WO2010024290A1

WO2010024290A1 - 生体の光音響情報処理装置および生体の光音響情報処理方法

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Publication number: WO2010024290A1
Application number: PCT/JP2009/064857
Authority: WO
Inventors: 福谷和彦; 中嶌隆夫; 馬場慶貴
Original assignee: キヤノン株式会社
Priority date: 2008-08-27
Filing date: 2009-08-26
Publication date: 2010-03-04
Also published as: CN102131463A; JP5837115B2; EP2319415A4; JP2014097434A; EP2319415A1; JPWO2010024290A1; JP5496098B2; US20100191109A1; CN102131463B

Abstract

　生体情報処理装置は、被検体１３上の光照射領域１３Ａに光１２を照射する光源１１と、被検体１３内の光吸収体１５が光を吸収することによって発生する音響波１６を検出し、検出信号を出力する音響波検出器１７と、音響波検出器１７から出力される検出信号を増幅する増幅器を有する電子制御システム１８と、増幅器により増幅された信号に基づき、被検体内部の情報を得る信号処理装置１９と、を備える。電子制御システム１８は、被検体内の第１の位置で発生した音響波の検出信号に対する利得が、第１の位置よりも光照射領域の近くに存在する第２の位置で発生した音響波の検出信号に対する利得に比べて大きくなるように、増幅器の利得を制御する。

Description

[規則37.2に基づきISAが決定した発明の名称]　生体の光音響情報処理装置および生体の光音響情報処理方法

　本発明は、生体情報処理装置および生体情報処理方法に関する。

　一般に、エックス線、超音波、ＭＲＩ（核磁気共鳴画像法）を用いたイメージング装置が医療分野で多く使われている。一方、レーザーなどの光源から照射した光を生体などの被検体内に伝播させ、その伝播光等を検知することで、生体内の情報を得る光イメージング装置の研究も医療分野で積極的に進められている。このような光イメージング技術の一つとして、Ｐｈｏｔｏａｃｏｕｓｔｉｃ　Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ（ＰＡＴ：光音響トモグラフィー）が提案されている（非特許文献１）。

　ＰＡＴとは、光源から発生したパルス光を被検体に照射し、被検体内で伝播・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複数の個所で検出し、それらの信号を解析処理し、被検体内部の光学特性値に関連した情報を可視化する技術である。これにより、被検体内の光学特性値分布、特に光エネルギー吸収密度分布を得ることができる。

　非特許文献１によれば、光音響トモグラフィーにおいて、光吸収により被検体内の吸収体から発生する光音響波の初期音圧（Ｐ_０）は次式で表すことができる。
　Ｐ_０＝Γ・μ_ａ・Φ　　式（１）

　ここで、Γはグリューナイゼン係数であり、熱膨張係数（β）と音速（ｃ）の二乗の積を定圧比熱（Ｃ_Ｐ）で割ったものである。μ_ａは吸収体の光吸収係数、Φは局所的な領域での光量（吸収体に照射された光量で、光フルエンスとも言う）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の変化を複数の個所で測定及び解析することにより、μ_ａとΦの積、すなわち、光エネルギー吸収密度分布を得ることができる。

M. Xu, L. V. Wang, "Photoacoustic imaging in biomedicine", Review of scientific instruments, 77, 041101(2006)

　光音響トモグラフィーでは、上記の式（１）から分かるように、音圧（Ｐ）の計測結果から、被検体内の吸収係数（μ_ａ）の分布を求めるためには、光音響波を発生する吸収体に照射された光量の分布（Φ）を何らかの方法で求める必要がある。しかし、被検体（特に生体）内に導入された光は強く拡散するため、吸収体に照射された光量の推定は難しい。それゆえ従来は、音響波の音圧測定結果に基づき、光エネルギー吸収密度（μ_ａ×Φ）の分布、あるいはそれにΓを乗じた初期圧力（Ｐ_０）の分布しか画像化することができなかった。言い換えると、サイズ・形状・吸収係数が同じ光吸収体が、生体内の光量分布の影響により（つまり光吸収体が生体内のどこに存在するかに依存して）、異なるコントラストで表示されてしまうという課題があった。

　本発明は、上記課題に鑑み、光音響トモグラフィーにおいて、被検体内の光量分布の影響を低減した画像を得るための技術を提供することを目的とする。また本発明のさらなる目的は、光音響トモグラフィーにおいて、サイズ・形状・吸収係数が同じ光吸収体をその存在位置に依らずほぼ同じコントラストで画像化するための技術を提供することを目的とする。

　上記目的を達成するために本発明は、以下の構成を採用する。

　本発明に係る生体情報処理装置は、被検体上の光照射領域に光を照射する光源と、前記被検体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検出し、検出信号を出力する音響波検出器と、前記音響波検出器から出力される検出信号を増幅する増幅器と、前記増幅器の利得を制御する制御部と、前記増幅器により増幅された信号に基づき、前記被検体内部の情報を得る信号処理部と、を備え、前記制御部は、前記被検体内の第１の位置で発生した音響波の検出信号に対する利得が、前記第１の位置よりも前記光照射領域の近くに存在する第２の位置で発生した音響波の検出信号に対する利得に比べて大きくなるように、前記増幅器の利得を制御することを特徴とする。

