(57)【要約】【課題】  被検体の吸収特性の分布を高解像度に測定することが可能な生体情報処理装置及び生体情報処理方法を提供する。【解決手段】  本発明の生体情報処理装置は、生体に光を照射するための光源１と、生体の局所領域に対して超音波を照射するための超音波送信部としてのトランスデューサ５と、局所領域において超音波によって光源からの光が変調を受けた変調光を検出するための光検出部８と、光源からの光を受けて局所領域から発生した音響波を検出するための音響波検出部としてのトランスデューサ５と、を有する。そして、光検出部８の出力である変調信号から算出した局所領域での光強度に基づいて、音響波検出部５からの出力である音響信号から局所領域の吸収特性を算出することを特徴とする。【選択図】  図１
2010088498.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
生体情報処理装置であって、
生体に光を照射するための光源と、
前記生体の局所領域に対して超音波を照射するための超音波送信部と、
前記局所領域において前記超音波によって前記光源からの光が変調を受けた変調光を検出するための光検出部と、
前記光源からの光を受けて前記局所領域から発生した音響波を検出するための音響波検出部と、
前記光検出部の出力である変調信号から算出した前記局所領域での光強度に基づいて、前記音響波検出部からの出力である音響信号から前記局所領域の吸収特性を算出する演算部と、
を有することを特徴とする生体情報処理装置。
【請求項２】
前記超音波送信部と前記音響波検出部とは、一つの弾性波トランスデューサで兼ねられてい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。
【請求項３】
前記光源から照射された光が前記生体の中で前記局所領域まで伝播する入射光伝播領域と、前記変調光が前記生体の中で前記局所領域から前記光検出部まで伝播する検出光伝播領域とが、重複するように入射光ファイバと検出光ファイバとを配置することを特徴とする請求項１又は２に記載の生体情報処理装置。
【請求項４】
前記入射光伝播領域と前記検出光伝播領域とが同一とみなせるように、前記入射光ファイバと前記検出光ファイバとを配置し、
前記演算部は、入射光伝播領域と検出光伝播領域が同一であることから得られる関係式を用いて、前記局所領域での光強度を算出することを特徴とする請求項３に記載の生体情報処理装置。
【請求項５】
生体情報処理方法であって、
生体の局所領域に対して光を照射すると共に超音波を照射したときに、該局所領域において前記超音波によって変調を受けた変調光を検出する工程と、
生体に光を照射したときに前記局所領域から発生した音響波を検出する工程と、
前記変調光から得た変調信号から算出した前記局所領域での光強度に基づいて、前記音響波から得た音響信号から前記局所領域の吸収特性を算出する工程と、
を有することを特徴とする生体情報処理方法。
【請求項６】
照射された光が前記生体の中で前記局所領域まで伝播する入射光伝播領域と、前記生体の中で前記局所領域から伝播する前記変調光を検出するときの検出光伝播領域とが、重複するように光の入射及び検出を行うことを特徴とする請求項５に記載の生体情報処理方法。
【請求項７】
前記入射光伝播領域と前記検出光伝播領域とが同一とみなせるように、前記光の入射及び検出を行い、
前記入射光伝播領域と前記検出光伝播領域が同一であることから得られる関係式を用いて、前記局所領域での光強度を算出することを特徴とする請求項６に記載の生体情報処理方法。
【請求項８】
前記音響波を検出する工程において、前記生体の内部の任意の前記局所領域において前記音響波を検出し、
前記生体の内部において前記音響信号が所定の閾値よりも高いコントラストで得られる領域を特定する工程を有し、
特定された前記領域に対して前記局所領域を設定し、前記変調光を検出することを特徴とする請求項５に記載の生体情報処理方法。
【請求項９】
前記変調光を検出する工程において、前記生体の内部の複数の位置から変調光を検出して、前記生体の内部の光減衰係数の空間分布を算出する工程、
前記空間分布を用いて前記局所領域での光強度を算出する工程、を有する請求項５に記載の生体情報処理方法。
【請求項１０】
前記生体に超音波を照射して得た超音波エコーに基づいて前記生体の内部を複数の領域に分割する工程をさらに有し、
前記領域ごとに算出した前記光減衰係数の空間分布を用いて、前記局所領域での光強度を算出することを特徴とする請求項９に記載の生体情報処理方法。
【請求項１１】
前記局所領域に対して得られた前記吸収特性を、前記局所領域の位置座標と対応づけることによって、前記生体の内部の吸収特性に関する三次元断層像を形成することを特徴とする請求項５ないし１０のいずれかに記載の生体情報処理方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、生体情報処理装置及び生体情報処理方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
レーザーなどの光源から生体に光を照射し、入射した光に基づいて得られる生体内の情報を画像化する光イメージング装置の研究が医療分野で積極的に進められている。
【０００３】
この光イメージングの一つとして、光音響イメージングと呼ばれているＰＡＴ（Ｐｈｏｔｏ  Ａｃｏｕｓｔｉｃ  Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）という技術がある。光音響イメージングは、光に比べて生体内での散乱が少ない超音波の特性を利用して、生体内の光学特性値分布を高解像度に求める手法である（特許文献１、非特許文献１参照）。
【０００４】
