(57)【要約】【課題】被検体内部の光学特性の測定に有利な制御装置を提供する。【解決手段】制御装置は、光が照射された被検体から出射する光を測定することで得られる測定信号を取得する取得部（６００ａ）と、前記測定信号を統計処理して得られる統計量に応じて変化する目的関数を算出する演算部（６００ｂ）と、前記目的関数が最小となるように、前記被検体に照射する光の波面の変調量を制御する制御部（６００ｃ）と、を有する。【選択図】図３
2016217860.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
光が照射された被検体から出射する光を測定することで得られる測定信号を取得する取得部と、
前記測定信号を統計処理して得られる統計量に応じて変化する目的関数を算出する演算部と、
前記目的関数が最小となるように、前記被検体に照射する光の波面の変調量を制御する制御部と、
を有することを特徴とする制御装置。
【請求項２】
前記制御部は、前記変調量を変更しながら前記取得部及び前記演算部に処理を繰り返し行わせることで、前記目的関数が最小となるときの前記変調量を決定することを特徴とする請求項１に記載の制御装置。
【請求項３】
前記変調量は、位相変調量および振幅変調量のうち少なくとも１つであることを特徴とする請求項１または２に記載の制御装置。
【請求項４】
前記制御部は、前記測定信号のうちの注目領域を設定し、
前記演算部は、前記注目領域において前記目的関数を算出することを特徴とする請求項１ないし３のいずれか１項に記載の制御装置。
【請求項５】
前記被検体は、時間の経過とともに光学特性が変化する領域を含み、
前記制御部は、前記被検体の前記光学特性が変化する領域を、前記注目領域に設定することを特徴とする請求項４に記載の制御装置。
【請求項６】
前記制御部は、前記変調された波面の光を前記被検体に対し走査するように制御することを特徴とする請求項１ないし５のいずれか１項に記載の制御装置。
【請求項７】
前記統計量は、前記測定信号の強度の標準偏差、分散、および平均値のうち少なくとも１つであることを特徴とする請求項１ないし６のいずれか１項に記載の制御装置。
【請求項８】
前記目的関数は、前記標準偏差と前記平均値に基づくスペックルコントラストであることを特徴とする請求項７に記載の制御装置。
【請求項９】
前記統計量は、前記測定信号の時間的な相関であることを特徴とする請求項１ないし６のいずれか１項に記載の制御装置。
【請求項１０】
被検体に照射する光の波面を変調する変調部と、
前記被検体から出射する光を測定して測定信号を出力する測定部と、
前記変調部と前記測定部とを制御する制御装置と、
を備え、
前記制御装置は、請求項１ないし９のいずれか１項に記載の制御装置であることを特徴とする測定装置。
【請求項１１】
前記測定部は、前記被検体を撮像する撮像部を含み、
前記演算部は、前記撮像部から得られる画像のコントラスト値を演算し、前記統計量と前記コントラスト値を変数とした目的関数を算出することを特徴とする請求項１０に記載の測定装置。
【請求項１２】
前記目的関数は、前記コントラスト値が第１の値のときよりも前記第１の値より大きい第２の値のときの方が小さくなるように構成されていることを特徴とする請求項１１に記載の測定装置。
【請求項１３】
前記被検体は、時間の経過とともに光学特性が変化する領域を含み、前記測定部は、空間的又は時間的に複数回測定を行うことで、前記光学特性の時間の経過による変化を取得することを特徴とする請求項１０ないし１２のいずれか１項に記載の測定装置。
【請求項１４】
光が照射された被検体から出射する光を測定することで得られる測定信号を取得する取得ステップと、
前記測定信号を統計処理して得られる統計量に応じて変化する目的関数を算出する演算ステップと、
前記目的関数が最小となるように、前記被検体に照射する光の波面の変調量を制御する制御ステップと、
を有することを特徴とする制御方法。
【請求項１５】
前記制御ステップでは、前記変調量を変更しながら前記取得ステップ及び前記演算ステップを繰り返し行わせることで、前記目的関数が最小となるときの前記変調量を決定することを特徴とする請求項１４に記載の制御方法。
【請求項１６】
請求項１４または１５に記載の制御ステップをコンピュータに実行させるプログラム。