　本発明に係る生体情報処理方法は、被検体上の光照射領域に照射された光を前記被検体内の光吸収体が吸収することによって発生する音響波を検出し、検出信号を出力する工程と、前記出力された検出信号を増幅器によって増幅する工程と、前記増幅器により増幅された信号に基づき、前記被検体内部の情報を得る工程と、を備え、前記検出信号を前記増幅器によって増幅する工程では、前記被検体内の第１の位置で発生した音響波の検出信号に対する利得が、前記第１の位置よりも前記光照射領域の近くに存在する第２の位置で発生した音響波の検出信号に対する利得に比べて大きくなるように、前記増幅器の利得が制御されることを特徴とする。

　本発明によれば、光音響トモグラフィーにおいて、被検体内の光量分布の影響を低減した画像を得ることができる。

図１は本発明の第１実施形態の生体情報処理装置を示す図である。図２Ａは従来の生体情報処理装置を示す図であり、図２Ｂは従来の装置で得られる音響波信号の一例であり、図２Ｃは従来の装置で得られる光学特性値分布画像の一例であり、図２Ｄは被検体の吸収係数分布の一例である。図３Ａは本発明の第１実施形態の生体情報処理装置を示す図であり、図３Ｂは第１実施形態の増幅器の利得の一例であり、図３Ｃは増幅後の音響波信号の一例であり、図３Ｄは図３Ｃの信号から再構成された光学特性値分布画像の一例である。図４は本発明の第１実施形態の電子制御システムを示す図である。図５Ａは本発明の第２実施形態の生体情報処理装置を示す図であり、図５Ｂは第２実施形態の増幅器の利得の一例である。図６は本発明の第２実施形態の生体情報処理装置が行う信号処理を示すフローチャートである。図７は本発明の第３実施形態の生体情報処理装置を示す図である。図８Ａは図７の軸ａ上の光量分布、図８Ｂは図７の軸ｂ上の光量分布、図８Ｃは軸ａ上の検出素子に与えるゲイン、図８Ｄは軸ｂ上の検出素子に与えるゲインである。図９は本発明の第３実施形態の電子制御システムを示す図である。

　本実施形態に係る生体情報処理装置は、光音響トモグラフィー（ＰＡＴ）を利用したイメージング装置である。この生体情報処理装置は、被検体上の光照射領域に光を照射する光源と、被検体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（超音波含む）を検出し、検出信号を出力する音響波検出器と、を備える。また生体情報処理装置は、音響波検出器から出力される検出信号を増幅する増幅器と、この増幅器の利得を制御する制御部と、増幅器により増幅された信号に基づき被検体内部の情報（光学特性値分布）を画像化する信号処理装置と、を備える。光照射領域より被検体内部に入射した光は被検体内で拡散するため、光照射領域から離れるほど光量（フォトン数）が著しく減少する。つまり、被検体内の第１の位置と、第１の位置よりも光照射領域の近くに存在する第２の位置とを比べると、第１の位置に到達する光量は第２の位置に到達する光量よりも小さくなる。このような被検体内の光量分布（光量の差）の影響により、第１の位置と第２の位置にサイズ・形状・吸収係数が同じ光吸収体が存在したとしても、各位置で発生した音響波の音圧に差がでる。そこで本実施形態では、制御部が、第１の位置で発生した音響波の検出信号に対する利得（ゲイン）が、第２の位置で発生した音響波の検出信号に対する利得に比べて大きくなるように、増幅器の利得を制御する。このような利得制御により、被検体内の光量分布の影響を低減することが可能となる。

　ここで、制御部は、第１の位置に到達する光量と第２の位置に到達する光量との差を補正するように、増幅器の利得を制御することが好ましい。光量の差を補正するとは、補正前の光量の差より補正後の光量の差が小さくなることをいう。光量の差は小さいほど好ましく、光量の差がゼロとなることが最も好ましい。被検体内の実際の光量分布を正確に測定し、把握することは困難であるため、現実的には、制御部が擬似的な光量分布を予め想定し、その擬似的な光量分布に基づき被検体内の各位置における光量の差が可及的に小さくなるように利得の値を決定するとよい。このような利得制御によれば、被検体内の光量分布の影響を可及的に低減でき、サイズ・形状・吸収係数が同じ光吸収体をその存在位置に依らずほぼ同じコントラストで画像化することが可能となる。

　音響波検出器は、音響波検出器と第１の位置の間の距離と、音響波検出器と第２の位置の間の距離とが互いに異なるように配置されているとよい。このような配置により、第１の位置で発生した音響波の検出時刻と、第２の位置で発生した音響波の検出時刻に差が生じる。言い換えると、音響波検出器による音響波の検出時刻により、被検体内のいずれの位置で発生した音響波かを推定可能となる。この場合、制御部は、音響波検出器による音響波の検出時刻に応じて増幅器の利得を変化させればよい。例えば、光照射領域とは反対側に音響波検出器が配置されている場合は、第１の位置で発生した音響波のほうが早く検出されるので、検出時刻が早いほど利得を大きくする。逆に、光照射領域と同じ側に音響波検出器が配置されている場合は、第２の位置で発生した音響波のほうが早く検出されるので、検出時刻が遅いほど利得を大きくする。このような簡易な制御で、被検体内の光量分布の影響を好適に低減できる。

