(57)【要約】【課題】  表皮からみて深い位置に存在する癌発生疑い部位を特定することができる癌発生疑い部位特定装置を提供する。【解決手段】  被検査部位に向けて照射光を照射するレーザ光源１００と、照射光を照射することによって生じた前方散乱光を受ける位置に配置され、生体組織の血管内を移動する赤血球により散乱されたドップラーシフトを含むドップラーシフト散乱光、静止組織により散乱された非ドップラーシフト散乱光、並びに、ドップラーシフト散乱光及び非ドップラーシフト散乱光の干渉により生成された干渉光を受光し電気信号として出力する受光素子２００と、電気信号の中からうなり信号強度Ｐ（ω）及びうなり信号周波数ωを処理し、それらの積から「血流量相当の量」ＢＦを算出処理する信号処理部３００と、「血流量相当の量」ＢＦに基づき、被検査部位に癌発生疑い部位が存在するか否かを判断する癌発生疑い判断部４００と、を備える。【選択図】図１０
2020022722.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
生体の被検査部位の中から癌発生の疑いのある部位を特定する癌発生疑い部位特定装置であって、
当該癌発生疑い部位特定装置と前記被検査部位とが所定の関係で配置されたときに、前記被検査部位に面するように配置され、前記被検査部位に向けて照射光を照射するレーザ光源と、
当該癌発生疑い部位特定装置と前記被検査部位とが所定の関係で配置されたときに、前記被検査部位に前記照射光を照射することによって生じた前方散乱光を受ける位置に配置され、生体組織の血管内を移動する赤血球により散乱されたドップラーシフトを含むドップラーシフト散乱光、前記血管内を移動する成分以外の生体組織により散乱された非ドップラーシフト散乱光、並びに、前記ドップラーシフト散乱光及び前記非ドップラーシフト散乱光の干渉により生成された干渉光を受光し、これらの光に基づきうなり信号を含む電気信号として出力する受光素子と、
前記受光素子が出力する前記電気信号の中からうなり信号強度Ｐ（ω）及びうなり信号周波数ωを処理し、前記うなり信号強度Ｐ（ω）及び前記うなり信号周波数ωの積から「血流量相当の量」ＢＦを算出処理する信号処理部と、
前記信号処理部が出力する前記「血流量相当の量」ＢＦに基づき、当該被検査部位に癌発生疑い部位が存在するか否かを判断する癌発生疑い判断部と、を備えた、
ことを特徴とする癌発生疑い部位特定装置。
【請求項２】
請求項１に記載の癌発生疑い部位特定装置において、
前記レーザ光源が出射する前記照射光は、７００ｎｍ〜９００ｎｍの範囲内の波長に出力強度のピークを有する光である、
ことを特徴とする癌発生疑い部位特定装置。
【請求項３】
請求項１又は２に記載の癌発生疑い部位特定装置において、
正常な生体組織で構成された第１被検査部位を検査して前記信号処理部が算出した第１の「血流量相当の量」を記憶する第１記憶部を更に備え、
前記癌発生疑い判断部は、前記第１記憶部に記憶された前記第１の「血流量相当の量」と、前記第１被検査部位とは異なる部位である第２被検査部位を検査して前記信号処理部が算出した第２の「血流量相当の量」と、を比較し、前記第２の「血流量相当の量」が前記第１の「血流量相当の量」よりも多い場合に、前記第２被検査部位に癌発生疑い部位が存在する可能性が高いと判断する、
ことを特徴とする癌発生疑い部位特定装置。
【請求項４】
請求項１〜３のいずれかに記載の癌発生疑い部位特定装置において、
前記被検査部位に所与の圧力を印加する圧力印加手段を更に備えた、
ことを特徴とする癌発生疑い部位特定装置。
【請求項５】
請求項１〜４のいずれかに記載の癌発生疑い部位特定装置において、
前記受光素子を複数備えており、
前記レーザ光源及び前記複数の受光素子に接続され、前記レーザ光源からの前記照射光の照射タイミングに基づいて前記複数の受光素子からの前記電気信号を入力し、前記照射光に対応した波形と前記複数の受光素子からの前記電気信号の波形とに基づいて拡散光トモグラフィーによる演算を行って前記被検査部位における「血流量相当の量」の分布を再構成するトモグラフィー演算部を更に備え、
前記癌発生疑い判断部は、前記トモグラフィー演算部が再構成した前記「血流量相当の量」の分布を表すマップに基づいて癌発生疑い部位の場所を特定する、
ことを特徴とする癌発生疑い部位特定装置。
【請求項６】
請求項１〜４のいずれかに記載の癌発生疑い部位特定装置において、
前記受光素子を移動させて、前記前方散乱光を受ける箇所を複数の受光候補箇所の中から選択するようにして受光素子を配置させる受光走査手段と、
前記レーザ光源及び前記受光素子に接続され、前記レーザ光源から照射される前記照射光の照射タイミングに基づいて前記受光素子からの前記電気信号を入力し、前記照射光に対応した波形と前記受光素子からの前記電気信号の波形とに基づいて拡散光トモグラフィーによる演算を行って前記被検査部位における「血流量相当の量」の分布を再構成するトモグラフィー演算部と、を更に備え、
前記癌発生疑い判断部は、前記トモグラフィー演算部が再構成した前記「血流量相当の量」の分布を表すマップに基づいて癌発生疑い部位の場所を特定する、
ことを特徴とする癌発生疑い部位特定装置。
【請求項７】
請求項１〜６のいずれかに記載の癌発生疑い部位特定装置において、
前記レーザ光源は、前記被検査部位に面して配置されて前記照射光を前記被検査部位に投入する投光手段と、前記照射光を前記被検査部位に投入する箇所を複数の投光候補箇所の中から順次選択する投光走査手段と、を有しており、
前記投光走査手段を動作させることにより、前記照射光を投入する箇所を移動させながら投光して検査を行うよう構成された、
ことを特徴とする癌発生疑い部位特定装置。
【請求項８】
請求項１〜７のいずれかに記載の癌発生疑い部位特定装置において、
前記被検査部位として乳房の一部又は全部が適用され、
前記癌発生疑い判断部は、乳癌の癌発生疑い部位を特定するものである、
ことを特徴とする癌発生疑い部位特定装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、癌発生疑い部位特定装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
従来より、乳癌の癌発生疑い部位を発見し特定するために様々な取り組みがなされてきた。
（１）乳癌の癌発生疑い部位特定装置としては、例えば、乳房Ｘ線検査装置（Ｘ線マンモグラフィー）が普及している。Ｘ線マンモグラフィーは、Ｘ線を用いて被検査者の乳房の内部の様子を撮影し、撮影によって得られた画像を解析することにより癌発生疑い部位を発見し癌発生疑い部位が存在する場所を特定することができる（以下、癌発生疑い部位を発見し癌発生疑い部位が存在する場所を特定することを単に「検査」ということがある。）。
しかし、Ｘ線マンモグラフィーによる検査においては、乳腺が白く映り込んでしまうため、もし、乳腺が緻密に分布している部位の背後に癌細胞が存在している場合には、癌細胞が乳腺の映像の背後に隠れてしまい、癌細胞を見落としてしまう可能性がある。また、Ｘ線マンモグラフィーによる検査は、Ｘ線の被爆を伴うものであり、且つ、圧迫板で乳房を強く挟み込んでＸ線撮影を行うことから、被検査者に対し多かれ少なかれダメージを与えるという問題がある（侵襲的な検査）。これらの問題は、乳癌検査の受診を躊躇させる要因にもなっている。
【０００３】
（２）上記問題を解決することができる装置として、レーザ光を用いた非侵襲的な癌発生疑い部位特定装置も検討されている。
一般に、癌細胞はその増殖のために多くの栄養と酸素を必要とするため、癌細胞の周囲には新生血管が密生・密集していることが知られている。また、マウスを用いた実験によれば、癌細胞（具体的にはメラノーマ）周囲の新生血管が密生している部位における血流速度（血液が流れる速度）は、正常な組織の部位における血流速度よりも大きいことが報告されている（非特許文献１参照。）。
このような知見を活用してレーザ・ドップラー・流速計（ＬＤＶ：Laser Doppler Velocimeter）により生体の被検査部位における血流速度を計測し、血流速度の大小を評価して皮膚癌の発生疑い部位を特定しようとする試みがなされている（従来の癌発生疑い部位特定装置）（例えば、非特許文献１参照。）。
【０００４】
（３）「血流量」を把握する装置としては、レーザ・ドップラー・流量計測法（ＬＤＦ法: Laser Doppler Flowmetry）を活用した血流量計測装置が知られている（例えば、非特許文献２参照。）。これは、赤血球の移動速度によって散乱光の周波数が変化する光のドップラー効果を用いた血流量計測装置である。
図１２は、従来の血流量計測装置９００を説明するために示す図である。図１２（ａ）は、従来の血流量計測装置９００を用いて血流量を計測する様子を示す模式図である。図１２（ｂ）は図１２（ａ）の点線で囲んだ部分を拡大したときの模式図である。
従来の血流量計測装置９００は、図１２（ａ）に示すように（非特許文献２も併せて参照。）、レーザ光源９１０、受光素子９２０及び信号処理部９３０を備える。
レーザ光源９１０は、被検査部位ＩＮＰと当該血流量計測装置９００とが所定の関係で配置されたときに、被検査部位ＩＮＰに面するように配置され、被検査部位ＩＮＰに対し照射光ＬＴを照射する。なお、ここでは、レーザ光源９１０からの照射光ＬＴが被検査部位ＩＮＰに対し照射され、且つ、被検査部位ＩＮＰで散乱された後方散乱光が受光素子９２０（後述する）に入射するような位置関係で配置される。
受光素子９２０は、被検査部位ＩＮＰに照射光ＬＴを照射することによって生じた後方散乱光ＢＬを受ける位置に配置される。また受光素子９２０は、生体組織の血管Ｖｓ内を移動する赤血球Ｅｒにより散乱されたドップラーシフトを含むドップラーシフト散乱光（周波数ｆ０±Δｆ）、血管内を移動する成分以外の生体組織により散乱された非ドップラーシフト散乱光（周波数ｆ０）、並びに、ドップラーシフト散乱光及び非ドップラーシフト散乱光の干渉により生成された干渉光（図示を省略。）を受光し電気信号として出力する《図１２（ｂ）参照。》。