この方法では、光源から発生したパルス光を生体に照射し、生体内で伝播・拡散したパルス光のエネルギーを吸収した生体組織から発生した音響波を検出する。すなわち、腫瘍などの被検部位とそれ以外の組織との光エネルギーの吸収率の差を利用し、被検部位が照射された光エネルギーを吸収して瞬間的に膨張する際に発生する弾性波をトランスデューサで受信する。この検出信号を解析処理することにより、生体内の光学特性分布、特に、光エネルギー吸収密度分布を得ることができる。
【０００５】
一方、ＰＡＴ以外の光イメージングとして、拡散光イメージングと呼ばれているＤＯＴ（Ｄｉｆｆｕｓｅ  Ｏｐｔｉｃａｌ  Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）という技術がある。拡散光イメージングは、光源から生体に光を照射して、生体内を伝播・拡散した微弱光を高感度な光検出器により検知し、その検知信号から生体内の光学特性値分布をイメージングする技術である。
【０００６】
また、光と超音波を利用するイメージング技術として、音響光学トモグラフィ（ＡＯＴ：Ａｃｏｕｓｔｏ−Ｏｐｔｉｃａｌ  Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）という技術がある。音響光学トモグラフィは、生体組織内部に光を照射すると共に局所領域に集束した超音波を照射し、超音波によって光が変調される効果（音響光学効果）を利用し、変調光を光検出器で検出する（特許文献２）。ＡＯＴやＰＡＴは光と超音波が相互作用した局所的な領域の信号を検出するために、ＤＯＴよりも解像度が高いことが知られている。
【特許文献１】米国特許第５８４００２３号明細書
【特許文献２】米国特許第６９５７０９６号明細書
【非特許文献１】Ｍ，Ｘｕ，Ｌ．Ｖ．Ｗａｎｇ“Ｐｈｏｔｏａｃｏｕｓｔｉｃ  ｉｍａｇｉｎｇ  ｉｎ  ｂｉｏｍｅｄｉｃｉｎｅ”，Ｒｅｖｉｅｗ  ｏｆ  ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ  ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ，７７，０４１１０１（２００６）
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００７】
ＰＡＴは、局所的な被検部位で吸収されて発生する音響波を測定することで、局所的な光の吸収情報を得ることができる。被検部位で発生する音響波の圧力ｐは、光照射点から被検部位までの距離ｚを用いて、下の（１）式のように表される。
Ｐ（ｚ）＝Γμａ（ｚ）Φ（ｚ）    ・・・（１）
ここで、
Γ：グリュナイゼン係数（熱−音響変換効率）
μａ（ｚ）：距離ｚにおける位置での吸収係数
Φ（ｚ）：距離ｚにおける位置での光強度
である。弾性特性値であるグリュナイゼン（Ｇｒｕｎｅｓｅｎ）係数Γは、体積膨張係数βと音速ｃの二乗の積を比熱Ｃｐで割ったものである。
【０００８】
Γは生体組織が決まればほぼ一定の値をとることが知られているので、音響波の大きさである音圧Ｐの変化を時分割で測定することによりμａとΦの積、すなわち、光エネルギー吸収密度分布Ｈを得ることができる（非特許文献１参照）。
【０００９】
ここで、測定値である音圧Ｐに基づいて生体内の吸収係数μａ（ｚ）の分布を精度良く画像化するためには、被検部位ｚの位置における光強度Φ（ｚ）を精度よく見積もる必要があることが（１）式よりわかる。
【００１０】
光強度Φ（ｚ）を推測する手法として、非特許文献１では、生体内部の平均的な光の減衰係数μｅｆｆ（ｒ）を用い、ランベルトベール則や拡散理論を使って光強度Φ（ｚ）を求めている。そして、この光強度Φ（ｚ）を用いて、音圧Ｐ（ｚ）からμａ（ｚ）を得ることが記載されている。ここで減衰係数μｅｆｆ（ｒ）は下記の（２）式で表される。
【００１１】
【数１】
2010088498.tif 000003
【００１２】
ここで、μ’ｓは等価散乱係数である。しかし、被検体が光学的に均質な場合においては（２）式を適用できるが、不均質な場合については正しく光強度Φ（ｚ）を推定することができない。例えば、被検体に光を照射して、被検体から放射される拡散光を測定することで、減衰係数μｅｆｆ（ｒ）を見積もることができる。しかし減衰係数μｅｆｆ（ｒ）は、被検体の表面付近の光学特性の影響が大きく、表面よりも比較的深い被検部位に到達する光強度は、その途中の不均質な光学特性の影響を受けるため、μｅｆｆ（ｒ）を用いて見積もった光強度から大きくずれてきてしまう。光強度Φ（ｚ）を精度よく推定できないと、同被検部位の吸収係数μａ（ｚ）を高精度に求めることはできない。
【００１３】
本発明の目的は、局所的な被検部位における光強度を精度良く推定することによって、ＰＡＴの光音響信号から高精度に吸収係数を推定することができる生体情報処理装置及び生体情報処理方法を提供することである。
【課題を解決するための手段】
【００１４】
上記課題に鑑み、本発明の生体情報処理装置は、生体に光を照射するための光源と、前記生体の局所領域に対して超音波を照射するための超音波送信部と、前記局所領域において前記超音波によって前記光源からの光が変調を受けた変調光を検出するための光検出部と、前記光源からの光を受けて前記局所領域から発生した音響波を検出するための音響波検出部と、
前記光検出部の出力である変調信号から算出した前記局所領域での光強度に基づいて、前記音響波検出部からの出力である音響信号から前記局所領域の吸収特性を算出する演算部と、を有することを特徴とする。
【００１５】
また、上記課題に鑑み、本発明の生体情報処理方法は、生体の局所領域に対して光を照射すると共に超音波を照射したときに、該局所領域において前記超音波によって変調を受けた変調光を検出する工程と、生体に光を照射したときに前記局所領域から発生した音響波を検出する工程と、
前記変調光から得た変調信号から算出した前記局所領域での光強度に基づいて、前記音響波から得た音響信号から前記局所領域の吸収特性を算出する工程と、を有することを特徴とする。
