JP2016209725A - 被検体情報取得装置及び被検体情報取得方法 - Google Patents

Abstract

【課題】 受信信号の取得時間を短くするために発光周波数を上げると露光量を下げる必要があるためＳＮＲが低下する。【解決手段】 本発明の被検体情報取得装置は、音響波を受信し電気信号に変換する受信器とパルス光を被検体表面の夫々異なる領域に照射するための第一の照射部及び第二の照射部とを有するプローブと、前記第一及び第二の照射部の夫々から前記被検体に連続してパルス光が照射されないようパルス光の照射位置を制御する制御部を有する。【選択図】 図２

Description

本発明は被検体情報取得装置及び被検体情報取得方法に関する。特に、被検体にパルス光を照射し、被検体内で発生する音響波を受信して被検体内の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。

がんに起因して発生する血管新生を特異的に画像化する方法として、光音響トモグラフィ（以下、ＰＡＴ；Ｐｈｏｔｏａｃｏｕｓｔｉｃ ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）等の光音響イメージングが注目されている。ＰＡＴはパルス光（近赤外線等）を生体等の被検体に照明し、生体内部から発せられる光音響波を受信して画像化する技術である。

非特許文献１には、光音響イメージング技術を用いたハンドヘルド型の装置が開示されている。非特許文献１で述べられているハンドヘルド型光音響装置の模式図を図７（ａ）に示す。図７（ａ）において、光音響プローブ１０１は光音響波を受信するための受信器１０２をバンドルファイバ１０３の出射端１０３ａで挟むように固定している。光源１０４で発生したパルス光は、照明光学系１０５を介してバンドルファイバ１０３の入射端に入射し、バンドルファイバ１０３の出射端１０３ａからパルス光が被検体（不図示）に照射される。受信器１０２は、被検体内から発せられる光音響波を受信し受信信号に変換する。そして、超音波装置１００の処理装置１０６は、受信信号の増幅やディジタル化を行い、その後、画像再構成を行なう。処理装置１０６は、生成した画像データをモニタ１０７に出力して光音響画像を表示する。

Ｐｈｏｔｏｎｓ Ｐｌｕｓ Ｕｌｔｒａｓｏｕｎｄ：Ｉｍａｇｉｎｇ ａｎｄ Ｓｅｎｓｉｎｇ ２００９，Ｐｒｏｃ．ｏｆ ＳＰＩＥ ｖｏｌ．７１７７，２００９

光音響イメージング技術を用いた装置では、コントラストを向上させるために、受信信号のＳＮＲ（ｓｉｇｎａｌ−ｔｏ−ｎｏｉｓｅ ｒａｔｉｏ）を向上させることが望ましい。そのために、受信信号の取得回数を増やして平均化させることによってノイズを低減させることが考えられる。ところが、単純に受信信号の取得回数を増やすと、その分だけ取得時間が延びてしまう。取得時間が長くなると、被検体と光音響プローブとの相対的な動きに伴う位置ズレ等が起こり画像の性能が低下する可能性がある。そのため、パルス光の照射周波数を上げることが考えられる。

しかしながら、図７（ｂ）に示すように、日本工業規格（ＪＩＳ）Ｃ６８０２で皮膚に対する最大露光許容量（ＭＰＥ；Ｍａｘｉｍｕｍ Ｐｅｒｍｉｓｓｉｂｌｅ Ｅｘｐｏｓｕｒｅ）が定められている。この規定によると、ＭＰＥは照射周波数がおよそ１０Ｈｚ以下で最大となり、それ以上の周波数に上げるとすると、露光量は反比例して下げなければならない。なお、図７（ｂ）は露光時間１０秒以上、波長８００ｎｍで計算した結果である。そうすると、パルス光の照射面積が一定の場合、光音響波の初期音圧ｐ＝Γμａφ（Γ：グリューナイゼン係数、μａ：吸収係数、φ：光量）に従い、被検体内部の組織（光吸収体）への光量φが反比例に下がり、光音響波の初期音圧ｐも反比例して下がる。例えば、被検体へのパルス光の照射周波数を１０Ｈｚから２０Ｈｚにした場合、照射密度（単位面積当たりの照射光量）を半分にしなければならず、平均化によってノイズを低減させる代わりに、もともとの受信音圧を下げてしまう。被検体内では、指数関数的に光が減衰するため、特に、被検体深部には光が到達しづらくなる。その結果、ＳＮＲ向上の効果が得られない。