信号処理部９３０は、受光素子が出力するうなりを含む電気信号の中から、うなり信号Ｐ（ｆ）及び周波数信号ｆを処理し、うなり信号Ｐ（ｆ）及び周波数信号ｆの積から「血流量相当の量」を算出処理する。
従来の血流量計測装置９００によれば、被検査部位ＩＮＰにおける「血流量相当の量」を測定することができる。
【０００５】
このような従来の血流量計測装置９００を用いることにより、上記した癌細胞と新生血管との関係に関する知見を踏まえながら癌発生疑い部位特定装置を構成することも可能である（比較例の癌発生疑い部位特定装置）。すなわち、比較例の癌発生疑い部位特定装置によれば、血流量計測装置９００の機能を用いて当該被検査部位ＩＮＰにおける「血流量相当の量」を計測し、計測した「血流量相当の量」を適宜評価することにより癌発生疑い部位を特定することも原理的には可能である（図１２参照。なお、図１２において、符号Ｂｉは生体を示し、符号Ｎは新生血管を示し、符号Ｓは癌発生疑い部位を示す。）。
【先行技術文献】
【非特許文献】
【０００６】
【非特許文献１】高田洋吾、他５名、“レーザードップラー流速分布測定装置の生体計測への応用（皮膚癌の早期血流画像診断）”、日本機械学会論文集（B編）79巻802号、2013年6月
【非特許文献２】郷間雅樹、他５名、”小型レーザー血流センサーの開発”、[online]、2012年、パイオニア株式会社技報 PIONEER R&D (Vol.21, No.1/2012)、[2018年6月5日検索]、インターネット（http://jpn.pioneer/ja/corp/crdl_design/crdl/rd/pdf/21-1-5.pdf）
【非特許文献３】山田幸生、”３ 光を用いた非侵襲生体診断”、［online］、平成19年9月5日、文部科学省科学技術・学術審議会・資源調査分科会報告書、［2018年6月11日検索］、インターネット（URL:http://www.mext.go.jp/b_menu/shingi/gijyutu/gijyutu3/toushin/attach/1333543.htm）
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００７】
しかしながら、従来の癌発生疑い部位特定装置及び比較例の癌発生疑い部位特定装置は、いずれも後方散乱光を捉えて血流速度又は血流量相当の量を計測するものであり、表皮からみて比較的浅い位置についてしか血流速度又は血流量相当の量を把握することができない。例えば、従来の血流量計測装置９００（非特許文献２）に対応した製品は、表皮から生体内部方向への深さ《図１２（ａ）では符号Ｄｒに相当する。》にして２ｍｍ程度の位置までしか計測することができない製品であるとされており、それよりも深い位置について計測することができない。したがって、表皮からみて深い位置（上記例でいうと２ｍｍよりも深い位置）に存在する癌発生疑い部位については特定することができない。
【０００８】
そこで本発明は、上記した事情に鑑みてなされたものであり、表皮からみて深い位置（以下、単に「深部」ということがある。）に存在する癌発生疑い部位を特定することができる癌発生疑い部位特定装置を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【０００９】
繰り返しとなるが、マウスを用いた実験では、癌細胞周辺の血流速度は正常な組織の血流速度よりも大きいという知見が報告されている（非特許文献１参照。）。
本発明の発明者らは、上記知見を踏まえつつ、「ヒトにおいても、癌細胞周辺（主に新生血管が存在する部位）の血流量は正常な組織の血流量よりも多い」という仮説の下、光（前方散乱光）のドップラーシフトを捉えることにより、深部の血流量相当の量を計測し、深部に存在する癌発生疑い部位を特定する装置を想到した。本発明は以下の要素からなる。
【００１０】
［１］本発明の癌発生疑い部位特定装置は、生体の被検査部位の中から癌発生の疑いのある部位を特定する癌発生疑い部位特定装置であって、当該癌発生疑い部位特定装置と前記被検査部位とが所定の関係で配置されたときに、前記被検査部位に面するように配置され、前記被検査部位に向けて照射光を照射するレーザ光源と、当該癌発生疑い部位特定装置と前記被検査部位とが所定の関係で配置されたときに、前記被検査部位に前記照射光を照射することによって生じた前方散乱光を受ける位置に配置され、生体組織の血管内を移動する赤血球により散乱されたドップラーシフトを含むドップラーシフト散乱光、前記血管内を移動する成分以外の生体組織により散乱された非ドップラーシフト散乱光、並びに、前記ドップラーシフト散乱光及び前記非ドップラーシフト散乱光の干渉により生成された干渉光を受光し、これらの光に基づきうなり信号を含む電気信号として出力する受光素子と、前記受光素子が出力する前記電気信号の中からうなり信号強度Ｐ（ω）及びうなり信号周波数ωを処理し、前記うなり信号強度Ｐ（ω）及び前記うなり信号周波数ωの積から「血流量相当の量」ＢＦを算出処理する信号処理部と、前記信号処理部が出力する前記「血流量相当の量」ＢＦに基づき、当該被検査部位に癌発生疑い部位が存在するか否かを判断する癌発生疑い判断部と、を備えた、ことを特徴とする。
【００１１】
本発明の癌発生疑い部位特定装置は、レーザ光源からは被検査部位に向けて照射光を照射しつつ、受光素子では、生体組織の血管内を移動する赤血球により散乱されたドップラーシフトを含むドップラーシフト散乱光、前記血管内を移動する成分以外の生体組織により散乱された非ドップラーシフト散乱光、並びに、前記ドップラーシフト散乱光及び前記非ドップラーシフト散乱光の干渉により生成された干渉光を受光し、これらの光に基づきうなり信号を含む電気信号として出力するよう構成されている。
その上で、信号処理部では、受光素子が出力する電気信号の中からうなり信号強度Ｐ（ω）及びうなり信号周波数ωを処理し、うなり信号強度Ｐ（ω）及びうなり信号周波数ωの積から「血流量相当の量」ＢＦを算出処理する。その後、癌発生疑い判断部で、信号処理部が出力する「血流量相当の量」ＢＦに基づき当該被検査部位に癌発生疑い部位が存在するか否かを判断するよう構成されている。
【００１２】
一般にミー散乱の場合、前方散乱光の強度は後方散乱光の強度よりも格段に大きいため、深部の生体組織（例えば赤血球）に照射光が衝突して発生した前方散乱光は、当該深部の生体組織からみて比較的遠い位置にまで到達することができる。
本発明の癌発生疑い部位特定装置においては、上記構成に加えて、レーザ光源が被検査部位に面するように配置され、受光素子が被検査部に照射光を照射することによって生じた前方散乱光を受ける位置に配置されている。このため、上記した前方散乱光の性質により、表皮からみて比較的深い位置の血液について計測が可能となり、その結果、深部における「血流量相当の量」の算出が可能となり、ひいては「血流量相当の量」に基づき当該被検査部位に癌発生疑い部位が存在するか否かを判断することが可能となる。
したがって、本発明の癌発生疑い部位特定装置によれば、従来に比べ、表皮からみて深い位置に存在する癌発生疑い部位を特定することができる。
【００１３】
［２］本発明の癌発生疑い部位特定装置において、前記レーザ光源が出射する前記照射光は、７００ｎｍ〜９００ｎｍの範囲内の波長に出力強度のピークを有する光であることが好ましい。
【００１４】
生体組織の内部で光を吸収する物質は、主に水、ヘモグロビン等とされている。これら水及びヘモグロビンの光吸収スペクトルは波長に強く依存する。水は２０００ｎｍよりも長い波長の光に対して強く吸収する。ヘモグロビンは７００ｎｍよりも短い波長の光に対して強く吸収する。このことから、７００ｎｍ〜２０００ｎｍの範囲内（更に好ましくは７００〜９００ｎｍの範囲内）の波長の光については、水及びヘモグロビンによる光の吸収が比較的弱いため、生体組織の内部に深く浸透する（この範囲内の波長の光は「生体の光学的窓」と呼ばれる。）。
【００１５】
本発明の癌発生疑い部位特定装置では、レーザ光源が出射する照射光は７００ｎｍ〜９００ｎｍの範囲内の波長に出力強度のピークを有する光であることから、生体のより内部の位置まで照射光が進行することとなる。このため、より深い位置の血液についての計測が可能となり、その結果より深い位置に存在する癌発生疑い部位を特定することができる。
【００１６】
［３］本発明の癌発生疑い部位特定装置においては、正常な生体組織で構成された第１被検査部位を検査して前記信号処理部が算出した第１の「血流量相当の量」を記憶する第１記憶部を更に備え、前記癌発生疑い判断部は、前記第１記憶部に記憶された前記第１の「血流量相当の量」と、前記第１被検査部位とは異なる部位である第２被検査部位を検査して前記信号処理部が算出した第２の「血流量相当の量」と、を比較し、前記第２の「血流量相当の量」が前記第１の「血流量相当の量」よりも多い場合に、前記第２被検査部位に癌発生疑い部位が存在する可能性が高いと判断するのが好ましい。
【００１７】
このように構成されているため、本発明の癌発生疑い判断部は、正常な生体組織の「血流量相当の量」に対し「血流量相当の量」が相対的に多い部位を容易に抽出することができる。そして、正常な生体組織の「血流量相当の量」に対し「血流量相当の量」が多い部位（当該第２被検査部位）に癌発生疑い部位が存在する可能性が高いと判断して、例えば、当該第２被検査部位について更なる精密検査に付することもできる。
【００１８】
［４］本発明の癌発生疑い部位特定装置には、前記被検査部位に所与の圧力を印加する圧力印加手段を更に備えているのが好ましい。
【００１９】
新生血管の内側（内腔）は、その内径が極めて小さく赤血球が１個通過するのがやっとという程度の狭い部分もある。また、新生血管は、所どころで屈曲しトグロを巻くような部分もあり不規則的な管の形状を有しているため、流体を流通させるのに元々不適な形状となっている。したがって、新生血管が圧迫されると、屈曲している部分を中心に管の内側が狭くなり、新生血管の中を通過する赤血球の流れが滞るものと考えられる。こうしたことから、新生血管は、圧迫されると正常な毛細血管等に比べ血液の流れが滞り易いものと想定される。
【００２０】
