第１の実施形態と同様である。すなわち、複数のＣＭＵＴプローブ２１の出力信号はデータ収集ユニット内で並列にＡ／Ｄ変換され、ＣＭＵＴプローブ２１に接続される出力信号の数より少ないデジタル信号線で信号処理部６に出力される。また、ＣＭＵＴプローブ２１の電源配線がまとめられ、ＣＭＵＴプローブ２１に接続される電源配線数より少ない数の電源配線で電源部７と接続される。

Ｃ−Ｄ断面図を示す図６（ｂ）においても、データ収集ユニット４ｃ、４ｇは不図示の取り付けねじにより検出器テーブル１３に固定されており、位置関係は一定となっている。その結果、電源配線２１２、信号配線２１３は動くことが無いので、これらの配線を検出器２０や検出器テーブル１３に固定することが可能となる。その結果、実装領域が減少する。

なお、１つのデータ収集ユニットと接続されるＣＭＵＴプローブ２１の個数は任意である。例えば８〜１２８個のＣＭＵＴプローブ２１を一つのグループに含めても良い。より具体的には、検出器２０に実装するＣＭＵＴプローブ２１の数を５１２個、データ収集ユニットを８枚、一つのグループ内のＣＭＵＴプローブ数を６４個としてもよい。

データ収集ユニットの数は、装置の実装可能領域等から決定するとよい。データ収集ユニットの数が多いと、それを実装する機構も多くなるため、機構の複雑化やコスト増加につながる。一般的に、データ収集ユニットの数は１６個以下が好ましい。また、複数のデータ収集ユニットを、検出器２０の周囲に円形かつ等間隔に配置すると良い。これにより配線のサイズを共通化できる。図６の構成によれば、データ収集ユニットと電源部７との電源配線に流れる電流が分散するため電圧降下が減少する。また、ローカルレギュレータ１つあたりの消費電力を下がるため、放熱機構を簡略化できる。

（変形例）
第２の実施形態では、データ収集ユニットを物理的に８つ実装した。しかし、データ収集ユニット数を、物理的には４つだが、電気回路的には８つにしても良い。この場合、図１のデータ収集ユニット４ａ〜４ｄがそれぞれ、２つの独立した電気回路を持つ構成とある。これによりデータ収集ユニットの物理的な数が減少するため、取り付け機構を簡略化できる。また、第２の実施形態の効果はそのまま享受できる。

本実施形態でも、電源配線および信号配線の削減、ケーブルの実装領域の低減、装置小型化、走査用アクチエータの小型化、発熱量や消費電力の減少、配線へのノイズ混入の防止、信号のＳＮ比の向上、高画質化が期待できる。

＜第３の実施形態＞
第１の実施形態では、トリガ信号の基準としてレーザ発光やＱスイッチ信号を用いた。しかしこの場合、データ収集ユニットとトリガ回路の間に配線が必要となる。そこで本実施形態では、配線を用いずにトリガ信号を生成する。以降、本実施形態に特徴的な部分を中心として説明する。図７に、本実施形態のデータ変換部４０のブロック図を示す。図７を図３と比較すると、ホトデテクタ５０（光センサ）、トリガ回路４０９が追加されている。なお、データ収集ユニットは４チャンネルとする。

次に、データ変換部４０の動作を、特徴的な部分を中心に説明する。アナログフロントエンド４１０は、上と同様に、端子４０１に入力された４本のＣＭＵＴプローブ２１からのアナログ信号を４チャンネル並列にデジタル変換する。

第３の実施形態におけるトリガ回路４０９は、データ変換部４０ごとに（言い換えるとデータ取得ユニットごとに）、独立して実装される。ホトデテクタ５０は、検出器内部に感度を持つように実装されたホトダイオードやホトトランジスタ等のデバイスである。レーザパルスが発光すると、ホトデテクタ５０は検出器内部の光を検出して受光検出信号を出力する。トリガ回路４０９は、この受光検出信号を所定の閾値電圧と比較し、トリガ信号Ｓ２を出力する。後続処理においては上と同様に、トリガ信号Ｓ２に同期した書き込み制御が行われ、信号処理に用いられる。

