JP6824636B2 - 被検体情報取得装置および被検体情報取得方法 - Google Patents

Description

本発明は、被検体情報取得装置およ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、光音響イメージング（Ｐｈｏｔｏａｃｏｕｓｔｉｃ Ｉｍａｇｉｎｇ：ＰＡＩ）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）を検出し、その検出した信号（ＰＡ信号）に基づき生体情報を画像化する。すなわち、血液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が得られる。

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（１）で表される。
Ｐ_０＝Γ・μａ・Φ …（１）
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。μａは光吸収体の吸収係数である。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。Γは波長に依存しないため、信号強度は吸収係数μａと光量Φの積に依存することがわかる。

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を算出可能でなる。算出された初期音圧分布Ｐ_０をグルナイゼン係数Γで除することにより、μａとΦの積の分布、つまり光エネルギー密度分布が得られる。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その光量分布Φで除することにより、吸収係数分布μａが得られる。

生体内の光吸収成分の例として、ヘモグロビンがある。ヘモグロビンは、酸素との結合状態により酸素化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンが存在し、各々異なる光吸収特性を持つ。

また、被検体内に投与する光吸収性分として、被検体に照射する光に対して光吸収特性を持つ造影剤がある。造影剤を投与した状態で被検体の光音響測定を行うと、造影剤の分布に応じた光音響像を取得できる。例えば、がんに特異的に集積する造影剤を投与すれば、がんの位置や特徴等を検出できる。

造影剤投与下でＰＡＩを行う場合、取得される信号には、ヘモグロビン由来の信号と造影剤由来の信号が混在している。そのため、造影剤の分布を確認するためには、両者の信号を分離する必要がある。さらに、酸素化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンで光吸収特性が異なるので、造影剤と合わせて３種の光吸収特性を持つ成分が混在することになる。一
般的に、３つの異なる光吸収特性を持つ光吸収体が存在する場合、少なくとも３つの波長でＰＡ信号を取得する必要がある。しかしその結果、測定時間が長くなるという課題が起きる。

このような課題に対して、特開２００８−２６１７８４号公報（以下、特許文献１）はサブトラクション法で対応している。サブトラクション法とは、一般的に、二つの撮影像を差し引きする技術である。特許文献１によれば、造影剤を投与する前と投与した後の像を取得し、サブトラクション処理することで造影剤のみの信号が得られるとされている。

また、ＰＡＩにおけるサブトラクション処理技術としては、特開２０１３−０５５９８８号公報（以下、特許文献２）がある。特許文献２では、被検体表面から発生する不要なアーチファクトを除去するために、異なる２つの波長でＰＡ信号を取得してサブトラクション処理を行い、被検体内の信号を抽出している。

さらに、Robert A. Kruger et al., "Thermoacoustic Molecular Imaging of Small Animals", Molecular Imaging Vol. 2, No. 2, April 2003, pp. 113-123（非特許文献１）では、異なる２波長でＰＡ信号を取得後、サブトラクション処理を行い、被検体内の造影剤（インドシアニングリーン）の信号を抽出する技術が開示されている。

特開２００８−２６１７８４号公報 特開２０１３−０５５９８８号公報

Robert A. Kruger et al., "Thermoacoustic Molecular Imaging of Small Animals", Molecular Imaging Vol. 2, No. 2, April 2003, pp. 113-123

特許文献１においては、造影剤投与前後で信号の異なる領域が抽出されるので、造影剤からの信号を確認できる。しかしながら、投与前後で画像を差し引きするためには精密な位置合わせが必要であり、実際には完全に同じ位置、状態で撮影することは困難である。特に、造影剤投与前後の撮影間隔が長く連続撮影ができない場合は、完全に同じ位置での撮影はできない。また、投与前後の少なくとも２回の測定が必要になり、結果として測定時間が長くなる。

また、特許文献２に記載されているＰＡＩのサブトラクション処理は、被検体表面のアーチファクトを消去し被検体内部のヘモグロビン信号を抽出する発明であり、ヘモグロビン信号を消去する撮影技術とは異なる。

さらに、非特許文献１には、ヘモグロビンからのＰＡ信号を消去し造影剤のＰＡ信号を抽出する撮影条件が掲載されている。しかし、光源の出力特性や照射光の強度が考慮されていないため、ヘモグロビン由来の信号を消去し、高い造影剤の信号を抽出する技術としては不十分である。

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、ＰＡＩで得られる情報中における、測定対象外の成分の影響を低減することにある。

本発明は、以下の構成を採用する。すなわち、
第１の波長λ１である第１の光と、第２の波長λ２である第２の光を照射する光源と、前記光源から光を照射された被検体から発生する音響波を検出して検出信号に変換する検出手段と、
前記検出信号に基づいて前記被検体内部の特性情報を取得する信号処理手段と、
前記光源から前記被検体に照射される入射光強度を取得する光強度取得手段と、
を有し、
前記信号処理手段は、前記第１の光がヘモグロビンに吸収されて発生する信号と、前記第２の光がヘモグロビンに吸収されて発生する信号との差し引き処理により前記特性情報を取得し、
前記第１の波長は７８０ｎｍ以上８１０ｎｍ以下であり、前記第２の波長は８４０ｎｍ以上９２０ｎｍ以下であり、
前記光強度取得手段を用いて得られる、前記被検体に対する前記第１の光の入射光強度をΦ（λ１）、前記第２の光の入射光強度をΦ（λ２）とするときに、前記Φ（λ２）は、前記Φ（λ１）の１．１倍以上、１．８倍以下である
ことを特徴とする被検体情報取得装置である。

本発明はまた、以下の構成を採用する。すなわち、
光源から、第１の波長λ１である第１の光と、第２の波長λ２である第２の光を照射す
るステップと、
検出手段が、前記光源から光を照射された被検体から発生する音響波を検出して検出信号に変換するステップと、
信号処理手段が、前記検出信号に基づいて前記被検体内部の特性情報を取得するステップと、
前記光源から前記被検体に照射される入射光強度を取得するステップと、
前記被検体に対する前記第１の光の入射光強度をΦ（λ１）、前記第２の光の入射光強度をΦ（λ２）とするときに、前記Φ（λ２）は、前記Φ（λ１）の１．１倍以上、１．８倍以下になるように調整するステップと、
を有し、
前記第１の波長は７８０ｎｍ以上８１０ｎｍ以下であり、前記第２の波長は８４０ｎｍ以上９２０ｎｍ以下であり、
前記取得するステップにおいて、前記信号処理手段は、前記第１の光がヘモグロビンに吸収されて発生する信号と、前記第２の光がヘモグロビンに吸収されて発生する信号との差し引き処理により前記特性情報を取得する
ことを特徴とする被検体情報取得方法である。

本発明によれば、ＰＡＩで得られる情報中における、測定対象外の成分の影響を低減できる。

被検体情報取得装置を示す図 ヘモグロビンの光吸収特性を示す図 検出信号の処理のフローを示す図 検出信号および差分信号の一例を示す図 第１のデータから第３のデータによる画像の一例 ヘモグロビンと造影剤の光吸収特性を示す図 被検体情報取得装置の詳細な構成を示す図

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。

本実施形態は、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。よって本実施形態は、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。本実施形態はまた、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。

本実施形態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を含む。本実施形態の特性情報とは、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。

本実施形態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、物質濃度として酸素化ヘモグロビン濃度と還元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。また、被検体内の各位置の特性情報に基づいて、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。