【請求項１７】
コンピュータに、請求項１４または１５に記載の制御方法の各ステップを実行させるためのプログラムが記憶されたコンピュータが読み取り可能な記憶媒体。 
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、制御装置に関し、特に被検体の内部の光学特性の測定を制御する制御装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
非特許文献１は、生体などの被検体である散乱媒質に光を照射し、媒質を透過した散乱光をＣＣＤで観察する技術について開示している。また、非特許文献１は、撮像された画像のある特定位置の光強度が向上するように入射波面を空間光変調器（ＳＬＭ：Ｓｐａｔｉａｌ  Ｌｉｇｈｔ  Ｍｏｄｕｌａｔｏｒ）を用いて成形する技術について開示している。この非特許文献１によれば、透過光強度の測定と入射波面の成形という反復処理を実行した後に、媒質越しの任意の位置に光をフォーカスできることが実証されている。この技術を応用し、特許文献１では、モニタする信号として、透過光強度の代わりに、蛍光（多光子吸収など）信号を用いる技術について開示している。特許文献１によれば、蛍光信号が向上するように、入射波面を成形することで、媒質内部の蛍光の発光点へ光をフォーカスさせ、蛍光信号をイメージングすることができる。また、特許文献２および３では、集束超音波を利用し、モニタする信号として、特許文献２では光音響信号、特許文献３では超音波で変調され周波数シフトした光（超音波変調光）を用いる技術について開示している。特許文献２および３でも、モニタする信号が向上するように入射波面を成形することで、媒質内部の超音波集束位置へ光をフォーカスさせることができる。このように、モニタする信号と波面成形とを組合わせながら、媒質越し、或いは媒質内部の平均輸送距離以上の位置へ光をフォーカスさせることが可能となる。特許文献２や３では、モニタする信号の強度向上効果を利用し、同モニタ信号で媒質内部を高ＳＮＲ（Ｓｉｇｎａｌ−ｔｏ−Ｎｏｉｓｅ  Ｒａｔｉｏ）にイメージングすることができる。また、非特許文献２では、蛍光プローブや集束超音波を用いずに、媒質内部の光吸収特性の変化、或いは散乱体の変位を利用して媒質内部に光をフォーカスさせる技術が開示されている。非特許文献２では、媒質内部の変化の前後で媒質を透過した２つの散乱波をホログラムで記録し、これら２つの散乱波面の差分から得られる波面に対して、位相共役波を生成し、これを再度媒質に入射させている。この位相共役波は、媒質内部の変化が生じた局所位置へと伝搬し、この効果を利用することで、媒質内部をイメージングできることが実証されている。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００３】
【特許文献１】米国特許出願公開第２０１３／０１８２２５３号明細書
【特許文献２】米国特許出願公開第２０１１／００８３５０９号明細書
【特許文献３】米国特許出願公開第２０１２／０１２７５５７号明細書
【非特許文献】
【０００４】
【非特許文献１】Ｉ．Ｍ．Ｖｅｌｌｅｋｏｏｐ  ａｎｄ  Ａ．Ｐ．Ｍｏｓｋ，“Ｆｏｃｕｓｉｎｇ  ｃｏｈｅｒｅｎｔ  ｌｉｇｈｔ  ｔｈｒｏｕｇｈ  ｏｐａｑｕｅ  ｓｔｒｏｎｇｌｙ  ｓｃａｔｔｅｒｉｎｇ  ｍｅｄｉａ”，  Ｏｐｔｉｃｓ  Ｌｅｔｔｅｒｓ  Ｖｏｌ．３２，  Ｎｏ．１６  ２３０９−２３１１（２００７）
【非特許文献２】Ｃ．Ｍａ  ｅｔ  ａｌ．，“Ｔｉｍｅ−ｒｅｖｅｒｓｅｄ  ａｄａｐｔｅｄ−ｐｅｒｔｕｒｂａｔｉｏｎ（ＴＲＡＰ）  ｏｐｔｉｃａｌ  ｆｏｃｕｓｉｎｇ  ｏｎｔｏ  ｄｙｎａｍｉｃ  ｏｂｊｅｃｔｓ  ｉｎｓｉｄｅ  ｓｃａｔｔｅｒｉｎｇ  ｍｅｄｉａ”，  Ｎａｔｕｒｅ  Ｐｈｏｔｏｎｉｃｓ，（２０１４）
【非特許文献３】Ｄｏｎａｌｄ  Ｂ．Ｃｏｎｋｅｙ  ｅｔ  ａｌ．，  “Ｇｅｎｅｔｉｃ  ａｌｇｏｒｉｔｈｍ  ｏｐｔｉｍｉｚａｔｉｏｎ  ｆｏｒ  ｆｏｃｕｓｉｎｇ  ｔｈｒｏｕｇｈ  ｔｕｒｂｉｄ  ｍｅｉｄａ  ｉｎ  ｎｏｉｓｙ  ｅｎｖｉｒｏｎｍｅｎｔｓ”，Ｏｐｔｉｃｓ  Ｅｘｐｒｅｓｓ  Ｖｏｌ．２０，  Ｎｏ．５  ４８４０−４８４９  （２０１２）
