JP2010167258A - 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】 プレートの厚さと、プレートと被検体それぞれの音速と、画像情報の画素（ボクセルまたはピクセル）位置、または音源となる対象物からの音響波の到達時間から、信号または信号に相当する仮想的な波面を加算する重み付けを決定し、その信号または信号に相当する仮想的な波面を加算して画像情報を取得する。
【選択図】 図５

Description

本発明は被検体の内部から放出された音響波を画像再構成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、光音響波は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。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音響波の屈折を補正するように、図１１から超音波の遅延時間（素子毎の到達時間の差）を計算し、各素子からの電気信号を加算していた。図１１において、ｃ_１、ｃ_２は夫々プレート中を伝播する音速と被検体中を伝播する音速、Ｌ_１、Ｌ_２、Ｒ_１、Ｒ_２、Ｄは夫々の距離を表し、β_１、β_２は角度である。

Ｓｒｉｒａｎｇ Ｍａｎｏｈａｒ，ｅｔａｌ．，ＴｈｅＴｗｅｎｔｅ ｐｈｏｔｏａｃｏｕｓｔｉｃ ｍａｍｍｏｓｃｏｐｅ： ｓｙｓｔｅｍ ｏｖｅｒｖｉｅｗ ａｎｄ ｐｅｒｆｏｒｍａｎｃｅ，Ｐｈｙｓｉｃｓ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ ａｎｄ 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では電気信号の整相加算時のアポダイゼーション（重み付け）に屈折を考慮していない。そのため、解像度の低下を招いていた。

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、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、被検体から放出された音響波を受信して電気信号に変換する素子を複数備えた探触子と、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、前記処理部では、少なくとも前記被検体保持部材の厚さと、前記被検体中及び前記被検体保持部材中を伝播する各音速と、前記被検対中の音響波発生源からの前記音響波の到達時間と、から前記素子毎の電気信号または前記電気信号に相当する仮想的な波面を加算する際の重み付けを決定し、重み付けされた前記電気信号または重み付けされた前記仮想的な波面を加算して画像情報を取得することを特徴とする。

本発明では、被検体と被検体保持部材との間に生じる音響波の屈折を考慮し、電気信号または電気信号に相当する仮想的な波面を加算するだけでなく、加算時の重み付けにも屈折を考慮することができる。そのため、解像度を向上させることが可能となる。

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図である。 本発明の第一の実施形態における屈折補正を説明する図である。 本発明の第一の実施形態における立体角補正について説明する図である。 本発明の第一の実施形態におけるアポダイゼーションについて説明する図である。 本発明の第二の実施形態におけるｃｉｒｃｕｌａｒ ｂａｃｋ ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎのための波面位置の計算方法を説明する図である。 本発明の第二の実施形態におけるｃｉｒｃｕｌａｒ ｂａｃｋ ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎの方法を説明する図である。 本発明の第三の実施形態における信号処理部を説明する図である。 本発明の第三の実施形態におけるビームフォーミングを説明する図である。 本発明の第三の実施形態におけるアポダイゼーションについて説明する図である。 背景技術を説明する図である。

被検体と音響波を受信して信号（電気信号）に変換する素子を複数備えた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、被検体保持部材中と被検体中を伝播する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。そして、画像情報の画素位置（ボクセルまたはピクセル）、または被検対中の音響波発生源となる対象物からの音響波の到達時間から、信号または信号に相当する仮想的な波面を加算する重み付けを決定し、その重み付けされた信号または重み付けされた信号に相当する仮想的な波面を加算して画像情報を取得する。

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。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、第一の実施形態と第二の実施形態では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生体情報取得方法とＰＡＭ装置について説明する。特に、第一の実施形態ではｄｅｌａｙ ａｎｄ ｓｕｍ方式における光音響波の屈折を考慮した画像再構成方法とＰＡＭ装置について説明し、第二の実施形態ではｃｉｒｃｕｌａｒ ｂａｃｋ ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ方式における光音響波の屈折を考慮した画像再構成方法について説明する。さらに、第三の実施形態では、超音波装置における超音波の屈折を考慮した生体情報取得方法について説明する。

［実施形態］
［第一の実施形態］
図１はＰＡＭ装置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は本発明でいう被検体保持部材としての平行平板である。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は自動で圧迫を行う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て手動で行っても良い。