さらに、被検体内部に造影剤を投与している状態で光音響測定を行うと、造影剤の光吸収特性を反映した特性情報分布が取得できる。

本実施形態でいう音響波とは、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被検体情報取得装置は、例えば、人や動物の血管疾患などの診断や化学治療の経過観察などに利用できる。

［実施形態の構成の概要］
本実施形態の被検体情報取得装置は、基本的構成として、音響波を検出して検出信号を出力する検出手段と、検出信号に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。このとき、検出手段が、光源からの光が造影剤を投与した被検体に照射されることにより発生する光音響波を検出する場合、造影剤に由来する特性情報が得られる。

ここで、光源は少なくとも、第１の光（波長λ１）と、第２の光（波長は、λ１とは異なるλ２である）を照射可能である。被検体の深さｄにおける光量について、Φ（波長，ｄ）とする。被検体表面（深さ０）での光量は、Φ（λ１，０）、Φ（λ２，０）と表される。これらは、照射光量Φ（λ１）、Φ（λ２）に相当する。この照射光量は、被検体内での吸収や散乱の結果、検体表面から深さｄ（ｄ≧０）の位置においては、Φ（λ１，
ｄ）、Φ（λ２，ｄ）に変化する。なお、被検体表面における光量は、「入射光強度」とも呼べる。
また、λ１とλ２における酸素化ヘモグロビンの光吸収係数をそれぞれ、μ_ＨｂＯ２（λ１）、μ_ＨｂＯ２（λ２）とおく。また、λ１とλ２における還元ヘモグロビンの光吸収係数をそれぞれ、μ_Ｈｂ（λ１）、μ_Ｈｂ（λ２）とおく。

本実施形態においては、光吸収係数と光量の積の関係が、被検体の深さｄにおいて式（２）および式（３）を満たすように、照射光量（Φ（λ１，０）、Φ（λ２，０））が調節される。光量調節は、被検体内部の散乱係数や吸収係数などに基づく推定結果や、距離ｄに基づく概算に基づいて実施できる。
μ_ＨｂＯ２（λ１）×Φ（λ１，ｄ）≦μ_ＨｂＯ２（λ２）×Φ（λ２，ｄ） …（２）
μ_Ｈｂ（λ１）×Φ（λ１，ｄ）≦μ_Ｈｂ（λ２）×Φ（λ２，ｄ） …（３）

ここで、酸素化および還元ヘモグロビンをまとめてヘモグロビン（Ｈ）とする。Γは定数であることと、上の式（１）より、各波長における音圧Ｐに基づき、「ヘモグロビンの信号（信号Ｓ_Ｈ（λ１）、信号Ｓ_Ｈ（λ２））」という値を想定する。すると、ヘモグロビンの信号について、上の式（２）（３）を次の式（２）’のように書き表せる。
Ｓ_Ｈ（λ１）≦Ｓ_Ｈ（λ２） …（２）’

検出手段は各波長での光照射ごとに電気信号を取得してデータとして保存する。信号処理手段は、第１の光の照射に由来する第１のデータと、第２の光の照射に由来する第２のデータと、の差を算出する。これにより、被検体内のヘモグロビンの信号が低減・消去される。

この測定条件において、波長λ１および波長λ２における造影剤（Ｃｏｎｔｒａｓｔ Ａｇｅｎｔ）の光吸収係数をそれぞれ、μ_ＣＡ（λ１）、μ_ＣＡ（λ２）とする。すると、光量との積の下式（４）が成り立つ場合、造影剤に由来する信号のみを抽出できる。
μ_ＣＡ（λ１）×Φ（λ１，ｄ）＞μ_ＣＡ（λ２）×Φ（λ２，ｄ） …（４）

［実施形態］
（基本的構成）
図１を参照しながら、被検体情報取得装置の構成を説明する。装置は、基本的なハード構成として、光源１１、音響波検出器１７、信号処理部１９、光強度取得手段（不図示）を有する。

光源１１から発せられたパルス光１２は、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、被検体１５に照射される。被検体１５の内部には、造影剤由来の光吸収体１０１（被検体内に投与された造影剤が存在する部位）や、ヘモグロビン由来の光吸収体１４（例えば血管）などの光吸収体が存在する。照射後伝播した光のエネルギーの一部がこれらの光吸収体に吸収されると、熱膨張により音響波１６が発生する。音響波検出器１７は音響波１６を検出し、検出信号として出力する。信号収集器１８は検出信号に増幅やデジタル変換などを施す。信号処理部１９は、信号に所定の処理を行い、被検体の特性情報（画像データ等）を生成する。表示装置２０は画像データを表示する。本実施形態において、音響波検出器は検出手段に、信号処理部は信号処理手段に相当する。

（波長選択方法）
本実施形態では、光源からの光として、互いに波長の異なる第１の光（第１の波長λ１）及び第２の光（第２の波長λ２）を用いる。簡単のため、被検体の深さｄにおけるλ１とλ２の光量が同じとすると、式（５）と式（６）が同時に成立する波長範囲を選択する
ことで、式（２）および式（３）が成り立つ。よって、この条件下において第１の光に由来する信号（第１の光で撮影した像）から第２の光に由来する信号（第２の光で撮影した像）を差し引くことで、ヘモグロビンの酸素化、還元状態によらずヘモグロビンの信号を消去できる。なお、差し引きした結果、信号強度がマイナスになる場合は、強度を０とすれば良い。
μ_ＨｂＯ２（λ１）≦μ_ＨｂＯ２（λ２） …（５）
μ_Ｈｂ（λ１）≦μ_Ｈｂ（λ２） …（６）

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。ヘモグロビンの光吸収特性を図２に示す。図２の横軸は波長であり、縦軸は吸収の程度を示す。図が示すように、酸素化ヘモグロビン（Ｈｂ）と還元ヘモグロビン（ＨｂＯ２）は、各々異なる光吸収特性を示す。生体内では、測定部位により酸素化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの存在比率が異なる。例えば静脈では還元ヘモグロビンの比率が多い。また、腫瘍周辺に多く存在する新生血管では動脈血が多いため、酸素化ヘモグロビンの比率が高いと言われている。ＰＡＩで得られる信号は照射する波長に依存してヘモグロビンの吸収特性に従った信号特性、強度となる。

ここで、波長が７８０から９２０ｎｍの範囲に着目する。当該波長範囲において、還元ヘモグロビンの光吸収特性は、波長が長くなるにつれてほぼ一定か若干高くなる傾向であり、酸素化ヘモグロビンの光吸収特性は、波長が長くなるにつれて高くなる傾向である。よって、第１の波長λ１と第２の波長λ２を、この波長範囲においてλ１＜λ２の条件下で選択することで、式（５）および式（６）を満たすことができる。

この波長範囲において第１の波長λ１、第２の波長λ２を選択し、被検体に照射する。このとき、ヘモグロビンの酸素との結合比率によらず、第２の光を吸収した血管から発生する信号強度は、第１の光を吸収した血管から発生する信号強度と比べて、同等もしくは相対的に大きい値を示す。よって、第１の光に由来する検出信号から第２の光に由来する検出信号を差し引いたヘモグロビンの信号はゼロ以下になる。その結果、第１の光におけるヘモグロビン由来の信号の影響を消去した撮影像が取得できる。なお、差し引き結果がマイナスのときは、値を０に置き換えれば良い。

（造影剤に由来する信号の強調）
なお、被検体内に造影剤が存在する場合、造影剤の光吸収係数差が小さい二つの波長を選択すると、得られる造影剤からの信号の差も小さくなる。このような現象は例えば、λ１とλ２の波長が比較的近い場合に起こり得る。その結果、サブトラクション処理により得られる造影剤の信号強度が小さくなり、見落とされるおそれがある。そこで造影剤を用いる場合、選択する波長としては、式（５）と式（６）を満たしつつ、造影剤の光吸収差をなるべく大きくなる波長が好ましい。