本発明は以上の課題に鑑み、受信信号の取得時間を短くしてＳＮＲを向上させることを目的とする。

上記課題を解決するため、本発明の被検体情報取得装置は、被検体内の特性分布を取得する被検体情報取得装置であって、パルス光を発生する光源と、前記パルス光により被検体内で発生する音響波を受信し電気信号に変換する受信器と前記光源が発生したパルス光を被検体表面の夫々異なる領域に照射するための第一の照射部及び第二の照射部とを有するプローブと、前記電気信号を用いて被検体内の特性分布を取得する信号処理部と、前記第一及び第二の照射部の夫々から前記被検体に連続してパルス光が照射されないよう前記パルス光の照射位置を制御する制御部と、を有し、前記信号処理部は、前記第一の照射部から照射されたパルス光に起因する電気信号と、第二の照射部から照射されたパルス光に起因する電気信号と、を平均化又は積算し、平均化された信号又は積算された信号を用いて前記被検体内の特性分布を取得する、又は、前記第一の照射部から照射されたパルス光に起因する電気信号を用いて取得した分布と、前記第二の照射部から照射されたパルス光に起因する電気信号を用いて取得した分布と、を合成し、合成された分布を前記被検体内の特性分布として取得することを特徴とする。

また、本発明の被検体情報取得方法は、光源が発生したパルス光を第一の照射部及び第二の照射部から被検体に照射し、前記パルス光の照射により被検体内で発生する音響波を受信した受信器から出力される電気信号を用いて被検体内の特性分布を取得する被検体情報取得方法であって、前記電気信号を用いて被検体内の特性分布を取得する信号処理ステップと、前記第一及び第二の照射部の夫々から前記被検体に連続してパルス光が照射されないよう前記パルス光の照射位置を制御する制御ステップと、を有し、前記信号処理ステップでは、前記第一の照射部から照射されたパルス光に起因する電気信号と、第二の照射部から照射されたパルス光に起因する電気信号と、を平均化又は積算し、平均化された信号又は積算された信号を用いて前記被検体内の特性分布を取得する、又は、
前記第一の照射部から照射されたパルス光に起因する電気信号を用いて取得した分布と、前記第二の照射部から照射されたパルス光に起因する電気信号を用いて取得した分布と、を合成し、合成された分布を前記被検体内の特性分布として取得することを特徴する。

本発明により、受信信号の取得回数を増やしてＳＮＲを向上させることができ、さらにその取得時間を短くすることができる。

本発明の実施形態１における装置構成を説明する模式図である。 本発明の実施形態１における光路の切替えタイミングを説明する図である。 本発明の実施形態１における光路の切替え方法を説明する図である。 本発明の実施形態１における光路の切替え方法を説明する図である。 本発明の実施形態２における光路の切替えタイミングを説明する図である。 本発明の実施形態３におけるプローブの構成を説明する模式図である。 背景技術を説明する図である。

以下、本発明について図面を用いて説明する。本発明において、音響波とは、典型的には超音波であり、音波、超音波、光音響波、光超音波と呼ばれる弾性波を含む。また、本発明の被検体情報取得装置は、被検体に光（可視光線や赤外線を含む電磁波）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。