　被検体内の擬似的な光量分布としては、例えば、被検体の画像化する領域に対して光照射の領域が十分に大きい場合、光照射領域からの距離（深さ）に依存して光量が指数関数的に減少するような分布を想定できる。この場合、制御部は、音響波検出器による音響波の検出時刻に対して利得が指数関数的に変化するように、増幅器の利得を制御すればよい。また、このような場合、生体などの被検体での光量分布は、等価減衰係数で特徴づけることができるため、上記指数関数の指数が、被検体の平均的な等価減衰係数を含むことが好ましい。これにより被検体内の擬似的な光量分布を簡単にモデル化できる。なお、光照射の領域が複数存在したり、被検体の形状が複雑な場合には後述する方法により、被検体内の擬似的な光量分布を推定する。

　信号処理装置が画像化する被検体内部の情報は、被検体内部の吸収係数分布であることが好ましい。なお上記のように、利得制御によって検出信号の強度を補正することは、信号処理装置で再構成される画像（光学特性値分布画像）の色や濃度を補正することと等価である。この補正後の画像によれば、被検体内の吸収係数分布を把握することが可能となる。

　音響波検出器は、複数の個所で音響波を検知可能に構成されていることが好ましい。また被検体が生体である場合は、透過度を考慮して、４００ｎｍ以上、１６００ｎｍ以下の範囲の波長の光を用いることが好ましい。光吸収体は血管や腫瘍などの生体組織でもよいし、被検体内に導入された造影剤でもよい。

　以下に図面を参照して、この発明の好適な実施の形態を例示的に詳しく説明する。

　［第１実施形態］
　図１は、本発明の第１実施形態に係る生体情報イメージングの構成を示したものである。図１に基づいて、本発明の第１実施形態について説明する。ここで説明する生体情報処理装置は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、生体内の光学特性値分布及び、それらの情報から得られる生体組織を構成する物質の濃度分布の画像化を可能とする生体情報イメージング装置である。

　生体情報処理装置は、光源１１と、光学装置１４と、音響波検出器（探触子ともいう）１７と、電子制御システム１８と、信号処理装置１９と、表示装置２０から構成される。光源１１は、光１２を発する装置である。光学装置１４は、例えばレンズ、ミラー、光ファイバなどで構成される光学系である。光源１１から発せられた光１２は光学装置１４により導かれ、生体などの被検体１３に照射される。被検体１３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１５に吸収されると、その光吸収体１５から音響波（超音波）１６が発生する。音響波検出器１７は、光吸収体１５から発生した音響波１６を検出し、その音響波信号を電気信号に変換する装置である。電子制御システム１８は、音響波検出器１７から出力される電気信号の増幅やデジタル変換などを行う制御部である。信号処理部としての信号処理装置１９は、電子制御システム１８から出力されるデジタル信号から画像（生体情報画像）を再構成する装置であり、例えばパーソナル・コンピュータ（ＰＣ）で構成される。表示装置２０は再構成された画像を表示する装置である。

　光源１１から光１２を照射したときに、図１のように被検体が平板状であり、光照射領域１３Ａが画像化範囲に対して十分に大きい場合、生体内にある光吸収体１５から発生した音響波１６の初期音圧Ｐ_０は近似的に次式であらわすことができる。
　Ｐ_０＝Γ・μ_ａ・Φ＝Γ・μ_ａ・Φ_０・ｅｘｐ（－μ_ｅｆｆ・ｒ）　　式（２）

　ここで、Γは光吸収体１５のグリューナイゼン係数、μ_ａは光吸収体１５の吸収係数、Φは光吸収体１５に吸収された局所的な光量（光流速量）、μ_ｅｆｆは被検体１３の平均的な等価減衰係数、Φ_０は被検体１３に入射した光量である。また、ｒは光源１１からの光が照射された領域（光照射領域１３Ａ）から光吸収体１５までの距離、つまり、光吸収体１５の深さである。この式から分かるように、光照射により発生する音響波の初期音圧Ｐ_０は、固有物性値である吸収係数μ_ａおよびグリューナイゼン係数Γと、局所的な光量Φとから決まる。また、局所的な光量Φに関しては、光源から被検体に入射した光量Φ_０が、等価減衰係数μ_ｅｆｆと距離ｒの積を指数として指数関数的に変化することが分かる。なお、上記の式ではすべての光源からの被検体への照射光量Φ_０が一定であり、かつ、被検体の厚さに対して十分大きな領域に光を照射しているため、光が被検体内を平面波のように伝播すると仮定している。

　グリューナイゼン係数（Γ）は、組織が分かればほぼ一定なので、既知の値である。よって、音響波検出器１７により検出される音圧（Ｐ）の時間変化の計測及び解析により、初期音圧発生分布、あるいは吸収係数（μ_ａ）と光量（Φ）の積（光エネルギー吸収密度分布）を求めることができる。さらに、最終的に得られた光エネルギー吸収密度分布（μ_ａ・Φ）に対して、被検体内の光量分布を見積もることができれば、被検体の吸収係数分布を得ることも可能である。しかしながら、正確な被検体内の光量分布を求めることは非常に困難であるため、従来の光音響トモグラフィーでは、光エネルギー吸収密度分布（μ_ａ・Φ）が画像として表示されることが多い。