例えば、ＩＣＧやＩＣＧ−ＰＥＧ等の高分子と結合した造影剤の場合、第１の波長λ１は、式（５）と式（６）を満たす波長範囲において、造影剤の光吸収係数μ_ＣＡ（λ１）ができるだけ大きくなる波長を選択することが好ましい。その波長範囲は７８０ｎｍから８１０ｎｍの範囲が好ましい。また、第２の波長λ２も、式（５）と式（６）を満たす波長範囲において、造影剤の光吸収係数μ_ＣＡ（λ２）ができるだけ小さくなる波長を選択することが好ましい。その波長範囲は８４０ｎｍから９２０ｎｍの範囲が好ましい。

例えば、第１の波長λ１として７９７ｎｍ、第２の波長λ２として８４０ｎｍを選択する。このときのμ_ＣＡ（λ１）は、μ_ＣＡ（λ２）の約１０倍となる。よって、二つの波長で撮影した信号をサブトラクション処理した後でも、造影剤の信号は第１の波長に対する造影剤の信号の９０％以上の強度で検出できるので、見落とし無く造影剤の信号が得ら
れる。また、第１の波長λ１を７９７ｎｍ、第２の波長λ２を８５０ｎｍとした場合、μ_ＣＡ（λ１）はμ_ＣＡ（λ２）の約２０倍となる。よって、二つの波長で撮影した信号のサブトラクション処理した後でも、造影剤の信号は、第１の波長の造影剤の信号の９５％以上の強度で検出できるので、見落としのおそれをより低減できる。

（照射光量の調整：ヘモグロビン信号の除去）
次に、被検体に照射する第１の光と第２の光の照射光量の調整について説明する。被検体内の深さｄに存在するヘモグロビンの信号を消去するためには、式（２）と式（３）が成立する必要がある。また、上で述べた方法に従って波長を選択すれば、式（５）と式（６）が成立する。そこで、式（２）と式（３）を満足させるためには、被検体の表面から深さｄにおける光量に関して、式（７）の関係が成立すれば良い。
Φ（λ１，ｄ）≦Φ（λ２，ｄ） …（７）

被検体内部での光量について検討する場合、照射の後の散乱、減衰、吸収などの影響を考慮する必要がある。ここで、光源から被検体へ照射された時点での、波長λの光の照射光量を、Φ（λ，０）とする。また、被検体の厚さに対して大きな領域に光を照射し、光が被検体内を平面波のように伝播すると仮定する。この場合、光量の分布Φは次式（８）で表される。
Φ（λ，ｄ）＝Φ（λ，０）・ｅｘｐ（−μ_ｅｆｆ（λ）・ｄ） …（８）
ここで、μ_ｅｆｆ（λ）は、波長λでの被検体の平均的な有効減衰係数である。Φ（λ，０）は光源から被検体内に入射した光量（照射光量）である。また、深さｄは光源からの光が照射された被検体上の領域（光照射領域）から被検体内における光吸収体までの距離、つまり光吸収体の深さである。

なお生体内の光学係数として吸収係数（μ_a）、等価散乱係数（μ_ｓ’）、有効減衰係
数（μ_eff）などがあるが、それらには下式（９）のような関係が成り立つ。
μ_ｅｆｆ（λ）＝√（３μ_a（λ）×（μ_ｓ’（λ）＋μ_a（λ）） …（９）

ここで、波長領域として４５０ｎｍから９５０ｎｍにおいては、選択した第１の波長λ１と第２の波長λ２の関係がλ１＜λ２となる場合、μ_a（λ１）≧μ_a（λ２）、μ_ｓ’（λ１）＞μ_ｓ’（λ２）となることが知られている。従って、有効減衰係数μ_ｅｆｆ（λ）は式（９）より、μ_ｅｆｆ（λ１）＞μ_ｅｆｆ（λ２）の関係が常に成り立ち、λ１はλ２よりも被検体内での光量の減衰が大きくなることが分かる。

この結果、選択された波長λ１とλ２の被検体内の深さ０での光量が等しくなるように光源を調整すると、式（８）と式（９）より、被検体内の深さｄにおける第１の波長λ１の光量は第２の波長λ２の光量より常に低くなり、式（７）を満たす。これらのことから、波長選択法で選択した第１の光の波長λ１と第２の光の波長λ２において、被検体表面（深さ０）における光量を等しく調整することで、任意の深さｄ（ｄ≧０）におけるヘモグロビンの信号を消去できる。

また、光量の調整において、第１の波長の光量よりも第２の波長の光量を大きく設定する場合がある。ヘモグロビンの信号を消去することを目的とする場合は、第２の波長の光量に制限はなく第１の波長の光量よりも大きくすることで、ヘモグロビン信号除去の確実性を向上できる。

光源の出力特性として、出力が設定値から多少変動することが起こり得る。例えば、出力の設定値からの変動幅を±ｑ％（ｑは正の値）とすると、ヘモグロビン信号が最も消去できないケースは、第１の波長λ１の出力がｑ％上昇し、第２の波長λ２の出力がｑ％低下した場合となる。従って、あらかじめ第２の波長の出力を、第１の波長の出力より（２×ｑ）％以上高く設定しておくことで、光源の出力が変動した場合でも確実にヘモグロビン信号を消去できる。典型的には、Φ（λ２）＝Φ（λ１）×（１＋２ｑ÷１００）となるように光量制御すると良い。

例えば、光量の変動幅が±５％の場合、ヘモグロビン信号を確実に消去するためには、第１の波長λ１の光量が５％上昇し、第２の波長の光量が５％低下する場合を想定しておく必要がある。この場合、第２の波長の光量の設定値は、第１の波長の光量の設定値よりも１０％以上高い（１．１倍以上の）範囲で調整することが好ましい。

（照射光量の調整：造影剤の強調）
次に、造影剤（例えばＩＣＧやＩＣＧ−ＰＥＧなど）を検出する場合の光量調整について説明する。第１の波長を７９７ｎｍ、第２の波長を８５０ｎｍとすると、第２の波長の光量の設定値を、第１の波長の光量の設定値の１．８倍以下の範囲で選択することが好ましい。これにより、光量が５％変動した場合でも、造影剤の光吸収係数の差に起因して、二つの波長で撮影した信号の差を算出した信号の強度が、第１の波長の造影剤の信号の９０％以上の強度となる。

光源として近赤外領域に出力特性を持つＯＰＯレーザーやＴｉ：ｓａレーザーを用いた場合、７５０ｎｍから８００ｎｍ近辺に出力が最大となる波長が存在し、それより波長が長くなると出力が低下する特性を示す。この場合、式（７）の関係が成立しないため、サブトラクション処理の結果、ヘモグロビン信号が残存する信号が得られる。しかし、上記の方法に従って光量を調整することで、サブトラクション処理で確実にヘモグロビン信号を消去できる。

（照射光量の調整：具体的方法）
光量の調整は、使用する光源に応じた方法で行えば良い。例えばレーザーであれば印加する電圧値、ＬＥＤであれば電圧や電流値等の光源に入力する信号を変化させて制御できる。

この時、光源から被検体表面の間に光を遮るシャッター等を設け、測定前にシャッターを閉じた状態であらかじめ二つの波長の光量を調整し、同じ光量が得られるような制御条件をメモリ等に記憶しておくと良い。これにより、調整の時間を短縮し、二つの波長を連続して撮影できる。

