JP5424933B2 - 生体情報処理装置 - Google Patents

Description

本発明は、光音響トモグラフィと超音波エコーを用いる生体情報処理装置に関する。

従来、生体に電磁波を照射すると、生体の電磁波吸収に伴う生体組織の温度上昇・熱膨張により光音響波が発生する光音響効果が知られている。光音響波は典型的には超音波であるが、以下の記載では、光音響効果によって生じた超音波を特に光音響波または光音響信号と呼ぶ。一方、超音波エコーの反射によって得られた超音波のことは単に超音波または超音波信号と呼び区別する。この光音響効果を活用し、非侵襲で生体内を可視化しようとする光音響トモグラフィ（PAT: PhotoAcoustic Tomography）と呼ばれる技術が近年脚
光を浴び、臨床現場への適用が試られている。また、リアルタイム取得した光音響画像を一般の超音波エコー技術による超音波画像と組み合わせることで、臨床現場における診断精度を大きく向上できると期待されている。

光音響トモグラフィ装置では、ターゲットとする被検体に光を照射し、それに伴って発生する光音響波を、複数の受信素子を配列した１次元または２次元の受信素子アレイを備える探触子により受信する。受信素子アレイとしては、超音波エコー装置で通常用いられるプローブに類するものが使用されることが多い。また、光音響トモグラフィの画像再構成においては様々なアルゴリズムの適用が試られているが、一般に超音波エコー装置の画像データ生成に用いられる整相加算と呼ばれる手法の適用も可能である。そこで、光音響トモグラフィ装置と超音波エコー装置を組み合わせ、信号処理部や画像処理部を共有し、光音響画像と超音波画像双方を形成する試みがなされている（特許文献１参照）。

特開２００５−２１３８０号公報

特許文献１に記載の、光音響トモグラフィ装置と超音波エコー装置を組み合わせた生体情報処理装置では、遅延処理がアナログ回路で行われていたため回路規模が増大しやすいという課題があった。特に、光音響画像をリアルタイム処理で整相加算するには、被検体領域内の複数の受信ビームを処理する必要があるため演算を並列処理して高速化することが必要であり、回路規模の増大を招きやすい。
また、光音響画像と超音波画像の双方をリアルタイム生成する手法は未だ開示されていない。よって、光音響画像データと超音波画像データの双方をリアルタイムで生成可能な技術を提供し、臨床現場での超音波診断の精度を向上させる必要があった。

本発明は、上述の課題を鑑みてなされたものであり、回路規模を抑制しつつ、光音響トモグラフィと超音波エコーのデータを高速に処理可能な生体情報処理装置を提供することを目的としている。

上述の課題を解決するために、本発明は以下の構成を採用する。すなわち、超音波送信部と、光照射部と、前記超音波送信部から送信され被検体内で反射した超音波および前記光照射部から発生した光が被検体に照射されて生じる光音響波を受信する複数の受信素子を含む探触子と、前記複数の受信素子のそれぞれに対応して当該対応する受信素子が受信
した信号を記憶する複数のメモリと、前記複数のメモリに対して記憶した信号を出力するよう制御する制御部と、前記メモリから出力された信号を加算する複数の加算器と、前記加算器からの出力に基づいて被検体の画像を形成する処理部とを備える生体情報処理装置であって、前記複数のメモリは、複数のグループに分けられており、前記複数の加算器のそれぞれに入力される信号は、同じグループに含まれるメモリからの出力が重複しないように構成されており、前記処理部は、超音波に基づく信号を処理する際には前記複数の加算器からの出力を加算した信号を受信して被検体の画像を形成し、光音響波に基づく信号を処理する際には前記複数の加算器のそれぞれからの出力を受信して被検体の画像を形成することを特徴とする生体情報処理装置である。