　上記で説明したように、従来の光音響トモグラフィーでは、被検体へのパルス光照射で発生した初期音圧Ｐ_０の分布、あるいは吸収係数（μ_ａ）と光量（Φ）の積（光エネルギー吸収密度分布）が画像化される。しかしながら、そのような表示においては、形状・サイズ・吸収係数が同じ光吸収体が、被検体内の異なる場所に存在する場合に、それらが互いに異なる輝度あるいは色で表示されるという課題がある。これは、それぞれの光吸収体に到達するフォトン数すなわち局所的な光量が異なるためである。

　ここで、従来の光音響トモグラフィー装置と本発明の光音響トモグラフィー装置の比較を行う。図２Ａは従来の光音響トモグラフィー装置の概略を示したものである。なお、図２Ａにおいて、１２は光あるいはパルス光、１４はレンズなどの光学装置、１３は被検体、１５（１５Ａ、１５Ｂ、１５Ｃ）は光吸収体、１７は音響波検出器である。例えば、図２Ａに示されているように、被検体１３の内部に３つの球状の光吸収体１５Ａ、１５Ｂ、１５Ｃが存在すると仮定する。ここでは球状光吸収体１５Ａ、１５Ｂ、１５Ｃの直径は２ｍｍであり、吸収係数は同じであるとする。また、光吸収体１５Ａ、１５Ｂ、１５Ｃは、音響波検出器１７からそれぞれ３ｃｍ、２ｃｍ、１ｃｍの距離に存在し、音響波検出器１７から４ｃｍ離れた場所にパルス光１２を照射する。つまり、光照射領域１３Ａから光吸収体１５Ａ、１５Ｂ、１５Ｃまでの距離（深さ）はそれぞれ１ｃｍ、２ｃｍ、３ｃｍである。図２Ａにおいて、被検体１３と光吸収体１５のコントラストは吸収係数の違いを表している。

　図２Ａの装置においてパルス光１２を被検体１３に照射し、音響波検出器１７で光音響信号を検出すると、図２Ｂに一例を示すように、Ｎ型形状の信号が３つ観測される。図２Ｂより、光照射領域から遠くにある光吸収体に対応する音響波ほど音圧が小さいことが分かる。また、音響波検出器１７からの距離に応じて音響波の検出時刻に差があることも分かる。ここでは音響波検出器１７内に存在するトランスデューサー素子のエレメント数は４００とし、素子ピッチは２ｍｍとした。

　図１の１８で示された電子制御システムで通常の処理を行い、かつ、図１の信号処理装置１９でトランスデューサーの指向性や応答を考慮したＦｉｌｔｅｒｅｄ　Ｂａｃｋｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎアルゴリズムで画像を形成すると初期音圧分布が画像化される。なお、通常の処理とは、それぞれの信号を増幅器により一定の利得で増幅させ、ＡＤ変換器でデジタル信号に変換するものである。信号処理装置１９では、このデジタル信号をもとに上記の画像処理を行う。そのときの、光吸収体が並んでいる軸での信号強度をグラフ化したものが図２Ｃである。ここで比較のために、図２Ｄに被検体１３の同じ軸上の実際の吸収係数の分布を示す。図２Ｃと図２Ｄを比較すると分かるように、光吸収体１５Ａ～１５Ｃは、互いに形状・サイズ・吸収係数が同じであるにもかかわらず、異なる強度で表現されている。

　一方、図３Ａに本実施形態の生体情報処理装置の一例を示す。従来装置（図２Ａ）と大きく異なる点は、音響波検出器１７の後段の電子制御システム内に、被検体内の光量分布（局所的な光量の差）に応じて利得（ゲイン）が変化する増幅器３１が設置されている点である。なお、光源および音響波検出器は従来の生体情報処理装置と同じ構成であるため、音響波検出器１７で検出される信号は図２Ｂで示したものと同じである。ただし本実施形態では、電子制御システム（制御部）が音響波の検出時刻に応じて増幅器３１の利得を変化させることにより、被検体の光量分布による影響を補正する。

　図３Ａの例では、音響波検出器１７が光照射領域１３Ａの反対側に配置されている。よって電子制御システムは、式（２）から被検体内の光量分布を予測し、図３Ｂのように検出時刻が遅くなるほど利得が指数関数的に小さくなるように、増幅器３１の利得を制御する。検出時刻の遅い信号、すなわち、音響波検出器１７から遠い位置にある光吸収体に由来する信号ほど、照射光量が大きいため、高い圧力の音響波を発するためである。

　ここで、指数関数内の指数として、被検体の平均的な等価減衰係数を利用する。すると、増幅器３１で増幅された後の信号は図３Ｃのように、図２Ｂに図３Ｂをかけたものになり、図２Ｂとは大きく異なる。なお、図３Ｃにおいて、音響波検出器に近い側（早い時間に到達するもの）の音響波の振幅が大きい理由は、光吸収体から発生した光音響波が回折効果により球面波的に広がり、伝播距離に応じて単位面積あたりのエネルギーが減少するためである。また、このような音響波の減衰は距離に比例することが分かっているので、通常、画像再構成時に補正される。最終的に、このように得られた信号は、従来の光音響トモグラフィー装置と同様な画像再構成処理により、画像に変換される。そのときの、光吸収体が並んでいる軸での強度をグラフ化したものが図３Ｄである。従来の光音響トモグラフィーの画像である図２Ｃと比べると、実際の光吸収係数分布である図２Ｄに近い画像を得ることができることが分かる。なお、再構成画像は音響波検出器の特性（指向性や帯域など）や音響波を検出できる範囲の影響を受けるため、完全に図２Ｃと一致することはない。

