JP2010167257A - 生体情報取得装置 - Google Patents

Abstract

【課題】 被検体をプレートで押さえ、プレート越しに探触子で音響波を受信すると、被検体とプレートに音速差があるため音響波が屈折し、その屈折を考慮しないと解像度低下が生じてしまう。
【解決手段】 屈折に伴う画像の歪みを補正するための補正テーブルまたは補正式を設け、画像情報を取得してから、補正テーブルまたは補正式にしたがって新たな画像情報を取得して表示させる。
【選択図】 図４

Description

本発明は被検体から放出された音響波を画像化する生体情報取得装置に関する。

非特許文献１に記載されている従来の生体情報取得装置としては、乳がんの検診用途に開発された光音響装置がある。非特許文献１の装置は、ガラスプレートと超音波探触子で被検体（乳房）を圧迫し、ガラスプレート越しに、Ｎｄ：ＹＡＧレーザを光源とする照明光（近赤外線）を被検体に照射する。そして被検体内部で発生する音響波としての光音響波を探触子で受信し、被検体内部の組織、特に乳がんにおける血管新生の画像を生成して表示する。このような画像生成のための演算を画像再構成という。なお、探触子表面には１８．６ｍｍの厚さのポリマーが設けられている。ポリマーと被検体とではそれぞれの中を伝播する音速が異なるため、光音響波を探触子で受信する前に、ポリマーで屈折する。画像再構成において、この屈折を考慮しないと解像度が低下してしまう。

このような課題を解決する方法が、特許文献１に記載されている。特許文献１にはＸ線マンモグラフィと超音波装置との複合機が記載されている。Ｘ線マンモグラフィは被検体保持部材としての圧迫プレートで被検体を圧迫させ、被検体にＸ線を透過させて得られたＸ線の情報を基に画像化する。そのＸ線マンモグラフィに超音波装置を複合させると、超音波探触子は圧迫プレート越しに超音波を送受信することになる。図９は超音波がプレートに入射する際に屈折する様子を示している。そのため、圧迫プレートと被検体との音速差によって生じる超音波の屈折を補正するように、図９から、式（１０１）から式（１０４）に基づき遅延時間を計算し、各素子からの信号を加算している。Ｔは超音波の到達時間、ｃ_１、ｃ_２は夫々プレート中と被検体中を伝播する音速、Ｌ_１、Ｌ_２、Ｒ_１、Ｒ_２、Ｄは図９中に示す夫々の距離を表し、β_１、β_２は図９中に示す角度である。なお、式（１０４）は特許文献１で明らかに示されていない。

Ｓｒｉｒａｎｇ Ｍａｎｏｈａｒ，ｅｔ ａｌ．，Ｔｈｅ Ｔｗｅｎｔｅ ｐｈｏｔｏａｃｏｕｓｔｉｃ ｍａｍｍｏｓｃｏｐｅ：ｓｙｓｔｅｍ ｏｖｅｒｖｉｅｗ ａｎｄ ｐｅｒｆｏｒｍａｎｃｅ，Ｐｈｙｓｉｃｓ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅａｎｄ Ｂｉｏｌｏｇｙ ５０（２００５）２５４３−２５５７

米国特許第６６０７４８９号

非特許文献１では、画像再構成における屈折の補正については記述されておらず、被検体から発せられた光音響波がポリマーで屈折してしまい、解像度を低下させてしまう。特許文献１はこの課題解決を目的としているが、特許文献１では信号を加算するときに、連立方程式あるいは解析的に屈折角を計算する必要があり、画像情報取得までの計算時間を増大させていた。

本発明はこのような背景技術の課題解決を目的としており、本発明の目的は、被検体と被検体保持部材との間に生じる超音波の屈折に伴う解像度低下を抑制するとともに、計算時間を低減させた生体情報取得装置を提供することにある。

上記目的を達成するため、本発明の生体情報取得装置は、被検体から発生した音響波を受信して電気信号に変換する探触子と、前記被検体と前記探触子との間に設けられた被検体保持部材と、前記電気信号から画像情報を取得する処理部と、を備える生体情報取得装置であって、前記処理部は、少なくとも前記被検体と前記被検体保持部材の音速の違いによって生じる音響波の屈折を補正するための補正テーブルまたは補正式を有し、前記補正テーブルまたは前記補正式に従い、前記電気信号から取得した前記屈折を考慮しない画像情報を画素ごとに補正して新たな画像情報を取得することを特徴とする。