【発明の効果】
【００１６】
本発明の生体情報処理装置及び生体情報処理方法によれば、ＡＯＴの手法を用いて局所的な被検部位における光強度を精度良く推定することによって、ＰＡＴの光音響信号から高精度に吸収係数を推定することができる。その結果、生体内の吸収係数分布を高解像度で画像化することが可能となる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１７】
以下、図面を参照しつつ本発明をより詳細に説明する。なお、同一の構成要素には原則として同一の参照番号を付して、説明を省略する。
【００１８】
本発明の生体情報処理装置は、音響光学トモグラフィ（ＡＯＴ）から算出した局所領域での光強度に基づいて、光音響イメージング（ＰＡＴ）で得た音響信号から上記局所領域での吸収特性を算出することを特徴とする。
【００１９】
光音響イメージングは、上記の式（１）から分かるように、音圧（Ｐ）変化の計測から生体内の吸収係数（μａ）分布を求めるためには、生体（吸収体）に照射された光量の分布（Φ）を何らかの方法で求める必要がある。
【００２０】
しかし、複雑な生体内の場合、吸収体に照射された光量の推定が難しく、一般的な音響波の音圧測定だけでは、光エネルギー吸収密度分布（μａ・Φ）しか画像化することができない。すなわち、音響波のみの測定から、吸収体に照射される光量の分布（Φ）を算出し、生体内の吸収係数分布（μａ）を正確に分離・画像化することは困難である。この結果、ＰＡＴだけでは、正確な吸収係数（μａ）の分布を求めることができず、生体組織の構成物質特定や濃度測定を行うことができない。
【００２１】
そこで、ＡＯＴにより得た光量データ（Φ）を用いて、ＰＡＴから吸収係数を求めることができる。詳細は後述するが、ＰＡＴでは直接測定することのできなかった光量（Φ）の分布をより高精度に決定することができる。そのため、ＡＯＴで求めた光量（Φ）と、ＰＡＴで求めた光エネルギー吸収密度分布（μａ・Φ）を利用すれば、吸収係数分布を定量的かつ、高解像度に求めることができる。このように、ＡＯＴとＰＡＴを融合して用いることで、吸収係数分布の定量性及び解像度を上げることができる。
【００２２】
（実施形態１）
本発明の実施形態１における生体情報処理装置及び生体情報処理方法について説明する。図１は、本実施形態の生体情報処理装置の構成例を示す模式図である。
【００２３】
本実施形態の生体情報処理装置は、ＡＯＴとＰＡＴの両方によって生体である被検体７の組織内部の情報を測定可能な測定部１９と、測定部１９から得られた各種信号を処理するための演算部である信号処理装置９から構成される。また、信号処理の結果得られた生体内部の情報を画像化した画像を表示する表示装置１４を有しても良い。
【００２４】
測定部１９は、以下の構成を有する。生体である被検体７に光を照射するための光源１、被検体７の局所領域（超音波集束領域６）に対して超音波を照射するための超音波送信部である超音波トランスデューサ５、超音波集束領域６において超音波によって光源１からの光が変調を受けた変調光を検出するための光検出部である光検出器８、が主な構成である。ここで、超音波トランスデューサ５は、光源１からの光を受けて局所領域から発生した音響波を検出するための音響波検出部としても機能する。すなわち、一つの弾性波トランスデューサによって、ＡＯＴにおける集束超音波の送信と、ＰＡＴにおける音響波の受信が兼ねられている。また、正弦波などの信号を発生する信号発生器１５と、入射光ファイバ２、検出光ファイバ３と、被検体固定板４と、を有する。
【００２５】
光源１は、ＡＯＴ測定においてもＰＡＴ測定においても使用される。また、超音波トランスデューサ５は、ＡＯＴ測定において超音波を送信し、ＰＡＴ測定において音響波を受信する。光検出器８は、ＡＯＴ測定において変調光を検出する。
【００２６】
演算部である信号処理装置９においては、ＡＯＴ測定における光検出器８の出力である変調信号から算出した超音波集束領域６での光強度に基づいて、ＰＡＴ測定における超音波トランスデューサ５からの出力である音響信号から該局所領域での吸収特性が算出される。
【００２７】
被検体７は、乳房などの生体組織であり、吸収散乱体である。被検体７は、被検体固定板４で２方向から軽く抑えて固定された状態にある。被検体固定板４は、光学的に透明であり、被検体７と音響インピーダンスが比較的近いもので構成されている。
【００２８】
光源１はコヒーレンス長が長く（例えば、１ｍ以上）、強度が一定の連続光（ＣＷ光：Ｃｏｎｔｉｎｕｏｕｓ  Ｗａｖｅ光）と数ｎｓのパルス光のいずれかを内部で切り替えられることが好ましい。光源１は、生体組織を構成する水、脂肪、タンパク質、酸化ヘモグロビン、還元ヘモグロビン、などの吸収スペクトルに応じた複数の波長を選択することができる。一例としては、生体内部組織の主成分である水の吸収が小さいため光が良く透過し、脂肪、酸化ヘモグロビン、還元ヘモグロビンのスペクトルに特徴がある６００乃至１５００ｎｍ範囲が適当である。具体的な光源１の例としては、異なる波長を発生する半導体レーザー、波長可変レーザーなどで構成するとよい。なお、本明細書において「光源」は、ＰＡＴ測定で照射するパルス光、ＡＯＴ測定で照射するＣＷ光を、それぞれ発する２つの光源であっても良い。勿論、パルス光とＣＷ光を発生できる１つの光源であっても良い。光源としてはレーザーが好ましいが、レーザー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。レーザーとしては、固体レーザー、ガスレーザー、色素レーザー、半導体レーザーなど様々なレーザーを使用することができる。
【００２９】
光ファイバ２は、光源１から発生した光を被検体７に導く。光ファイバ２の前段に光源１からの光を光ファイバ２の端部に効率良く導光する集光光学系を設けてもよい。被検体７内部に入射した光は、吸収と散乱を繰り返しながら被検体内部を伝播する。