　このように、音響波検出器で得られた音響波の時間変化信号に、被検体の擬似的な光量分布に即して信号増幅を行うことで、初期音圧分布ではなく、吸収係数分布に近い画像を得ることが可能となる。

　なお、従来の超音波診断装置においては、音響波検出器で得られた超音波エコーの信号の増幅率を検出時刻に応じて変化させる制御を行っている。しかしその目的は、超音波の周波数と伝播距離に応じた吸収による減衰を補正するためであり、本実施形態のように被検体内における光量分布（局所的な光量の差）を補正するためのものではない。光音響波においては光吸収体の大きさに依存する周波数を発生する。例えば、１－２ｍｍ程度の光吸収体を想定する場合、その周波数は１ＭＨｚ程度の低周波であるため、その吸収による減衰量は少ない。しかし、測定対象によっては音響波自体の減衰を無視できない程度の高周波の音響波を発することもある。そのような場合は、本実施形態の電子制御システムは、光量分布の補正と音響波の吸収による減衰の補正の両方を考慮した利得制御を行うことも好ましい。

　なお、今回示した被検体内の深さ方向での光量分布は一例である。被検体、光照射領域、音響波検出器の位置関係などを考慮して、音響波の検出時刻（計測時間）と光量分布の関係を決定し、それに応じた利得制御を行えばよい。

　次に、本実施形態の生体情報処理装置の構成をより具体的に説明する。

　図１において、光源１１は生体を構成する成分のうち特定の成分に吸収される特定の波長の光を照射する手段である。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することができる。なお、本実施の形態においては、単一の光源の例を示しているが、複数の光源を用いても良い。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。

　光源から照射される光１２を光導波路などを用いて伝搬させることも可能である。図１で示してはいないが、光導波路としては、光ファイバが好ましい。光ファイバを用いる場合は、それぞれの光源に対して、複数の光ファイバを使用して、生体表面に光を導くことも可能であるし、複数の光源からの光を一本の光ファイバに導き、一本の光ファイバのみを用いて、すべての光を生体に導いても良い。光学装置１４は、例えば、主に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などの光学部品で構成される。このような光学部品は、光源から発せられた光１２が被検体表面の光照射領域１３Ａ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。

　本実施形態の生体情報処理装置は、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いる。よって被検体１３としては、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。光吸収体としては、被検体内で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ヘモグロビンやそれを含む多く含む血管あるいは悪性腫瘍が該当する。

　音響波検出器（探触子）１７は、生体内を伝播した光のエネルギーの一部を吸収した物体から発生した音響波（超音波）を検知し、電気信号（検出信号）に変換するものである。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音響波信号を検知できるものであれば、どのような音響波検出器を用いてもよい。本実施形態では、複数の音響波検出器を生体表面に配置させた探触子の例を示しているが、複数の場所で音響波を検知できれば同じ効果が得られるため、１個の音波検出器を生体表面上で２次元に走査しても良い。また、音響波検出器１７と被検体との間には、音波の反射を抑えるためのジェルや水などの音響インピーダンスマッチング剤を使うことが望ましい。

　電子制御システム１８は音響波検出器１７より得られた電気信号を増幅し、それをアナログ信号からデジタル信号に変換する。図４は、電子制御システム１８が備える回路システム４７の一構成例を示している。

　まず、低ノイズ増幅器４１（Ｌｏｗ　Ｎｏｉｓｅ　Ａｍｐｌｉｆｉｅｒ：ＬＮＡ）で、音響波検出器で検出されるすべての光音響信号を均等に増幅する。その後に、本発明の増幅器に相当するバリアブルゲインアンプ４２（Ｖａｒｉａｂｌｅ　Ｇａｉｎ　Ａｍｐｌｉｆｉｅｒ：ＶＧＡ）で検出時刻に応じた利得（ゲイン）で光音響信号を増幅する。ここでは、ＰＣ４６により、ＶＧＡ４２でのゲインを自由に変化できる回路システムの例を表している。ＰＣ４６は、音響波の検出時刻に対するゲインの大きさを定義するデータファイルを記憶している。例えば、被検体の種類、被検体と光照射領域と音響波検出器の位置関係などに応じて、複数種類のデータファイルが用意されていることが好ましい。そして測定条件に対応した適切なデータファイルが、ＰＣ４６からフィールド・プログラマブル・ゲートアレイ４５（Ｆｉｅｌｄ　Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ　Ｇａｔｅ　Ａｒｒａｙ：ＦＰＧＡ）に転送される。そのデータはＦＰＧＡ４５からデジタル・アナログコンバーター４３（Ｄｉｇｉｔａｌ　Ａｎａｌｏｇ　Ｃｏｎｖｅｒｔｏｒ：ＤＡＣ）に送られ、デジタルデータからアナログデータに変換される。さらに、そのデータはＶＧＡ４２に送られる。ＶＧＡ４２はそのアナログデータに応じたゲインで、光音響信号を増幅する。すなわち、本実施形態では、ＰＣ４６内のデータファイル、ＦＰＧＡ４５、ＤＡＣ４３が本発明の制御部を構成する。ＶＧＡ４２で増幅されたアナログ信号は、アナログ・デジタルコンバーター４４（Ａｎａｌｏｇ　Ｄｉｇｉｔａｌ　Ｃｏｎｖｅｒｔｏｒ：ＡＤＣ）でデジタルデータに変換された後、ＦＰＧＡ４５に送られ、所望の処理が行われた後に、信号処理装置であるＰＣ４６に送られる。検出時刻に対するゲインの大きさが被検体内の擬似的な光量分布を補正するように設定されていれば、最終的に得られる生体情報画像において、形状・サイズ・吸収係数の同じ光吸収体をほぼ同じコントラストで表示できる。