例えば、光源の出力が±ｑ％変動する場合は、あらかじめ第２の波長の光量が第１の波長の光量の（２×ｑ）％だけ高くなるように、制御条件を設定することが好ましい。この場合、あらかじめ上記シャッターを閉じた状態で第１の波長の光を出力し、その一部を分岐して光量メーター等で測定する。そして、照射光量を調整するための光源制御値（例えば電圧や電流）を、光量と対応付けてメモリに記憶する。次に、第２の波長の光量が第１の波長の光量の（２×ｑ）％高くなるように調整し、そのときの光源制御値を記憶する。例えば光源の特性として±５％変動する場合は、第２の波長の光量が第１の波長の光量の１．１倍になるような制御値を記憶する。

実際の被検体の撮影においては、シャッターを開け、あらかじめ波長ごとに記憶しておいた光源の制御値を用いることで、光量が適切に調整された複数波長の光を連続的に照射できる。

すなわち、本実施形態に係る被検体情報取得装置は、第１の波長λ１である第１の光と、第２の波長λ２である第２の光を照射する光源と、光源から光を照射された被検体から発生する音響波を検出して検出信号に変換する検出手段とを有する。さらに、検出信号に
基づいて被検体内部の特性情報を取得する信号処理手段と、光源から照射される光の強度を取得する光強度取得手段とを有する。信号処理手段は、前記第１の光がヘモグロビンに吸収されて発生する信号と、前記第２の光がヘモグロビンに吸収されて発生する信号との差し引き処理により前記特性情報を取得する。ここで、第１の波長は７８０ｎｍ以上８１０ｎｍ以下であり、前記第２の波長は８４０ｎｍ以上９２０ｎｍ以下である。前記光強度取得手段を用いて得られる、前記被検体に対する前記第１の光の入射光量をΦ（λ１）、前記第２の光の入射光強度をΦ（λ２）とするときに、各波長の光は、Φ（λ１）≦Φ（λ２）を満たし、且つ前記Φ（λ１）とΦ（λ２）との差が所定範囲内になるように調整される。

（取得画像の位置ずれ補正）
次に、取得した画像の位置ずれの補正について説明する。選択した波長λ１及び波長λ２での撮影中に体動などにより被検体の位置が変化する場合がある。その場合、各々の波長で得られる画像に位置のずれが生じてしまう。先述のサブトラクション処理で正確にヘモグロビン信号を除去するためには、その処理時に波長λ１と波長λ２で取得される画像の位置ができるだけ合致していることが好ましい。そのため、サブトラクション処理前に各波長で取得した画像の位置ずれ補正を行う場合がある。位置ずれの補正方法としては、波長λ１、λ２で取得した特徴的な像の一部を選択し、各々の波長の画像が一致するように補正する場合がある。また各波長で取得した画像を複数に分割し、例えばλ１の分割された各画像に対し、類似した画像をλ２の分割された画像内で検索、抽出した後にその位置ずれ量を見積もり位置の補正を行う方法もある。

また、造影剤を投与した被検体の撮影において、より正確に位置ずれを補正する場合がある。造影剤を投与し第１の波長λ１と第２の波長λ２で撮影すると、波長λ１の取得画像には主に血管（ヘモグロビン）と造影剤の信号が、波長λ２の取得画像には主に血管（ヘモグロビン）の信号が描出される。ここで、波長λ１の画像内に血管や造影剤が描出された特徴エリアを設定し、それと類似した像を波長λ２の像から検索、抽出する場合を考える。第１の波長λ１で取得した画像には、主に血管と造影剤の信号が混在した状態で描出されるが、波長λ１の画像単独で血管と造影剤の信号を判別することは困難である。そのため、設定した特徴エリア内には、血管信号単独、造影剤信号単独、両方の信号が混在、の３つのケースが起こり得る。仮に、血管信号単独であれば、それに対応する像は第２の波長λ２で取得した像内に一致する像が存在するため、そのずれ量を算出することで位置ずれを補正することができる。また、血管と造影剤の信号が混在した場合でも、その中に含まれる血管像に一致する像は波長λ２内に存在するため、一定以上の類似度で検出することができ、そのずれ量で位置を補正することができる。しかしながら、波長λ１の像に設定した特徴エリア内の信号が造影剤のみであった場合、波長λ２の像内に類似画像を検出されないため、位置ずれを補正することができない。これを回避するために、複数の特徴エリアを波長λ１の画像内に設定し、それに類似する信号を波長λ２の画像内で検索、抽出することができる。この時、あらかじめ設定した類似度を下回るエリアは、その特徴エリアを位置ずれの補正に使わないように設定することができる。

次に、第２の波長λ２で取得した画像内に特徴エリアを設定する場合について説明する。波長λ２で取得した像は、主にヘモグロビン由来の血管像が描出される。本発明においては、波長λ１で取得した像から波長λ２で取得した像を差し引く（サブトラクション処理）ことで、ヘモグロビン由来の血管像を除去することができる波長範囲が選択される。すはなち、波長λ２で得られる血管像は、必ずそれに対応する血管像が波長λ１で取得される像に存在することになる。従って、波長λ２で取得される像内に特徴エリアを設定し、それに類似する像を波長λ１の像内で検察すれば、必ず類似像を抽出することができ、そのずれ量から位置ずれを補正することができる。位置ずれ補正の精度を高めるために、複数の特徴エリアを波長λ２の像内に設定し、それらに類似する像をλ１内で検索、抽出
する場合もある。また、波長λ２の画像全体を複数に分割し、それぞれの画像に類似する像をλ１内で検索、抽出する場合もある。この時、あらかじめ設定した類似度を下回るエリアは、その特徴エリアを位置ずれの補正に使わないように設定することができる。

また、第１の波長λ１で取得した第１の再構成画像と第２の波長λ２で取得した第２の再構成画像との位置のずれを補正するために、第２の再構成画像内に設定した一つもしくは複数の特徴エリアの類似像を第１の再構成画像内で検索、抽出した後、ズレ量を算出し位置の補正を行うこと構成をとることが好ましい。

以上のように、位置ずれの補正については、波長λ１内に特徴エリアを設定してもよいし波長λ２内に特徴エリアを設定しも良いが、波長λ２内に特徴エリアを設定した方が類似像の検出率が高く、その結果として位置ずれ補正の精度が高くなり好ましい。

（被検体情報取得方法）
図３、４、５を参照しつつ、信号処理部１９が行う処理について説明する。処理中のステップ番号は、図３のフローチャートに示した番号に対応する。

処理１（Ｓ３０１）：撮影する第１の波長と第２の波長を選択する工程
まず、上記の波長選択方法に従って、被検体１５に照射する第１の波長λ１と第２の波長λ２を選択する。

処理２（Ｓ３０２）：第１の光と第２の光の光量を調整する工程
次に、被検体１５を実際に測定する前に、第１の光と第２の光の光量を、上記の調整方法によって調整する。これにより、各波長における適切な光源制御条件が取得される。

処理３（Ｓ３０３）：第１の光を照射して、第１のデータを取得する工程
次に、光源１１から、光量を調整された第１の光を被検体１５に照射する。音響波検出器１７は、第１の検出信号Ｐ１（ｔ）を取得し、第１のデータとして信号処理部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４（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４（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。