本発明の生体情報処理装置によれば、回路規模を抑制しつつ、光音響トモグラフィと超音波エコーのデータを高速に処理することが可能になる。

第１の実施形態の生体情報処理装置の構成を示す図。 第１の実施形態の受信ビーム成形装置の構成を示す図。 生体情報処理装置の整相加算処理を示す図。 第２の実施形態の生体情報処理装置の構成を示す図。 第２の実施形態の受信ビーム成形装置の動作例を示す図。 第２の実施形態の受信ビーム成形装置の動作例を示す図。 第３の実施形態の生体情報処理装置の構成を示す図。 第４の実施形態の生体情報処理装置の構成を示す図。 生体情報処理装置の動作シーケンスを示す図。

以下、図面を用いて生体情報処理装置の実施形態を詳細に説明する。

まず、図５を参照して、各実施形態での生体情報処理装置の動作シーケンスを説明する。
測定開始とともに光音響信号取得のため生体への光照射が行われる。その次の光音響信号取得フェーズでは、被検体領域内で発生した光音響信号を受信し、被検体領域内のターゲットピクセルまたはターゲットボクセル全てについて整相加算処理を行い、光音響画像データを生成する。その後の超音波信号取得フェーズでは、ターゲットピクセルまたはターゲットボクセルごとに超音波の送信動作と受信動作が繰り返し行われ、超音波画像データが生成される。このような測定サイクルを順次行うことにより、光音響画像と超音波画像のリアルタイム生成を実現する。

光音響トモグラフィの場合、被検体組織の過度の温度上昇を避けるため、光の照射間隔は所定時間(数十ms)以上に設定する必要がある。つまり、光照射後に長い待機時間を取る必要がある。この待機時間のうちに光音響信号取得フェーズと超音波信号取得フェーズが行われるので、光音響信号取得フェーズが短ければ短いほど、超音波信号取得フェーズを長くでき、超音波画像のリアルタイム性すなわちフレームレートが向上する。そこで、各実施形態においては光音響信号取得フェーズを短縮することにより超音波画像のフレームレートを向上させて、通常の超音波エコー装置に比べてリアルタイム性が大きく損なわれないようにする。一方、光音響画像のフレームレートは光照射間隔で律速されるものであるため、光照射間隔内に光音響画像データの生成が終了する限り、光音響画像のフレームレートが低下することはない。

なお、測定サイクル内においては、光照射フェーズと光音響信号取得フェーズが必ずし
も超音波信号取得フェーズに先行する必要はない。光照射フェーズと光音響信号取得フェーズに先行して超音波信号取得フェーズが行われても何ら問題はない。

（第１の実施形態）
図１Ａは、第１の実施形態に係る生体情報処理装置１の構成を示す図である。
この生体情報処理装置１は、探触子２、ＡＤ変換器３、受信ビーム成形装置４、信号処理部５、画像処理部６、画像表示部７、遅延メモリ制御回路８、重み付け係数供給回路９、ＣＰＵ１０、光照射部３５、超音波送信部３６から構成される。
光照射部３５は、ＣＰＵ１０の制御に従って一定のタイミングで被検体領域に光を照射する。光照射部３５によって被検体領域に光が照射されると、被検体内で光音響信号が発生する。また、超音波送信部３６は、ＣＰＵ１０の制御に従って被検体領域に超音波を送信する。被検体内で発生した光音響信号や、被検体に送信された超音波の反射波である超音波信号は、探触子２によって受信される。

受信された光音響信号と超音波信号は、探触子２によってアナログ電気信号に変換され、さらに対応するＡＤ変換器３によってデジタル化される。デジタル化された受信信号は、受信ビーム成形装置４によって整相加算処理され、信号処理部５にてフィルタ処理・対数圧縮・包絡線検波等の処理を受ける。信号処理部では、扱う信号の性質に応じ適切な処理を施す。さらに信号処理部の出力データは、画像処理部６に入力され、画像生成に必要な複数の処理をされた後、画像データとなる。画像表示部７は、画像処理部６によって生成された画像データに従い光音響ならびに超音波画像を表示する。ＣＰＵ１０は、各ブロックをコントロールするのに必要なデータ、コントロール信号を供給する。遅延メモリ制御回路８-１〜８-Ｔは、受信信号の遅延データを処理し、受信ビーム成形装置４中の遅延調整メモリの受信データ書き込み、または読み出し制御をおこなう。なお、Ｔは受信ビーム成形装置４中に存在する遅延調整メモリの数量を示す。重み付け係数供給回路９-１〜
９-Ｘは、隣接する像の重なりを制御するアポダイゼーション用の重み付けデータを処理
し、受信ビーム成形装置４中の乗算器へ重み付け係数を供給する。なお、Ｘは、受信ビーム成形装置４中に存在する、アポダイゼーション用の乗算器の数量を示す。遅延メモリ制御回路８は、制御部に当たる。信号処理部５および画像処理部６は、処理部に当たる。