【非特許文献４】Ａｎｔｏｎｉｏ  Ｍ．  Ｃａｒａｖａｃａ−Ａｇｕｉｒｒｅ，Ｅｙａｌ  Ｎｉｖ，  Ｄｏｎａｌｄ  Ｂ．Ｃｏｎｋｅｙ  ａｎｄ  Ｒａｆａｅｌ  Ｐｉｅｓｔｕｎ  ｅｔ  ａｌ．，“Ｒｅａｌ−ｔｉｍｅ  ｒｅｓｉｌｉｅｎｔ  ｆｏｃｕｓｉｎｇ  ｔｈｒｏｕｇｈ  ａ  ｂｅｎｄｉｎｇ  ｍｕｌｔｉｍｏｄｅ  ｆｉｂｅｒ”，Ｏｐｔｉｃｓ  Ｅｘｐｒｅｓｓ  Ｖｏｌ．２１，  Ｎｏ．１０  １２８８１−１２８８７  （２０１２）
【非特許文献５】Ｒｏｎｇ  Ｌｉｕ，  Ｊｉａ  Ｑｉｎ，  ａｎｄ  Ｒｕｉｋａｎｇ  Ｋ．  Ｗａｎｇ，  “Ｍｏｔｉｏｎ−ｃｏｎｔｒａｓｔ  ｌａｓｅｒ  ｓｐｅｃｋｌｅ  ｉｍａｇｉｎｇ  ｏｆ  ｍｉｃｒｏｃｉｒｃｕｌａｔｉｏｎ  ｗｉｔｈｉｎ  ｔｉｓｓｕｅ  ｂｅｄｓ  ｉｎ  ｖｉｖｏ”，Ｊｏｕｒｎａｌ  ｏｆ  Ｂｉｏｍｅｄｉｃａｌ  Ｏｐｔｉｃｓ，  Ｖｏ１８（６）０６０５０８  （２０１３）
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
前述の波面成形技術を利用し、被検体である散乱媒質内部に光を集光させる場合、被検体内部の局所位置から発生した信号をモニタする必要がある。モニタする信号として、特許文献１のように蛍光プローブを利用する場合、被検体内部に蛍光プローブを注入する必要があり、被検体に対して侵襲となる。また、注入後は、蛍光プローブの位置を任意に変えることは困難で、集光位置の自由度は制限される。これに対し、特許文献２や３のように超音波を用いる場合、被検体の外部から自由に超音波集束位置や集束サイズを制御できる。しかし、装置構成として超音波装置が別途必要なこと、及び、超音波を被検体内部に送信するために超音波プローブを被検体とカップリングさせる（音響マッチング）必要性から、超音波プローブを被検体に対して接触させ、またマッチング液を用いる必要がある。従って、非侵襲・非接触で被検体を測定したい場合、上記の蛍光や超音波をモニタ信号として用いることはできない。これに対し、非特許文献２のように、媒質内部の内因的な光学特性の変化を利用する手法は、非侵襲・非接触に被検体内部に光をフォーカスさせ、さらにイメージングすることができる。しかし、この手法は、位相共役波を生成するために、被検体から射出される散乱波をホログラムで記録する必要があり、参照光路を別途設けて干渉計測を行う。また、特に透過型の配置では、ホログラムの記録と再生時で、それぞれ物体光と再生光が被検体を往復し、被検体の両側でそれぞれ光を検出できるように検出器を配置する必要がある。このように、測定装置の構成が比較的複雑になる。また、変化の前後で内因的な信号に突発的なノイズがのった場合、差分で得られる位相共役波は、変化発生個所へ正しくフォーカスされない。
【０００６】
そこで、本発明は、上記課題を鑑み、被検体内部の光学特性の測定に有利な制御装置、測定装置、制御方法、プログラム、記憶媒体を提供する。
【課題を解決するための手段】
【０００７】
本発明の一側面としての制御装置は、光が照射された被検体から出射する光を測定することで得られる測定信号を取得する取得部と、前記測定信号を統計処理して得られる統計量に応じて変化する目的関数を算出する演算部と、前記目的関数が最小となるように、前記被検体に照射する光の波面の変調量を制御する制御部と、を有することを特徴とする。      
【０００８】
本発明の他の目的及び特徴は、以下の実施例において説明される。
【発明の効果】
【０００９】
本発明によれば、被検体内部の光学特性の測定に有利な制御装置、測定装置、制御方法、プログラム、記憶媒体を提供することができる。
【図面の簡単な説明】
【００１０】
【図１】本発明の実施形態にかかる撮像装置（測定装置）の構成を示す模式図である。
【図２】本発明の実施形態にかかる測定・撮像の処理フローを模式的に示す図である。
【図３】第一の実施形態の装置構成を模式的に示す図である。
【図４】第一の実施形態における、波面成形処理の例示的な処理フローを示す図である。
【図５】第一の実施形態における測定信号の一部を模式的に示す図である。
【図６】第一の実施形態における、波面成形処理で用いるパターンを模式的に示した図である。
【図７】第二の実施形態における測定信号について説明する模式図である。