被検体内部に、選択された第１の波長λ１で光吸収特性を持つ造影剤が存在している場合を考える。この場合音響検出器は、血管やヘモグロビン等の光吸収体から発生した音響波（１６ｂ）と、造影剤由来の光吸収体１０１から発生した音響波（１６ａ）との両方を検出する。ここで、時刻ｔ（ａ＋ｂ）とは、第１の光を照射した時に音響波検出器１７が最初に信号を検出した時間で、およそ音響波検出器１７と被検体内の信号発信部（いずれかの光吸収体）との最短距離を、被検体内での音響波の平均音速で割ったものである。

図１に示されているように、音響波検出器１７とヘモグロビン由来の光吸収体１４との最短距離ｄｂと、造影剤由来の光吸収体１０１との最短距離ｄａがほぼ同じとなるような場合を考える。この場合、図４（ａ）に示したように、造影剤由来の光吸収体１０１からの音響波１６ａと、ヘモグロビン由来の光吸収体１４から発生する音響波１６ｂ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４（ｂ）は、被検体内部にあるヘモグロビン由来の光吸収体１４から発生した音響波
１６ｂを検出した信号を示す。図４（ｂ）と図４（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４（ａ）で示した検出信号からは、ヘモグロビン由来の光吸収体１４から発生した音響波１６ｂによる検出信号と、造影剤由来の光吸収体１０１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５（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。この図は、担がんマウスに造影剤を投与した後に撮影した像である。図中のコントラストの高い領域（白い領域）には、マウス体内のヘモグロビン由来の血管像とがんに集積した造影剤由来の像が混在している。

処理４（Ｓ３０４）：第２の光を照射して、第２のデータを取得する工程
次に、調整された光量によって、第２の光を被検体１５に照射する。音響検出器１７は、第２の検出信号Ｐ２（ｔ）を取得し、第２のデータとして信号処理部１９内のメモリに保存する。

なお、波長λ２での光吸収係数が波長λ１での光吸収係数よりも小さい造影剤を使用することが考えられる。この場合、第１の光を照射したときのヘモグロビン由来の信号と同等以上のヘモグロビン由来の信号と、第１の光の波長λ１を照射したときの造影剤由来の信号よりも弱い造影剤の信号とが混在した信号が得られる（図４（ｂ））。ここで、時刻ｔｂとは、第２の光を照射した時に音響波検出器１７が最初に信号を検出した時間で、およそ音響波検出器１７と被検体内の信号発信部との最短距離を被検体内での音響波の平均音速で割ったものである。なお、第２の光の波長λ２として造影剤の光吸収が無い波長を選択すれば、ヘモグロビン由来の信号のみが検出される。

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５（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５（ｂ）では、図５（ａ）とは異なり、おもにヘモグロビン由来の光吸収体１４が画像化されている。

なお、音響波検出器を走査して検出信号を得る方法の１つとしては、照射する光の波長をλ１に固定した状態で走査して検出信号を取得した後、光の波長をλ２に固定した状態で、同様に走査して検出信号を取得する方法がある。この方法は、光源の波長を切り替える回数が少なくて済むため、光源への負荷が小さくなるため好ましい。
また、ある測定位置において光の波長λ１及びλ２の光を照射して両方の検出信号Ｐ１、Ｐ２を取得した後に、次の測定位置で同様に検出信号Ｐ１、Ｐ２を得る、というプロセスを繰り返して走査する方法がある。この方法は、検出信号Ｐ１、Ｐ２を得る際に位置ずれが生じにくいため、好ましい。

処理５（Ｓ３０５）：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、Ｓ３０３及びＳ３０４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。ここでは、Ｐ１（ｔ）からＰ２（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。これにより例えば、図４（ｃ）のような信号が得られる。

図４は、第１の検出信号Ｐ１（ｔ）から第２の検出信号Ｐ２（ｔ）が減算された結果、被検体内部にある造影剤由来の光吸収体１０１で発生した音響波１６ａに起因する信号が検出信号内に再現されることを示す。そのため、図４（ａ）では区別できなかった、ヘモグロビン由来の光吸収体１４から発生した音響波１６ｂに起因する検出信号と、造影剤由来の光吸収体１０１から発生した音響波１６ａに起因する検出信号とを区別できる。

このように本実施形態では、各波長に対応する第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）を取得している。これにより、ヘモグロビン由来の音響波１６ｂに起因する検出信号を消去し、被検体内部にある造影剤由来の光吸収体１０１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造影剤由来の光吸収体１０１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。しかし、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、第１の画像情報Ｔ１（ｒ）から第２の画像情報Ｔ２（ｒ）を減算して、差分の画像情報を算出することで、第３のデータとしての第３の画像情報Ｔ３（ｒ）を取得する。なお、処理３と処理４の工程の順序は入れ替えても良い。

第１の画像情報Ｔ１（ｒ）と第２の画像情報Ｔ２（ｒ）において位置にずれが生じている場合は、そのズレを補正する工程が追加される。この場合、第２の画像情報Ｔ２（ｒ）内に血管が描出されている特徴エリアを設定し、それと類似する像を第１の画像情報Ｔ１（ｒ）内で検索、抽出し、そのズレ量から位置を補正すれば良い。また、第２の画像情報Ｔ２（ｒ）を複数に分割し、同様にして分割した第１の画像情報Ｔ１（ｒ）に類似する画像を検察、抽出し、そのズレ量から位置を補正してもよい。

処理６（Ｓ３０６）：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、Ｓ３０３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。第３のデータは、図４（ｃ）のように、ヘモグロビン由来の光吸収体１４で発生した音響波の検出信号が消去された信号である。そのため、被検体内部にある造影剤由来の光吸収体１０１を主に画像化できる。このような処理の結果得られる画像情報の一例を図５（ｃ）に示す。図中のコントラストの高い領域（白い領域）は、被検体内部にある造影剤由来の光吸収体１０１の画像である。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６を行う必要はない。

以上の工程を行うことで、被検体表面から任意の深さにあるヘモグロビンの酸素化、還元状態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、ヘモグロビン由来の信号を消去できる。その結果、少ない測定回数で造影剤由来の信号のみを抽出した画像を取得できる。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。

画像を得る方法の１つとして、検出信号Ｐ１（ｔ）と検出信号Ｐ２（ｔ）との差から第３の検出信号Ｐ３（ｔ）を取得して再構成画像を得る方法（手法Ａ）がある。そして、第１の画像情報Ｔ１（ｒ）と第２の画像情報Ｔ２（ｒ）との差から第３の画像情報Ｔ３（ｒ
）を取得する方法（手法Ｂ）がある。以下、各々の特徴について述べる。

手法Ａでは、画像再構成を１回行えばよいため、画像再構成にかかる時間は少なく、計算処理の負荷も小さい。また、波長λ１の光を照射して得られる検出信号Ｐ１（ｔ）と、波長λ２の光を照射して得られる検出信号Ｐ２（ｔ）とは同じ位置のものであることが好ましい。もし、波長λ１の光の照射時と、波長λ２光の照射時とで位置がずれる場合は、その位置ずれを考慮した補正をすることが好ましい。例えば、各々の測定位置において波長λ１とλ２の光を照射した位置座標を記憶しておき、その位置座標を比較して差異があればそのずれ量に応じた修正を行うような位置ずれ補正を行うことが好ましい。

手法Ｂでは、血管と造影剤が存在する領域が表示されうる、第１の画像情報Ｔ１（ｒ）及び第２の画像情報Ｔ２（ｒ）、造影剤が存在する領域が表示されうる、第３の画像情報Ｔ３（ｒ）の３つが得られる。そのため、ユーザにこれらの画像情報を呈示することで、ユーザは、造影剤の位置（腫瘍が存在する可能性の高い位置）だけでなく血管の位置、そして造影剤と血管との相対的な位置関係も把握することができる。また、ユーザへの画像情報の呈示は、第１から第３の画像情報を一度に呈示してもよいし、得られた順に呈示しても良いし、その他の呈示の順番でもよい。