図１Ｂは、第１の実施形態に係る受信ビーム成形装置４とその周辺回路を示す図である。
この受信ビーム成形装置４は、遅延調整メモリ１１、乗算器１２、加算サブブロック１３、総加算回路１４から構成される。
ＡＤ変換器３によってデジタル化された受信信号は、対応する遅延調整メモリ１１に取り込まれる。遅延メモリ制御回路８は、被検体領域内のターゲットピクセルまたはターゲットボクセル座標に基づき、ターゲットピクセルまたはターゲットボクセル由来の受信デジタルデータが保存されている遅延調整メモリアドレスを遅延調整メモリ１１に供給する。被検体領域内のターゲットピクセルまたはターゲットボクセル由来の受信デジタルデータは、遅延メモリ制御回路８が出力した遅延調整メモリアドレスに従って遅延調整メモリ１１より読み出される。そして、受信ビーム成形装置４中の、遅延調整メモリ１１に対応する乗算器１２に出力される。
読み出し位置制御ブロック１５、遅延テーブル１６は遅延メモリ制御回路８の構成要素である。遅延テーブル１６は、ＣＰＵ１０から供給された遅延情報を保存する。読み出し位置制御ブロック１５は、遅延テーブル１６に保存された遅延情報に基づき、遅延調整メモリアドレスを算出し、各遅延調整メモリ１１に供給する。

図１Ｃは、ターゲットとする被検体領域内のターゲットピクセルまたはターゲットボクセル３１と、受信素子アレイ３０、アレイ中の受信素子３２との位置関係の一例を示している。ターゲットピクセルまたはボクセル３１と、受信素子３２間の距離Ｄは、所定の座
標系の下、ターゲットピクセルまたはボクセル３１の座標（Ｘ１，Ｙ１，Ｚ１）と受信素子３２の座標（Ｘ２，Ｙ２，Ｚ２）を決定すると、三平方の定理により求まる。また、ターゲットピクセルまたはターゲットボクセル３１と、アレイ中の受信素子３２間の距離Ｄを音速で除算することにより、ターゲットピクセルまたはターゲットボクセル３１からアレイ中の受信素子３２までの、光音響波到達時間が算出される。
ターゲットとする被検体領域内から光音響信号または超音波信号を受信している間、遅延調整メモリ１１は各メモリアドレスに光音響信号または超音波信号由来のデジタルデータを順次時系列で、一定の規則に従って記憶する。

こうして、ターゲットピクセルまたはターゲットボクセル３１からアレイ中の受信素子３２までの光音響波到達時間と、遅延調整メモリ１１におけるデジタルデータ記憶の規則との関係が明らかとなる。よって、この関係からターゲットピクセルまたはターゲットボクセル由来のデジタルデータが記憶された遅延調整メモリアドレスを特定することができる。遅延メモリ制御回路８が、遅延調整メモリアドレスを遅延調整メモリ１１に供給する。そして、遅延調整メモリ１１は、遅延メモリ制御回路８より与えられた遅延調整メモリアドレスに従い、ターゲットピクセルまたはターゲットボクセル３１由来のデジタルデータを乗算器１２に出力する。

重み付け係数供給回路９は、被検体領域内のターゲットピクセルまたはターゲットボクセル座標に基づき、ターゲットピクセルまたはターゲットボクセルに最適な窓関数重み係数を乗算器１２に供給する。遅延調整メモリ１１から出力されたデジタルデータは、アポダイゼーションのため、チャンネル毎に重み付け係数供給回路９が算出した窓関数重み係数を付され、加算サブブロック１３へ出力される。加算サブブロック１３は加算器であり、窓関数重み係数を付されたデジタルデータを複数の加算グループに分け、各々の加算グループ内の受信デジタルデータのみを加算する。総加算回路１４は加算器であり、加算サブブロック１３-１〜１３-３の出力を全て加算する。