図８に、本実施形態の光音響イメージング装置の構成を示す（図５と同じ構成についての説明は省略）。検出器２０には、ホトデテクタ５０が配置されている。レーザ装置３３は発振開始信号Ｓ１のタイミングでレーザパルス光を照射する。続いて、ファイバ３４により導かれた光の一部は被検体１に入射し、光音響波を発生させる。それと並行して、光の一部は検出器２０の内部を伝搬し、ホトデテクタ５０に検出される。そしてホトデテクタ５０が受光検出信号を出力することにより、トリガ信号Ｓ２が生成される。

以上説明したトリガ信号の生成は、４つのデータ収集ユニットごとに行われる。ただし、各ホトデテクタ５０にはほぼ同時刻にレーザパルスが入射するので、４つのデータ収集ユニットのデータ取得時刻は結果的には同期する。

本実施形態によれば、上記各実施形態の効果に加え、トリガ信号に関わる配線が不要なことによる、さらなる小型化やコスト低減効果が得られる。

＜第４の実施形態＞
第３の実施形態では、データ取得ユニット毎にトリガ信号を生成した。一方、本実施形態では、１つのトリガ回路がトリガ信号を生成して各データ収集ユニットに送信する。図９に示された本実施形態の装置において、トリガ回路９とクロックジェネレータ１０は、ともに検出器テーブル１３上に実装され、複数のデータ収集ユニットに対してトリガ信号Ｓ２やサンプリングクロックを送る。従って個々のデータ収集ユニットにはトリガ回路やクロックジェネレータが必要ない。なお、トリガ回路９とクロックジェネレータ１０からの出力はバッファ回路等で分配すると良い。

本実施形態の大まかな動作は第３の実施形態と同様であるため、細かい説明は省略する。本実施形態ではホトデテクタ５０が一つであるので、検出器２０上でのホトデテクタ５０の占有面積を狭くできる。その結果、多くのＣＭＵＴプローブを実装できる。また、クロックジェネレータ１０も一つなので、Ａ／Ｄ変換器のサンプリングクロックの位相が精度よく揃う。その結果、再構成画像の画質、特に高い周波数成分の画質が向上する。

なお、ホトデテクタ５０とクロックジェネレータ１０のいずれか一方を一つにしても良い。例えば、Ａ／Ｄ変換器のサンプリングクロックの周波数が必要な信号の帯域に比べ十分高い時は、各々のデータ取得ユニットにクロックジェネレータを設けても良い。また、ホトデテクタ５０とクロックジェネレータ１０の個数を、一つではなく、データ収集ユニットよりも少ない数（例えば２つ）にしても良い。

＜第５の実施形態＞
本実施形態では、データ収集ユニットがバッテリーと無線モデムを有する。図１０に示す本実施形態のデータ収集ユニットは、バッテリー（４５、４６、４７）と、無線モデム４８を含む。図２と同じ構成については詳しい説明を省略する。本実施形態の信号処理部６も無線モデムを備える（不図示）。

本実施形態では、信号配線を無線化する。すなわち、データ変換部４０に入力され、増
幅およびデジタル化されたのち信号コネクタ４４０から出力されたデジタル信号は、無線モデム４８を経由して信号処理部６に出力される。さらに本実施形態では、バッテリー４５〜４７を用いて電源配線を無くしている。その結果、検出器テーブルの走査時のメカニカルな抵抗が減少するので、走査用アクチエータを小型化できる。また電源配線、信号配線の可動部分が無くなるので、ケーブルガイド等の実装部品が不要となる。その結果、コストや実装サイズを低減できる。

本実施形態でも、検出器とデータ収集ユニットが検出器テーブル１３に実装されている。そして、検出器走査部１５で検出器テーブル１３を移動させる。この構成によれば、測定を行わない時間に検出器テーブル１３が止まる、所定の退避位置を設定できる。退避位置として例えば、測定がすぐ開始できる位置が好適である。退避位置としてまた、間違ってレーザパルスを照射した場合に外部に光が漏れにくいような位置（例えば、保持部材１２の真下から外れた位置）も好適である。

本実施形態の装置は、検出器テーブル１３が退避位置にいるときに、不図示の電源供給コネクタがバッテリー４５〜４７を充電する。データ収集ユニットが複数ある場合は、複数の電源コネクタ４４をひとつにまとめて検出器テーブル１３に固定すると良い。これにより、電源コネクタ４４と電源供給コネクタの数を少なくできる。検出器走査部１５の制御やバッテリーの充電制御は、システム制御部５が行う。