一方、手法Ｂでは、画像再構成を２回行うため、画像を得るまでに時間がかかる。そこで、第２の画像情報Ｔ２（ｒ）を得るための検出信号を得ている時間に、第１の画像情報Ｔ１（ｒ）を得るための画像再構成の処理を実行することで、最終的に第３の画像情報を得るまでの時間を短縮できる。また、このような並行処理を行うために、被検体情報取得装置は、検出信号を取得する処理を行う処理部と、画像再構成を行う処理部と両方を有していることが好ましい。

すなわち、本実施形態に係る被検体情報取得方法は、以下のステップを有する。
（１）光源から、第１の波長λ１である第１の光と、第２の波長λ２である第２の光を照射するステップ。
（２）検出手段が、光源から光を照射された被検体から発生する音響波を検出して検出信号に変換するステップ。
（３）信号処理手段が、検出信号に基づいて前記被検体内部の特性情報を取得するステップ。
（４）光源から照射される光の強度を取得するステップ。
（５）被検体に対する前記第１の光の入射光量をΦ（λ１）、前記第２の光の入射光強度をΦ（λ２）としたときに、Φ（λ１）≦Φ（λ２）を満たし、且つ前記Φ（λ１）とΦ（λ２）との差が所定範囲になるように調整するステップ。

ここで、第１の波長は７８０ｎｍ以上８１０ｎｍ以下であり、第２の波長は８４０ｎｍ以上９２０ｎｍ以下である。
そして、光の強度を取得するステップにおいて、信号処理手段は、前記第１の光がヘモグロビンに吸収されて発生する信号と、前記第２の光がヘモグロビンに吸収されて発生する信号との差し引き処理により前記特性情報を取得する。

また、位置ずれの補正を行う場合は、第２の画像情報Ｔ２（ｒ）に特徴エリアを設定し、それに対応する類似像を第１の画像情報Ｔ１（ｒ）内で検索、抽出するケースにおいて、最初に第２の画像情報Ｔ２（ｒ）を取得している間に、第１の検出信号Ｐ１（ｔ）を得るための撮影を行い、続いて第２の画像情報Ｔ２（ｒ）内に特徴エリアを設定している間に第１の検出信号Ｐ１（ｔ）を再構成し画像情報Ｔ１（ｒ）を得ることが好ましい。

また、第１の再構成画像と第２の再構成画像との位置のずれを補正した後に第１の再構
成画像から第２の再構成画像を差し引き処理する構成において、第２の再構成画像内に特徴エリアを設定するステップと、それに類似する像を第１の再構成画像内で検索、抽出するステップと、抽出画像からズレ量を算出し位置を補正するステップを有することが好ましい。

（具体的構成）
以下、本発明を実施するための好適な装置構成の具体例について、図７を参照しつつ説明する。

（光源１１および光源ユニット２２）
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。出力可能な波長領域は、２波長をλ１およびλ２としたとき、酸素化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの光吸収係数が以下の条件を満たすものとする。
μ_ＨｂＯ２（λ１）≦μ_ＨｂＯ２（λ２）、かつ、μ_Ｈｂ（λ１）≦μ_Ｈｂ（λ２）
具体的には、７８０ｎｍから９２０ｎｍの波長範囲から異なる二つの波長の光を出力できることが好ましい。また、その波長範囲で連続的に波長を選択し出力できることが好ましい。

光源ユニット２２は、光源１１から照射される波長や光量を調整する。光量を制御するためには、光源に印加する電気信号（電流や電圧）を制御する。波長や光量を制御する機能が光源自体に組み込まれている場合もある。光源ユニット２２はまた、照射のタイミング、波形、強度を制御してもよい。また、本実施形態の光源や光源ユニットは、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。ただし、発光ダイオードやフラッシュランプなどを用いても良い。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。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）
光学系１３は、光源１１から照射された光１２を所望の光分布形状に加工しながら被検体に導く。光学系１３は例えば、光を反射するミラーや、光を集め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、光ファイバなどである。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。また、光源から被検体表面の間に、光を遮断するシャッター等を設置できる。

（被検体１５及び光吸収体１４）
これらは本実施形態の装置の一部を構成するものではないが、以下に説明する。本実施形態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、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。

（光吸収体１０１：造影剤）
次に、被検体に造影剤のような光吸収体を付与した場合について説明する。本実施形態において、ヘモグロビン由来の光吸収体からの信号を消去し、造影剤の信号のみを得ることが望まれる。そのためには、先述の波長選択方法で説明した二つの波長を選択してＰＡＩを行い、それぞれの波長で得られた信号を差し引きした際に、造影剤の信号が消去されないような光吸収係数を持つ造影剤を選択すれば良い。

すなわち、造影剤の光吸収係数をμ_ＣＡ（λ）とすると、先述の波長範囲において、第１の波長λ１の光吸収係数μ_ＣＡ（λ１）と第２の波長λ２の光吸収係数μ_ＣＡ（λ２）の関係が以下のようになる造影剤を選択する。
μ_ＣＡ（λ１）＞μ_ＣＡ（λ２）

これにより、第１の波長λ１の信号から第２の波長λ２の信号を差し引きした場合でも必ず正の信号が得られる。その結果、ヘモグロビン由来の信号が消去された造影剤由来の信号のみが得られる。好ましくは、μ_ＣＡ（λ１）とμ_ＣＡ（λ２）の差が最大となる二つの波長を選択するとよい。これにより、各波長の信号を差し引きした後の造影剤の信号を最大化できるので、明瞭な造影剤由来の信号を取得できる。

本明細書で造影剤とは、主として、光音響信号分布のコントラスト（ＳＮ比）を改善する目的で、外部から被検体に投与される光吸収体を指す。ただし造影剤には、光吸収体そのもの以外に、体内動態を制御する材料を含み得る。体内動態を制御する材料として例えば、アルブミンやＩｇＧなどの血清由来たんぱく質や、ポリエチレングリコールなどの水溶性の合成高分子がある。よって本明細書における造影剤には、光吸収体そのもの、光吸収体と他の材料とを共有結合させたもの、および、光吸収体とその他の材料を物理的な相互作用で保持させたものが含まれる。また、人や動物の悪性腫瘍に特異的に集積する機能を持たせれば、ＰＡＩで造影剤を通して腫瘍からの信号を取得できる。

被検体が生体の場合、安全性や生体透過性の観点から、照射光としては近赤外光（波長６００ｎｍ〜９００ｎｍ）が好ましい。よって造影剤には、少なくとも近赤外波長領域に光吸収特性を有する材料を用いる。例えば、インドシアニングリーンに代表されるシアニン系化合物（シアニン色素ともいう）や、金や鉄酸化物に代表される無機化合物がある。本実施形態におけるシアニン系化合物は、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化合物の構造の例として下記一般式（１）乃至一般式（４）で表わされるものが挙げられる。

一般式（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。一般式（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。一般式（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。一般式（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、一般式（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。一般式（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。一般式（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。

一般式（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。一般式（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。一般式（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。一般式（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、一般式（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。一般式（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。一般式（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。

一般式（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。一般式（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。一般式（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。一般式（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、一般式（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。一般式（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。一般式（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。

一般式（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、ＳＯ_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。一般式（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。一般式（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。一般式（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、一般式（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。一般式（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。一般式（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化合物の例としては、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。