取得される被検体情報とは、光照射によって生じた音響波の初期音圧分布、あるいは初期音圧分布から導かれる光エネルギー吸収密度分布や、吸収係数分布、組織を構成する物質の濃度分布等の、特性分布を示す。物質の濃度分布とは、例えば、酸素飽和度分布や酸化・還元ヘモグロビン濃度分布などである。

本発明では、光源から発せられたパルス光を一つの照射部まで伝搬させ、被検体からの音響波を受信器で受信する。次の発光では、異なる照射部からパルス光を照射し、音響波を受信器で受信する。このように、本発明ではパルス光の照射部を複数備え、１つの照射部から連続して被検体にパルス光を照射させない。ここで、本発明において「被検体に連続してパルス光が照射されない」とは、ある１つの照射部から被検体にパルス光が１回照射された時に、被検体への次のパルス光照射は別の照射部からされることを意味する。つまり、同じ照射部からは２回連続してパルス光が照射されない。

以上の構成によって、実際にパルス光が照射される被検体表面（皮膚）の位置には低い周波数で光照射されるが、被検体内部では、光が拡散することで、どちらの照射部からの光も到達する領域ができる。よって、例えば、２つの照射部を設けた場合、被検体表面には２つの照射部から夫々異なる領域に、例えば１０Ｈｚの周波数で交互にパルス光を照射しても、被検体内部では、２０Ｈｚの周波数でパルス光が照射される領域ができる。そのため、受信信号の取得回数を増やして受信信号同士の平均化処理又は積算処理（加算処理）をすることによりノイズ成分を減らすことができる。また受信信号同士の処理ではなく、画像再構成後の画像データ同士を合成処理することによってもノイズ成分を減らすことができる。

以下の実施形態でより詳細に説明する。

（実施形態１）
実施形態１の被検体情報取得装置である光音響装置について、図１を用いて説明する。本発明の被検体情報取得装置は、少なくとも、光源４と光音響プローブ１と処理装置６とを備える。

光源４は、近赤外線等のパルス光を発生する。光源４としては大きな出力が得られるレーザが好ましいが、レーザ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。好ましくは、Ｎｄ：ＹＡＧレーザやアレクサンドライトレーザや、Ｎｄ：ＹＡＧレーザ光を励起光とするＴｉ：ｓａレーザやＯＰＯレーザを用いる。その他、レーザとしては、固体レーザ、ガスレーザ、色素レーザ、半導体レーザなど様々なレーザを使用することができる。発生する光の波長は、５００ｎｍ以上１３００ｎｍ以下の範囲内の光のうち、測定対象とする成分（例えばヘモグロビン）により特定の波長を選択すると良い。

本実施形態では、光源４で発生したパルス光は、光学部材であるパルス光学系５によってビーム径を成形され、同じく光学部材であるバンドルファイバ３へ入射される。バンドルファイバ３は光音響プローブ１へ接続されている。

光音響プローブ１は、被検体から発せられた音響波を受信し受信信号（電気信号）に変換する受信器２と、被検体へパルス光を照射する照射部としての出射端３ａとを備える。本実施形態では、受信器２を挟むように受信器２に対して対称に２つの照射部（第一の照射部と第二の照射部）として２つの出射端３ａを設けている。出射端３ａはバンドルファイバ３の出射端であり、出射端３ａまでは、バンドルファイバ３により光が伝播される。

本発明では、上記したようにバンドルファイバ３の出射端３ａを照射部とし、出射端３ａから直接被検体に光を照射しても良いが、拡散板など任意の光学部材を設けてもよい。この場合、拡散板を照射部とし、拡散板から被検体に光が照射される。また、光源４から被検体までのパルス光の引き回しはバンドルファイバ３を使用せず、遮光筒に設けたミラーやレンズ等の光学部材を用いても良い。この場合、遮光筒の出射端から直接被検体に光を照射する場合は、遮光筒の出射端が照射部となる。