本実施形態の動作を、図１１のフローを用いて説明する。まず、装置に電源が投入されると、検出器走査部１５（ステージ）がイニシャライズされる（ＳＴ１００）。これにより、ステージの原点位置等が初期化される。次にステージが検出器テーブル１３を退避位置に移動させる（ＳＴ１０１）。これにより、電源コネクタ４４と電源供給コネクタが接続し、バッテリーが充電される（ＳＴ１０２）。そして、システム制御部５は、測定開始を待つ（ＳＴ１０３）。

不図示のコンソール等から測定開始の指示を受けると、システム制御部５は、検出器テーブル１３を測定位置に移動し、測定を開始する。そしてステージが走査された各位置で、光照射、光音響波の検出、およびデジタル信号の格納が行われる（ＳＴ１０４）。全ての位置で測定が終了すると、検出器テーブル１３を退避位置に移動する（ＳＴ１０５）。そして再びバッテリーが充電される（ＳＴ１０６）。また、ＳＴ１０５、ＳＴ１０６と同時に、無線モデム４８が、メモリ４０７に記憶されたデータを信号処理部６に送信する（ＳＴ１０７）。信号処理部６は画像再構成を行う。本フローによれば、測定中に無駄な電力が消費されない。また、無線モデム４８のデジタル信号送信時のノイズの影響が低減される。

続いて、本実施形態の別の動作例を、図１２のフローを用いて説明する。ＳＴ１００〜ＳＴ１０３の動作は上と同様である。測定開始の指示を受けたシステム制御部５により、検出器テーブル１３の測定位置への移動、光照射、光音響波の検出が制御される。そしてデジタルデータがメモリ４０７に記憶される（ＳＴ１１０）。続いて、無線モデム４８が信号処理部６にデータを送信する（ＳＴ１１１）。次に、検出器２０が全ての測定位置で計測を終えたか否かが判断される（ＳＴ１１２）。測定が終了していない場合は測定が続行され、測定が終了した場合、検出器テーブル１３を退避位置に移動させる（ＳＴ１１３）。これによりバッテリーが充電され、待機状態に入る。本フローによっても、無線モデム４８でデジタル信号を送信する際のノイズの影響を低減できる。

本実施形態によれば、信号配線や電気配線が不要となるため、装置全体を小型化できる。また、検出器を走査する場合、可動部分の配線が無くなる。よって、発熱の減少、消費電力の減少、コストの削減などの本発明の効果が増大する。

なお、超音波変換器としてＣＭＵＴプローブではなくピエゾ素子を用いた場合でも、本実施形態は効果を発揮する。これは、ピエゾ素子を用いる場合でも、データ収集ユニットは電力を消費するためである。また、バッテリーと無線モデムのいずれか一方を搭載する構成も採用できる。バッテリーを搭載した場合は電力配線を、無線モデムを搭載した場合は信号配線を、削減する効果がある。なお、第５の実施形態で説明した無線モデムは、電波によるものであっても良いし、例えば光による無線通信であってもかまわない。

＜第６の実施形態＞
従来、複数のＣＭＵＴ素子を一つのベアチップに形成するとともに、アンプやＡ／Ｄ変換器をそれとは別のベアチップに形成し、各々のベアチップをワイヤボンド方式で接続する方式がある。また、異なるプロセスのベアチップを複数搭載するマルチチップの構成や、同一の半導体に複数のＣＭＵＴ素子からＡ／Ｄ変換器までの機能を形成する方式もある。また、光変調器を含むマルチチップ化された超音波探触子もある。以降、少なくとも超音波検出器とＡ／Ｄ変換器を含む構成のことを、チップ化超音波探触子と称する。本実施形態では、複数のチップ化超音波探触子を、ＣＭＵＴ素子の受信感度の高い方向（指向軸）が球の中心に向くように、検出器の支持体にタイル状に張り付ける。

本実施形態のデータ変換部４０を図１３に示す。図７との相違点は、左上の部分である。すなわち、ＣＭＵＴ素子２１０が他の機能同様に半導体チップに形成されることで、マルチチップあるいはシングルチップ構成のチップ化超音波探触子を構成している点である。