本発明では、補正テーブルもしくは補正式を介して新たな画像情報を得ることで、被検体と被検体保持部材との間に生じる音響波の屈折に伴う解像度低下を抑制し、解像度を向上させることができる。さらに、背景技術に記載した、信号加算時に、連立方程式あるいは解析的に屈折角を計算する方法に比べ、計算時間を低減させることができる。

本発明の第一の実施形態におけるシステム構成を説明する模式図である。 本発明の第一の実施形態における信号処理部を説明する模式図である。 本発明の第一の実施形態における屈折に伴う画像の歪みを説明する模式図である。 本発明の第一の実施形態における新たな画像情報を取得する処理部を説明する模式図である。 本発明の第一の実施形態における屈折に伴う画像の歪みを数式で説明するための模式図である。 本発明の第一の実施形態におけるｃｉｒｃｕｌａｒ ｂａｃｋ ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ方式について説明する模式図である。 本発明の第二の実施形態における信号処理部を説明する模式図である。 本発明の第二の実施形態における新たな画像情報を取得する処理部を説明する模式図である。 背景技術を説明する模式図である。

被検体と音響波を受信する探触子との間に被検体保持部材が設けられている場合、被検体保持部材の厚さと、被検体保持部材と被検体それぞれの音速から、スネルの法則に従い、音響波の屈折を幾何学的に求めることができる。そこで、画素ごとの位置の変換量を計算し、その位置変換量を補正テーブルまたは補正式として格納する。そして、屈折を考慮せずに取得した画像情報に対して、その補正テーブルまたは補正式によって画素位置を変換して、新たな画像情報を取得する。すなわち、この新たな画像情報が屈折を考慮した画像情報となる。

なお、本発明において音響波とは、音波、超音波、光音響波と呼ばれるものを含み、例えば、被検体内部に近赤外線等の光を照射して被検体内部で発生する光音響波や、被検体内部に超音波を送信して反射された超音波を含む。また、被検体から放出された音響波とは、被検対の少なくともある部分で反射した音響波や、当該部分で発生した音響波を含む。すなわち本発明の生体情報取得装置とは、被検体内部に光を照射して、被検体内部で発生する光音響波を探触子で受信し、被検体内部の組織画像を表示する光音響装置や、被検体内部に超音波を送受信して、被検体内部の組織画像を表示する超音波装置を含む。探触子は、前記音響波を受信して信号（電気信号）に変換する複数の素子から構成される。被検体保持部材としては、被検体と探触子との間に設けられ、被検体の少なくとも一部の形状を保つものであり、圧迫板、平行平板、プレートと呼ばれるものを含み、表面が曲率を持っていてもよい。

以下、実施の形態について説明する。なお、第一の実施形態はＰｈｏｔｏａｃｏｕｓｔｉｃ ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ（以下、ＰＡＴと表記）を原理とするＰｈｏｔｏａｃｏｕｓｔｉｃ ｍａｍｍｏｇｒａｐｈｙ（以下、ＰＡＭと表記）の光音響波の屈折を考慮した画像再構成方法とＰＡＭ装置について説明する。そして、第二の実施形態では、超音波装置における超音波の屈折を考慮した例について説明する。

［第一の実施形態］
図１はＰＡＭの構成を示した模式図である。Ｐｈｏｔｏａｃｏｕｓｔｉｃ（光音響波）は、特異的に血液や血管の画像を取得できるため、がんの血管新生を撮影できる。図１はこの原理を乳がんの検診用に適用した構成である。

図１において、プレート１は被検体を固定する平行平板である。圧迫機構２は、二枚のプレート１を相対的に近づけたり遠ざけるように駆動する。これらは、被検体（乳房）をプレート１の間に入れ、圧迫させるためのものである。なお、圧迫機構５はロボット機構を図示したが、これに限定されず、エアシリンダ機構や、万力機構あるいはラックアンドピニオンやウォームギアなどを用いた手動機構でも良い。