【００３０】
［ＡＯＴ測定］
まず、ＡＯＴ測定について説明する。超音波トランスデューサ５は、被検体７の内部の任意の位置（超音波集束領域６）に集束超音波を送信する。例えば超音波の周波数の範囲は、およそ１から数１０ＭＨｚの範囲である。照射する超音波強度は、生体に照射可能な安全基準以下の強度の範囲内で調節される。
【００３１】
超音波トランスデューサ５は、例えば、リニアアレイ探触子から構成される。アレイ探触子を用いた電子フォーカスによって被検体７の内部の任意の位置に超音波集束領域６を生成する。あるいは、円形凹面超音波振動子や音響レンズを用いたものを機械的に走査して超音波集束領域６を任意の位置に配置してもよい。弾性波トランスデューサとしては、圧電現象を用いたトランスデューサ、光の共振を用いたトランスデューサ、容量の変化を用いたトランスデューサなどを用いることができる。
【００３２】
超音波集束領域（プローブ領域）６では、超音波トランスデューサ５で設定された超音波の周波数と振幅に応じた音場が生成される。この領域内部では、音圧による媒質の密度変化が生じ、媒質の屈折率変化や散乱体の変位が生じる。この領域に光源１から照射された光が入射すると、媒質の屈折率変化や散乱体の変位により、光の位相が超音波の周波数で変調される。ここでは、この現象を音響光学効果と呼ぶことにする。本明細書において「変調光」とは、局所領域に集束された超音波によって引き起こされる音響光学効果によって変調された光を意味する。
【００３３】
超音波照射領域６において音響光学効果により変調された変調光と、超音波照射領域６において変調を受けなかった非変調光及び、超音波照射領域６以外を通過した非変調光を光ファイバ３を経由して光検出器８で検出する。光検出器８には、ＰＭＴ（Ｐｈｏｔｏｍｕｌｔｉｐｌｉｅｒ  Ｔｕｂｅ）やＡＰＤ（Ａｖａｌａｎｃｈｅ  Ｐｈｏｔｏｄｉｏｄｅ）のような単一検出器を用いることが好ましい。ＣＣＤ、ＣＭＯＳなどのマルチセンサを用いてもよい。
【００３４】
信号処理装置９は、光検出器８や超音波トランスデューサ５からの信号解析や、被検体７内部の吸収特性などについて関連する情報を解析し、画像化する処理を行い、信号抽出部１０、演算処理部１１、画像生成部１２及びメモリ１３を有する。
【００３５】
変調光測定において、信号抽出部１０はフィルタとして機能し、変調光と非変調光を分離する。信号抽出部１０には、特定周波数の信号を選択的に検出するバンドパスフィルタ、特定周波数の光を増幅して検出するロックインアンプが適用可能である。光検出器８から得られる信号に対して、信号抽出部１０で変調光の光強度を得る。
【００３６】
本明細書において「変調信号」とは、超音波によって変調された変調光が、光検出器８による光電効果によって変換された電気信号をいう。電気信号は、好ましくは交流成分の電気信号である。
【００３７】
［ＰＡＴ測定］
次に、ＰＡＴ測定について説明する。光源１から数ｎｓパルスの光を被検体７に照射し、プローブ領域６において吸収された光エネルギーが局所的な温度上昇を引き起こして、体積膨張する際に発生する音響波を検出する。ＡＯＴ測定時と同じプローブ領域６からの音響波を測定するために、ＡＯＴで送信として使用した電子フォーカス設定を、受信用として使用する。円形凹面超音波振動子や音響レンズを用いて機械的に走査する場合は、ＡＯＴと同じ幾何配置にしておけばよい。プローブ領域６から得られる光音響信号の強度を信号抽出部１０で測定する。
【００３８】
本明細書において「音響波」とは、プローブ領域６から光音響効果によって発生した弾性波いう。また、「音響信号」とは、プローブ領域６から発生した弾性波を、超音波トランスデューサ５を用いて電気信号に変換し、得られる電気信号をいう。
【００３９】
［他の装置構成］
入射光ファイバ２と検出光ファイバ３は同期して、被検体固定板４の表面を２次元的に走査できる機構をもつ。また、入射光ファイバ２と検出光ファイバ３の位置に応じて、超音波トランスデューサ５を制御してプローブ領域６を設定する。プローブ領域６を被検体７に対して走査して、ＡＯＴ測定とＰＡＴ測定をそれぞれ行い、被検体７の空間的な測定分布を得る。また、被検体７内部の分光特性を取得するために、光源１の波長を切り替えて上記測定を行うこともできる。
【００４０】
演算処理部１１では、ＡＯＴ測定における変調信号とＰＡＴ測定における光音響信号とを利用して、後述する信号処理を実施する。或いは、複数波長によって得られた分光特性から、被検体７内部の構成要素の濃度及び成分比率を算出する。また、算出されたこれら分光特性に関するデータは全て、プローブ領域６の位置座標のデータと対応させて、被検体７内部の分光特性の分布データを作成する。
【００４１】
画像生成部１２は、演算処理部１１で作成した被検体７内部の分光特性の分布データから被検体７の三次元断層像（画像）を形成する。
【００４２】
メモリ１３は、信号抽出部１０で得られたＡＯＴ測定及びＰＡＴ測定の信号値や、演算処理部１１が生成したデータや画像生成部１２が生成した分光特性の画像などを記録する。メモリ１３は、光ディスク、磁気ディスク、半導体メモリ、ハードディスク、などのデータ記録装置を用いることができる。
【００４３】
表示装置１４は、信号処理装置９で生成した画像を表示し、液晶ディスプレイ、ＣＲＴ、有機ＥＬ、などの表示デバイスを用いることができる。
【００４４】
［生体情報処理方法］
以下に、演算処理部１１で実施される、ＡＯＴ測定における変調信号を利用して、ＰＡＴ測定における光音響信号からプローブ領域６の吸収特性を得る演算処理手法を示す。
【００４５】
図２に示すようなＡＯＴの測定条件において、特許文献２に記載されているように、被検体７内部の位置ｒｐにあるプローブ領域６で変調作用を受けて検出される変調光の光強度ＩＡＣ（ｒｐ）は、以下の（３）式によって表すことができる。
ＩＡＣ（ｒｐ）＝Ｓ０Ψ（ｒｓ，ｒｐ）ηΨ（ｒｐ，ｒｄ）      ・・・（３）