ここでは、図７と同様に、各々のマルチチップ構成のチップ化超音波探触子がホトデテクタ５０とトリガ回路４０９を有し、発光時刻に同期してメモリ４０７にデジタルデータを記憶するような構成とする。そして、信号コネクタ４４０を通して信号処理部６に画像再構成用のデジタルデータが送信される。このような構成により、複数の超音波探触子にレーザパルスが照射した時刻を示すトリガ信号を接続する必要が無くなる。その結果、トリガ信号を接続する実装の手間やコストを削減できる。なお、メモリ４０７は探触子側でなく信号処理部側に配置しても良い。この場合、発光タイミングに同期したトリガ信号Ｓ２を、デジタルデータとともに送信すると良い。

複数のチップ化超音波探触子を使用する場合、信号コネクタ４４０からの配線や電源コネクタ４４が多くなる場合がある。そこで、信号コネクタ４４０のデジタルデータをさらにパラレル−シリアル変換し、より高速のＬＶＤＳ伝送線等の差動信号で送信すると良い。また、電源配線をさらにまとめると良い。あるいは、第５の実施形態の構成も採用し得る。

本実施形態では、複数のマルチチップ構成のチップ化超音波探触子を、指向軸が半球の中心に向くように検出器に配置する。これにより、検出器を走査する場合の可動部分の配線数を低減できる。その結果、走査用アクチエータを小型化できるので、発熱量や消費電力の減少、コストの削減の効果がある。さらに、各超音波探触子がホトデテクタ５０を備えることにより、トリガ信号の配線を省略できる。なお、本実施形態の効果は、チップ化超音波探触子を作成することだけでも得られる。

＜第７の実施形態＞
本実施形態では、光センサとして、受信面に光吸収体を実装した超音波変換器を用いる。以降、ＣＭＵＴプローブを用いた超音波変換器を例にして説明するが、ピエゾ素子やその他の超音波変換器を用いてもよい。光センサとしてＣＭＵＴプローブを用いる場合、超音波受信面に光吸収体を実装することで、レーザパルスを受光したタイミングとほぼ同時
に光音響波が検出できる。光吸収体を実装する際には例えば、黒色の塗料を表面に塗布すると良い。

光センサとして用いるＣＭＵＴプローブは、表面に塗布された光吸収体から発生する光音響波の他に、被検体から発生する光音響波も受信する可能性がある。あるいは、被験体測定用のＣＭＵＴプローブが、光センサ用のＣＭＵＴプローブを兼ねる場合もある。しかし、被検体で発生し伝搬する信号強度は、塗布された光吸収体から発生する信号強度よりも小さい。そのため、所定の閾値処理を行うことで両者を識別できる。すなわち、閾値を超えた信号をトリガ信号として利用できる。

本実施形態によれば、ＣＭＵＴプローブによりトリガ信号を生成できるので、装置構成の簡略化や部材の共通化が可能となる。特に、一つのＣＭＵＴプローブが被検体測定とトリガ信号生成を兼ねる場合、実装される光吸収体として音波の伝達損失の少ないものを選択することが好ましい。

以上の各実施形態で説明したように、本発明は、光音響イメージング装置や超音波エコー装置、あるいはそれらを兼用する装置に用いる音響波検出器に適用できる。特に、かかる検出器や園周辺の電気回路の実装技術に好適である。複数の超音波変換器を実装した半球状（容器状）の検出器と検出器近傍に、超音波変換器の数より少ない数のデータ収集ユニットの位置関係を固定して実装することにより、アナログ信号の配線長を短くできる。その結果、ノイズの混入を低減できる。またアナログ信号をデジタル信号に変換することにより、同等の情報量をもつ信号を、少ない線数でデータ変換部から信号処理手段に伝達できる。その結果、信号配線に必要な領域を少なくなるので、装置を小型化できる。また、容器状の検出器を走査する場合、可動部分の配線数減少により機械的な抵抗が少なくなる。その結果、アクチュエータの小型化、消費電力や騒音の低減が可能になる。

一般的に、超音波変換器としてＣＭＵＴプローブを使用する場合は、電圧を印加する必要があるため電源配線が増加し、実装領域が広くなる傾向がある。その結果、アクチュエータの大型化に伴う、消費電力や騒音が増加、コスト上昇という問題がある。しかし本発明の各実施形態によれば、ＣＭＵＴプローブにおけるこれらの課題発生を効果的に抑止できる。

［その他の実施形態］
本発明は、以下の処理を実行することによっても実現される。即ち、上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１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。