また、上記シアニン系化合物は、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。上記造影剤の例としては、インドシアニングリ
ーンとポリエチレングリコールとの結合体（ＩＣＧ−ＰＥＧ）、インドシアニングリーンとヒト血清アルブミンとの結合体（ＩＣＧ−ＨＳＡ）、インドシアニングリーンを内包したリポソーム等があげられる。ここで、インドシアニングリーン、ポリエチレングリコール、ヒト血清アルブミンとは、各々の誘導体を含む概念である。

本実施形態における造影剤は、分散媒として、生理食塩水、注射用蒸留水、リン酸緩衝生理食塩水、リンゲル液、ブドウ糖水溶液などを含んでも良い。また、上記造影剤に含まれる物質を分散媒に予め分散させておいてもよいし、上記物質と分散媒とをキットにしておき、生体内に投与する前に上記物質を分散媒に分散させて使用してもよい。また、本実施形態における造影剤はさらに賦形剤などの薬理上許容できる添加物、例えば血管拡張剤、ｐＨ調整剤、等張化剤、安定剤、溶解補助剤などを有していてもよい。また、本実施形態に係る光学イメージング用造影剤は、凍結乾燥時に使用する添加剤を含んでいてもよい。添加剤の一例としてグルコース、ラクトース、マンニトール、ポリエチレングリコール、グリシン、塩化ナトリウム、リン酸水素ナトリウムが挙げられる。添加剤は１種類のみを用いても、複数種類を併用してもよい。
図６には、一例としてＩＣＧ−ＰＥＧの光吸収特性を示す（一点鎖線）。図中には他に、ＨｂＯ２（破線）、Ｈｂ（実線）を示す。

なお、光吸収特性が先述の条件
μ_ＨｂＯ２（λ１）≦μ_ＨｂＯ２（λ２）、μ_Ｈｂ（λ１）≦μ_Ｈｂ（λ２）、λ１＜λ２
において、以下の関係を満足するものであれば良い。
μ_ＣＡ（λ１）＞μ_ＣＡ（λ２）
すなわち造影剤は、インドシアニングリーンやインドシアニングリーン誘導体を用いたものに限定されない。また、造影剤の投与手段および投与方法には、既知の任意の装置および手法を採用でき、典型的には血管投与である。

（音響波検出器１７）
音響波検出器１７は、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し、アナログ信号である電気信号に変換する。音響波検出器は、探触子あるいはトランスデューサとも呼ばれる。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、検出時間の短縮、被検体の振動などの影響の低減、ＳＮ比の向上などが期待できる。

また、お椀状や球冠状の支持部材の内面に複数の検出素子が配置された音響波検出器を用いてもよい。この場合、複数の検出素子のうち少なくとも一部の素子群の受信感度の高い方向（指向軸）が集中する領域が形成されるように、検出素子を配置する。これにより、被検体内部を高精細に画像化できる高感度領域を形成できる。このような支持部材の中心付近に、光の射出端を設けても良い。

（走査手段）
また、被検体に対する音響波検出器の相対的な位置を変化させる走査手段を設けても良い。これにより、被検体の広い範囲に対応する画像データを生成できる。また、走査手段は光学系の光射出端を、音響波検出器と同期させて移動させても良い。被検体が板状部材で保持されている場合、音響波検出器を板面に沿って移動させると良い。被検体がカップ
状部材で保持されている場合、音響波検出器を、被検体の下方の平面内で移動させると良い。

（信号収集器１８）
信号収集器１８は、音響波検出器１７から出力された電気信号に対して、増幅、Ａ／Ｄ変換、補正などの処理を施す。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。

（信号処理部１９）
信号処理部１９は、本実施形態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画像再構成を行い、被検体内部の画像情報を取得する。

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る。信号処理部１９内で、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、予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、信号処理モジュール１９ａと、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。信号処理モジュール１９ａは、本実施形態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。画像再構成モジュール１９ｂは、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。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。それらの処理は、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、再構成の時間を多めに取れる場合は、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が効果的である。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たり、光フォーカスしたりすることで、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は必要ない。

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。

さらに、場合によっては、信号処理部１９は図３の撮影フロー全体を制御する機能を備える場合がある。その場合、信号処理部１９は光源１１、光源ユニット２２と電気的に接続され、波長や光量の制御を行う光源制御部として機能する。信号処理部１９はまた、システム制御部として機能し得る。

また、撮影を開始すると自動的に図３の処理フローに従い処理を行い、ヘモグロビン信号を消去した画像情報や造影剤のみを抽出した画像情報を提供する撮影機能を備えることもできる。

（保持部材）
被検体の形状を安定させて光音響波検出や画像再構成の精度を高めるために、不図示の被検体保持部材を設けても良い。保持部材として例えば、２枚の板状の部材により被検体を挟持するような保持部材を使用できる。保持部材の別の例として、垂下させた乳房等を保持するような、カップ状、皿状やお椀状の部材も使用できる。保持部材は、光及び音響波に対する透過性があるものが好ましい。例えばアクリルやＰＥＴ樹脂などを利用できる。

（音響マッチング材）
被検体と音響波検出器の間には、両者の音響インピーダンスを整合させるための音響マッチング材を配置することが好ましい。また、保持部材を設ける場合は、保持部材と被験体との間、および、保持部材と音響波検出器との間に音響マッチング材を配置する。音響マッチング材として例えば、水、ひまし油、超音波ジェルなどを好適に利用できる。

（制御情報に関する構成）
被検体情報取得装置は、高精細な画像を取得するために、装置の制御情報を取得して利用することが好ましい。制御情報とは典型的には各波長における照射光量である。例えば、後述する光量メーターにより各波長の光を測定し、被検体内の深さや被検体の光学特性に応じて予め求められた好適な制御値に適合させるように調整してもよい。また、ユーザが、各波長での検出信号または再構成画像、もしくは、サブトラクション処理を経た差分検出信号または差分再構成画像を参照して、マウスやキーボード等の入力手段を用いて制御情報を入力してもよい。また、入力手段の機能として、検出信号または再構成画像からヘモグロビン信号を除去するかどうかを選択可能としてもよい。造影剤を用いる場合、造影剤強調モードを実施するかどうかを選択可能としてもよい。

（表示装置２０）
表示装置２０は信号処理部１９から出力される画像情報を表示する。表示装置として例えば、液晶ディスプレイ、プラズマディスプレイ、有機ＥＬディスプレイなどを使用できる。なお表示装置は、本実施形態の被検体情報取得装置と一体でも良いし、別個に提供されても良い。

（光量メーター２１）
光量メーターは、光源から出力される光量を測定する装置である。光量の測定は、例えば、光源から出力された光１２の一部を分岐した光１２１を検出することで実行できる。測定したデータは電気的に接続された信号処理部に送信される。光量メーターとしては、既知の様々な方式のもの、例えば光学素子を用いたもの、半導体を用いたもの、化学的な方式を用いたものなどを利用できる。

以上述べたように本実施形態によれば、ＰＡＩで得られる情報中における、測定対象外の成分の影響を低減できる。すなわち、被検体内における測定対象外の物質（例えば、造影剤を投与した場合におけるヘモグロビン）に由来する信号を、少ない測定回数（または短い測定時間）で精度よく低減できる。その結果、ヘモグロビン等が電気信号や特性情報に与える影響を低減し、造影剤の信号を良好に取得できる。さらに、被検者の負担を軽減できる。