本実施形態においては、２つの出射端３ａは受信器２を挟むように受信器の側面に配置される。そして、光源４から発せられた実質的な総光量がバンドルファイバ３ａの各出射端３ａまで伝搬される。なお、ここで述べた光源４からの実質的な総光量とは、伝搬中の光の減衰や反射、あるいは光量測定やトリガ取得のための分岐による光の消費を除いた総光量を意味する。つまり、本実施形態では、二箇所の出射端へパルス光を伝播するためにハーフミラーなどで分岐させずに、一回の音響波受信時（つまり受信信号取得時）に光源４から一箇所の出射端にのみ総光量を伝播する。

バンドルファイバの出射端３ａの面積（被検体への照射エリア）は、受信器２の長手方向の出射端幅（複数の素子が１次元に配列されている場合は、素子の並び方向の幅）と、その垂直方向の出射端幅との積から決まる。日本工業規格（ＪＩＳ）Ｃ６８０２に定められたＭＰＥ以下で、且つ、出来る限り高い照射密度となるように、前記垂直方向の幅を実質的な総光量に応じて狭くする。こうすることで、パルス光の一回当たりの照射に対する受信信号が大きくなる。そして、受信器２を挟んだバンドルファイバの出射端３ａから交互に、光源４からの実質的な総光量を出射する。受信器２は、その出射ごとに音響波を受信し受信信号を処理装置６に送信する。

処理装置６は、信号処理部６ｂと制御部６ａとから構成される。信号処理部６ｂは、パルス光の一部を分岐して測定される光検出器であるフォトダイオード（不図示）からの出力をトリガ信号とし、そのトリガ信号が入力されたら、受信器２に受信信号を取得させる。なおトリガ信号はフォトダイオードからの出力に限定されない。光源４の発光と信号処理部６ｂへの入力トリガを同期させる方法でもよい。

そして、信号処理部６ｂは、受信信号の増幅やディジタル変換を行った後、取得した複数回分の受信信号を平均化する。ただし、平均化は増幅の前やディジタル変換の前に行っても良い。また、平均化する手法は、単純な相加平均だけでなく相乗平均等の平均化手法を用いても良い。さらに、平均化ではなく、単に複数回分の受信信号を積算処理（加算処理）しても本発明の効果は得られる。

その後、信号処理部６ｂは、平均化又は積算された信号を用いて画像再構成を行い、画像情報（画像データ）を生成する。ここで画像データとは、ボクセルデータ又はピクセルデータの集合であり、この画像データは被検体内の吸収係数分布や酸素飽和度分布等の特性分布を示す。信号処理部６ｂは、この画像データをモニタ７に出力し、表示させる。

また、本発明においては、受信信号同士の平均化や積算等の処理だけでなく、画像再構成した後に画像データ同士を合成処理してもよい。つまり、各照射部からの光照射に起因する各受信信号を用いて夫々画像再構成した後、各画像データ同士を合成してもよい。画像データ同士の合成処理とは、各画像データのピクセルデータ同士（又はボクセルデータ同士）を加算、乗算、平均化してノイズ成分を減らす処理を示す。具体的には、第一の照射部からの光照射に起因する受信信号を用いて取得した画像データ（第一の分布）と、第二の照射部からの光照射に起因する受信信号を用いて取得した画像データ（第二の分布）と、を合成（例えば平均化）する。そして、合成（例えば平均化）された画像データ（例えば平均化された分布）を被検体内の特性分布とする。ここで、画像データ同士の合成処理は、エッジ強調やコントラスト調整などの各種画像処理を行った輝度データ同士の合成でも、輝度データにする前のデータ同士の合成でもよい。

制御部６ａは、１つの照射部から被検体に連続して光が照射されないように、光の照射位置を制御する。本実施形態では、制御部６ａは、切替え装置８を制御することで、パルス光の照射位置を制御する。