本発明の癌発生疑い部位特定装置では、被検査部位に所与の圧力を印加する圧力印加手段を更に備えている。この圧力印加手段によって被検査部位に所与の圧力が印加されたとき、もし仮に被検査部位に新生血管が存在する場合、新生血管においては赤血球の流れが滞り、「血流量相当の量」が圧迫される前に比べて急激に減少することとなる。この関係を利用すると、癌発生疑い部位判断部は、圧力印加によって「血流量相当の量」が急激に減少した部位には新生血管が分布しているものとして評価することができ、当該部位を癌発生疑い部位の有力候補としてマークすることができる。
【００２１】
本発明の癌発生疑い部位特定装置は、上記したような圧力印加手段を更に備えているため、レーザ光による計測と並行して圧力印加を行うことで、圧力印加なしで計測する場合に比べ新生血管が分布している部位を一層明確に焙り出すことができる（いわばＳ／Ｎ比を上げることができる）。ひいては、より的確に癌発生疑い部位を特定することができる。
【００２２】
［５］本発明の癌発生疑い部位特定装置において、前記受光素子を複数備えており、前記レーザ光源及び前記複数の受光素子に《所定の変換回路（Ａ／Ｄ、信号処理部など）を介して》接続され、前記レーザ光源からの前記照射光の照射タイミングに基づいて前記複数の受光素子からの前記電気信号を入力し、前記照射光に対応した波形と前記複数の受光素子からの前記電気信号の波形とに基づいて拡散光トモグラフィーによる演算を行って前記被検査部位における「血流量相当の量」の分布を再構成するトモグラフィー演算部を更に備え、前記癌発生疑い判断部は、前記トモグラフィー演算部が再構成した前記「血流量相当の量」の分布を表すマップに基づいて癌発生疑い部位の場所を特定するのが好ましい。
【００２３】
本発明の癌発生疑い部位特定装置は、トモグラフィー演算部によって、被検査部位における「血流量相当の量」の分布を再構成し、例えば「血流量相当の量」の分布状況をマップとして画像化／可視化する。そして、癌発生疑い判断部によって、「血流量相当の量」の分布を表すマップに基づいて、「血流量相当の量」が他の部位に比べて相当程度多い部位を抽出することができ、かかる部位を癌発生疑い部位の候補として特定することもできる。
【００２４】
このように、トモグラフィー演算部５００が再構成した「血流量相当の量」の分布状況をマップとして画像化／可視化することによって、広い範囲で（深さ方向及び深さ方向の広い範囲で）「血流量相当の量」の分布状況を把握し、総合的に相対的に癌発生疑い部位の特定を行うことができる。
したがって、表皮からみて深い位置に存在する癌発生疑い部位を、一層的確に特定することができる。
【００２５】
［６］本発明の癌発生疑い部位特定装置において、前記受光素子を移動させて、前記前方散乱光を受ける箇所を複数の受光候補箇所の中から選択するようにして受光素子を配置させる受光走査手段と、前記レーザ光源及び前記受光素子に接続され、前記レーザ光源から照射される前記照射光の照射タイミングに基づいて前記受光素子からの前記電気信号を入力し、前記照射光に対応した波形と前記受光素子からの前記電気信号の波形とに基づいて拡散光トモグラフィーによる演算を行って前記被検査部位における「血流量相当の量」の分布を再構成するトモグラフィー演算部と、を更に備え、前記癌発生疑い判断部は、前記トモグラフィー演算部が再構成した前記「血流量相当の量」の分布を表すマップに基づいて癌発生疑い部位の場所を特定する、ことを特徴とする。
【００２６】
受光走査手段を動作させることにより、前方散乱光を受ける箇所を複数の受光候補箇所の中から適宜選択しながら検査を行うことができる。このため、柔軟性に富んだ癌発生疑い部位特定装置となる。その他については上記［５］と同様の効果を奏することができる。
【００２７】
［７］本発明の癌発生疑い部位特定装置において、前記レーザ光源は、前記被検査部位に面して配置されて前記照射光を前記被検査部位に投入する投光手段と、前記照射光を前記被検査部位に投入する箇所を複数の投光候補箇所の中から順次選択する投光走査手段と、を有しており、前記投光走査手段を動作させることにより、前記照射光を投入する箇所を移動させながら投光して検査を行うよう構成されるのが好ましい。
【００２８】
このような投光走査手段で照射光を投入する箇所を移動させながら投光して検査を行うことにより、単一箇所から照射光を投入して検査する場合に比べ、広い範囲で多面的／立体的に「血流量相当の量」の情報を取得することができる。広い範囲の「血流量相当の量」の分布状況を把握することができるため、総合的・相対的な見地に立って的確に癌発生疑い部位を特定することができる。
【００２９】
［８］本発明の癌発生疑い部位特定装置において、前記被検査部位として乳房の一部又は全部が適用され、前記癌発生疑い判断部は、乳癌の癌発生疑い部位を特定するものであるのが好ましい。
【００３０】
乳房はその大部分が水及び脂肪からなる軟組織であるため、比較的深くまで光が透過／散乱し易い。また、乳房は外形を変形させ易いことからレーザ光源及び受光素子の間に配置し易い。
したがって、前方散乱光を活用して深部を検査する本発明の癌発生疑い部位特定装置が行う検査対象として、乳房は好適である。本発明の癌発生疑い部位特定装置によれば乳癌の癌発生疑い部位を的確に特定することができる。
【図面の簡単な説明】
【００３１】
【図１】実施形態１に係る癌発生疑い部位特定装置１の使用例を説明するために示す図である。
【図２】実施形態１に係る癌発生疑い部位特定装置１を説明するために示す図である。
【図３】被検査部位ＩＮＰの厚みを考慮した「血流量相当の量」ＢＦの正規化を説明するために示す図である。
【図４】ミー散乱を説明するために示す図、並びに、従来の癌発生疑い部位特定装置、比較例の癌発生疑い部位特定装置及び実施形態１に係る癌発生疑い部位特定装置１の作用・効果を説明するために示す図である。
【図５】実施形態１に係る癌発生疑い部位特定装置１の使用例及び変形例（装置として構成することもできる）を説明するために示すフロー図である。
【図６】実施形態２に係る癌発生疑い部位特定装置２，２’を説明するために示す図である。
【図７】実施形態３に係る癌発生疑い部位特定装置３を説明するために示す図である。
【図８】実施形態３に係る癌発生疑い部位特定装置３の使用例及び変形例を説明するために示すフロー図である。
【図９】実施形態４に係る癌発生疑い部位特定装置４を説明するために示す図である。
【図１０】実施形態４に係る癌発生疑い部位特定装置５を説明するために示す図である。
【図１１】変形例に係る癌発生疑い部位特定装置６を説明するために示す図である。
【図１２】従来の血流量計測装置９００を説明するために示す図である。
【発明を実施するための形態】
【００３２】
以下、本発明の癌発生疑い部位特定装置について、図に示す実施の形態に基づいて説明する。なお、各図面は模式図であり、必ずしも実際の寸法を厳密に反映したものではない。
【００３３】
［実施形態１］
１．実施形態１に係る癌発生疑い部位特定装置１の使用例
実施形態１に係る癌発生疑い部位特定装置１の理解を容易にするため、癌発生疑い部位特定装置１の構成を説明する前に、当該癌発生疑い部位特定装置１がどのように適用され使用されるのか、その一例を説明する。
【００３４】
図１は、実施形態１に係る癌発生疑い部位特定装置１の使用例を説明するために示す図である。なお、図１及び図２に共通する符号の説明は図２の説明において行う。
実施形態１に係る癌発生疑い部位特定装置１は、生体の被検査部位の中から癌発生の疑いのある部位（癌発生疑い部位）を特定する癌発生疑い部位特定装置である（図１参照。）。
図１に示すように、例えば、乳癌の発生疑い部位を特定する装置として癌発生疑い部位特定装置１が構成される場合、内壁にレーザ光源１００（後述）及び受光素子２００（後述）が対向するようにして配置された検査空間６６０を設けてもよい。このような装置の使用例としては、被検査者（ヒトＨｕ）の乳房Ｂｒを検査空間６６０に挿入した上で、当該装置を作動させ、生体（この例では乳房Ｂｒ）の被検査部位ＩＮＰの中から癌発生疑い部位Ｓを特定する。
【００３５】
２．実施形態１に係る癌発生疑い部位特定装置１の構成
図２は、実施形態１に係る癌発生疑い部位特定装置１を説明するために示す図である。図２（ａ）は、癌発生疑い部位特定装置１のシステム全体を示す図である。図において矢印は生体Ｂｉ（生体組織）の内外を進行する光の一部を例示的に説明するためのものであり、矢印の方向は光の進行方向を示し、矢印の太さは光の強度を示す（以下の図面においても同様。）。図２（ｂ）は、レーザ光源１００が被検査部位ＩＮＰに照射され、前方散乱光が受光素子２００に入射する様子を模式的に示した図である。図２（ｃ）は、受光素子２００において前方散乱光を受光する段から、信号処理部３００（図示なし）によって電気信号が処理され血流量相当の量ＢＦが出力される段までの処理の流れを概念的に示した図である。
【００３６】
図２に示すように、癌発生疑い部位特定装置１は、少なくともレーザ光源１００と、受光素子２００と、信号処理部３００と、癌発生疑い判断部４００とを備える。
癌発生疑い部位特定装置１の原理を含めた概略を掻い摘んで説明すると次の通りである。
レーザ光源１００により被検査部位ＩＮＰに向けてレーザ光による照射光ＬＴを照射する。照射光ＬＴの入射により被検査部位ＩＮＰの深部において散乱された前方散乱光を、受光素子２００において捉える。受光素子２００では、受光した生体組織の血管内を移動する赤血球により散乱されたドップラーシフトを含むドップラーシフト散乱光、静止した組織（血管内を移動する成分以外の生体組織）により散乱された非ドップラーシフト散乱光、並びに、ドップラーシフト散乱光及び非ドップラーシフト散乱光の干渉により生成された干渉光に基づき電気信号を出力する。ここで出力される電気信号は光ビート信号（以下の説明では、「うなり信号」という。）であり、この点からすると受光素子２００は光ヘテロダイン検波を行うものである。信号処理部３００では、電気信号が出力する電気信号（うなり信号）の中からうなり信号強度Ｐ（ω）及びうなり信号周波数ωを処理し、うなり信号強度Ｐ（ω）及びうなり信号周波数ωの積から「血流量相当の量」ＢＦを算出処理する。癌発生疑い判断部４００では、信号処理部３００が出力した「血流量相当の量」ＢＦに基づいて、上記した癌細胞及び新生血管に関する知見を踏まえて、当該被検査部位に癌発生疑い部位が存在するか否かを判断する。