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までの照明光の伝播経路は不図示とした。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の材質は、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、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は音響波としての光音響波の屈折の様子を示している。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ｄｅｌａｙ ａｎｄ ｓｕｍによる画像再構成では、画像再構成するためにボクセルを定義し、各ボクセルについて計算していく。それには、計算するボクセルＡから素子Ｅまでの到達時間τと、その直線距離Ｒ、音速ｃとの関係式を式（１）に基づき計算し、画像化する。ところが、被検体中を伝播する音速とプレート中を伝播する音速は異なる。そのため音響波はその界面で屈折し、θとＲに応じて、平均音速が変わる。したがって、音速ｃはθ、Ｒの関数となり、到達時間τを式（２）で表すことができる。

さらに、光音響波の経路から、到達時間τの式（２）は式（３）で示すことができる。

また図３（ａ）から幾何学的な関係式を式（４）から式（７）まで示す。

ここで、被検体の音速ｃ_Ｂ、プレートの音速ｃ_Ｐ、プレートの厚さｚ_Ｐは既知である。また計算するボクセルＡの位置が既知なので、被検体内におけるボクセルＡまでの深さｚ_Ｂや、ボクセルＡから素子Ｅまでの距離Ｒ、角度θも既知となる。したがって、未知なのはｘ_Ｐとｘ_Ｂの比率、すなわちそれぞれの値である。これらは、ｘ_Ｐとｘ_Ｂについて、式（４）に式（５）と式（６）を代入し、式（７）との連立方程式によって解くことができる。また、ｘ_Ｐとｘ_Ｂが計算によって求まれば、θ_Ｐとθ_Ｂも求めることができる。以上の既知値と計算で求めた値から、式（３）に基づき、到達時間τを求めることができる。そして、メモリ８内の信号を参照し、到達時間τに被検体から発せられた光音響波があるかを調べる。例えば、素子ＥとボクセルＡとの関係において、到達時間τに信号があれば、このボクセルＡには音響波発生源、すなわち照明光の吸収体（例えば新生血管）があると判断できる。これを各ボクセルについて、各素子で取得した信号から整相加算して画像再構成すれば、照明光の吸収体のコントラストを高めた画像を取得することができる。整相加算とは、複数ある素子のそれぞれの位置によって同一の音響波を受信する時間が異なるため、この異なる時間（遅延時間）だけ補正してから信号を加算することをいう。

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。この場合でも屈折による影響は以下のように幾何学的に求めることができる。図３（ｂ）において、式（３）に相当するのが、τ＝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。また、式（４）に相当するのが、ｓｉｎθ_Ｂ／ｓｉｎθ_Ｐ＝ｃ_Ｂ／ｃ_Ｐと、ｓｉｎθ_Ｐ／ｓｉｎθ_Ｌ＝ｃ_Ｐ／ｃ_Ｌである。さらに、式（５）、式（６）に相当するのが、θ_Ｂ＝ｔａｎ^−１（ｘ_Ｂ／ｚ_Ｂ）、θ_Ｐ＝ｔａｎ^−１（ｘ_Ｐ／ｚ_Ｐ）、θ_Ｌ＝ｔａｎ^−１（ｘ_Ｌ／ｚ_Ｌ）である。式（７）に相当するのが、ｘ_Ｌ＋ｘ_Ｐ＋ｘ_Ｂ＝Ｒｃｏｓθである。

ここで、被検体の音速ｃ_Ｂやプレート１の音速ｃ_Ｐ、マッチング剤の音速ｃ_Ｌは既知であり、プレートの厚さｚ_Ｐと音響マッチング剤の厚さｚ_Ｌも既知である。また、計算するボクセルの位置が既知なので、被検体内におけるボクセルＡまでの深さｚ_Ｂや、ボクセルＡから素子Ｅまでの距離Ｒ，角度θも既知となる。したがって、未知数であるｘ_Ｌ、ｘ_Ｐ、ｘ_Ｂは、上式の連立方程式から求めることができる。このように屈折する界面の数が増えても、幾何学的に補正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。

つぎに整相加算におけるアポダイゼーション（重み付け）について説明する。

ＰＡＴにおける整相加算は図４で示すように、立体角補正（ｓｏｌｉｄ ａｎｇｌｅ ｗｅｉｇｈｔｉｎｇ ｆａｃｔｏｒ）を考慮することによってアポダイゼーションをかけることができる。この場合の立体角補正とは、素子の位置によって、光音響波の発生位置に対する受信の強度が変わるため、その強度の差を補正することである。このアポダイゼーションをかけた時の整相加算の式は式（８）と式（９）で示される。