　なお図４に示した回路構成は一例である。電子制御システム１８としては、音響波検出器１７で検出された信号を、被検体内の光量分布に応じた利得で増幅し、デジタルデータに変換することができれば、どのような回路を用いてもよい。

　図１の信号処理装置１９は電子制御システム１８から得られたデジタルデータを記憶し、それを光学特性値分布の画像データに変換できるものであればどのようなものを用いてもよい。さらに、被検体の形状、光照射分布、被検体の平均的な光学定数から被検体内の考量分布を推定できるものが好ましい。例えば、様々なデータを解析できるコンピュータなどが使用できる。表示装置２０は信号処理装置１９で作られた画像データを表示できれば、どのようなものでも用いることができる。たとえば、液晶ディスプレイなどを利用できる。

　なお、複数の波長の光を用いた場合は、各波長に関して被検体内の吸収係数分布を算出し、それらの値と生体組織を構成する物質固有の波長依存性とを比較することによって、生体を構成する物質の濃度分布を画像化することも可能である。生体組織を構成する物質としては、グルコース、コラーゲン、酸化・還元ヘモグロビンなどが想定される。

　以上述べた本実施形態の構成によれば、光音響トモグラフィーにおいて、被検体内の光量分布の影響を低減した画像を得ることができる。また、サイズ・形状・吸収係数が同じ光吸収体をその存在位置に依らずほぼ同じコントラストで画像化することができる。これにより、生体内の光学特性値分布（特に吸収係数分布）を正確に画像化することが可能になる。

　［第２実施形態］
　第２実施形態では、音響波検出器と光照射が同じ方向から行われた場合に得られた音圧の時間変化情報から光学特性値分布である吸収係数分布を算出する構成例について説明する。

　図５Ａに、本実施形態における生体情報処理装置の構成例を説明する図を示す。本実施形態の生体情報処理装置は、悪性腫瘍の診断やアルツハイマー病や頚動脈プラークなど、造影剤を用いた様々な疾患の診断のため、生体内に導入された造影剤集積場所及び、濃度分布など画像化を可能とするものである。

　生体情報処理装置は、光源５１、ミラーなどの光学装置５４、音響波検出器５７、電子制御システム５８、信号処理装置５９、および表示装置５９を備える。これらは、第１実施形態（図１）と同じものが使用できる。図５Ａにおいて、５２は光源５１から照射される光、５３は被検体、５５は被検体内の造影剤（光吸収体）、５６は光照射により発生した音響波を示している。なお、造影剤５５としては典型的には、インドシアニングリーン（ＩＣＧ）や金ナノ微粒子などが用いられるが、パルス光照射により、音響波を発するものであれば、どのような物質を用いてもかまわない。

　図６に音響波検出器５７で検出された音響波信号に対する信号処理のフローを示す。

　造影剤５５から発生した音響波５６は、音響波検出器５７により音圧の時間変化に即した電気信号に変換される（ステップ６１）。その信号は第１実施形態と同様に電子制御システム５８でバリアブルゲインアンプによって、被検体の擬似的な光量分布に合わせて増幅される（ステップ６２）。その後、ＡＤＣによってアナログ・デジタル変換処理され（ステップ６３）、ＦＰＧＡに送られる（ステップ６４）。ＦＰＧＡに送られた信号は、所望の処理を行われた後、信号処理装置（ＰＣ）５９に送られ、ノイズ低減のためのフィルター処理や（ステップ６５）、整相加算などの画像再構成により、被検体の吸収係数分布を表す画像に変換される（ステップ６６）。そして、最終的に表示装置５９上に画像として表示される（ステップ６７）。

　本実施形態のように音響波検出器５７が光照射領域と同じ側に配置されている場合は、第１実施形態とは異なる利得制御が必要である。被検体内の光量分布は、光照射領域から離れるに従ってほぼ指数関数的に減衰する分布をとる。そのため、本実施形態では、音響波検出器５７で検出された音響波信号に対して、図５Ｂのように検出時刻に対して指数関数的に増加する利得を与えることが必要となる。そのように増幅された音響波信号を用いて、画像再構成を行うと、初期音圧分布ではなく、図３Ｄに示すような吸収係数値分布に基づいた画像を得ることが可能となる。なお信号処理装置によりさらに被検体の光量分布の補正を行うことにより、吸収係数分布の精度をより向上させることも可能である。