ここで、超音波信号と光音響信号の受信方式の違いについて検討する。超音波送信時には、ターゲットピクセルまたはボクセルとそれぞれの受信素子の距離に応じた遅延時間を加えて超音波を送信することで、送信ビームを収束させることができる。そしてターゲットピクセルまたはボクセルで反射して受信素子で検出された信号を全て加算することで、信号強度を得ることができる。そこで、超音波信号受信時には、総加算回路１４の出力を整相加算データとして、信号処理部５へ転送する。
一方、光音響トモグラフィにおいては、被検体内の散乱の影響のせいで光を任意の場所で収束させることが難しいため、１回の光照射ごとに並列処理を行うことになる。そこで、光音響信号受信時には、加算サブブロック１３-１〜１３-３の出力を整相加算データとして信号処理部５へ転送する。

続いて、加算サブブロック１３-１〜１３-３における加算グループ分けの方法について説明する。超音波エコー装置の分野において、整相加算による受信ビーム形成時にサイドローブを生じないためには、受信素子ピッチが受信信号波長の１/２以下であればよいこ
とが一般的に知られている。光音響トモグラフィ装置の場合、人体への光照射によって発生し受信素子へ到達する光音響信号の周波数は１MHz程度である。一方超音波エコー装置
においては、超音波信号の周波数は十数MHzとなり得る。例えば、６MHzを中心周波数帯域とする探触子を用いたとする。この場合、光音響信号の中心周波数は１MHzであるのに対
し、超音波信号の中心周波数は６MHzであり、波長には６倍の違いが生ずる。つまり、光
音響信号に対しては、超音波信号用の６MHz探触子の受信素子ピッチは必要以上に細かく
なってしまう。

そこで、第１の実施形態においては、光音響信号取得時には近接する複数の受信素子を
まとめて１素子と見なし、実効的に受信素子ピッチを広げる。図１Ｂを例にとると、近接する３つの受信素子を１グループとし、その１グループをまとめて１素子と見なす。この場合、同じグループに含まれる近接する３つの受信素子に接続されているＡＤ変換器３-
１〜３-３は、１素子に３つ並列に接続されたのと同等と見なされる。そして、遅延調整
メモリ１１-１〜１１-３には各々同一の受信データが格納されると見なす。同様に、ＡＤ変換器３-４〜３-６とＡＤ変換器３-７〜３-９も１素子に３つ並列に接続されたと見なす。また、遅延調整メモリ１１-４〜１１-６と遅延調整メモリ１１-７〜１１-９も各々同一の受信データが格納されると見なす。

この構成では、一つの加算グループ（実質的に１素子と見なされる）に対し、ＡＤ変換器３、遅延調整メモリ１１、乗算器１２から成る回路が３つ並列に接続されていることとなる。そこで、加算サブブロック１３-１を乗算器１２-１、１２-４、１２-７に接続し、加算サブブロック１３-２を乗算器１２-２、１２-５、１２-８に接続し、さらに加算サブブロック１３-３を乗算器１２-３、１２-６、１２-９に接続する。そして加算サブブロック１３-１〜１３-３の出力を取得できるようにすると、整相加算回路を３つ並列に配置したのと同等の構成となる。このとき加算サブブロックのそれぞれには、同じ加算グループに含まれる遅延調整メモリからの出力が重複しないように入力されている。その結果、図１Ｂの例では、光音響信号受信時には、超音波信号受信時に比して３倍の整相加算処理能力を得られることとなる。