ここで、Ψ（ｒｓ，ｒｐ）は被検体７における光入射位置ｒｓからプローブ領域６の位置ｒｐまでの光強度の伝達関数を、Ψ（ｒｐ，ｒｄ）はｒｐから光検出位置ｒｄまでの光強度の伝達関数を表す。また、Ｓ０は被検体７に入射する光強度、ηはプローブ領域６において光が変調作用を受ける効率を表す。被検体７内部の光強度の伝達関数Ψは、光拡散方程式や輸送方程式、モンテカルロシミュレーションなどでモデル化することができる。
【００４６】
ここで、本明細書において、入射光ファイバ２から照射された光が被検体内でプローブ領域６に至るまでに光が散乱して伝播する経路を入射光伝播領域と呼ぶ。また、プローブ領域６で変調を受けた光が検出光ファイバ３に至るまでに光が散乱して伝播する経路を検出光伝播領域と呼ぶ。
【００４７】
図３に示すように、入射光ファイバ２と検出光ファイバ３の位置を近づけて配置すると
【００４８】
【数２】
2010088498.tif 000004
【００４９】
、（３）式は（４）式のように書ける。
ＩＡＣ（ｒｐ）＝Ｓ０Ψ（ｒＳ，ｒｐ）２η      ・・・（４）
ここで、図４に示すように、光入射位置ｒｓからプローブ領域６の位置ｒｐまでの光の伝播経路分布１８とプローブ領域６から光検出位置ｒｄまでの光の伝播経路分布１８はほぼ同じとなる。つまり、光源１から照射される光による入射光伝播領域と、検出器８により変調光を検出するときの検出光伝播領域とが重複し、同一とみなせるため、同じ伝播経路分布を往復して変調信号ＩＡＣとして検出される。このため、前者の伝達関数Ψ（ｒＳ，ｒｐ）と後者の伝達関数Ψ（ｒｐ，ｒｄ）は等しくなり（Ψ（ｒＳ，ｒｐ）＝Ψ（ｒｐ，ｒＳ））、また、伝達関数Ψ（ｒ）は可逆であるので（４）式が得られる。
【００５０】
従って、（４）式より光入射位置ｒＳからプローブ領域ｒｐまでの光伝達関数Ψは、
【００５１】
【数３】
2010088498.tif 000005
【００５２】
となる。この伝達関数は、光照射位置ｒｓから局所的なプローブ領域６に至るまでの、被検体内部の光学特性を反映したものとなる。
【００５３】
このように、入射光経路と検出光経路が同一であることから得られる関係式（４）を用いて、局所領域での変調光の光強度ＩＡＣ（ｒｐ）を算出することが好ましい。入射光経路と検出光経路が同一と見なせない場合は、ＡＯＴの測定による変調信号は、入射光経路だけでなく検出光経路にある被検体内部の光学特性を反映したものになる。一方、ＰＡＴの測定で得られる光音響信号からプローブ領域６の吸収特性を得るには、入射光経路を伝播したときの光の減衰率、つまり、入射した光が入射光経路にある被検体内部の光学特性の影響を受けた結果プローブ領域６に到達する光の強度が必要になる。このとき、後述するように、入射光経路と検出光経路とは同一と見なせる条件では、測定したいある１点のプローブ領域６に対して１回のＡＯＴの測定を実施すればよい。しかし、両者が同一と見なせない場合は、プローブ領域６に対して複数回のＡＯＴ測定を行って、入射光経路における被検体内部の光学特性分布を推定し、プローブ領域６での光強度を算出する必要がある。前者は後者よりもＡＯＴの測定回数が少ないために効率的であり、且つ、後者における光学分布の推定による誤差の影響も受けないために高精度である。
【００５４】
一方、ＰＡＴの測定において、ＡＯＴの測定と同じプローブ領域６からの光音響信号を検出する場合を考える。ＰＡＴ測定時における光入射強度をＳ’０とすれば、プローブ領域６での光強度Φ（ｒｐ）は（５）式を用いて、以下のように書ける。
Φ（ｒｐ）＝Ｓ’０Ψ（ｒＳ，ｒｐ）      ・・・（６）
（１）式と（５）式、（６）式を用いれば、発生する音響波の音圧Ｐ（ｒｐ）は（７）式のように表すことができる。
【００５５】
【数４】
2010088498.tif 000006
【００５６】
これより、プローブ領域６における吸収係数μａ（ｒｐ）は以下の式になる。
【００５７】
【数５】
2010088498.tif 000007
【００５８】
ＡＯＴ測定において照射する超音波の音圧や周波数が一定であれば、変調効率ηはプローブ領域６の屈折率、吸収係数、散乱係数、散乱の異方性パラメータなどに依存する。しかし、一般的な生体軟組織においては、プローブ領域が十分小さい（〜ｍｍ）ときは変調効率ηの変化は小さくほぼ一定と見なせる。ＡＯＴ測定やＰＡＴ測定において、それぞれ常に一定の光強度を生体に入射し、さらに、グリュナイゼン係数Γも位置に寄らずほぼ一定とすれば、（８）式から下記のような関係式が得られる。
【００５９】
【数６】
2010088498.tif 000008
【００６０】
（９）式より、ＡＯＴ測定とＰＡＴ測定において、同じプローブ領域６に対して、変調光強度信号ＩＡＣ（ｒｐ）と光音響波Ｐ（ｒｐ）を測定することによって、プローブ領域ｒｐの吸収特性μａ（ｒｐ）を得ることができる。
【００６１】
プローブ領域ｒｐを３次元領域でスキャンして測定することによって、被検体７の吸収係数の相対的な内部分布を可視化することができる。（９）式で定数とした各パラメータをキャリブレーションによって予め求めておけば、吸収係数を算出することもできる。
【００６２】
ＰＡＴの光音響信号から吸収係数μａを求めるためには、光音響波の発生位置における光強度を推定する必要がある。これをＡＯＴ測定から得られた変調信号を利用して行うことが本発明の特徴である。本実施形態においては、入射光ファイバ２と検出光ファイバ３の位置をプローブ領域６に対してほぼ同じ位置と見なせるような配置に設定して、ＡＯＴの測定を行うことが好ましい。この場合、プローブ領域６の位置に応じた光伝達関数を、ＡＯＴ測定の変調信号から得ることができる。ＡＯＴ測定とＰＡＴ測定は同じプローブ領域の配置で測定を行うので、ＰＡＴの測定条件に合わせた光強度を、（６）式のようにして推定することができる。
【００６３】