以下、各構成要素について詳細に説明を続ける。
【００３７】
（１）レーザ光源１００
ａ）照射光ＬＴの照射
レーザ光源１００は、被検査部位ＩＮＰに向けて照射光ＬＴ（周波数はω０）を照射する。レーザ光源１００は、例えばレーザダイオード等によるレーザ発振器で構成されてもよい。
レーザ光源１００が出射する照射光は、実施形態１に係る癌発生疑い部位特定装置１の作用・効果を奏するものであれば如何なる光であってもよいが、７００ｎｍ〜９００ｎｍの範囲内の波長に出力強度のピークを有する光が好ましい。
この範囲の波長は「生体の光学的窓」であり、上記した範囲内の波長に出力強度のピークを有する光は、生体のより内部の位置まで照射光が進行することとなる。このため、より深い位置の血液についての計測が可能となり、その結果より深い位置に存在する癌発生疑い部位を特定することができる。
また、７００ｎｍ〜９００ｎｍの範囲内の波長の光は近赤外光域に含まれ人の目には不可視であるため、人体に対する影響が極めて少ない計測・検査を行うことができる。
【００３８】
ｂ）レーザ光源１００の配置
レーザ光源１００は、当該癌発生疑い部位特定装置１と被検査部位ＩＮＰとが所定の関係で配置されたときに、被検査部位ＩＮＰに面するように配置される。癌発生疑い部位特定装置１が据え置き型のもの（例えば図１の様式）である場合には、検査空間６６０に挿入された被検査部位ＩＮＰの面（表皮Ｓｋによる面）がレーザ光源１００に「当接」された際、当該被検査部位ＩＮＰの面へ照射光が入射するように検査空間６６０の内壁にレーザ光源１００が配置される。また、癌発生疑い部位特定装置１が、ベルト形状やクリップ形状のセンサヘッド（レーザ光源１００の投光部及び受光素子２００の対。符号を省略。）を有する簡易血圧計の如き持ち運び容易なものである場合には、被検査部位ＩＮＰに癌発生疑い部位特定装置１が「装着」された際、装着されたセンサヘッドのレーザ光源１００から当該被検査部位ＩＮＰの面へ照射光が入射するように配置される。
【００３９】
（２）受光素子２００
受光素子２００は、受光面（図示を省略。）に入射した光を受光して、入射した光に基づく電気信号を出力する。受光素子２００は、例えばいわゆるフォトディテクタで構成されてもよい。
受光素子２００は、被検査部位ＩＮＰに照射光ＬＴを照射することによって被検査部位ＩＮＰ内に生じた前方散乱光ＦＬを受ける位置に配置される。レーザ光源１００、被検査部位ＩＮＰ及び受光素子２００の空間的な配置関係は、これらの３要素が照射光ＬＴの出射方向に沿って一直線上に並ぶように配置されるのが好ましい《図２（ａ）参照。》。しかしこれに限定されるものではない。つまり、レーザ光源１００から照射光ＬＴが出射される、照射光ＬＴが被検査部位ＩＮＰに照射される、被検査部位ＩＮＰ内の粒子に衝突した光によって前方散乱した前方散乱光ＦＬを受光素子２００が捉える、という一連の光学的関係が成立するのであれば、これらの３要素が一直線上に並ぶような配置関係を採らなくてもよい。
【００４０】
（３）ドップラーシフト散乱光、非ドップラーシフト散乱光及びそれらによる干渉光
上記関係を満たすようにして配置された受光素子２００は、ドップラーシフト散乱光、非ドップラーシフト散乱光、並びに、ドップラーシフト散乱光及び非ドップラーシフト散乱光の干渉により生成された干渉光を受光する《図２（ｂ）及び図２（ｃ）参照。》。
ドップラーシフト散乱光は、生体組織の血管Ｖｓ内を移動する赤血球Ｅｒにより散乱（前方散乱）されたドップラーシフトを含む光である《血管に関する符号は図１２（ｂ）を参照。》。
なお、血液には赤血球の他に白血球、血小板等の有形成分も含まれており、厳密にいうと、これらもドップラーシフトに寄与するものと考えられる。しかし、白血球は凡そ赤血球７００個に１個の割合で存在し、血小板は凡そ赤血球１０個に１個の割合で存在し且つその外径も赤血球に対して小さいことが知られている。したがって、白血球及び血小板の存在は赤血球の存在に比べて十分小さく無視できるものとして扱うことができるものと考えられる。よって、本発明の「ドップラーシフト散乱光」は、生体組織の血管内を移動する赤血球により散乱（前方散乱）されたドップラーシフトを含む光と定義する。
【００４１】
非ドップラーシフト散乱光は、血管Ｖｓ内を移動する成分以外の生体組織により散乱（前方散乱）された光である。ここで、非ドップラーシフト散乱光の発生に寄与する「血管Ｖｓ内を移動する成分以外の生体組織」とは、例えば血管内皮（図示を省略。）などの「静止した生体組織」を指す。なお、検査対象が生体であるため完全に静止していない場合も多いが、「血管Ｖｓ内を移動する成分以外の生体組織」の動きが、血管内を移動する成分（赤血球Ｅｒ等）の動きに対して無視できる程度に僅か（小さい）であれば癌発生疑い部位特定装置１を用いた検査を行うことができる。乳房等の軟組織を検査対象とする場合には乳房等の揺動がある程度納まっている状態にした上で検査を行うことが望ましい。
なお、本明細書において、被検査部位ＩＮＰに照射された照射光の周波数がω０のとき、ドップラーシフト散乱光の周波数をω０±Δωと表し、非ドップラーシフト散乱光の周波数をω０と表すものとする。
【００４２】
（４）受光素子２００を用いた光ヘテロダイン検波
照射光の波長が例えば８５０［ｎｍ］の場合に、その周波数は、凡そ３５０Ｔ［Ｈｚ］となる。通常の性能の受光素子２００ではこのような高い周波数の光の波に応答することができない。一方、ドップラーシフト散乱光と非ドップラーシフト散乱光（光ヘテロダイン検波の上では参照光となる。）との干渉により生成されるうなり信号の周波数Δωは、この場合、数百［Ｈｚ］〜数ｋ［Ｈｚ］程度となるため、通常の性能の受光素子２００で十分に応答することができる。
したがって、受光素子２００がドップラーシフト散乱光、非ドップラーシフト散乱光（参照光）、並びに、ドップラーシフト散乱光及び非ドップラーシフト散乱光の干渉により生成された干渉光を受光すると、出力側では直流成分の信号にうなり信号Δωの成分が重畳された波形を観測することができる。
ここでのうなり信号を、次に説明する信号処理部３００でＦＦＴ（Fast Fourier Transform：高速フーリエ変換）解析することにより「血流量相当の量」ＢＦを算出することができる。
【００４３】
（５）信号処理部３００
ａ）血液及び赤血球の関係（仮定）
一般に、液体中に粒子が含まれており粒子及び液体が一体となって移動していると仮定すると、粒子の移動速度を計測することにより、計測した粒子の移動速度をもって液体の移動速度とすることができる。ここで、赤血球を上記粒子として当てはめ、血漿を上記液体として当てはめると、血管内を移動する赤血球の移動速度を計測することにより間接的に「血液の移動速度」を把握することができる。
また、赤血球が血液中に平均的に分散している（ほぼ均一に分散している）ものと仮定すると、つまり単位体積当たりの血液中に存在する赤血球の数の割合が生体のどの血管内においてもほぼ同等であると仮定すると、赤血球の数を計測することにより間接的に「血液の量」を把握することができる。
【００４４】
ｂ）うなり信号周波数ω及びうなり信号強度Ｐ（ω）の処理
信号処理部３００は、受光素子２００が出力する電気信号の中からうなり信号強度Ｐ（ω）及びうなり信号周波数ωを処理する。具体的には、電気信号（うなり信号を含む）をＦＦＴ解析して、うなり信号のパワースペクトルを得る《図２（ｃ）参照。》。
ここで、うなり信号の周波数ωは、ドップラーシフト散乱光の周波数（ω０±Δω）と、非ドップラーシフト散乱光ω０の差の絶対値である。よって、うなり信号周波数ωは式（１）のようになる。
うなり信号周波数ω＝｜（ω０±Δω）−ω０｜＝｜Δω｜    ・・・（１）
ω０：非ドップラーシフト散乱光の周波数
ω０±Δω：ドップラーシフト散乱光の周波数
Δω：ドップラーシフトした散乱光の周波数変化量
うなり信号周波数ωは赤血球の移動速度に相関する。このため、上記ａ）の仮定を踏まえると、うなり信号周波数ωは「血液の移動速度」に相関するものとして把握することができる。
一方、うなり信号強度Ｐ（ω）は赤血球の個数に相関する。このため、上記ａ）の仮定を踏まえると、うなり信号強度Ｐ（ω）は「血液の量」に相関するものとして把握することができる。
【００４５】
ｃ）「血流量相当の量」ＢＦの算出処理
続いて信号処理部３００は、うなり信号強度Ｐ（ω）及びうなり信号周波数ωの積から「血流量相当の量」ＢＦを算出処理する。
【００４６】
上記したように、うなり信号周波数ωは「血液の移動速度」に対応し、うなり信号強度Ｐ（ω）は「血液の量」に対応することから、「血流量相当の量」ＢＦを算出するために、周波数の重みづけを行い《具体的には、うなり信号周波数ω及びうなり信号強度Ｐ（ω）の積をとる。》、適宜の周波数の範囲で積分を行う。ただし、レーザ光源１００による照射光の強度によって受光素子２００における受光強度も全体的に上下するため、上記積分を行った値を受光素子２００における全受光強度Ｉを２乗した値で除して「血流量相当の量」を規格化する。これらを勘案すると、「血流量相当の量」ＢＦは式（２）のようになる（図２も併せて参照。）。
【００４７】
2020022722.tif 000003
ω：うなり信号周波数
Ｐ（ω）：うなり信号強度
Ｉ：全受光強度
なお、式（２）によって算出される絶対値は、計測・検査を行う環境の明るさ、新生血管に至るまでの組織の状態等によってバラつくため、式（２）によって算出される値は「血流量”相当”の量」と命名し定義している。
【００４８】
信号処理部３００は、上記した処理機能を提供するものであれば、如何なる要素で構成してもよい。例えば、フィルタ回路、アンプ、アナログ／デジタル変換回路等に加え、ＤＳＰ等のプロセッサを準備し、上記処理のアルゴリズムを記述したプログラムをプロセッサに実装し、当該プログラムを実行することにより信号処理部３００を実現してもよい。
【００４９】
なお、検査対象となる生体が例えば乳房の場合には、被検査部位ＩＮＰとしての厚みが場所によって異なる。被検査部位ＩＮＰの厚みが場所によって異なるため、同じ仕様・強度の照射光ＬＴを照射したとしても、受光素子２００側で受光する光の状況（受光強度等）は場所によって異なることとなる。