なお、１グループとしてまとめる素子数は必ずしも３つである必要はない。サイドローブを生じる懸念がない限り、受信素子同士が近接する度合いに応じて、いくつの素子をまとめても良い。
また、実質的に１素子と見なされる受信素子に接続されている複数のＡＤ変換器３の出力を加算し、遅延調整メモリ１１に入力するようにしても良い。例えば、ＡＤ変換器３-
１〜３-３の出力を加算し、加算結果を遅延調整メモリ１１-１〜１１-３に入力する。同
様に、ＡＤ変換器３-４〜３-６の出力を加算し、加算結果を遅延調整メモリ１１-４〜１
１-６に入力する。更に同様に、ＡＤ変換器３-７〜３-９の出力を加算し、加算結果を遅
延調整メモリ１１-７〜１１-９に入力する。この構成により、３つのＡＤ変換器３に入力された受信信号が重畳され、受信した光音響信号のＳＮ比が向上する。
また、受信ビーム成形装置４は必ずしも１つのみを配置すべきとは限らない。システム規模の観点から許容されるならば、受信ビーム成形装置４を複数並列に配置し、整相加算処理能力をさらに高める構成にしてもよい。

第１の実施形態によれば、光音響トモグラフィ装置と超音波エコー装置の回路を共通化しながらも、光音響信号と超音波信号の双方を処理できる。
加えて、第１の実施形態によれば、光音響信号取得時には、整相加算回路を複数並列に設置した場合と同様の効果を得ることができ、光音響信号の整相加算処理を高速で行える。よって、超音波画像のフレームレートを著しく低下させることなく、光音響画像データと超音波画像データ双方のリアルタイム生成を実現できる。また、受信した光音響信号のＳＮ比を向上できる。

（第２の実施形態）
図２Ａは、第２の実施形態に係る生体情報処理装置１７の構成を示す図である。
この生体情報処理装置１７は、探触子２とＡＤ変換器３の間に接続切替え部１８が配置されている以外は、第１の実施形態と同様の構成を取る。
接続切替え部１８は、探触子２の受信素子と、ＡＤ変換器３および遅延調整メモリ１１との接続状態の切り替えを行うものである。

図２Ｂは、第２の実施形態に係る、超音波信号取得時の受信ビーム成形装置４とその周
辺回路を示す図である。
第２の実施形態においては、光音響信号取得時と超音波信号取得時で接続切替え部１８の接続状態を切り替える。超音波信号取得時には、図２Ｂに示されるように受信素子２-
１〜２-９を各々ＡＤ変換器３-１〜３-９に別個に接続する。各受信素子２-１〜２-９で
受信された超音波信号データはＡＤ変換器３-１〜３-９でデジタル化され、遅延調整メモリ１１-１〜１１-９に格納される。遅延調整メモリ１１-１〜１１-９に格納されたデジタルデータは、遅延メモリ制御回路８-１〜８-９より供給される遅延調整メモリアドレスによって読み出される。読み出されたデジタルデータは加算サブブロック１３-１〜１３-３、総加算回路１４によって加算処理された後、整相加算データとして信号処理部５へ転送される。

図２Ｃは、第２の実施形態に係る、光音響信号取得時の受信ビーム成形装置４とその周辺回路を示す図である。この場合、接続切替え部１８-１により受信素子２-１〜２-３を
結合し、ＡＤ変換器３-１〜３-３に接続する。同様に、接続切替え部１８-２により受信
素子２-４〜２-６を結合してＡＤ変換器３-４〜３-６に接続し、接続切替え部１８−３により受信素子２-７〜２-９を結合してＡＤ変換器３-７〜３-９に接続する。このような構成を取ることで、近接する３つの受信素子を１グループとし、その１グループをまとめて１素子と見なせる。この場合、近接する３つの受信素子に接続されているＡＤ変換器３-
１〜３-３は、１素子に３つ並列に接続されたのと同等である。そして、遅延調整メモリ
１１-１〜１１-３には各々同一の受信データが格納されることとなる。ＡＤ変換器３-４
〜３-６、ＡＤ変換器３-７〜３-９、遅延調整メモリ１１-４〜１１-６、遅延調整メモリ
１１-７〜１１-９についても同様である。