切替え装置８は、パルス光の照射位置を変更させるため、光源４からのパルス光の光路を切り替えるものである。図１では、光源４と光源４からのビーム径を成形するパルス光学系５との間に切替え装置８を設けている。切替え装置８は、処理装置６内の制御部６ａからの制御信号である切り替え情報に基づき、パルス光学系５への入射を切り替える。この切り替えにより、受信器２を挟むように設けられた出射端３ａから交互にパルス光が出射される。

（パルス光の照射制御）
次に、制御部６ａの制御方法について図２（ｂ）のタイミングチャートを用いて説明する。図２（ａ）は光音響プローブ１を側面方向から見た模式図であり、２つの出射端３ａが受信器２を挟むように対称に設けられることで、照射位置がＡ側とＢ側とに分けられる。

図２（ｂ）のタイミングチャートでは、光源４の発光周波数を一例として２０Ｈｚとした。そのため光源４は５０ｍｓｅｃごとに発光する。まず切換え装置８により、Ａ側の照射位置にパルス光を照射し、信号処理部６ｂは受信器２を用いてＡ側からの光照射によって発生する音響波を受信し受信信号を取得する。切替え装置８は、Ａ側からの照射から次の発光までの間に、Ｂ側の照射位置にパルス光を照射するよう切換える。受信器２は、Ｂ側からの光照射により発生する音響波を受信し受信信号を取得する。

パルス光は受信器２を中心に対称に照射されるため、被検体内の所定の深さ（例えば、被検体の深さが３ｍｍ以上）になると、照射されたパルス光が拡散する。つまり、受信器２の直下を中心線として所定の角度範囲の領域には、Ａ側及びＢ側のどちらの照射からでも光が到達するため、その位置では、音響波もＡ側及びＢ側どちらの照射によっても発生する。Ａ側からの光照射に起因する受信信号と、Ｂ側からの光照射に起因する受信信号は概ね同じ信号波形となる。

よって、被検体内部では、音響波の発生する周波数を２倍（２０Ｈｚ）に上げることができるため、１０Ｈｚで受信するときと比べて、同一時間内で取得できる信号を倍にすることができる。そのため、取得した受信信号を平均化や積算処理することによってノイズ成分を減らすことができる。同一時間内で取得した２０Ｈｚでの平均化効果は１０Ｈｚでの平均化効果と比べて、概ね１／√２程度ノイズを減らすことができる。もちろん、画像データ同士の合成処理でも本発明の効果は得られる。

また、被検体へのパルス光の照射の周波数を２０Ｈｚに上げても、被検体表面への照射エリアが照射ごとに変わる（同一エリアに連続して照射されない）ため、同じ照射エリアへの照射周波数は、一倍（１０Ｈｚ）のままである。つまり、光源４からの実質的な総光量で、光源４の発光周波数を２０Ｈｚにしても、被検体表面の同一エリアには１０Ｈｚでパルス光が照射されるため、皮膚に対するＭＰＥの上限である３０ｍＪ／ｃｍ^２程度の照射密度のままで、照射することができる。したがって、被検体から発生する光音響およびその受信信号は、光源４が１０Ｈｚで発光したときの強度で取得することができる。

以上より、受信信号の強度を落とさずに取得回数を増やせるため、受信信号同士の平均化や積算処理、又は画像データ同士の合成処理の効果によってノイズ成分を低減することができる。なお、光源４の発光周波数は２０Ｈｚとして説明したが、これは光源４からの実質的な総光量を低下させずに、発光周波数を二倍にできる一例を示しており、本発明はこれに限定されない。

（切替え装置の具体的な構成）
次に、図３と図４を用いて、切替え装置８について説明する。なお、切替え装置８の説明を簡単にするため、図３、４では、パルス光学系５を不図示とした。