このように、ＰＡＴ測定から得られる光音響信号に対して、（１）式を用いて局所領域の吸収係数を算出する際に、ＡＯＴ測定から得られる変調信号を利用して、（６）式のようにして光強度を算出し、最終的には（９）式のような形で吸収係数を算出することができる。
【００６４】
前述した従来の平均的な光の減衰係数を利用して光強度を推定する手法は、理想的な均質媒質に対してのみ精度良く適用できる。しかし、本発明の解析方法では、被検体７内部が均質でも不均質でも適用可能である。不均質な場合でも、その不均質媒質を往復した変調光信号ＩＡＣが得られ、ＩＡＣを利用して不均質さを反映した伝達関数Ψを求め、これを利用して光強度を推定するからである。すなわち、媒質の不均質さが考慮された吸収係数を求めていることになるのである。
【００６５】
図５に、本実施形態の生体情報処理方法を実施する場合の測定フローの一例を示す。Ｓ１００でプローブ領域６を設定する。次のステップからＡＯＴの測定を行う。Ｓ１０１でＣＷ光を照射し、プローブ領域６にパルス超音波を照射する。Ｓ１０２において、プローブ領域６で変調された光を、光検出器８で検出し、信号処理装置９における信号抽出部１０によって、超音波の周波数で変調された光信号のみを選択的に抽出し、変調光信号ＩＡＣ測定する。測定した変調信号はメモリ１３に保存される。ＡＯＴ測定が終了するとＳ１０３でＣＷ光、パルス超音波のスイッチをオフにする。
【００６６】
次にＰＡＴの測定を行う。Ｓ１０４でパルス光を照射する。Ｓ１０５で、プローブ領域６で発生する光音響信号を超音波トランスデューサ５で検出する。このとき超音波の受信の設定は、ＡＯＴ測定で設定したプローブ領域６と同じ位置に設定されている。信号抽出部１０において、プローブ領域６の音響波を測定し、光音響信号をメモリ１３に格納する。ＰＡＴ測定が終了するとＳ１０６でパルス光のスイッチをオフにする。
【００６７】
Ｓ１０７において、メモリ１３からＡＯＴの変調信号とＰＡＴの光音響信号を読み出し、（９）式を用いてプローブ領域６の吸収係数μａ（ｒｐ）を算出する。
【００６８】
プローブ領域６を被検体７内部でスキャンしてＳ１００からＳ１０７のフローを実施することで、被検体７の吸収分布を得る。被検体７内部の全領域をスキャンすれば、被検体７内部の全領域の吸収分布が得られる。画像生成部１２で、各プローブ領域６の位置座標に対応させて吸収係数をマッピングすることで、吸収係数の三次元的な空間分布が得られ、これを画像化して表示装置１４で表示する。
【００６９】
また、光源１の波長を任意に複数用いて前述のフローを実行し、被検体７の構成要素、例えば、酸化ヘモグロビン・還元ヘモグロビン・水・脂肪・コラーゲンなどの成分比率や、酸素飽和指数などの代謝情報を演算処理部１１で求めることもできる。これらの機能情報を上述したのと同様にプローブ領域６の位置座標と対応させてマッピングする。この情報から画像生成部１２で三次元断層像を形成し、表示装置１４で表示することができる。
【００７０】
ここで、図５ではＡＯＴの測定を行ってからＰＡＴの測定を行っているが、順序を反対にして、ＰＡＴの測定を行ってからＡＯＴの測定を行ってもよい。
【００７１】
［装置構成の変形例］
図６〜８は、図１の測定部１９について光ファイバを用いない他の構成例を示す模式図である。測定部１９以外の信号処理装置９などは図１と同じ構成とする。
【００７２】
図６の例において、光源１からのビームは、ビームスプリッタ２０で反射して、照明／検出光学系２１を経て、被検体７に対して比較的大きな面積で光を照射する。このとき、ＡＯＴ測定における検出光は、照明時と同じ光学系２１を通して光を集光し、ビームスプリッタ２０を透過して光検出器８で信号光を検出する。光照射と光検出を同じ光学系を用いて開口面積を同一にすることで、図３と同じような幾何条件を設定することができる。
【００７３】
或いは、被検体７に対してプローブ領域６が十分深く、拡散近似が成り立つ領域においては、図７のような構成でもよい。入射側と検出側で同じ光学系を用い、被検体７に対する開口部分を同じ領域に設定している。少し斜めから被検体７に入射した光は、被検体内部で散乱を繰り返すうちに等方的に拡散し、後方散乱光も等方的に拡散して被検体７から射出する光を検出する。このような構成でも、光照射領域と光検出領域をほぼ同じ領域とすることができる。
【００７４】
或いは、基本的には図６と同じ構成だが、図８のように被検体７に対して、測定プローブ１６を接触させて測定する構成でもよい。測定プローブ１６の中に光検出器８や超音波トランスデューサ５及びビームスプリッタ２０、光学系２１が収められている。また、測定プローブ１６と被検体７の間には、音響インピーダンスをマッチングさせるマッチング媒質が満たされている。図８においても、光照射領域と光検出領域をほぼ同じ領域とすることができる。
【００７５】
ここで、ＡＯＴの測定手法は、ＰＭＴなどの単一検出器を用いた検出手法やＣＣＤなどのマルチセンサを用いたパラレル検出、或いはフォトリフラクティブ素子を用いたホログラム検出やスペクトルホールバーニングを用いた検出などいずれであってもよい。
【００７６】
（実施形態２）
本発明の実施形態２における生体情報処理方法について説明する。本実施形態の装置構成は実施形態１と同様である。本実施形態における測定フローを図９に示す。まずＳ２００において、入射光ファイバ２を被検体固定板４の表面に対して２次元的に走査しながらＰＡＴ測定を行い、被検体７の全領域でＰＡＴの測定値を得る。このとき、複数の波長で測定を行い、分光情報も取得することが好ましい。
【００７７】
Ｓ２０１で、例えば非特許文献１などに開示されている公知の手法を用いて、Ｓ２０１で得られた信号を利用して画像再構成を行い、被検体７の内部における音圧の分布を得る。このとき、超音波が媒質を伝播する際の減衰や、測定部１９や信号処理部９によるシステム誤差を除去し、パルス光照射時の発生音圧分布を再現する情報が得られている。
【００７８】