【００５０】
「血流量相当の量」ＢＦを算出する際は、このような被検査部位ＩＮＰの厚み等の諸条件の違いを補正する必要がある。かかる補正は検査対象、検査条件等に応じて適宜の方法で行うことができるが、例えば、次のような方法を採用することができる。
（ａ）光路長Ｌを揃える
図２（ａ）のように、検査に支障がない程度に生体Ｂｉを若干変形させて、計測したい範囲の生体Ｂｉの厚みを均一に揃える。これにより、照射光ＬＴが被検査部位ＩＮＰに入射する位置から、前方散乱光が受光素子２００側の被検査部位ＩＮＰから出射する位置まで、の照射光ＬＴの照射方向に沿った光路長Ｌを揃える。
なお、照射光ＬＴが生体Ｂｉに入射した後は、実際には光が生体Ｂｉ内を進行する過程でランダムに散乱するため、被検査部位ＩＮＰの領域から一旦外れて再び当該領域に入ってくる光もあったりする。光路長を厳密に把握するときには、このような光の蛇行も考慮する必要がある。しかし、ここでは、照射光ＬＴが被検査部位ＩＮＰに入射する位置から、前方散乱光が受光素子２００側の被検査部位ＩＮＰから出射する位置まで、の照射光ＬＴの照射方向に沿った長さＬを便宜的に「光路長」として扱うものとする。
【００５１】
（ｂ）正規化
一般に光は媒質中を進行するにつれて吸光される。つまり光路長Ｌが長くなるにつれて受光強度が弱まることとなる。そこで、ランベルト・ベールの吸光に関する法則を踏まえ、例えば、全受光強度に関し、実際に計測された全受光強度Ｉに１０Ｌを乗じる（Ｉ・１０Ｌとする）ことにより、「血流量相当の量」ＢＦの正規化を行う。
【００５２】
参考までに、ランベルト・ベールの法則は、次の式（３）で表される。
Ａ＝−ｌｏｇ１０（Ｉ／Ｉ０）＝ｋＬ          ・・・（３）
式（３）の各符号を実施形態１に対応づけながら説明すると、Ａは吸光度、Ｉ０は被検査部位ＩＮＰへの入射強度、Ｉは被検査部位ＩＮＰからの出射光の強度、ｋは被検査部位ＩＮＰの比吸光度及び質量対容量％濃度を考慮に入れた係数、Ｌは被検査部位ＩＮＰの長さ（光路長）となる。
【００５３】
図３は、被検査部位ＩＮＰの厚みを考慮した「血流量相当の量」ＢＦの正規化を説明するために示す図である。
図３に示すように、被検査部位ＩＮＰ１の光路長をＬ１、出射光の強度をＩ１とする。同様に、被検査部位ＩＮＰ２の光路長をＬ２、出射光の強度をＩ２とする。
このとき、被検査部位ＩＮＰ１に関しては、Ｉ１・１０Ｌ１をもって式（２）のＩに代入することにより正規化した「血流量相当の量」ＢＦ１を得ることができる。被検査部位ＩＮＰ２に関しては、Ｉ２・１０Ｌ２をもって式（２）のＩに代入することにより正規化した「血流量相当の量」ＢＦ２を得ることができる。
【００５４】
なお、ランベルト・ベールの法則を踏まえた正規化を行うにあたり、計測したい範囲の生体Ｂｉは、便宜上、概ね同質の物質で構成されていると仮定して扱う。具体的には、計測したい範囲の比吸光度及び質量対容量％濃度は概ね一定であると仮定して扱うものとする。
【００５５】
またなお、図３において、面積Ｓ１又は面積Ｓ２について照射光ＬＴの照射方向に垂直な面の面積（投影面積と呼ぶことにする）に換算すると、いずれも同一のＳＡとなるように設定されているものとする。つまり、上記正規化の前提として、計測する位置に依らず照射光ＬＴの投影面積は常に同一の面積ＳＡとなるように設定されているものとする（Ｓ１は照射光ＬＴが入射する被検査部位ＩＮＰ１の表面の面積とし、Ｓ２は照射光ＬＴが入射する被検査部位ＩＮＰ２の表面の面積とする。）。
【００５６】
以下においては、上記した被検査部位ＩＮＰの厚み等の諸条件の違いを考慮に入れた補正が施されているという前提で説明を続ける。
【００５７】
（６）癌発生疑い判断部４００
癌発生疑い判断部４００は、信号処理部３００が出力する「血流量相当の量」ＢＦに基づき、当該被検査部位に癌発生疑い部位が存在するか否かを判断する。
例えば、当該被検査部位における「血流量相当の量」ＢＦが、別の被検査部位における「血流量相当の量」ＢＦよりも多い場合には、当該被検査部位ＩＮＰに新生血管Ｎが含まれているものと評価し、新生血管Ｎに囲まれた核心部に癌発生疑い部位Ｓが存在するものと判断することができる。
癌発生疑い判断についての様々な態様は、以降においても適宜触れていく。
【００５８】
以上（１）〜（６）で説明した構成要素により実施形態１に係る癌発生疑い部位特定装置１を構成することができる。
【００５９】
（７）第１記憶部６１０
なお、実施形態１に係る癌発生疑い部位特定装置１は、正常な生体組織で構成された第１被検査部位を検査して信号処理部３００が算出した第１の「血流量相当の量」ＢＦ１を記憶する第１記憶部６１０を更に備えていてもよい《図２（ａ）参照。》。
第１記憶部６１０の活用方法については後述する。
【００６０】
３．実施形態１に係る癌発生疑い部位特定装置１の作用・効果
図４（ａ）及び図４（ｂ）は従来の癌発生疑い部位特定装置及び比較例の癌発生疑い部位特定装置における計測の様子を示す図である。図４（ｄ）は実施形態１における計測の様子を示す図である。図４（ｃ）はミー散乱の様子を模式的に示す図である。図４（ｃ）において、θは粒子の位置を原点とする散乱角度を示し、ＩＴは散乱角度に応じた散乱光の強度を示している。なお、図４において、図１、図２及び図１２と共通する構成については同一の文言／符号を付しその説明は省略する。以降の図においても、前出の図と共通する構成については同一の文言／符号を付し、その説明は前出の図面の説明を援用する。
【００６１】
（１）生体の深部についての検査
従来の癌発生疑い部位特定装置及び比較例の癌発生疑い部位特定装置では、後方散乱光ＢＬを活用した装置である。このため、図４（ａ）に示すように表皮Ｓｋからみて比較的浅い位置（深さＤ１）の血液（赤血球Ｅｒ）についての計測はできるものの、図４（ｂ）に示すように計測可能限度を超えた深い位置（深さＤ２）の血液（赤血球Ｅｒ）についての計測はできない。後方散乱光ＢＬが受光素子９２０まで到達しないからである。したがって、従来の癌発生疑い部位特定装置及び比較例の癌発生疑い部位特定装置では、計測可能限度を超えた深い位置に存在する癌発生疑い部位を特定することはできない。
【００６２】
ところで、一般に入射した光が粒子に衝突してミー散乱する場合、前方散乱光の強度は後方散乱光の強度よりも格段に大きいことが知られている《図４（ｃ）参照。》。換言すると、前方散乱光の場合には光が衝突した粒子から比較的遠い位置にまで散乱光が届くという性質を有する。
このため、深部の生体組織（例えば赤血球Ｅｒ）に照射光が衝突して発生した前方散乱光は、当該深部の生体組織からみて比較的遠い位置にまで到達することができる。
【００６３】
実施形態１に係る癌発生疑い部位特定装置１は、レーザ光源１００から被検査部位ＩＮＰに向けて照射光ＬＴを照射しつつ、受光素子２００では、生体組織の血管内を移動する赤血球により散乱されたドップラーシフトを含むドップラーシフト散乱光ω０＋Δω、血管内を移動する成分以外の生体組織により散乱された非ドップラーシフト散乱光ω０、並びに、ドップラーシフト散乱光及び非ドップラーシフト散乱光の干渉により生成された干渉光を受光し、これらの光に基づきうなり信号を含む電気信号として出力するよう構成されている。
その上で、信号処理部３００で、受光素子２００が出力する電気信号の中からうなり信号強度Ｐ（ω）及びうなり信号周波数ωを処理し、うなり信号強度Ｐ（ω）及びうなり信号周波数ωの積から「血流量相当の量」ＢＦを算出処理する。その後、癌発生疑い判断部４００で、信号処理部３００が出力する「血流量相当の量」ＢＦに基づき当該被検査部位に癌発生疑い部位が存在するか否かを判断するよう構成されている。
上記構成に加えて、実施形態１に係る癌発生疑い部位特定装置１においては、レーザ光源１００が被検査部位ＩＮＰに面するように配置され、受光素子２００が被検査部位ＩＮＰに照射光ＬＴを照射することによって生じた前方散乱光ＦＬを受ける位置に配置されている（図２参照。）。
【００６４】
このため、上記した前方散乱光の性質（光が衝突した赤血球等から比較的遠い位置にまで散乱光が届く前方散乱光の性質）により、受光素子２００は表皮Ｓｋからみて比較的深い位置の血液に関係した散乱光（生体の深部における様子・振る舞いに関する情報が重畳された光）を受光することができ、うなり信号を計測することが可能となる。その結果、深部における「血流量相当の量」の算出が可能となる。
例えば、図４（ｂ）に示すように、従来の癌発生疑い部位特定装置及び比較例の癌発生疑い部位特定装置では計測できなかった深部《表皮Ｓｋからみて比較的深い位置（深さＤ２）》の血液についての計測が、図４（ｄ）に示すように、実施形態１に係る癌発生疑い部位特定装置１では可能となる。その結果、深部における「血流量相当の量」の算出が可能となる。
したがって、本発明の癌発生疑い部位特定装置によれば、従来に比べ、表皮Ｓｋからみて深い位置に存在する癌発生疑い部位についても評価することができ、これを特定することができる。
【００６５】
なお、レーザ光源１００〜照射したい赤血球Ｅｒ間の間隔は、レーザ光源１００の出力を調整して照射光ＬＴの強度を調整することにより、適宜設定することができる。また、照射した赤血球Ｅｒ〜受光素子２００間の間隔についても上記したように前方散乱光ＦＬの強度は後方散乱光ＢＬに比べて格段に大きいため、限度の範囲内において、適宜設定することができる。
【００６６】
（２）相対的な比較による癌発生疑い判断
図５は、実施形態１に係る癌発生疑い部位特定装置１の使用例及び変形例（装置として構成することもできる）を説明するために示すフロー図である。
【００６７】
実施形態１に係る癌発生疑い部位特定装置１の使用方法として、レーザ光源１００が照射光ＬＴを照射する位置、及び／又は、受光素子２００が受光する位置を、生体Ｂｉ（例えば乳房Ｂｒ）に対し相対的にずらしながら、複数箇所に渡って計測をすることもできる。このとき、互いに異なる位置関係で計測で取得したそれぞれの「血流量相当の量」ＢＦを検査を行う者が控えておき、それぞれの「血流量相当の量」ＢＦを相対的に比較することによって、癌発生疑いを判断することも可能である。