　［第３実施形態］
　第１実施形態においては、画像化領域に対して十分大きな領域に光を照射しているため、光が被検体内を平面波のように伝播すると仮定していた。本実施形態では、そのような仮定が成り立たない場合にも、生体内の光量分布に基づき、増幅器の利得を制御するものを示す。

　本実施形態では、被検体内の光量分布を計算ないし決定する工程と、その光量分布に基づき、超音波検出器の各素子における音響波の検出時刻に対する前記増幅器の利得の変化を決定する工程と、を行う。

　図７、図８Ａ～図８Ｄ、及び図９を用いて具体的な実施形態について説明する。図７は本発明の第３実施形態の一例を示した生体情報処理装置である。光源や光学系は第１、２実施形態と同様なので省略する。図７において、光７０は音響波検出器７３側及びその対向側から被検体７１に照射される。７３は音響波検出器、７４は電子制御システム、７５は信号処理装置、７６は表示装置である。

　本実施形態のように光照射を複数の方向から行うと、被検体内での光量分布７１は、単純に深さ方向に指数関数的に減少するモデルでは表現できなくなる。例えば、図７の軸ａ上の光量分布は図８Ａのようになる。つまり、被検体の音響波検出器７３側及びその対向側近傍において光強度がもっとも高くなる。一方、図７の軸ｂ上での光量分布は図８Ｂのようになる。つまり、被検体の音響波検出器７３側で大きく、そこから離れるに従って強度が小さくなる。このように軸の場所により光量分布は大きく異なる。このような被検体の複雑な光量分布は信号処理装置７５で推定される。

　光照射によって光吸収体から発生した音響波７７は、音響波検出器７３で検出される。電子制御システム７４は、その検出信号に対し、信号処理装置７５で推定された光量分布に基づき算出されたゲインデータに即した増幅処理を施す。増幅された検出信号は、電子制御システム７４でアナログデータからデジタルデータに変換された後、信号処理装置７５に転送され、そこで被検体の吸収係数分布を表す画像に変換される。この画像は、表示装置７６に転送され、表示される。

　次に、光量分布の推定方法について説明する。光量分布の計算手法として、モンテカルロ法や有限要素法などを用いることが出来る。また、このような数値計算手法に限らず、生体がある特定形状に固定され、さらに特定の光照射条件、例えば点照射や広範囲に均一な幅広い光を照射した場合などは、解析解から計算することも出来る。光量分布を計算する際は、被検体に対する光照射領域の配置、光照射領域での照射光量、生体内の光吸収や光散乱などの光学係数（光学特性値）が必要である。例えば、被検体が人間の場合、被検体の年齢や照射した光の波長などにより、予め決められた生体内の平均的な光学係数が、光量分布の計算に用いられる。なお、本明細書において“平均的な”光学特性値とは、“生体内における光学特性が空間的に均一であると仮定した際の”光学特性値、つまり、バックグラウンドの光学特性値のことを意味する。

　また、本発明の光量分布決定部として、事前に計算した複数の擬似的光量分布を記憶したテーブル（メモリ）を信号処理装置７５に有していても良い。擬似的光量分布とは、生体内の光量分布を表すデータであり、想定される様々な生体形状及び光学係数について事前に計算されたものである。光量分布の計算手法としては、モンテカルロ法や有限要素法などを用いることが出来る。またこのような数値計算手法に限らず、上記と同様に解析解から計算することも出来る。被検体に対する光照射領域の配置、光照射領域での照射光量などを入力すると、その条件に対応する光量分布を上記テーブルの複数の擬似的光量分布の中から選択するような形態でも構わない。

　次に、推定された光量分布から利得を決める方法について説明する。図７の軸ａ上の光量は図８Ａと推定される。図８ＡのＸ軸は距離、Ｙ軸は光量の強度を示している。このような場合、その軸上にある音響波検出器の検出素子のゲインはその光量分布の逆数になる。つまり、図８Ｃのようになる。図８ＣにおいてＸ軸は時間であり、Ｙ軸はゲインである。図８ＡのＸ軸である距離から図８ＣのＸ軸である時間への変換は、距離を被検体の平均音速で割ればよい。同様に、図７の軸ｂの光量は図８Ｂと推定されるため、その軸上にある音響波検出器の検出素子のゲインは図８Ｄのようになる。つまり、被検体の光量分布が被検体の平面方向（音響波検出器の検出面と平行な方向）で分布を持つ場合、音響波検出器の各検出素子に与えるゲインは検出素子ごとに異なる。各検出素子に与えるゲインは検出素子の検出面に垂直な方向の光量分布の逆数に比例したものを与えることが好ましい。

　なお、このような音響波検出信号の増幅処理は図９で示す回路で達成できる。図９において８１は信号処理装置であり、図７の信号処理装置７５に対応する。基本的な回路構成は図４とほぼ同じであるが、低ノイズ増幅器（Ｌｏｗ　Ｎｏｉｓｅ　Ａｍｐｌｉｆｉｅｒ：ＬＮＡ）、バリアブルゲインアンプ（Ｖａｒｉａｂｌｅ　Ｇａｉｎ　Ａｍｐｌｉｆｉｅｒ：ＶＧＡ）とデジタル・アナログコンバーター（Ｄｉｇｉｔａｌ　Ａｎａｌｏｇ　Ｃｏｎｖｅｒｔｏｒ：ＤＡＣ）は音響波検出器にある検出素子の数だけ用意することが望ましい。なお、このような回路は図７では電子制御システム７４内に配置される。