第２の実施形態では、光音響信号受信時において、超音波信号受信時よりも３倍の整相加算処理能力を得られるという効果は第１の実施形態と同様である。加えて、近接する複数素子の受信信号を重畳するため、ＡＤ変換器３に入力する受信信号のＳＮ比を向上できるという効果がある。

ここで、１グループとしてまとめる素子数は必ずしも３つである必要はない。素子をまとめることによってサイドローブが発生しない限り、いくつの素子をまとめても良い。
また、接続切替え部１８は、装置本体側に設けても良いし、プローブ側に内蔵しても良い。

第２の実施形態によれば、光音響トモグラフィ装置と超音波エコー装置の回路を共通化しながらも、光音響信号と超音波信号の双方を処理できる。また、光音響信号取得時には、整相加算回路を複数並列に設置した場合と同様の効果を得ることができ、光音響信号の整相加算処理を高速で行える。よって、超音波画像のフレームレートを著しく低下させることなく、光音響画像データと超音波画像データ双方のリアルタイム生成を実現できる。
加えて、光音響信号受信時においては、受信信号を重畳することにより受信した光音響信号のＳＮ比を向上できる。

（第３の実施形態）
図３は、第３の実施形態に係る生体情報処理装置２０の構成を示す図である。
この生体情報処理装置２０は、探触子とＡＤ変換器３の間、探触子と超音波送信部３６の間に探触子切替え部２２が配置され、探触子２１が追加されている以外は、第１の実施形態と同様の構成を取る。
探触子切替え部２２は、ＡＤ変換器３と、探触子２および探触子２１との接続状態を切り替えるものである。例えば、探触子２を光音響信号取得に適した１MHzプローブとし、
探触子２１を通常の超音波診断に用いる６MHzプローブとする。そして、光音響信号取得
時には探触子２をＡＤ変換器３に接続し、超音波信号取得時には探触子２１をＡＤ変換器
３に接続して用いるといった操作が可能となる。探触子２１の受信素子は超音波受信素子に当たり、探触子２の受信素子は光音響波受信素子に当たる。

探触子切替え部２２によって切り替えられる探触子の数は必ずしも２つに限定されるものではなく、必要に応じて任意の数としてよい。また、切り替えの対象となる探触子の種類も一般的な圧電セラミックスを用いたものに限定せず、半導体プロセスを応用した静電容量型超音波トランスデューサ等と切り替えるようにしてもよい。

第３の実施形態によれば、光音響トモグラフィ装置と超音波エコー装置の回路を共通化しながらも、光音響信号と超音波信号の双方を処理できる。
加えて、光音響信号取得時には、整相加算回路を複数並列に設置した場合と同様の効果を得ることができ、光音響信号の整相加算処理を高速で行える。よって、超音波画像のフレームレートを著しく低下させることなく、光音響画像データと超音波画像データ双方のリアルタイム生成を実現できる。また、受信した光音響信号のＳＮ比を向上できる。
更に、第３の実施形態によれば、特性の異なる複数の探触子を用い、中心周波数の大きく異なる光音響信号と超音波信号を１つの信号処理システムで処理することが可能である。

（第４の実施形態）
図４は、第４の実施形態に係る生体情報処理装置２３の構成を示す図である。
この生体情報処理装置２３は、探触子２４と、探触子切替え部２５と、受信素子接続切替え部２６が追加されている以外は、第１の実施形態と同様の構成を取る。探触子切替え部２５は、探触子と受信素子接続切替え部２６の間、探触子と超音波送信部３６の間に配置される。受信素子接続切替え部２６は、探触子切替え部２５とＡＤ変換器３の間に配置される。
探触子切替え部２５は、ＡＤ変換器３と、探触子２および探触子２４との接続状態を切り替えるものであり、第３の実施形態の探触子切替え部と同様の機能を持つ。例えば、探触子２を光音響信号取得に適した１MHzプローブとし、探触子２４を通常の超音波診断に
用いる６MHzプローブとする。そして、光音響信号取得時には探触子２をＡＤ変換器３に
接続し、超音波信号取得時には探触子２４をＡＤ変換器３に接続して用いるといった操作が可能となる。