【００６８】
例えば、図５に示すようなフローで癌発生疑いの判断を行うこともできる。
まず、正常な生体組織（予め正常であると判明している第２被検査部位と近隣または類似の組織）で構成された第１被検査部位を検査して信号処理部３００が算出した第１の「血流量相当の量」ＢＦ１を控えておく（ステップＳ１０）。
次いで、第１被検査部位とは異なる部位である第２被検査部位を検査して信号処理部３００が算出した第２の「血流量相当の量」ＢＦ２を取得する（ステップＳ２０）。
そして、第２の「血流量相当の量」ＢＦ２が第１の「血流量相当の量」ＢＦ１よりも多い場合に、第２被検査部位に癌発生疑い部位が存在する可能性が高いと判断する（ステップＳ３０）。
【００６９】
上記した癌発生疑い判断を、装置として構成して自動化することも可能である。
すなわち、正常な生体組織で構成された第１被検査部位を検査して信号処理部３００が算出した第１の「血流量相当の量」ＢＦ１を記憶する第１記憶部６１０を癌発生疑い部位特定装置１に具備させる《図２（ａ）参照。》。その上で、癌発生疑い判断部４００は、第１記憶部６１０に記憶された第１の「血流量相当の量」ＢＦ１と、第１被検査部位とは異なる部位である第２被検査部位を検査して信号処理部３００が算出した第２の「血流量相当の量」ＢＦ２と、を比較し、第２の「血流量相当の量」ＢＦ２が第１の「血流量相当の量」ＢＦ１よりも多い場合に、第２被検査部位に癌発生疑い部位が存在する可能性が高いと判断するように構成することもできる。
【００７０】
このような癌発生疑い判断部４００により、正常な生体組織の「血流量相当の量」に対し「血流量相当の量」が相対的に多い部位を容易に抽出することができる。そして、正常な生体組織の「血流量相当の量」に対し「血流量相当の量」が多い部位（当該第２被検査部位）に癌発生疑い部位が存在する可能性が高いと判断することができる。そうすれば、当該第２被検査部位について更なる精密検査に付することもできる。
【００７１】
また、第２の「血流量相当の量」ＢＦ２が第１の「血流量相当の量」ＢＦ１よりもどの程度の倍率で多いかについて管理して、癌発生疑い部位が存在する可能性の程度を判定することもできる。
すなわち、第２の「血流量相当の量」ＢＦ２が、第１の「血流量相当の量」ＢＦ１のｍ倍（ｍは閾値係数で１以上の実数。）より大きい場合に、第２被検査部位に癌発生疑い部位が存在する可能性が高いと判断することができる。ｍの値は、上記説明の例では１としたが、検査条件（人体のどの部位を被検査部位とするのか、癌の進行度合い、計測する部位の表皮からの深さ等）に応じて適宜に設定することができる。
【００７２】
また、癌発生疑い判断部４００は、第２の「血流量相当の量」ＢＦ２が、第１の「血流量相当の量」ＢＦ１に対してどの程度の倍率で多いかに応じて、癌発生疑い部位が存在する確率・程度を段階的に区分して判断することも可能である。例えば、上記した倍率が高ければ高いほど、癌発生疑い部位が存在する確率・程度が高いものとして判定することもできる。
【００７３】
（３）乳癌の発見
実施形態１に係る癌発生疑い部位特定装置１において、被検査部位ＩＮＰとして乳房Ｂｒの一部又は全部が適用され、癌発生疑い判断部４００は、乳癌の癌発生疑い部位を特定するものであるのが好ましい（図１及び２参照。）。
乳房はその大部分が水及び脂肪からなる軟組織であるため、比較的深くまで光が透過／散乱し易い。また、乳房は外形を変形させ易いことからレーザ光源１００及び受光素子２００の間に配置し易い。
したがって、前方散乱光ＦＬを活用して深部を検査する癌発生疑い部位特定装置１が行う検査対象として、乳房は好適である。このような癌発生疑い部位特定装置１によれば乳癌の癌発生疑い部位Ｓを的確に特定することができる。
【００７４】
［実施形態２］  
図６は、実施形態２に係る癌発生疑い部位特定装置２，２’を説明するために示す図である。図６（ａ）は実施形態２に係る癌発生疑い部位特定装置２を示し、図６（ｂ）は実施形態２に係る別の癌発生疑い部位特定装置２’を示す。
【００７５】
１．実施形態２に係る癌発生疑い部位特定装置２，２’の構成
実施形態２に係る癌発生疑い部位特定装置２，２’は、基本的には実施形態１に係る癌発生疑い部位特定装置１と同様の構成を有するが、レーザ光源１００において投光走査手段１２０を有する点において実施形態１に係る癌発生疑い部位特定装置１とは異なる。
すなわち、実施形態２に係る癌発生疑い部位特定装置２，２’では、図６に示すように、レーザ光源１００は、被検査部位ＩＮＰに面して配置されて照射光ＬＴを被検査部位ＩＮＰに投入する投光手段１１０と、照射光ＬＴを被検査部位ＩＮＰに投入する箇所を複数の投光候補箇所Ｐｃ（図ではＰ１〜Ｐ７）の中から順次選択する投光走査手段１２０と、を有している。そして、投光走査手段１２０を動作させることにより、照射光ＬＴを投入する箇所を移動させながら投光して検査を行うよう構成されている。
【００７６】
図６（ａ）に示された癌発生疑い部位特定装置２では、投光手段１１０の配置位置変更手段（投光走査手段１２０）によって、投光手段１１０が投光候補箇所Ｐｃ（Ｐ１〜Ｐ７）に沿って移動するように構成されている。これにより、複数の投光候補箇所Ｐｃのうちの１箇所に一時停止しては照射光ＬＴを照射して検査し、次いで、別の箇所に移動して照射光ＬＴを照射して検査をすることを繰り返すことができる。
なお、上記構成に加えて、投光手段１１０及び受光素子２００が結合部６５０によって結合するように構成し、投光手段１１０及び受光素子２００が一体となって連動するようにして移動するよう構成してもよい。これにより、投光する箇所が移動するのに対応して、受光する箇所も移動させることができる。
【００７７】
図６（ｂ）に示された別の癌発生疑い部位特定装置２’では、レーザ光源１００は、レーザ発振器１３０と、コモン端子１２１がライトガイド、光ファイバー等によってレーザ発振器１３０に接続された光路セレクタ１５０（投光走査手段１２０）と、光路セレクタ１５０の複数の被選択端子１２２がそれぞれ接続された複数の投光手段１１０と、によって構成されている。
光路セレクタ１５０のノッチ１２３が意図する被選択端子１２２に切り替えられて光路が接続されることにより、照射光ＬＴが投入される箇所（Ｐ１〜Ｐ７）が適宜移動するようになっている。
なお、上記構成に加えて、複数の受光素子２００を配設し、受光素子２００側においても上記レーザ光源１００と同様に別の光路セレクタ１５２を設け、別の光路セレクタ１５２をレーザ光源１００における光路セレクタ１５０と連動させるように構成してもよい。これにより、投光する箇所が移動するのに対応して、受光する箇所も移動させることができる。
【００７８】
またなお、図６（ａ）及び図６（ｂ）では、同一断面上の投光候補箇所Ｐ１〜Ｐ７に沿って照射光ＬＴが投入される箇所が移動するように描かれている。しかしこれに限定されるものではない。例えば、生体の表皮からなる面に沿って（照射光ＬＴの照射方向と交差する面に沿って）投光候補箇所が設定され、生体の表皮からなる面に沿って適宜投光される箇所が走査されてもよい。また、照射光ＬＴの照射方向に垂直な平面（図の右方向をｘ方向とし、紙面奥行方向をｙ方向とすると、ｘｙ平面。）に投光候補箇所が設定されて、当該ｘｙ平面に沿って適宜投光される箇所が走査されてもよい。
【００７９】
２．実施形態２に係る癌発生疑い部位特定装置２，２’の作用・効果
（１）癌発生疑い部位特定装置２，２’によれば、投光走査手段１２０を動作させて照射光ＬＴを投入する箇所を移動させながら投光して検査を行うことによって、単一箇所から照射光ＬＴを投入して検査する場合に比べ、広い範囲で多面的／立体的に「血流量相当の量」ＢＦの情報を取得することができる。このため、総合的・相対的な見地に立って的確に癌発生疑い部位を特定することができる。
【００８０】
（２）また、癌発生疑い部位特定装置２，２’によれば、生体Ｂｉの検査を掛けたい部位（例えば乳房Ｂｒ全体）が当該装置に一旦配置（当接、装着等）されたならば、その後は、検査を掛けたい部位と当該装置との配置関係を変更することなく、投光走査手段１２０を動作させることにより広い範囲の検査を遂行することができる。
【００８１】
前記の［実施形態１］の「２．実施形態１に係る癌発生疑い部位特定装置１の作用・効果（２）相対的な比較による癌発生疑い判断」の章では、計測を行う部位（被検査部位ＩＮＰ）の位置を適宜変えながら「血流量相当の量」ＢＦをそれぞれ把握し、場所の相違によって「血流量相当の量」ＢＦがどのように差異があるのかを分析する（相対的な比較）によって癌発生疑い判断を行うことができることを説明した。
実施形態２に係る癌発生疑い部位特定装置２，２’によれば、検査を掛けたい部位と当該装置との配置関係を変更することなく、投光走査手段１２０を動作させることで、上記した相対的な比較による検査を容易に行うことができる。
【００８２】
なお、実施形態２に係る癌発生疑い部位特定装置２，２’は、レーザ光源１００において投光走査手段１２０を有する点以外の構成においては、実施形態１に係る癌発生疑い部位特定装置１と同様の構成を有する。そのため、実施形態１に係る癌発生疑い部位特定装置１が有する効果のうち該当する効果を同様に有する。
【００８３】
［実施形態３］  
図７は、実施形態３に係る癌発生疑い部位特定装置３を説明するために示す図である。図において、矢印は圧力印加手段６２０によって発生する力の一部を模式的に例として示したものであり、矢印の方向は力が加わる方向を示している。図８は、実施形態３に係る癌発生疑い部位特定装置３の使用例及び変形例（装置として構成することもできる）を説明するために示すフロー図である。
【００８４】
１．実施形態３に係る癌発生疑い部位特定装置３の構成
実施形態３に係る癌発生疑い部位特定装置３は、基本的には実施形態１及び２に係る癌発生疑い部位特定装置１，２，２’と同様の構成を有するが、圧力印加手段６２０を備えた点において実施形態１及び２に係る癌発生疑い部位特定装置１，２，２’とは異なる。
すなわち、実施形態３に係る癌発生疑い部位特定装置３は、図７に示すように、被検査部位に所与の圧力を印加する圧力印加手段６２０を更に備えている。
【００８５】