　図９において、信号処理装置８１は図８Ａや図８Ｂのような被検体内の光量分布を上記で示した方法により推定する。次に、推定した光量分布から上記に示した方法により、図８Ｃや図８Ｄのような各々の検出素子の時間に依存したゲインデータを決定し、音響波の検出時刻に対するゲインの大きさを定義するデータファイルを作成する。そのデータファイルはＦＰＧＡに転送される。そのデータはＦＰＧＡから各ＤＡＣに送られ、デジタルデータからアナログデータに変換される。さらに、そのデータは各ＶＧＡに送られる。各ＶＧＡはそのアナログデータに応じたゲインで、各々の検出素子で受信された光音響信号を増幅する。このようにして各検出素子で受信されたアナログ音響波検出信号は被検体の光分布に応じたゲインにより増幅される。さらに、増幅された音響波検出信号はＡＤＣでデジタルデータに変換された後、ＦＰＧＡに送られ、所望の処理が行われた後に、信号処理装置に送られる。すなわち、本実施形態では、信号処理装置８１が本発明の利得決定部及び光量分布決定部を構成し、各ＶＧＡが本発明の制御部を構成する。

　このように各々の検出素子で光量分布に基づいた、異なるゲインを与えることで、再構成後の画像が、初期音圧分布ではなく、吸収係数値分布に基づいた画像を得ることが可能となる。

Claims

　被検体上の光照射領域に光を照射する光源と、
　前記被検体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検出し、検出信号を出力する音響波検出器と、
　前記音響波検出器から出力される検出信号を増幅する増幅器と、
　前記増幅器の利得を制御する制御部と、
　前記増幅器により増幅された信号に基づき、前記被検体内部の情報を得る信号処理部と、を備え、
　前記制御部は、前記被検体内の第１の位置で発生した音響波の検出信号に対する利得が、前記第１の位置よりも前記光照射領域の近くに存在する第２の位置で発生した音響波の検出信号に対する利得に比べて大きくなるように、前記増幅器の利得を制御する
生体情報処理装置。
　前記制御部は、前記第１の位置に到達する光量と前記第２の位置に到達する光量との差を補正するように、前記増幅器の利得を制御する
請求の範囲第１項に記載の生体情報処理装置。
　前記制御部は、前記被検体内での光量分布に基づき、前記被検体内の各位置における光量の差を補正するように、前記検出信号に対する前記増幅器の利得を制御する
請求の範囲第１項又は第２項に記載の生体情報処理装置。
　前記音響波検出器は、前記音響波検出器と前記第１の位置との間の距離と、前記音響波検出器と前記第２の位置との間の距離とが互いに異なるように配置されており、
　前記制御部は、前記音響波検出器による音響波の検出時刻に応じて前記増幅器の利得を変化させる
請求の範囲第１項～第３項のいずれかに記載の生体情報処理装置。
　前記被検体内での光量分布に基づき、前記音響波検出器の各素子における音響波の検出時刻に対する前記増幅器の利得の変化を決定する利得決定部を有し、
　前記制御部は、前記利得決定部の出力によって前記増幅器の利得を制御する
請求の範囲第４項に記載の生体情報処理装置。
　前記被検体に対する光照射領域の配置、前記光照射領域での照射光量、前記被検体内の平均的な光学係数、に基づいて、前記被検体内での光量分布を決定する光量分布決定部を有する
請求の範囲第５項に記載の生体情報処理装置。
　前記制御部は、前記音響波検出器による音響波の検出時刻に対して利得が指数関数的に変化するように、前記増幅器の利得を制御する
請求の範囲第１項～第４項のいずれかに記載の生体情報処理装置。
　前記指数関数の指数が、前記被検体の平均的な等価減衰係数を含む
請求の範囲第７項に記載の生体情報処理装置。
　前記信号処理部が得る前記被検体内部の情報は、前記被検体内部の吸収係数分布である
請求の範囲第１項～第８項のいずれかに記載の生体情報処理装置。
　アナログ信号である増幅された前記信号をデジタル信号に変換するＡ／Ｄ変換器を有する
請求の範囲第１項～第９項のいずれかに記載の生体情報処理装置。
　被検体上の光照射領域に照射された光を前記被検体内の光吸収体が吸収することによって発生する音響波を検出し、検出信号を出力する工程と、
　前記出力された検出信号を増幅器によって増幅する工程と、
　前記増幅器により増幅された信号に基づき、前記被検体内部の情報を得る工程と、を備え、
　前記検出信号を前記増幅器によって増幅する工程では、前記被検体内の第１の位置で発生した音響波の検出信号に対する利得が、前記第１の位置よりも前記光照射領域の近くに存在する第２の位置で発生した音響波の検出信号に対する利得に比べて大きくなるように、前記増幅器の利得が制御される
生体情報処理方法。