得られた再構成画像に対して、Ｓ２０２で周囲よりも局所的にコントラストの高い領域を抽出する。このとき、予め閾値を設定しておく。全測定領域について、バックグランドの平均的な信号値よりも対象領域がこの閾値を超えるか否かを調べる。
【００７９】
Ｓ２０３で、所定の閾値を超えるような高コントラスト領域が存在しない場合は、測定を終了する。高コントラスト領域が存在する場合は、その領域の位置座標をメモリ１３に保存し、Ｓ２０４へ移る。
【００８０】
Ｓ２０４では、高コントラスト領域の位置座標に合わせて超音波トランスデューサ５のプローブ領域６を設定し、ＡＯＴ測定を行う。Ｓ２０２で抽出された全ての高コントラスト領域についてＡＯＴ測定を実施する。また、高コントラスト領域以外のバックグランド領域の任意の位置について同様にＡＯＴ測定を行うことが好ましい。
【００８１】
Ｓ２０５において、高コントラスト領域に対して、メモリ１３からＰＡＴ測定結果、再構成後の情報など適宜必要な情報を引き出し、（９）式を用いて、音圧値を吸収係数値に変換する。同様に、バックグランド領域についても吸収係数値に変換して、吸収係数分布情報を取得し画像化する。得られた画像を表示装置１４で表示する。これにより、バックグランド領域の吸収係数に対する高コントラスト領域の吸収係数を評価することができる。
【００８２】
また、吸収係数画像から、酸化ヘモグロビン・還元ヘモグロビン・水・脂肪・コラーゲンなどの成分比率や、酸素飽和指数などの代謝情報を演算処理部１１で求めることも好ましい。これら機能情報を画像化して、表示装置１４で表示する。
【００８３】
本実施形態では生体の内部の任意の局所領域に対してＰＡＴ特定を行い、得られた音響信号が所定の閾値よりも高いコントラストで得られる領域を特定する。このように、ＰＡＴ測定から生体組織の異常が疑わしい領域を事前に特定し、同領域に対してＡＯＴ測定を実施することで測定時間を短縮でき、効率的に必要な情報を得る事ができる。実施形態１では、プローブ領域６に対してＡＯＴ測定とＰＡＴ測定を連続して行うのに対して、本実施形態の場合は、ＡＯＴ測定とＰＡＴ測定は全く独立に行う。
【００８４】
ここで、測定装置の構成としては、図６〜図８に示した構成でもよい。
【００８５】
（実施形態３）
本発明の実施形態３における生体情報処理方法について説明する。本実施形態の装置構成は実施形態１と同様である。ただし、実施例１では、入射光ファイバ２と検出光ファイバ３の位置をプローブ領域６に対してほぼ同じ位置と見なせるように配置したが、本実施形態では両者の間隔を任意に設定する。一般的には数ｃｍの間隔であることが好ましい。本実施形態では、ＡＯＴを利用した局所領域の光強度の算出方法が実施形態１とは異なる。
【００８６】
図１０に示すように、吸収係数を求めたいプローブ領域６に対して、ＡＯＴ信号のみを取得する変調光測定領域６ａを被検体７の表面から、プローブ領域６に対して任意に設けて変調光を測定する。
【００８７】
変調光測定領域６ａに対して、例えば特許文献２に記載されているように、ＡＯＴを用いて、それぞれの変調光測定領域６ａの位置ｒにおける光の減衰係数μｅｆｆ（ｒ）を以下のようにして推定する。
【００８８】
減衰係数μｅｆｆ（ｒ）を用いて、多重散乱光の伝播を拡散方程式を用いて表せば、以下の（１０）式のようになる。
（▽２−μ２ｅｆｆ（ｒ））Ｕ（ｒ）＝Ｓ（ｒ）      ・・・（１０）
ここでＵ（ｒ）は散乱光の強度、Ｓ（ｒ）は光源の光強度を表す。また、変調光強度分布は（３）式を用いて表される。
【００８９】
これら（３）式や（１０）式を用いて、特許文献２では、以下の（１１）式の関係を導いている。
【００９０】
【数７】
2010088498.tif 000009
【００９１】
ここで、θは図２に示されている角度で、プローブ領域６の位置ｒｐから光入射位置ｒｓまでのベクトルと、プローブ領域６の位置ｒｐから光検出位置ｒｄまでのベクトルのなす角である。
【００９２】
（１１）式を用いれば、ＡＯＴの変調信号から減衰係数μｅｆｆ（ｒ）を算出することができる。図１０において、変調光測定領域６ａの減衰係数μｅｆｆ（ｒ）を（１１）式を用いて、例えば、被検体７の表面からプローブ領域６に至るまで順に算出する。このとき、より表面付近で得た減衰係数μｅｆｆ（ｒ）の結果を（１０）式の拡散方程式に反映させて、より深い領域の減衰係数μｅｆｆ（ｒ）を求めてもよい。
【００９３】
図１０のように空間的に離散的に得られた減衰係数μｅｆｆを用いて、変調光測定領域６ａ以外の領域を空間的に補間して減衰係数μｅｆｆの分布を求める。得られた減衰係数μｅｆｆ（ｒ）の空間分布に対して、例えばランベルトベール則や拡散方程式を用いるか、或いはモンテカルロシミュレーションを用いるなどして、プローブ領域６における光強度Φ（ｒｐ）を求めることができる。
【００９４】
ＰＡＴ測定において、プローブ領域６から発生した光音響信号に対して、上記によって得られた光強度Φ（ｒｐ）を（１）式に代入して、光音響信号からプローブ領域６における吸収係数μａ（ｒｐ）を求めることができる。
【００９５】
このように、本実施形態では、生体の内部の複数の位置についてＡＯＴ測定を行い、その変調信号を利用して光照射位置からプローブ領域までの光減衰係数の空間分布を算出する。その空間分布を用いてプローブ領域における光強度を算出し、この光強度とＰＡＴ測定による音響信号に基づいて、（１）式を利用して吸収係数を求めるものである。本実施形態では、実施例１のようなプローブの配置の制約を受けることなく、ＡＯＴ測定によって得られる変調信号を利用して、ＰＡＴ測定におけるプローブ領域の吸収特性を求めることができる。
【００９６】
ここで、実施例２で示したように、被検体７の全領域に対してＰＡＴで測定を行い、画像再構成を行った後に、コントラストの高い領域に対してのみ本手法を適用してもよい。このとき、複数測定して得られた変調光測定領域６ａの位置ｒにおける光の減衰係数μｅｆｆ（ｒ）から、被検体７内部の全領域をプローブ領域サイズで分割して、各要素に対して減衰係数μｅｆｆ（ｒ）を仮定し、非特許文献１で開示されているような逆問題推定を、特許文献１などに記載されているＡＯＴモデルについて実行して、より詳細な減衰係数μｅｆｆ（ｒ）の空間分布を得てもよい。