［その他の実施形態］
記憶装置に記録されたプログラムを読み込み実行することで前述した実施形態の機能を実現するシステムや装置のコンピュータ（又はＣＰＵ、ＭＰＵ等のデバイス）によっても、本発明を実施することができる。また、例えば、記憶装置に記録されたプログラムを読
み込み実行することで前述した実施形態の機能を実現するシステムや装置のコンピュータによって実行されるステップからなる方法によっても、本発明を実施することができる。この目的のために、上記プログラムは、例えば、ネットワークを通じて、又は、上記記憶装置となり得る様々なタイプの記録媒体（つまり、非一時的にデータを保持するコンピュータ読取可能な記録媒体）から、上記コンピュータに提供される。したがって、上記コンピュータ（ＣＰＵ、ＭＰＵ等のデバイスを含む）、上記方法、上記プログラム（プログラムコード、プログラムプロダクトを含む）、上記プログラムを非一時的に保持するコンピュータ読取可能な記録媒体は、いずれも本発明の範疇に含まれる。

本発明によれば、ＰＡＩで得られる情報中における、測定対象外の成分の影響を低減することができる。

１１：光源、１７：音響波検出器、１９：信号処理部

Claims (13)

1. 第１の波長λ１である第１の光と、第２の波長λ２である第２の光を照射する光源と、前記光源から光を照射された被検体から発生する音響波を検出して検出信号に変換する検出手段と、
   前記検出信号に基づいて前記被検体内部の特性情報を取得する信号処理手段と、
   前記光源から前記被検体に照射される入射光強度を取得する光強度取得手段と、
   を有し、
   前記信号処理手段は、前記第１の光がヘモグロビンに吸収されて発生する信号と、前記第２の光がヘモグロビンに吸収されて発生する信号との差し引き処理により前記特性情報を取得し、
   前記第１の波長は７８０ｎｍ以上８１０ｎｍ以下であり、前記第２の波長は８４０ｎｍ以上９２０ｎｍ以下であり、
   前記光強度取得手段を用いて得られる、前記被検体に対する前記第１の光の入射光強度をΦ（λ１）、前記第２の光の入射光強度をΦ（λ２）とするときに、前記Φ（λ２）は、前記Φ（λ１）の１．１倍以上、１．８倍以下である
   ことを特徴とする被検体情報取得装置。
2. 前記第１の光がヘモグロビンに吸収されて発生する信号は、前記第１の光を照射された前記被検体から発生した前記音響波を前記検出手段が変換した第１の検出信号であり、前記第２の光がヘモグロビンに吸収されて発生する信号は、前記第２の光を照射された前記被検体から発生した前記音響波を前記検出手段が変換した第２の検出信号である
   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。
3. 前記信号処理手段は、前記検出信号に基づいて再構成画像を生成するものであり、
   前記第１の光がヘモグロビンに吸収されて発生する信号は、前記第１の光を照射された前記被検体から発生した前記音響波を前記検出手段が変換した第１の検出信号に由来する再構成画像であり、前記第２の光がヘモグロビンに吸収されて発生する信号は、前記第２の光を照射された前記被検体から発生した前記音響波を前記検出手段が変換した第２の検出信号に由来する再構成画像である
   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。
4. 前記光源は、前記第１の光がヘモグロビンに吸収されて発生する信号Ｓ_Ｈ（λ１）と前記第２の光がヘモグロビンに吸収されて発生する信号Ｓ_Ｈ（λ２）が、Ｓ_Ｈ（λ１）≦Ｓ_Ｈ（λ２）、となるように、前記第１の光および前記第２の光を照射する
   ことを特徴とする請求項１ないし３のいずれか１項に記載の被検体情報取得装置。
5. 前記第１の光における酸素化ヘモグロビンの光吸収係数をμ_ＨｂＯ２（λ１）、前記第２の光における酸素化ヘモグロビンの光吸収係数をμ_ＨｂＯ２（λ２）、前記第１の光における還元ヘモグロビンの光吸収係数をμ_Ｈｂ（λ１）、前記第２の光における還元ヘモグロビンの光吸収係数をμ_Ｈｂ（λ２）、前記特性情報を取得する前記被検体内の深さｄにおける前記光の光量をΦ（波長，ｄ）、とし、λ１＜λ２であるとき、前記光源は、
   μ_ＨｂＯ２（λ１）×Φ（λ１，ｄ）≦μ_ＨｂＯ２（λ２）×Φ（λ２，ｄ）、かつ、μ_Ｈｂ（λ１）×Φ（λ１，ｄ）≦μ_Ｈｂ（λ２）×Φ（λ２，ｄ）
   となるように、前記第１の光および前記第２の光を照射する
   ことを特徴とする請求項１ないし３のいずれか１項に記載の被検体情報取得装置。
6. 前記光源は、Φ（λ１）≦Φ（λ２）となるように、前記第１の光および前記第２の光を照射する
   ことを特徴とする請求項１ないし５のいずれか１項に記載の被検体情報取得装置。
7. 前記光源の出力の設定値からの変動幅を±ｑ％（ｑは正の値）としたとき、前記光源は、Φ（λ２）＝Φ（λ１）×（１＋２ｑ÷１００）となるように、前記第１の光および前記第２の光を照射する
   ことを特徴とする請求項１ないし５のいずれか１項に記載の被検体情報取得装置。
8. 前記被検体は、造影剤が投与されたものであり、
   前記信号処理手段は、前記特性情報として、前記差し引き処理が行われた後の前記造影剤の分布に関する情報を取得する
   ことを特徴とする請求項１ないし７のいずれか１項に記載の被検体情報取得装置。
9. 前記被検体は、造影剤が投与されたものであり、
   前記第１の光における前記造影剤の光吸収係数をμ_ＣＡ（λ１）、前記第２の光における前記造影剤の光吸収係数をμ_ＣＡ（λ２）、とし、λ１＜λ２であるとき、前記造影剤として、
   μ_ＣＡ（λ１）×Φ（λ１，ｄ）＞μ_ＣＡ（λ２）×Φ（λ２，ｄ）となるものが用いられる
   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。
10. 前記造影剤は、インドシアニングリーンとポリエチレングリコールとの結合体を含む
    ことを特徴とする請求項８または９に記載の被検体情報取得装置。
11. 前記造影剤は、インドシアニングリーンとヒト血清アルブミンとの結合体を含む
    ことを特徴とする請求項８または９に記載の被検体情報取得装置。
12. 前記第１の波長および前記第２の波長は、７８０ｎｍから９２０ｎｍの範囲から選択される
    ことを特徴とする請求項１ないし１１のいずれか１項に記載の被検体情報取得装置。
13. 光源から、第１の波長λ１である第１の光と、第２の波長λ２である第２の光を照射す
    るステップと、
    検出手段が、前記光源から光を照射された被検体から発生する音響波を検出して検出信号に変換するステップと、
    信号処理手段が、前記検出信号に基づいて前記被検体内部の特性情報を取得するステップと、
    前記光源から前記被検体に照射される入射光強度を取得するステップと、
    前記被検体に対する前記第１の光の入射光強度をΦ（λ１）、前記第２の光の入射光強度をΦ（λ２）とするときに、前記Φ（λ２）は、前記Φ（λ１）の１．１倍以上、１．８倍以下になるように調整するステップと、
    を有し、
    前記第１の波長は７８０ｎｍ以上８１０ｎｍ以下であり、前記第２の波長は８４０ｎｍ以上９２０ｎｍ以下であり、
    前記特性情報を取得するステップにおいて、前記信号処理手段は、前記第１の光がヘモグロビンに吸収されて発生する信号と、前記第２の光がヘモグロビンに吸収されて発生する信号との差し引き処理により前記特性情報を取得する
    ことを特徴とする被検体情報取得方法。
    

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