ここで、ｔは時間であり、τは前述の式（３）〜（７）から求めた到達時間である。Ｐ_ｉはメモリ８に格納されている取得信号、Ω_０は検出器（探触子５）が囲んでいる領域（検出する領域）を意味する。図１で示したように、探触子５は平面のプレート１を走査するため、整相加算の式は式（１０）で示すことができる。なお、Ａ_０は素子面積を意味する。

図１に示したＰＡＭ装置ではプレート１で光音響波が屈折するため、図５のように、ボクセルＡから発せられた光音響波は、素子Ｅ_ｉ＋１に到達するものが素子Ｅ_ｉに到達することになる。すなわち、素子Ｅ_ｉで取得した信号は素子Ｅ_ｉ＋１で所得すべき信号だったものとして整相加算するとよい。言い換えると、式（１０）を素子Ｅ_ｉと素子Ｅ_ｉ＋１の間の距離ｘ_ｄｉだけ光音響波の到達位置を補正するとよい。図５より素子Ｅ_ｉで取得した信号を素子Ｅ_ｉ＋１で所得すべき信号だったものとすると、直線距離Ｒ_ｉ、α_ｉは、式（１１）で示すように表される。そして、式（１１）を式（１０）に代入すると、整相加算時に音響波の屈折を考慮したアポダイゼーションをかけることができる。

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、被検体保持部材としてのプレートは、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。プレート１の面に曲率がある場合、入射角としてθ_Ｂ、θ_Ｐに反映させることが好ましい。そして、式（１０）と式（１１）のアポダイゼーションは平面の探触子５を平面のプレート１内でスキャンさせる場合の整相加算を示した式である。平面でない場合は、測定する面の領域に応じて、式（８）から展開し、式（１０）、式（１１）に相当する式を導いて音響波の屈折分を補正すれば良い。

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、ここまで説明した画像情報取得方法は被検体と探触子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。

以上の説明した通り、被検体中を伝播する音速とプレート１中を伝播する音速の差によって生じる屈折を考慮して画像再構成できる。その際、信号を加算するときに屈折を考慮させるだけでなく、そのアポダイゼーションにも屈折を考慮させることができる。そのため、光音響波の屈折に起因する解像度低下を軽減することができる。

［第二の実施形態］
第一の実施形態では、ｄｅｌａｙ ａｎｄ ｓｕｍ方式による画像再構成における光音響波の屈折補正方法について説明したが、これに限定されず、ｃｉｒｃｕｌａｒ ｂａｃｋ ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ方式でも有効である。

図６（ａ）はｃｉｒｃｕｌａｒ ｂａｃｋ ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎによる線（点Ｂ）の計算方法を説明する図である。図６より、β_０＝ｓｉｎ^−１（ｚ_Ｐ／ｃ_Ｐτ_ｍ）からβ_ｅｎｄ＝π−β_０までの曲線を求める。例えば、点Ｂを求める場合、ｚ_Ｐはプレート１の厚さ、ｃ_Ｐはプレート１の音速で既知であるため、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ｔ_Ｐが計算できる。そして、屈折する角度は式（４）で示したスネルの法則より計算できる。取得した信号から光音響波の到達時間はτ_ｍなので、被検体内の伝播時間はｔ_Ｂ＝τ_ｍ−ｔ_Ｐで計算でき、屈折した角度方向にｃ_Ｂ・ｔ_Ｂだけ伸ばした点を点Ｂとして求めることができる。また点Ｂが求まれば、素子Ｅ_ｍとの直線を結んだ時の角度θ、点Ｂ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、ｃｉｒｃｕｌａｒ ｂａｃｋ ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎのための曲線、すなわち素子毎の仮想的な波面を描くことが可能となる。

そして、メモリ８に格納された光音響波の信号から各素子について到達時間τを求め、上述のようにそれぞれ曲線を描くと画像再構成することが可能となる。

なお、第一の実施の形態で，図３（ｂ）を用いて説明した通り、プレート１と探触子５との間には水や油のような音響マッチング剤が存在する場合があるが、屈折する界面の数が増えても、幾何学的に補正量を求めることができる。例えば、図６（ｂ）において、上記Ｄ_ｍは、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。すなわちＤ_ｍはθの関数であり，そのθは各界面での屈折角θ_Ｌ、θ_Ｐ、θ_Ｂの関数となる。これらは、スネルの法則から、ｓｉｎθ_Ｂ／ｓｉｎθ_Ｐ＝ｃ_Ｂ／ｃ_Ｐ、ｓｉｎθ_Ｐ／ｓｉｎθ_Ｌ＝ｃ_Ｐ／ｃ_Ｌより関係式を導くことができる。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、Ｄ_ｍ（θ）が計算できる。