４：データ収集ユニット、６：信号処理部、１５：検出器走査部、２０：検出器、２１：ＣＭＵＴプローブ、４０：データ変換部、２１０：ＣＭＵＴ素子、４０３：Ａ／Ｄ変換器

Claims

被検体から発生した音響波を受信してアナログ信号を出力する複数の素子と、
前記複数の素子の少なくとも一部を、受信感度の高い方向が集まる高感度領域が形成されるように支持する支持体と、
前記支持体の前記被検体に対する位置を移動させる走査部と、
前記複数の素子から前記アナログ信号を受信してデジタル信号に変換するデータ変換部とバッテリーおよび無線モデムとを備え、前記支持体と一定の位置関係を取るデータ収集部と、
前記デジタル信号を用いて前記被検体の特性情報を取得する信号処理部と、
を有することを特徴とする被検体情報取得装置。
前記データ収集部および前記支持体が固定される位置関係規定部材をさらに有し、
前記走査部は、前記位置関係規定部材を移動させる
ことを特徴とする請求項１に記載の被検体情報取得装置。
複数の前記データ収集部を有する
ことを特徴とする請求項１または２に記載の被検体情報取得装置。
前記複数のデータ収集部は、前記支持体の周囲に等間隔に配置される
ことを特徴とする請求項３に記載の被検体情報取得装置。
一つの前記データ収集部には、複数の前記素子からの前記アナログ信号が入力される
ことを特徴とする請求項３または４に記載の被検体情報取得装置。
複数の前記素子から前記一つのデータ収集部に前記アナログ信号が入力される信号配線の数より、前記一つのデータ収集部から前記信号処理部にデジタル信号が出力される信号配線の数が少ない
ことを特徴とする請求項５に記載の被検体情報取得装置。
前記素子は、ＣＭＵＴ素子である
ことを特徴とする請求項１ないし６のいずれか１項に記載の被検体情報取得装置。
電源部をさらに有し、
一つの前記データ収集部には、複数の前記素子からの前記アナログ信号が入力され、
複数の前記素子と前記一つのデータ収集部を接続する電源配線の数より、前記データ収集部と前記電源部を接続する電源配線の数が少ない
ことを特徴とする請求項７に記載の被検体情報取得装置。
光源をさらに有し、
前記音響波は、前記光源から光を照射された前記被検体から発生する光音響波である
ことを特徴とする請求項１ないし８のいずれか１項に記載の被検体情報取得装置。
前記光が照射されるタイミングに基づいて、前記データ収集部が前記デジタル信号の処理に用いるトリガ信号を生成するトリガ回路をさらに有する
ことを特徴とする請求項９に記載の被検体情報取得装置。
前記光源から照射された光を検出して受光検出信号を出力する光センサをさらに有し、
前記トリガ回路は、前記受光検出信号に基づいて前記トリガ信号を生成する
ことを特徴とする請求項１０に記載の被検体情報取得装置。
前記光センサは、ホトデテクタである
ことを特徴とする請求項１１に記載の被検体情報取得装置。
前記素子の受信面には光吸収体が配置されており、
前記トリガ回路は、前記光源から照射された光により前記光吸収体から発生した光音響波に基づいて前記トリガ信号を生成する光センサである
ことを特徴とする請求項１０に記載の被検体情報取得装置。
前記音響波は、前記素子から出力された音響波が前記被検体で反射したエコー波であることを特徴とする請求項１ないし８のいずれか１項に記載の被検体情報取得装置。
被検体に光を照射する光源と、
光吸収体が配置された受信面を有し、前記光の照射により被検体から発生した光音響波を受信してアナログ信号を出力する複数の素子と、
前記複数の素子の少なくとも一部を、受信感度の高い方向が集まる高感度領域が形成されるように支持する支持体と、
前記支持体の前記被検体に対する位置を移動させる走査部と、
前記複数の素子から前記アナログ信号を受信してデジタル信号に変換するデータ変換部を備え、前記支持体と一定の位置関係を取るデータ収集部と、
前記デジタル信号を用いて前記被検体の特性情報を取得する信号処理部と、
前記データ収集部が前記デジタル信号の処理に用いるトリガ信号を、前記光源から照射された光により前記光吸収体から発生した光音響波に基づいて生成するトリガ回路と、
を有することを特徴とする被検体情報取得装置。