照明光学系３は被検体から光音響波を発生させるために、７００ｎｍから１１００ｎｍ程度の波長のレーザ光を照射するための光学系である。なお、レーザ光源ならびに、レーザ光源から照明光学系３までの照明光の引き回しは不図示とした。４は照明光学系を走査させる照明光スキャンユニットである。探触子５は被検体から発せられた光音響波を受信する音響波トランスデューサであり、６は探触子５を走査させる探触子スキャンユニットである。

照明光学系３側のプレート１の材質、アクリルやポリカーボネートのような透光性の樹脂や石英ガラスなどの無機材料が好適である。もう一方の探触子５側の被検体保持部材としてのプレート１は被検体から探触子５までの音響インピーダンスの整合を合わせるため、材質は樹脂が好ましく、特にポリメチルペンテンが好適である。

次に、光音響波を探触子５で受信してから、画像再構成を行うまでの構成について説明する。図２（ａ）は探触子５が検出した光音響波から被検体の生体情報を画像化するまでの信号の流れを示したものである。図２（ａ）において、７はＡＤＣ（Ａ／Ｄ変換器）で、探触子５が受信したアナログの信号をディジタル化する。なお、探触子５とＡＤＣ７の間には信号を増幅するための増幅器を設けることが好ましく、例えば探触子５に内蔵していてもよい。８はメモリで、ディジタル化した信号を一時的に記憶する手段である。そして、９は処理部であり、ノイズ低減のためのフィルタ処理が施され、探触子スキャンユニット６からの信号取得位置情報に基づき画像再構成を行う。１０は表示部で、処理部９で画像再構成した画像情報を表示する。

図１および図２（ａ）で説明したＰＡＭ装置において、被検体中を伝播する音速とプレート中を伝播する音速が異なるため、光音響波はその界面で屈折する。例えば、被検体の音速は約１５４０ｍ／ｓ（乳房の場合約１５１０ｍ／ｓ）であり、プレート１の材質をポリメチルペンテンとするとその音速は約２２００ｍ／ｓである。ただし、被検体の音速は上記数値を用いても良いが、音速測定手段１２であらかじめ音速を測定し、測定した音速を後述の補正テーブル又は補正式を求める際に用いることが好ましい。図２（ｂ）のように、音速測定手段１２は、探触子５から、被検体を挟んだ状態のプレート１同士の間に超音波を送信し、反射した超音波を受信するまでの時間ｔ_ｕｓと二枚のプレート１の距離Ｌ_Ｂから音速を計算する等の方法を用いて測定すれば良い。なお、図２（ｂ）の場合、被検体の音速は、プレート１の厚さｚ_Ｐ、プレート１の音速ｃ_Ｐは既知なので、被検体の音速ｃ_Ｂ＝Ｌ_Ｂ／（ｔ_ｕｓ／２―ｚ_Ｐ／ｃ_Ｐ）で計算できる。

図３は探触子５の素子を基準とした音響波としての超音波の広がりを示している。なお、図３以降では説明を容易にするため二次元で説明するが、これに限定されず、三次元に拡張することができる。そのため、これ以降の説明では、画素をボクセルと表記する。

従来の画像再構成では光音響波の波面が球面波であることを前提に計算していた。これは図３において、被検体の音速がプレート１の音速と等しいと仮定するとき、破線がその球面波である。しかしながら実際は、被検体の音速の方が遅いため、被検体とプレート１との界面で屈折する。その波面を実線で示した。

すなわち、従来の画像再構成方法を行った後、図３の破線で示した波面から実線で示した波面へ歪むように、各ボクセルを歪ませると光音響波の屈折による補正ができる。つまり、屈折を考慮せずに取得した画像情報をボクセルごとに補正する。なお、図３は超音波の送信の様子であるが、受信の場合も同様に説明できる。

そこで図４に示すように、処理部９に、画像再構成部９１と、補正テーブル９２と、画像レンダリング部９３を設ける。画像再構成部９１はメモリ８からのＰＡ信号情報と、探触子スキャンユニット６からの信号取得位置情報に基づき、タイムドメインで代表的なｄｅｌａｙ ａｎｄ ｓｕｍ方式やｃｉｒｃｕｌａｒ ｂａｃｋ ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ方式、あるいはフーリエドメインによる従来の画像再構成による計算を行う。その際、背景技術で示した特許文献１のようにプレート１と被検体の界面で生じる光音響波の屈折は計算に考慮する必要はない。すなわちこの状態で取得した画像情報を表示すると、光音響波が発生した発生源の形状は歪んでいる。その歪みを補正するため、本発明では、補正テーブル９２を持つ。この補正テーブル９２は探触子５の素子Ｅからの距離に応じて歪み量が異なるため、その歪み量をテーブル化しておけばよい。