図７は一例として素子Ｅ_ｍ、Ｅ_ｎとそれぞれの音響波到達時間τ_ｍ、τ_ｎから画像再構成するための模式図を示す。図７のように素子毎にｃｉｒｃｕｌａｒ ｂａｃｋ ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎのための仮想的な波面を描き、その重なる点（ボクセルＡ）を光音響波の音源、すなわち照明光の吸収体として画像再構成ができる。

そして、アポダイゼーションに相当する重み付けは、ｃｉｒｃｕｌａｒ ｂａｃｋ ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎのための仮想的な波面の位置に応じて濃淡をつけることによって行う。それは素子の真上、すなわち図６においてβが９０°を最大の濃さとし、θ_Ｂが小さくなるに従って薄くする。一例として、重み付けは最大の濃さにｃｏｓθ_Ｂをかけて仮想的な波面に濃淡をつければよい。このように、素子からの角度を変数として仮想的な波面に濃淡をつけて重み付けを決定すれば良い。

このように、第一の実施形態で説明したｄｅｌａｙ ａｎｄ ｓｕｍ方式以外のアルゴリズム（ｃｉｒｃｕｌａｒ ｂａｃｋ ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ）にも、屈折を考慮した画像再構成ができる。その際、信号に相当する仮想的な波面に屈折を考慮させるだけでなく、その濃淡にも屈折を考慮させることができる。そのため、光音響波の屈折に起因する解像度低下を軽減することができる。

［第三の実施形態］
第一の実施形態と第二の実施形態ではＰＡＴを原理とするＰＡＭ装置について説明した。第三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。超音波を被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には、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８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８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。９１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９１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、９２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９２はメモリ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ミングを行い、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（素子毎の到達時間の差）は、被検体とプレート１の各音速を考慮する。同様に、送信手段１１は送信ビームフォームングのため、被検体とプレート１の各音速を考慮して遅延時間を決定し、超音波探触子５１を発振させる。

ディジタル信号処理部９２および送信手段の各ビームフォーミングでは、被検体とプレートの音速差を考慮する場合と考慮しない場合で、図９のように差が生じる。図９では、音速差を考慮する場合を実線で示し、音速差を考慮しない場合を破線で示した。図９より、所望のフォーカスの位置にするためには、被検体とプレート１との音速差を考慮する必要がある。そのため、各ビームフォーミングにおける遅延時間の決定方法は、図３を用いて説明した方法と同様の方法にすれば良い。

被検体の音速ｃ_Ｂ、プレートの音速ｃ_Ｐ、プレートの厚さｚ_Ｐは既知である。また所望のフォーカス位置からｚ_Ｂと、素子Ｅ_ｍまでの距離Ｒ、角度θも既知となる。したがって、未知なのはｘ_Ｐとｘ_Ｂの比率、すなわちそれぞれの値である。これらは、ｘ_Ｐとｘ_Ｂについて、式（４）に式（５）と式（６）を代入し、式（７）との連立方程式によって解くことができる。また、ｘ_Ｐとｘ_Ｂが計算によって求まれば、θ_Ｐとθ_Ｂも求めることができる。以上の既知値と計算で求めた値から、式（３）に基づき、素子毎の遅延時間を計算する。そして、素子毎の遅延時間が計算されたら、それに従ってビームフォーミングする。なお、受信ビームフォーミングにおける整相加算では、素子毎の受信信号にアポダイゼーションをかけて整相加算を行う。アポダイゼーションでは一般的に窓関数と言われる関数を適用する。

なお、第一の実施の形態と同様に、プレート１と探触子５との間に水や油のような音響マッチング剤が存在する場合でも、幾何学的に補正量を求めることができる。

窓関数の一例としてｈａｍｍｉｎｇを適用した時のアポダイゼーションの補正方法について説明する。ｈａｍｍｉｎｇは、ｗ（ｘ）＝０．５４−０．４６ｃｏｓ（２πｘ）で表される。ただしｘは無次元化した開口幅であり、その中央をゼロにするためには、ｗ（ｘ）＝０．５４−０．４６ｃｏｓ［２π（ｘ−０．５）］とする。また、アポダイゼーションの補正は図５より、ｗ（ｘ）＝０．５４−０．４６ｃｏｓ［２π（ｘ_ｄｉ−０．５）］となる。ｘ_ｄｉは遅延時間を求めるときにすでに計算しているθ_Ｂから、幾何学的に求めることができる。こうすることによって、アポダイゼーションを求めることができ、補正前（点線）と補正後（実線）を比較するため、図１０に窓関数をｈａｍｍｉｎｇとしたときのアポダイゼーションを示す。