圧力印加手段６２０は、例えば図７に示すように、検査空間６６０に収容される被検査部位ＩＮＰを含む生体Ｂｉに対して凡そ均等に圧力が印加されるように、検査空間６６０の内壁によって生体Ｂｉを押すような機構により構成してもよい。
圧力印加手段６２０には、圧力の大きさを適宜変更する圧力制御手段６２２が接続されている。
また、シーケンス制御部６３０は、圧力制御手段６２２に接続され、圧力の掛け方（圧力を印加するタイミング、圧力の大きさ、印加時間に対する圧力の大きさの変化を表すプロファイル等）を適宜変更し制御する。また、シーケンス制御部６３０は、レーザ光源１００に接続され、レーザ光の照射の仕方（照射光の選択、照射出力の大きさ、照射タイミング等）を適宜制御するとともに、信号処理部３００及び癌発生疑い判断部４００に接続され、電気信号の取り込みタイミング、癌発生疑い判断の指示等の制御を行う。
【００８６】
２．実施形態３に係る癌発生疑い部位特定装置３の作用・効果
実施形態３に係る癌発生疑い部位特定装置３の作用・効果を説明する前に、前提条件に触れておく。上記したように、新生血管が圧迫されると屈曲している部分を中心に管の内側が狭くなり、新生血管の中を通過する赤血球の流れが滞るものと発明者らは考察している。よって、新生血管は、圧迫されると正常な毛細血管等に比べ血液の流れの滞りが生じやすいことが想定される。
【００８７】
（１）Ｓ／Ｎ比の向上
実施形態３に係る癌発生疑い部位特定装置３は、被検査部位ＩＮＰに所与の圧力を印加する圧力印加手段６２０を更に備えている。
このため、圧力印加手段６２０によって被検査部位ＩＮＰに所与の圧力が印加されたとき、もし仮に被検査部位ＩＮＰに新生血管Ｎが存在する場合（図７参照。）、新生血管Ｎにおいては赤血球の流れが滞り、「血流量相当の量」ＢＦも急激に減少することとなる。
癌発生疑い判断部４００は、圧力印加によって「血流量相当の量」ＢＦが急激に減少した部位には新生血管Ｎが分布しているものとして評価することができ、当該部位を癌発生疑い部位の有力候補としてマークすることができる。
【００８８】
このような圧力印加をレーザ光による計測と並行して行うことにより、圧力印加なしで計測する場合に比べ新生血管Ｎが分布している部位を一層明確に焙り出すことができる。いわばＳ／Ｎ比（信号／ノイズ比）を上げることができる。ここでの信号とは、注目している部位が新生血管であるか／否か（新生血管が含まれているか／否か）という区分の情報（信号）であり、ノイズとは、新生血管であるか／否かという区分を妨げる諸ノイズをいう。
実施形態３に係る癌発生疑い部位特定装置３は、上記のようにして新生血管Ｎが分布している部位を一層明確に焙り出すことができるため、ひいては、より的確に癌発生疑い部位Ｓを特定することができる。
【００８９】
なお、上記見地からすると、印加する圧力の大きさは、好ましくは、新生血管の中を通過しようとする赤血球の流れは滞るが正常の毛細血管の中を通過しようとする赤血球の流れは阻害されない程度の圧力がよい。例えば、被計測領域に２０ｍｍＨｇ程度の圧が印加される圧力であってもよい。
また、圧力印加を行う時間は、新生血管の中を通過しようとする赤血球の大多数が、新生血管で停滞をする状態になるまでの時間であることが好ましい。圧力印加を行う最適な時間は、検査を行う部位が生体のどの部位であるか、印加する圧力の大きさ等に依存するが、例えば、乳房であれば約２０秒〜３０秒の範囲内で設定してもよい。
【００９０】
（２）圧力印加状態及び圧力開放状態でのそれぞれの計測結果による対比
実施形態３に係る癌発生疑い部位特定装置３の発展的応用として、圧力印加状態及び圧力開放状態でそれぞれの「血流量相当の量」を計測し、それぞれの計測結果としての「血流量相当の量」を対比することにより、癌発生疑いの判断／癌発生疑い部位の特定を行うことも可能である。
【００９１】
例えば、図８に示すようなフローで癌発生疑いの判断／癌発生疑い部位の特定を行うこともできる。
まず、圧力印加手段６２０をオンとし被検査部位ＩＮＰに圧力を印加してから所定時間経過した状態（第１の状態）で、被検査部位ＩＮＰを検査して信号処理部３００が出力した第１の「血流量相当の量」ＢＦ１を控えておく（ステップＳ１１０）。
次いで、圧力印加手段６２０をオフとし被検査部位ＩＮＰの圧力印加を解除してから所定時間経過した状態（第２の状態）で、被検査部位ＩＮＰを検査して信号処理部３００が算出した第２の「血流量相当の量」ＢＦ２を取得する（ステップＳ１２０）。
そして、第２の「血流量相当の量」ＢＦ２が第１の「血流量相当の量」ＢＦ１よりも多い（図８で示した係数ｍが１のとき）場合には、被検査部位ＩＮＰ内に新生血管Ｎが存在する可能性が高く、よって被検査部位ＩＮＰ内に癌発生疑い部位Ｓが存在する可能性が高いと判断することができる（ステップＳ１３０）。
なお、ここでは先に圧力印加状態にて計測をし（ステップＳ１１０）、その後に圧力開放状態にて計測をしたが（ステップＳ１２０）、この逆の順番で検査を行ってもよい。
【００９２】
上記した癌発生疑い判断を、次のように装置として構成して自動化することも可能である。
第１記憶部６１０を癌発生疑い部位特定装置３に具備させる《（図２（ａ）と同様。図７では図示を省略。》。
シーケンス制御部６３０及び圧力制御手段６２２と信号処理部３００及び癌発生疑い判断部４００とを連動させて次のような動作を実現する。（ａ）圧力印加手段６２０をオンとし被検査部位ＩＮＰに圧力を印加してから所定時間経過した状態（第１の状態）で、被検査部位ＩＮＰを検査して信号処理部３００が出力した第１の「血流量相当の量」ＢＦ１を第１記憶部６１０に記憶させる。（ｂ）次いで、圧力印加手段６２０をオフとし被検査部位ＩＮＰの圧力印加を解除してから所定時間経過した状態（第２の状態）で、被検査部位ＩＮＰを検査して信号処理部３００が算出した第２の「血流量相当の量」ＢＦ２を取得する。（ｃ）そして、第２の「血流量相当の量」ＢＦ２が第１の「血流量相当の量」ＢＦ１よりも多い（ここでは、図８で示した係数ｍが１のときを指す。）場合には、被検査部位ＩＮＰ内に新生血管Ｎが存在する可能性が高く、よって被検査部位ＩＮＰ内に癌発生疑い部位Ｓが存在する可能性が高いと判断することができる。
なお、ここでは先に圧力印加状態にて計測をし、その後に圧力開放状態にて計測をするよう装置を構成したが、この逆の順番で検査を行うように構成してもよい。
【００９３】
被検査部位ＩＮＰの総てが正常な生体組織である場合には、適切なパラメータ（適切な圧力の大きさ、圧力印加時間等）で圧力印加を行ったとき、第１の「血流量相当の量」ＢＦ１と第２の「血流量相当の量」ＢＦ２との間では有意な差は生じない。一方で、被検査部位ＩＮＰに新生血管Ｎが含まれている場合には、第１の「血流量相当の量」ＢＦ１と第２の「血流量相当の量」ＢＦ２とでは有意な差が生じることとなる。
したがって、上記のように、圧力印加状態及び圧力開放状態でそれぞれの「血流量相当の量」を計測し、それぞれの計測結果としての「血流量相当の量」を対比することにより、新生血管Ｎが分布している部位を一層明確に焙り出すことができる（Ｓ／Ｎ比を一層上げることができる）。ひいては、一層的確に癌発生疑い部位Ｓを特定することができる。
実施形態３に係る癌発生疑い部位特定装置３は、圧力印加状態及び圧力開放状態における「血流量相当の量」の対比する（差異を評価する）ことによって新生血管Ｎが分布している部位をより一層明確に焙り出すものである。このため、「血流量」の絶対値を高精度に計測するということを特段追求する必要がなく、経済的にも有利な癌発生疑い部位特定装置となる。
【００９４】
なお、ｍの値は、上記説明の例では１としたが、検査条件（人体のどの部位を被検査部位とするのか、癌の進行度合い、計測する部位の表皮からの深さ等）に応じて適宜に設定することができる。
さらに、第１の「血流量相当の量」ＢＦ１に対する第２の「血流量相当の量」ＢＦ２の倍率に応じて、癌発生疑い部位が存在する確率・程度を判断することも可能である。例えば、上記した倍率が高ければ高いほど、癌発生疑い部位が存在する確率・程度が高いものとして判定する装置として構成することもできる。
【００９５】
なお、実施形態３に係る癌発生疑い部位特定装置３は、圧力印加手段６２０を備えた点以外の構成においては、実施形態１及び２に係る癌発生疑い部位特定装置１，２，２と同様の構成を有する。そのため、実施形態１及び２に係る癌発生疑い部位特定装置１，２，２’が有する効果のうち該当する効果を同様に有する。
【００９６】
［実施形態４］  
図９は、実施形態４に係る癌発生疑い部位特定装置４を説明するために示す図である。
図１０は、実施形態４に係る癌発生疑い部位特定装置５を説明するために示す図である。
【００９７】
１．実施形態４に係る癌発生疑い部位特定装置４，５の構成
実施形態４に係る癌発生疑い部位特定装置４，５は、基本的には実施形態１、２及び３に係る癌発生疑い部位特定装置１，２，２’，３と同様の構成を有するが、トモグラフィー演算部５００を備えた点において実施形態１、２及び３に係る癌発生疑い部位特定装置１，２，２’，３とは異なる。
すなわち、実施形態４に係る癌発生疑い部位特定装置４，５は、受光素子２００を複数備え、更にトモグラフィー演算部５００を備えており、癌発生疑い判断部４００は、トモグラフィー演算部５００が再構成した「血流量相当の量」の分布を表すマップに基づいて癌発生疑い部位の場所を特定するように構成されている（図９及び図１０参照。）。
【００９８】
（１）拡散光トモグラフィー
拡散光トモグラフィーは、主に近赤外光を用いて生体組織の断層画像を得る技術である。拡散光トモグラフィーの実現に当たっては、大きく分けてデータ計測部及び画像再構成アルゴリズムが必要とされている（非特許文献３参照。以下、ａ）ｂ）においても同様。）。
【００９９】
ａ）一般に、拡散光トモグラフィーにおけるデータ計測部では、対象とする生体表面のある１点に光を入射し、生体内で散乱・吸収を受けながら伝播して再度生体表面に現れた光を多くの点で同時に検出する。入射点を変えながら同様の計測を行い、多くのデータを収集する。