図５（ａ）を用いて補正テーブル９２について説明する。例えば実線で示した曲線（点Ａの連続線）を通るボクセルは、素子Ｅ_ｍからの距離Ｄ_ｍをθの関数で表せれば良い。そこでβ_０＝ｓｉｎ^−１（ｚ_Ｐ／ｃ_Ｐτ_ｍ）からβ_ｅｎｄ＝π−β_０までの点Ａが通る曲線を求める。ｚ_Ｐはプレート１の厚さ、ｃ_ｐはプレート１の音速で、ともに既知であるため、界面までの距離がわかる。したがって、その距離の光音響波の伝搬時間τ_Ｐが計算できる。そして、屈折する角度はスネルの法則θ_Ｂ＝ｓｉｎ^−１（ｓｉｎθ_Ｐ・ｃ_Ｂ／ｃ_Ｐ）より計算できる。取得したＰＡ信号から光音響波の到達時間をτ_ｍとし、被検体内を通る時間τ_Ｂ＝τ_ｍ−τ_Ｐで計算でき、屈折した角度方向にｃ_Ｂ・τ_Ｂだけ伸ばした点を点Ａとして求めることができる。また点Ａが求まれば、素子Ｅ_ｍとの直線を結んだ時の角度θ、点Ａまでの距離Ｄ_ｍが計算できる。こうすることで、Ｄ_ｍはθの関数（Ｄ_ｍ（θ））で表すことができる。また、屈折を考慮しないで画像再構成すると、破線の位置（距離ｃ_Ｐτ_ｍ）になるので、角度θについて、Ｄ_ｍ（θ）−ｃ_Ｐτ_ｍを歪み量（ボクセル位置変換量）としてボクセルごとに補正させる。なお、補正方法は補正テーブル９２に限定されず、補正式による補正でもよい。そして、画像再構成データと補正テーブル９２から画像レンダリング部９３で歪みが補正された新たな画像情報を求め、表示部１０がその新たな画像情報を表示させる。このようにすれば、歪み量を定量的に求めることができる。

なお、上記の通り、少なくとも被検体とプレート１との界面での屈折を補正することで解像度が向上するが、プレート１と探触子５との間には図５（ｂ）に示すように、水や油のような音響マッチング剤を設ける場合がある。さらに、プレート１と被検体との間にもソナーゲルなど音響マッチング剤を設ける場合もある。これらの音速は被検体に近いものの、これらの界面で生じる屈折も補正することが好ましい。特にプレート１と探触子５との間に設けた音響マッチング剤による屈折は補正することが好ましい。この場合、上記Ｄ_ｍは、図５（ｂ）より、Ｄ_ｍ（θ）＝（（Ｚ_Ｌｔａｎθ_Ｌ＋Ｚ_Ｐｔａｎθ_Ｐ＋Ｚ_Ｂｔａｎθ_Ｂ）^２＋（Ｚ_Ｌ＋Ｚ_Ｐ＋Ｚ_Ｂ）^２）^１／２、ｔａｎθ＝（Ｚ_Ｌ＋Ｚ_Ｐ＋Ｚ_Ｂ）／（Ｚ_Ｌｔａｎθ_Ｌ＋Ｚ_Ｐｔａｎθ_Ｐ＋Ｚ_Ｂｔａｎθ_Ｂ）から計算ができる。図５（ｂ）において、Ｚ_Ｌは音響マッチング剤の厚みであり、ｃ_Ｌは音響マッチング剤の音速である。