図３（ａ）の切換え装置８は、Ａ側とＢ側と（第一の照射部側と第二の照射部側と）に光路を切り替えるミラー８ｂと、ミラー８ｂを駆動するアクチュエータ８ａと、からなる。Ａ側のバンドルファイバの入射端３ｂへパルス光を入射するためには、ミラー８ｂが光を反射するように駆動させる（図３（ａ）上図参照）。また、Ｂ側のバンドルファイバの入射端３ｂへパルス光を入射するためには、ミラー８ｂが光に当たらないように駆動させる（図３（ａ）下図参照）。いずれの駆動も、制御部６ａからの制御信号によって、アクチュエータ８ａを駆動させる。また、アクチュエータ８ａとミラー８ｂの組み合わせによる切替えは、図３（ｂ）のようにアクチュエータ８ａ上のミラー８ｂの位置を変更することにより、Ａ側とＢ側とを切替える構成にしても良い。

さらに図４（ａ）の切換え装置８はアクチュエータ８ａとミラー８ｂの代わりに、ポリゴンミラー８ｃを適用している。ポリゴンミラー８ｃは光源４の発光周波数に同期して回転し、Ａ側とＢ側のバンドルファイバの各入射端３ｂへ入射するよう調整されている。

また、図３（ａ）（ｂ）（ｃ）や図４（ａ）で説明した構成に限らず、切替え装置８はガルバノミラーや音響光学偏向素子（ＡＯＤ）なども適用可能である。

さらに、本発明においては、切替え装置８を用いずに照射位置を切り替えることもできる。具体的には、図４（ｂ）に示すように、第一の光源と第二の光源とからなる光源４を用いる。そして、光源４は、制御部６ａからの制御信号に基づき、第一の光源と第二の光源の発光タイミングを制御することで照射位置を切替えることができる。

以上説明したように、本実施形態では、受信信号の強度を落とさずに取得回数を増やせるため、受信信号同士の平均化や積算処理、又は画像データ同士の合成処理の効果によってノイズ成分を低減することができる。その結果ＳＮＲが向上するため、画像化するとコントラストが向上し、視認性ならびに臨床での診断能が向上する。

（実施形態２）
実施形態１は、受信器２を挟むようにパルス光の照射領域となるバンドルファイバの出射端３ａを一箇所ずつ設け、交互に照射する形態について説明した。実施形態２では、照射部である出射端をより多く設けた形態について説明する。光源からのパルス光の光路数及び光音響プローブの構成以外の構成は実施形態１と同様であるため、説明を省略する。

図５（ａ）は本実施形態の光音響プローブ１を側面方向から見た模式図である。光音響プローブ１には、出射端３ａが４つ（第一の照射部、第二の照射部、第三の照射部、第四の照射部）設けられており、受信器２を挟んで照射位置がＡ側Ｂ側と、Ｃ側Ｄ側との二箇所ずつに分けられている。バンドルファイバの出射端３ａからは、それぞれ光源４からの実質的な総光量が出射される。図５（ｂ）のタイミングチャートでは、光源４の発光周波数を一例として４０Ｈｚとした。つまり光源４は２５ｍｓｅｃごとに発光する。

図５（ｂ）では、まず、切換え装置８によりＡ側にパルス光を入射させ、受信器２でＡ側からの光照射に起因する音響波の受信信号を取得する。このパルス光照射後から次のパルス発光までの間に、切り替え装置８はＢ側にパルス光を入射するよう切換える。そして、受信器２はＢ側からの光照射に起因する音響波の受信信号を取得する。このような流れをＣ側、Ｄ側と繰り返す。なお、光源４の発光周波数は４０Ｈｚとして説明したが、これに限定されない。

ここで、外側のＡ側とＤ側の照射位置は受信器２を挟んで対称であり、内側のＢ側とＣ側の照射位置も受信器２を挟んで対称となる。したがって、被検体の深さが所定深さ以上（特に被検体の深さが３ｍｍ以上）になると、照射した光が拡散するため、外側（Ａ側とＤ側）から照射されたパルス光に起因する受信信号同士は概ね同じ信号波形となる。同様に、内側（Ｂ側とＣ側）から照射されたパルス光に起因する受信信号同士も概ね同じ信号波形となる。