図９に示すように、実施形態４に係る癌発生疑い部位特定装置４においては、上記した生体表面への光の入射の機能を、被検査部位ＩＮＰに面して配置されて照射光ＬＴを被検査部位ＩＮＰに投入する投光手段１１０（図では複数個）と、照射光ＬＴを被検査部位ＩＮＰに投入する箇所を複数の投光候補箇所Ｐｃの中から順次選択する投光走査手段１２０と、を有するレーザ光源１００によって構成している（この構成は、実施形態２に係る癌発生疑い部位特定装置２，２’を援用することができる。）。
一方、上記した再度生体表面に現れた光を多くの点で同時に検出する機能は、複数の受光素子２００、及び所定の変換回路（Ａ／Ｄ、信号処理部３００等）によって構成している。
【０１００】
ｂ）また一般に、拡散光トモグラフィーおける画像再構成アルゴリズムでは、生体の光学特性値分布を仮定して生体内の光伝播モデルを数値的に解く（順問題）。その結果を計測データと比較して一致すれば仮定した光学特性値分布が正しいとして画像が再構成されたと考える。一致しなければ光学特性値分布を仮定し直して再び順問題を解き、一致するまでこの操作を繰り返す（逆問題）。
実施形態４に係る癌発生疑い部位特定装置４においては、この機能をトモグラフィー演算部５００によって構成している。トモグラフィー演算部５００（後述）は、信号処理部３００を内包してもよい。
トモグラフィー演算部５００は、レーザ光源１００からの照射光ＬＴの照射タイミングに基づいて複数の受光素子２００からの電気信号を入力し、照射光ＬＴに対応した波形と複数の受光素子２００からの電気信号の波形とに基づいて拡散光トモグラフィーによる演算を行って被検査部位における「血流量相当の量」の分布を再構成する。
トモグラフィー演算部５００は、適宜のプロセッサ及び当該プロセッサに実装されたソフトウエアによって構成することができる。しかし、これに限定されるものではない。例えば、遠隔にあるコンピュータによって上記した演算を行うように構成してもよい。
トモグラフィー演算部５００において、「血流量相当の量」の分布を表すマップのデータであるマップデータＭＤを生成してもよい（図９参照。）。
【０１０１】
なお、トモグラフィー演算部５００は、基本的に、１回の照射光ＬＴの投入に伴って複数の受光素子２００による電気信号を同時並行的に入力するよう構成する。しかしこれに限定されるものではない。例えば、照射光ＬＴの投入に伴って一部の受光素子２００による電気信号を入力させる。そして、被検査部位の位置関係等の状態が変わらないうちに、再度同様の照射光ＬＴを投入し、今度は別の受光素子２００による電気信号を入力させるというように、別々のタイミングで電気信号の入力を行うものとして構成してもよい。
【０１０２】
（２）癌発生疑い判断
癌発生疑い判断部４００では、トモグラフィー演算部５００が再構成した「血流量相当の量」の分布を表すマップに基づいて癌発生疑い部位の場所を特定する。
例えば、「血流量相当の量」が他の部位に比べて相当程度多い部位を抽出し、当該部位を癌発生疑い部位の候補として特定することができる。
また、例えば、１つの被検査部位ＩＮＰの領域内全体を見渡したときに、「血流量相当の量」ＢＦのバラつきが少なく概ね均一になっている場合には、当該被検査部位ＩＮＰには正常な生体組織で構成されていると判断し、「血流量相当の量」ＢＦのバラつきが大きい場合には、当該被検査部位ＩＮＰには癌発生疑い部位Ｃが存在する可能性が高いと判断することもできる。
【０１０３】
（３）可視化
また、マップデータＭＤに基づいて画像化を行い、トモグラフィー演算部５００に接続された表示手段６４０において「血流量相当の量」の分布を表すマップを表示するよう構成してもよい（「血流量相当の量」の分布状況の可視化）。
ここでの「血流量相当の量」の分布（マップ）は、換言すると、「血流量相当の量」ＢＦの観点での生体Ｂｉ（被検査部位ＩＮＰを含む）の断面画像ともいえる。
【０１０４】
（４）圧力印加
上記した構成に加え、実施形態３に係る癌発生疑い部位特定装置３を援用しながら圧力印加手段６２０を導入して、癌発生疑い部位特定装置を構成することもできる。
実施形態４に係る癌発生疑い部位特定装置５は、例えば図１０に示すような圧力印加手段６２０を更に具備する。これを用いて、圧力印加状態及び圧力開放状態でそれぞれの「血流量相当の量」の分布を把握してマップ化し、それぞれの状態のマップを相互で対比することによって、癌発生疑い部位の特定を行うよう構成することもできる。
【０１０５】
２．実施形態４に係る癌発生疑い部位特定装置４，５の作用・効果
上記のように、トモグラフィー演算部５００が再構成した「血流量相当の量」の分布状況をマップとして画像化／可視化することによって、広い範囲で（深さ方向及び深さ方向の広い範囲で）「血流量相当の量」の分布状況を把握し、総合的に相対的に癌発生疑い部位の特定を行うことができる。
したがって、表皮からみて深い位置に存在する癌発生疑い部位を、一層的確に特定することができる。
【０１０６】
なお、実施形態４に係る癌発生疑い部位特定装置４，５は、トモグラフィー演算部５００を備えた点以外の構成においては、実施形態１、２及び３に係る癌発生疑い部位特定装置１，２，２，３と同様の構成を有する。そのため、実施形態１、２及び３に係る癌発生疑い部位特定装置１，２，２’，３が有する効果のうち該当する効果を同様に有する。
【０１０７】
［変形例］
以上、本発明を上記の実施形態に基づいて説明したが、本発明は上記の実施形態に限定されるものではない。その趣旨を逸脱しない範囲において実施することが可能であり、例えば、次のような変形も可能である。
【０１０８】
（１）上記実施形態において記載した構成要素の数、材質、形状、位置、大きさなどは例示であり、本発明の効果を損なわない範囲において変更することが可能である。
【０１０９】
（２）各実施形態に対応する図において、レーザ光源１００を上側に配置し、受光素子２００を下側に配置した図を示した。しかしながら、本発明はこれに限定されるものではない。レーザ光源１００を図の下側に配置し、受光素子２００を図の上側に配置してもよい。
また、レーザ光源１００における照射光の投入を上側からも下側からもできるようし、これに対応して配置された受光素子２００が都度動作するように構成してもよい。双方向からの照射光の投入によって検査することができるため、癌発生疑い部位の発見・特定の精度を上げることができ、癌発生疑い部位の見落としを低減することができる。
【０１１０】
（３）実施形態２の癌発生疑い部位特定装置２では、投光手段１１０が移動することによって走査を行う投光走査手段１２０を構成している《図６（ａ）参照。》。また、癌発生疑い部位特定装置２’では、光路セレクタ１５０によって走査を行う投光走査手段１２０を構成している《図６（ｂ）参照。》。しかしながら、本発明はこれに限定されるものではない。例えば、レーザ光源１００の生体Ｂｉに対する位置は固定としながら、レーザ光源１００の姿勢を変化させるように構成してもよい（首振り機構）。レーザ光源１００の首振りにより、照射光ＬＴの投入方向が変更され。照射される部位が逐次走査されていくことが可能となる。
【０１１１】
また、上記首振り機構については、レーザ光源１００が移動する形式の投光走査手段１２０《図６（ａ）参照。》の投光手段１１０に付加してもよい。投光手段１１０の位置変更及び姿勢変更を相互に組み合わせることにより、より多面的な検査が可能となる。
さらに、上記首振り機構については、光路セレクタ１５０によって走査を行う投光走査手段１２０における投光手段１１０《図６（ｂ）参照。》に付加してもよい。照射される位置の変更及び照射される方向の変更を相互に組み合わせることにより、より多面的な検査が可能となる。
【０１１２】
（４）実施形態４の癌発生疑い部位特定装置４では、受光素子２００を複数備えており、トモグラフィー演算部５００は、複数の受光素子２００による電気信号を同時並行的に入力するよう構成した。しかしながら、本発明はこれに限定されるものではない。例えば、受光素子２００を移動させて、前記前方散乱光を受ける箇所を複数の受光候補箇所Ｐｒの中から選択するようにして受光素子２００を配置させる受光走査手段２２０を更に備えていてもよい（図１１参照。図１１は変形例に係る癌発生疑い部位特定装置６を説明するために示す図である。）。
このような受光走査手段２２０を動作させることにより、受光素子２００は、複数の箇所で前記前方散乱光を受光することができ、トモグラフィー演算に必要な複数箇所の電気信号を取得することができる。前記前方散乱光を受ける箇所を複数の受光候補箇所Ｐｒの中から適宜選択しながら検査を行うことができるため、柔軟性に富んだ癌発生疑い部位特定装置６となる。
なお、「前記前方散乱光」とは、被検査部位ＩＮＰに照射光ＬＴを照射することによって生じた前方散乱光を指す。
【０１１３】
（５）各実施形態では、癌発生疑い部位として、主にヒトの乳癌を想定しながら説明を行った。しかしながら、本発明はこれに限定されるものではない。本発明の癌発生疑い部位特定装置は、乳癌以外の癌の発見・特定に対しても適用することができる。また、ヒト以外の動物（生体）に対しても適用することができる。
【符号の説明】
【０１１４】
１，２，２’，３，４，５，６…癌発生疑い部位特定装置、１００，９１０…レーザ光源、１１０…投光手段、１２０…投光走査手段、１２１…コモン端子、１２２…被選択端子、１２３…ノッチ、１３０…レーザ発振器、１５０…光路セレクタ、１５２…（別の）光路セレクタ、２００，９２０…受光素子、２２０…受光走査手段、３００，９３０…信号処理部、４００…癌発生疑い判断部、５００…トモグラフィー演算部、６１０…第１記憶部、６２０…圧力印加手段、６２２…圧力制御手段、６３０…シーケンス制御部、６４０…表示手段、６５０…結合部、６６０…検査空間、９００…血流量計測装置、ＢＦ…「血流量相当の量」、ＢＬ…後方散乱光、Ｂｉ…生体、Ｂｒ…乳房、Ｅｒ…赤血球、ＦＬ…前方散乱光、Ｈｕ…ヒト、ＩＮＰ…被検査部位、ＬＴ…照射光、ＭＤ…マップデータ、Ｎ…新生血管、Ｐｃ…投光候補箇所、Ｓ…癌発生疑い部位、Ｓｋ…表皮、Ｖｓ…血管
【図１】
2020022722.tif 000004
【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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