受信素子接続切替え部２６は、光音響信号受信用の探触子２の受信素子からの出力が複数まとめてＡＤ変換器３に入力されるように、探触子とＡＤ変換器との接続を切り替える処理を行う。このとき、例えば３つの近接する受信素子からの出力がＡＤ変換器に入力される。受信素子接続切替え部２６は、光音響信号を受信するために探触子切替え部２５が探触子２への切り替えを行った場合、探触子２の受信素子同士の出力を結合する。これにより複数の受信素子からの信号が重畳されるため、ＳＮ比を向上することが可能である。

探触子切替え部２５によって切り替えられる探触子の数は必ずしも２つに限定されるものではなく、必要に応じて任意の数としてよい。また、切り替えの対象となる探触子の種類も一般的な圧電セラミックスを材料としたものに限定せず、半導体プロセスを応用した静電容量型超音波トランスデューサ等と切り替えるようにしてもよい。

第４の実施形態によれば、光音響トモグラフィ装置と超音波エコー装置の回路を共通化しながらも、光音響信号と超音波信号の双方を処理できる。
加えて光音響信号取得時には、整相加算回路を複数並列に設置した場合と同様の効果を得ることができ、光音響信号の整相加算処理を高速で行える。よって、超音波画像のフレームレートを著しく低下させることなく、光音響画像データと超音波画像データ双方のリアルタイム生成を実現できる。また、受信した光音響信号のＳＮ比を向上できる。
更に、第４の実施形態によれば、特性の異なる複数の探触子を用い、中心周波数の大きく異なる光音響信号と超音波信号を１つの信号処理システムで処理することが可能である。その際、複数の受信素子を結合することにより光音響信号のＳＮ比を向上させることが可能である。

１：生体情報処理装置，５：信号処理部，６：画像処理部，８：遅延メモリ制御回路，１０：ＣＰＵ，１１：遅延調整メモリ，１３：加算サブブロック，１４：総加算回路

Claims (4)

1. 超音波送信部と、
   光照射部と、
   前記超音波送信部から送信され被検体内で反射した超音波および前記光照射部から発生した光が被検体に照射されて生じる光音響波を受信する複数の受信素子を含む探触子と、
   前記複数の受信素子のそれぞれに対応して当該対応する受信素子が受信した信号を記憶する複数のメモリと、
   前記複数のメモリに対して記憶した信号を出力するよう制御する制御部と、
   前記メモリから出力された信号を加算する複数の加算器と、
   前記加算器からの出力に基づいて被検体の画像を形成する処理部と
   を備える生体情報処理装置であって、
   前記複数のメモリは、複数のグループに分けられており、
   前記複数の加算器のそれぞれに入力される信号は、同じグループに含まれるメモリからの出力が重複しないように構成されており、
   前記処理部は、超音波に基づく信号を処理する際には前記複数の加算器からの出力を加算した信号を受信して被検体の画像を形成し、光音響波に基づく信号を処理する際には前記複数の加算器のそれぞれからの出力を受信して被検体の画像を形成する
   ことを特徴とする生体情報処理装置。
2. 前記メモリが光音響波に基づく信号を記憶する際には、当該メモリと対応する受信素子からの信号は、同じグループに含まれる他のメモリにも入力される
   ことを特徴とする請求項１に記載の生体情報処理装置。
3. 前記複数の受信素子は、前記超音波送信部を兼ねている
   ことを特徴とする請求項１または２に記載の生体情報処理装置。
4. 前記探触子は、超音波を受信する複数の超音波受信素子を含む探触子と、光音響波を受信する複数の光音響波受信素子を含む探触子に分かれており、
   前記超音波送信部による超音波の送信と前記複数の超音波受信素子による超音波の受信、および、前記光照射部による光照射と前記複数の光音響波受信素子による光音響波の受信が順次行われ、
   超音波を受信するフェーズにおいては前記複数の超音波受信素子を含む探触子を用い、光音響波を受信するフェーズにおいては前記光音響波受信素子を含む探触子を用いるように探触子を切り替える探触子切替え部をさらに備える
   ことを特徴とする請求項１または２に記載の生体情報処理装置。

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