しかしながら、内側の照射位置と外側の照射位置とは受信器２を挟んで対称となっていないため、内側からの照射に起因する受信信号と外側からの照射に起因する受信信号とは、信号波形に違いが出る。例えば、受信器の下の被検体内の位置では、外側からの照射は、内側からの照射に比べて、到達する光量が低くなる。この光量の違いにより、受信される音響波の音圧にも違いが出るので、受信信号の信号波形も異なってくる。つまり、外側からの照射に起因する受信信号は、内側からの照射に起因する受信信号より振幅（強度）が小さくなる。

そのため、信号処理部６ｂは外側からの照射と内側からの照射とで、受信信号の補正を行うことが好適である。具体的には、内側からの照射に起因する受信信号に低下分のゲインを乗じて振幅を調整するとよい。そうすることにより、Ａ側からＤ側まで、いずれの照射位置からパルス光を照射しても、受信信号は概ね同じ信号となる。

なお、ゲインは、被検体の深さに依存し、さらに外側と内側からの照射位置それぞれの受信器２からの距離や、被検体組織に応じて解析的に決定すれば良い。解析には光拡散方程式と音響波の初期音圧ｐ＝Γμａφ（Γ：グリューナイゼン係数、μａ：吸収係数、φ：光量）を用いることができる。あるいは、光学特性が既知なファントムを用いて、実験的にゲインを決定しても良い。

本実施形態において、パルス光の照射の順番は図５（ｂ）に示す順番に限定されず、少なくとも同じ照射位置に続けて照射しなければ良い。また、図５（ａ）では受信器２を挟んで二箇所ずつに照射位置であるバンドルファイバの出射端３ａを設けたが、その数はもっと増やしても良い。また、パルス光の照射位置の切替えに関しては、図３と図４を用いて実施形態１で説明した切替え装置８や切替え方法を適用すれば良い。

以上、実施形態２によれば、受信信号の強度をあまり落とさずに、取得回数をさらに増やす（つまり、照射周波数をさらにあげる）ことができるため、受信信号同士の平均化や積算処理、又は画像データ同士の合成処理の効果によってノイズ成分を低減することができる。その結果ＳＮＲが向上するため、画像化するとコントラストが向上し、視認性ならびに臨床での診断能が向上する。

（実施形態３）
実施形態１と実施形態２は受信器２を挟むように対称にパルス光の照射部であるバンドルファイバの出射端３ａを設けた形態について説明した。実施形態３は受信器２の一方の側面側に複数のバンドルファイバの出射端３ａを設けた形態について説明する。一例として、図６では、バンドルファイバの２つの出射端３ａを両方とも受信器２の片側に設けている。なお、基本的な装置構成や受信信号同士の平均化や積算処理、又は画像データ同士の合成処理の方法は実施形態１と実施形態２で説明しているため、ここでの説明を省略する。

図６において、実施形態２で説明した通り、パルス光の照射領域Ａ側とＢ側では、受信器２からの距離が異なるため、受信器２で受信する音響波の強度が異なる。そのため、受信信号に解析的および／または実験的に決定したゲインを乗じると良い。

また、実施形態２と組み合わせて、パルス光の照射部であるバンドルファイバの出射端３ａを片側に二箇所、もう片側に三箇所といったように、異なる数を設けても良い。

以上、実施形態３によれば、受信器２へ隣接して設けるパルス光の出射端の位置を任意に設けることができる。そのため、光音響プローブ１を術者が把持しやすい形状にしやすくなる。

１ 光音響プローブ
２ 受信器
３ バンドルファイバ
３ａ 出射端
３ｂ 入射端
４ 光源
５ パルス光学系
６ 処理装置
６ａ 制御部
６ｂ 信号処理部
７ モニタ
８ 切替え装置