以上のアポダイゼーションは、窓関数をｈａｍｍｉｎｇとしたが、これに限定されず、他の窓関数を用いた場合も上記と同じ方法でアポダイゼーションを決定すれば良い。

このように、第一の実施形態と第二の実施形態で説明したＰＡＴ（ＰＡＭ装置）に限らず、超音波装置にも屈折を考慮した画像取得が可能となる。その際、整相加算時に屈折を考慮させるだけでなく、アポダイゼーションにも屈折を考慮させることができる。そのため、超音波の屈折に起因する解像度低下を軽減することができる。

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 アナログ信号処理部
９２ ディジタル信号処理部
１０ 表示部
１１ 送信手段
１２ 音速測定手段

Claims (9)

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素子を複数備えた探触子と、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、
   前記処理部では、少なくとも前記被検体保持部材の厚さと、前記被検体中及び前記被検体保持部材中を伝播する各音速と、前記被検対中の音響波発生源からの前記音響波の到達時間と、から前記素子毎の電気信号または前記電気信号に相当する仮想的な波面を加算する際の重み付けを決定し、
   重み付けされた前記電気信号または重み付けされた前記仮想的な波面を加算して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前記被検体中の音響波発生源から発生した光音響波であり、
   前記処理部では、少なくとも前記被検体保持部材の厚さと、前記被検体中及び前記被検体保持部材中を伝播する各音速と、前記音響波発生源からの前記光音響波の到達時間と、から前記素子毎の電気信号または前記電気信号に相当する仮想的な波面を加算する際の重み付けを決定し、
   重み付けされた前記電気信号または重み付けされた前記仮想的な波面を加算して画像情報を取得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. 前記処理部は、少なくとも前記被検体保持部材の厚さと、前記被検体中及び前記被検体保持部材中を伝播する各音速と、前記画像情報の画素位置と、からスネルの法則に基づき前記音響波発生源からの前記音響波の到達時間を計算することを特徴とする請求項１または２に記載の生体情報取得装置。
4. 前記処理部は、少なくとも前記被検体保持部材の厚さと、前記被検体中及び前記被検体保持部材中を伝播する各音速と、前記画像情報の画素位置と、からスネルの法則に基づき、前記音響波の到達位置を補正することによって前記素子毎の電気信号を加算する際の重み付けを決定することを特徴とする請求項１乃至３のいずれか１項に記載の生体情報取得装置。
5. 前記処理部は、少なくとも前記被検体保持部材の厚さと、前記被検体保持部材中及び前記被検体中を伝播する各音速と、前記音響波発生源からの前記音響波の到達時間と、からスネルの法則に基づき前記素子毎の仮想的な波面を計算することを特徴とする請求項１または２に記載の生体情報取得装置。
6. 前記処理部は、少なくとも前記素子からの角度を変数として前記仮想的な波面に濃淡をつけることによって、前記仮想的な波面を加算する際の重み付けを決定することを特徴とする請求項１または２または５のいずれか１項に記載の生体情報取得装置。
7. 前記音響波は、前記被検体に送信した超音波が前記音響波発生源によって反射して返ってきた超音波であり、
   前記処理部では、少なくとも前記被検体保持部材の厚さと、前記被検体中及び前記被検体保持部材中を伝播する各音速と、前記画像情報の画素位置と、から前記素子毎の電気信号を整相加算する際の重み付け及び遅延時間を決定し、
   重み付けされた前記電気信号を整相加算して画像情報を取得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。
8. 前記処理部は、少なくとも前記被検体保持部材の厚さと、前記被検体保持部材中及び前記被検体中を伝播する各音速と、前記画像情報の画素位置と、からスネルの法則に基づき整相加算する際の遅延時間を計算することを特徴とする請求項１または７に記載の生体情報取得装置。
9. 前記処理部は、少なくとも前記被検体保持部材の厚さと、前記被検体保持部材中及び前記被検体中を伝播する各音速と、前記画像情報の画素位置と、からスネルの法則に基づき窓関数を補正することによって前記素子毎の電気信号を整相加算する際の重み付けを決定することを特徴とする請求項１または３または８のいずれか１項に記載の生体情報取得装置。

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