【００９７】
或いは、実施例１のように被検体７の全領域でＡＯＴ測定及びＰＡＴ測定を行い、ＡＯＴ測定から（１１）式を利用して、被検体内部の全領域で測定した全てのプローブ領域６における減衰係数μｅｆｆを求める。ここで得られる減衰係数μｅｆｆの空間分布に対して、拡散方程式などを用いて、各プローブ領域６における光強度Φ（ｒｐ）を算出し、既に各プローブ領域に対してＰＡＴ測定で得られている音圧から、光強度Φ（ｒｐ）を用いて吸収係数に変換して画像化してもよい。
【００９８】
本実施例においても、被検体７内部が不均質な場合に、減衰係数μｅｆｆの空間分布をＡＯＴ測定によって求めることで、プローブ領域６の局所的な光強度を算出することができ、ＰＡＴ信号から高精度に吸収係数を求めることができる。
【００９９】
（実施形態４）
本発明の実施形態４における生体情報処理方法について説明する。本実施形態の装置構成は実施形態１と同様である。まずＡＯＴ測定或いはＰＡＴ測定を行う前に、超音波トランスデューサ５を用いて、パルス超音波を送信し、反射波である超音波エコーを超音波トランスデューサ５で受信する。被検体７に対して、パルス超音波の送信方向を変えながら測定することで、被検体７内部の構造情報を取得し、メモリ１３に保存する。
【０１００】
演算処理部１１において、メモリ１３から超音波エコー測定で得られた、被検体７内部の構造データを読み出し、構造的な特徴を利用して、被検体７の内部を領域ごとに分割してメモリ１３に保存する。構造的な特徴は、超音波エコー装置により得られたエコー信号が、事前に設定された閾値よりも高いコントラストで信号が得られる領域を特定する。このように超音波エコー信号を用いて、組織構造的に特徴のある領域を抽出する。
【０１０１】
次にＡＯＴ測定において、上記の分割された構造情報を利用する。例えば図１１に示すように、分割された構造情報より、被検体内部の領域Ａ（１７ａ）や領域Ｂ（１７ｂ）、及びそれ以外の領域に分割される。それぞれの領域は組織的にも異なるものであるので、吸収係数や散乱係数などの光学特性も異なっている。従って、ＡＯＴ測定において、例えば実施形態３の手法を用いて、それぞれの領域ごとに減衰係数μｅｆｆを求める。
【０１０２】
それぞれの領域内はほぼ光学的に均質であるとして減衰係数μｅｆｆを一定とし、この減衰係数の分布を用いて、プローブ領域６での光強度Φ（ｒｐ）を算出し、ＰＡＴ測定の音響信号に基づいて同領域の吸収係数μａ（ｒｐ）を求める。
【０１０３】
或いは、Ａ  Ｐ  Ｇｉｂｓｏｎ  ｅｔ  ａｌ，“Ｒｅｃｅｎｔ  ａｄｖａｎｃｅｓ  ｉｎ  ｄｉｆｆｕｓｅ  ｏｐｔｉｃａｌ  ｉｍａｇｉｎｇ”，Ｐｈｙｓ．Ｍｅｄ．Ｂｉｏｌ．５０（２００５）Ｒ１−Ｒ４３で示されているように、構造情報を利用して逆問題を解くことで複数のＡＯＴ測定から、被検体７の減衰係数μｅｆｆの内部分布を再構成してもよい。この場合においても、不均質な減衰係数の分布を利用して、ＰＡＴ測定におけるプローブ領域の光強度を算出して吸収特性を求めることができる。
【０１０４】
本実施形態においては事前に超音波エコーに基づいて生体の内部を複数の領域に分割し、領域ごとに算出した光減衰係数の空間分布を用いて、局所領域の光強度を算出する。これにより、構造的な情報を利用して光学的に不均質な領域を効率的に抽出し、選択的にＡＯＴの測定を実施することができるために、測定時間を短縮することができる。
【０１０５】
以上、本発明の好ましい実施形態を説明したが、本発明はこれらに限定されずその要旨の範囲内で種々の変形及び変更が可能である。
【図面の簡単な説明】
【０１０６】
【図１】実施形態１の生体情報処理装置の構成例を示す模式図である。
【図２】光の入射位置と検出位置とプローブ領域との位置関係の一例を示した模式図である。
【図３】光の入射位置と検出位置とプローブ領域との位置関係の別の一例を示した模式図である。
【図４】図３の場合において、光の入射・検出位置とプローブ領域との間の光の伝播経路分布を示した模式図である。
【図５】実施形態１の生体情報処理方法を実施する場合の測定フローの一例を示すフローチャートである。
【図６】図１の測定部１９について他の構成例を示す模式図である。
【図７】図１の測定部１９について他の構成例を示す模式図である。
【図８】図１の測定部１９について他の構成例を示す模式図である。
【図９】実施形態２の生体情報処理方法を実施する場合の測定フローの一例を示すフローチャートである。
【図１０】実施形態３における光の入射位置と検出位置と複数のプローブ領域との位置関係を示した模式図である。
【図１１】実施形態４における生体内部のセグメントされた領域とプローブ領域との位置関係を示した模式図である。
【符号の説明】
【０１０７】
１  光源
５  超音波トランスデューサ
６  超音波集束領域（プローブ領域）
７  被検体
８  光検出器
９  信号処理装置
１０  信号抽出部
１１  演算処理部
１２  画像生成部
１７ａ、１７ｂ  被検体内部の領域
１８  光の伝播経路分布
【図１】
2010088498.tif 000010
【図２】
2010088498.tif 000011
【図３】
2010088498.tif 000012
【図４】
2010088498.tif 000013
【図５】
2010088498.tif 000014
【図６】
2010088498.tif 000015
【図７】
2010088498.tif 000016
【図８】
2010088498.tif 000017
【図９】
2010088498.tif 000018
【図１０】
2010088498.tif 000019
【図１１】
2010088498.tif 000020