また、光音響波の到達時間τ_ｍ＝τ_Ｌ＋τ_Ｐ＋τ_Ｂである。τ_Ｌは音響マッチング剤中の光音響波の伝播時間であり、τ_Ｌ＝Ｚ_Ｌ／（ｃ_Ｌｃｏｓθ_Ｌ）で表される。同じようにプレート中の光音響波の伝播時間τ_Ｐ＝Ｚ_Ｐ／（ｃ_Ｐｃｏｓθ_Ｐ）であり、被検体中の光音響波の伝播時間τ_Ｂ＝Ｚ_Ｂ／（ｃ_Ｂｃｏｓθ_Ｂ）である。これらの式から、屈折による歪み量は角度θについて、τ_ｍと音速（例えば被検体の音速ｃ_Ｂ）を掛けた値と、Ｄ_ｍ（θ）と、の差分として計算できる。このように屈折する界面の数が増えても、幾何学的に歪み量を求めることができる。ただし、以降の説明では解像度低下に起因する屈折の内、最も補正の効果の大きい被検体とプレート１での屈折の部分について説明し、プレート１と探触子５との間やプレート１と被検体との間の音響マッチング剤での屈折に関しては説明を省略する。

次に、図６を用いて画像再構成でｃｉｒｃｕｌａｒ ｂａｃｋ ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ方式を行う場合の補正方法について説明する。ｃｉｒｃｕｌａｒ ｂａｃｋ ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ方式とは、探触子５の素子が受信した時間τから、音源となる距離を半径として円弧（球面）を描き、各素子について同様に円弧を描いて、その交点を音源（光音響波の発振源）として画像化する方法である。被検体とプレート１で音速が一定（この時の音速をｃとする）であれば、破線で示した点Ａが交点となり、音源として画像再構成される。しかしながら、実際は被検体よりもプレート１の音速が速く、光音響波がプレート界面で屈折するため、音源は点Ｂとなる（実線上の点Ｂが交点となるべきである）。図５を用いて説明した通り、点Ｂの位置は計算で求めることができ、点Ａも半径ｃ・τｉからなる円弧の重なりであるので、計算から求めることができる。ただし、実際は被検体とプレート１で音速が異なるため、点線の円弧は図５のように完全に重ならないが、図５では模式的に交点として点Ａで表す。

この方法では、あらかじめ点Ｂに対する点Ａの位置と領域の関係を求め、音速を一定として得られた点Ａを点Ｂに位置をずらせば、被検体とプレート１の音速差によって生じる屈折補正した画像情報を取得することができる。つまり、点Ａを点Ｂに移動させるように、すべてのボクセルに対して位置変換量を補正テーブル９２にしておけば、音速を一定として画像再構成した後、補正テーブル９２に基づき新たな画像情報、すなわち被検体とプレート１の音速差によって生じる屈折補正した画像情報を取得することができる。なお、画像再構成ではｃｉｒｃｕｌａｒ ｂａｃｋ ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎについて説明したが、これに限定されず、他のタイムドメインの画像再構成法や、フーリエドメインでの画像再構成法に対しても、同じ補正テーブル９２が適用できる。

なおここまで、プレート１は平面の板を想定して説明してきたが、これに限定されず、その平面度が曲率を持っていても有効である。なお、プレート１の面に曲率がある場合、入射角としてその分を補正テーブル９２または補正式に反映させるとさらに良い。さらに図１において、プレート１は二枚の平行平板として説明したが、ここまで説明した生体情報取得装置は被検体と探触子５との間にプレート１を設けた場合に適用でき、被検体を圧迫することに限定するものではない。

以上のように、あらかじめ補正テーブル９２あるいは補正式を設けることで、光音響波の屈折に伴う画像の歪みを補正できるだけでなく、画像再構成時に屈折補正のための複雑な計算を行う必要がなくなり、計算時間を短縮できる。

［第二の実施形態］
第一の実施形態ではＰＡＴを原理とするＰＡＭ装置について説明した。第二の実施形態では超音波装置に適用した場合の構成ならびに処理方法について説明する。超音波を検体へ向けて送受信する超音波装置でも、超音波探触子と被検体との間にプレートがあれば、超音波は屈折する。一般的に超音波装置はプレート越しに被検体に超音波を送受信することはない。しかしながら、図１のＰＡＭ装置の探触子５と並列に超音波探触子を設けた場合、あるいはＸ線マンモグラフィ装置の圧迫プレートに超音波探触子を設けた場合を想定すると、被検体とプレートとの音速差によって生じる屈折を考慮する必要がある。このような場合を想定して、図７は超音波探触子から被検体に向けて超音波を送信し、被検体から反射した超音波を受信して画像化するまでの信号の流れを示したものである。