Claims (10)

1. 被検体内の特性分布を取得する被検体情報取得装置であって、
   パルス光を発生する光源と、
   前記パルス光により被検体内で発生する音響波を受信し電気信号に変換する受信器と、前記光源が発生したパルス光を被検体表面の夫々異なる領域に照射するための第一の照射部及び第二の照射部と、を有するプローブと、
   前記電気信号を用いて被検体内の特性分布を取得する信号処理部と、
   前記第一及び第二の照射部の夫々から前記被検体に連続してパルス光が照射されないよう前記パルス光の照射位置を制御する制御部と、
   を有し、
   前記信号処理部は、
   前記第一の照射部から照射されたパルス光に起因する電気信号と、第二の照射部から照射されたパルス光に起因する電気信号と、を平均化又は積算し、平均化された信号又は積算された信号を用いて前記被検体内の特性分布を取得する、又は、
   前記第一の照射部から照射されたパルス光に起因する電気信号を用いて取得した分布と、前記第二の照射部から照射されたパルス光に起因する電気信号を用いて取得した分布と、を合成し、合成された分布を前記被検体内の特性分布として取得する
   ことを特徴とする被検体情報取得装置。
2. 前記第一及び第二の照射部は、前記受信器の側面に配置され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. 前記第一及び第二の照射部は、前記受信器に対して対称に配置されることを特徴とする請求項１又は２に記載の被検体情報取得装置。
4. 前記制御部は、前記第一の照射部と前記第二の照射部とから、前記パルス光が交互に出射されるよう制御することを特徴とする請求項１乃至３のいずれか１項に記載の被検体情報取得装置。
5. 前記光源からのパルス光の光路を前記第一の照射部側と前記第二の照射部側とに切り替える切替え装置を有し、
   前記制御部は、前記切替え装置を制御することで、前記照射位置を制御することを特徴とする請求項１乃至４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、前記第一の照射部に伝播されるパルス光を発生する第一の光源と、前記第二の照射部に伝搬されるパルス光を発生する第二の光源と、からなり、
   前記制御手段は、前記第一及び第二の光源の発光タイミングを制御することで前記照射位置を制御することを特徴とする請求項１乃至４のいずれか１項に記載の被検体情報取得装置。
7. 前記プローブは、前記パルス光を被検体に照射するための前記第一及び第二の照射部以外の照射部を更に有することを特徴とする請求項１乃至６のいずれか１項に記載の被検体情報取得装置。
8. 前記信号処理部は、各照射部の位置に応じて、前記各照射部から照射されたパルス光に起因する各電気信号の強度を補正する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。
9. 前記第一及び第二の照射部は、前記受信器の一方の側面側に両方とも配置され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。
10. 光源が発生したパルス光を第一の照射部及び第二の照射部から被検体に照射し、前記パルス光の照射により被検体内で発生する音響波を受信した受信器から出力される電気信号を用いて被検体内の特性分布を取得する被検体情報取得方法であって、
    前記電気信号を用いて被検体内の特性分布を取得する信号処理ステップと、
    前記第一及び第二の照射部の夫々から前記被検体に連続してパルス光が照射されないよう前記パルス光の照射位置を制御する制御ステップと、
    を有し、
    前記信号処理ステップでは、
    前記第一の照射部から照射されたパルス光に起因する電気信号と、第二の照射部から照射されたパルス光に起因する電気信号と、を平均化又は積算し、平均化された信号又は積算された信号を用いて前記被検体内の特性分布を取得する、又は、
    前記第一の照射部から照射されたパルス光に起因する電気信号を用いて取得した分布と、前記第二の照射部から照射されたパルス光に起因する電気信号を用いて取得した分布と、を合成し、合成された分布を前記被検体内の特性分布として取得する
    ことを特徴する被検体情報取得方法。