図７において、１１は超音波を送波するための送信ビームフォーミングなどの処理を行う送信手段である。５１は超音波探触子で、送信手段１１からの送信信号に基づき超音波を送受信する。９４はフィルタ処理や増幅を行うアナログ信号処理部である。７はアナログ信号処理部９４で信号処理されたアナログ信号をディジタル化するＡ／Ｄ変換器（ＡＤＣ）である。８はそのディジタル信号を時系列に格納するメモリ、９５はディジタル信号処理部で、メモリ８の受信信号から画像情報を取得し、表示部１０に画像情報を表示させる。

超音波装置の場合、ディジタル信号処理部９５は図８に示すような構成になる。図８において、９６は画像形成部であり、メモリ８の受信信号から、超音波エコーの検波や整相加算など受信ビームフォームングを行い、対数圧縮などの信号処理、ならびに画像処理を行う。この際、整相加算における遅延時間は、被検体とプレート１の音速差を考慮しなくて良い。また、超音波探触子５１が二次元アレイの場合、画像形成部９６で得られる画像情報は三次元となり、超音波探触子５１が一次元アレイの場合、画像形成部９６で得られる画像情報は二次元となる。また、探触子スキャンユニット６の信号取得位置情報から、二次元画像をつなぎ合わせて三次元画像情報を所得しても良い。そして、補正テーブル９２はボクセル（あるいはピクセル）ごとの歪み量（ボクセル位置変換量）をテーブル化しておき、画像レンダリング部９３で画像形成部９６の画像情報を補正する。なお、補正テーブル９２における補正量の求め方は、第一の実施形態において、図５を用いて説明した方法が適用でき、スネルの法則に基づいて幾何学的に補正量を求めることができる。また、第一の実施形態と同様に、補正方法は補正テーブル９２に限定されず、補正式でも良い。

以上のように、第二の実施形態によれば超音波装置でも、被検体とプレート１との音速差によって超音波が屈折することを考慮せずに、画像情報を取得し、その後、画像を補正テーブル９２または補正式に従って画素ごとに補正させることによって、画像の歪みを抑制することができる。

１ プレート
２ 圧迫機構
３ 照明光学系
４ 照明光スキャンユニット
５ 探触子
５１ 超音波探触子
６ 探触子スキャンユニット
７ ＡＤＣ
８ メモリ
９ 処理部
９１ 画像再構成部
９２ 補正テーブル
９３ 画像レンダリング部
９４ アナログ信号処理部
９５ ディジタル信号処理部
９６ 画像形成部
１０ 表示部
１１ 送信手段
１２ 音速測定手段

Claims (5)

1. 被検体から放出された音響波を受信して電気信号に変換する探触子と、前記被検体と前記探触子との間に設けられた被検体保持部材と、前記電気信号から画像情報を取得する処理部と、を備える生体情報取得装置であって、
   前記処理部は、少なくとも前記被検体と前記被検体保持部材の音速の違いによって生じる音響波の屈折を補正するための補正テーブルまたは補正式を有し、
   前記補正テーブルまたは前記補正式に従い、前記電気信号から取得した前記屈折を考慮しない画像情報を画素ごとに補正して新たな画像情報を取得することを特徴とする生体情報取得装置。
2. 前記音響波は、前記被検体に光を照射することにより発せられた光音響波であり、前記探触子は、前記光音響波を受信することを特徴とする請求項１に記載の生体情報取得装置。
3. 前記音響波は、前記被検体に送信した超音波が前記被検体中で反射して返ってきた超音波であり、前記探触子は、前記反射して返ってきた超音波を受信することを特徴とする請求項１に記載の生体情報取得装置。
4. 前記被検体保持部材の厚さと、前記被検体保持部材及び前記被検体の各音速と、前記画像情報の画素位置と、からスネルの法則に基づき計算した画素ごとの位置変換量を前記補正テーブルまたは補正式として前記処理部に格納していることを特徴とする請求項１乃至３のいずれか１項に記載の生体情報取得装置。
5. 前記生体情報取得装置は、前記被検体の音速を測定する音速測定手段を有し、
   前記処理部は、前記音速測定手段が測定した前記被検体の音速と前記被検体保持部材の音速の違いによって生じる音響波の屈折を補正するための補正テーブル又は補正式を有することを特徴とする請求項１乃至４のいずれか１項に記載の生体情報取得装置。

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