【図８】第三の実施形態の装置構成の一部を模式的に示す図である。
【図９】第三の実施形態における測定信号を模式的に示す図である。
【図１０】第三の実施形態における、別の装置構成の一部を模式的に示す図である。
【図１１】第四の実施形態における測定信号の一部を模式的に示す図である。
【発明を実施するための形態】
【００１１】
近年、可視域から近赤外の光を用いて、生体などの媒質の内部の光学特性を非侵襲、或いは低侵襲で測定、或いはイメージングするための研究が進められている。一般的に、生体組織中では、光はランダムに散乱されて伝搬するため、平均輸送距離ｌｔ’（Ｔｒａｎｓｐｏｒｔ  ｍｅａｎ  ｆｒｅｅ  ｐａｔｈ）以上は直進しない。従って、平均輸送距離ｌｔ’（生体組織では、おおよそｌｔ’＝１ｍｍ）以上深い位置に光をフォーカスさせることはできない。この根本的な問題が、生体光イメージングにおける解像度や測定深度（侵達長）の低下を引き起こす。従来、例えば、共焦点顕微鏡や、ＯＣＴ（Ｏｐｔｉｃａｌ  Ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ  Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）などに代表される、散乱光を除去し、信号光（非散乱光、或いは散乱回数が非常に少ない弱散乱光）だけを抽出してイメージングする手法がある。しかし、これらの手法は、解像度は高いが、侵達長は１ｍｍ未満である。平均輸送距離を超えた深さでは、散乱により信号光が指数関数的に減少する。
【００１２】
このような根本的な散乱の課題に対し、本発明では、上述の媒質へ入射する光の波面を適切に成形することで、散乱媒質内部の特定の位置に効率的に光を送り込む技術を採用している。
【００１３】
以下に、添付の図面を参照して、本発明の実施形態について説明する。
【００１４】
図１は、本発明における測定・撮像を実施するための撮像装置（測定装置）の基本的な構成を模式的に表したものを示す。撮像装置１００は、光源部２００、波面成形・光照射部３００、測定部５００、制御・解析部６００、表示部７００から構成される。また、測定対象である被検体４００は、生体組織を含み、被検体内部のある局所位置において、光学特性（散乱特性、吸収特性など）が時間経過に伴い変化するものである。換言すれば、被検体４００は、時間の経過とともに光学特性（散乱特性、吸収特性など）が変化する領域を含んでいる。
【００１５】
光源部２００は、可視から近赤外の範囲の波長の光を放射する光源を含み、光源から放射された光は、波面成形・光照射部３００で波面が成形されて被検体４００に入射する。被検体４００から出射した光（透過光、或いは反射光）を測定部５００で測定する。一方、制御・解析部６００は、これらの各構成要素を図２に示す処理フローに従って制御する。このように、制御・解析部６００は、光源部２００、波面成形・光照射部３００、測定部５００、および表示部７００を制御する制御装置として機能する。また、制御・解析部６００は、測定部５００で測定された信号を解析する。制御・解析部６００で解析された測定結果は、表示部７００に出力される。図２は、本発明の撮像方法の基本的な処理フローを示した図である。図２のフローチャートにおける各ステップは、制御・解析部６００のＣＰＵの指示に基づいて実行される。まずＳ１０００で、被検体４００に対して、測定・撮像したい領域（測定領域）を設定する。そして、同領域に光が照射され、被検体４００から透過、或いは反射した射出光を測定部５００で測定できるように、波面成形・光照射部３００や、或いは測定部５００がそれぞれ調整される。次にＳ２０００で、被検体４００に入射する光の波面を、後述する波面成形処理によって成形する。次にＳ３０００で、成形された波面の光を被検体に照射する。次にＳ４０００で、被検体から出射する光を測定部５００で測定（撮像）する。得られた測定データ、或いは撮像画像に対し、必要に応じて解析部６００で処理を施した後に、Ｓ５０００で測定結果（画像）を表示部７００に表示する。以上が、本発明の基本的な装置構成と処理の流れであり、これを踏まえ、以下でそれぞれの実施形態について説明する。
（第一の実施形態）  以下に、本発明の第一の実施形態に係る撮像装置および撮像方法について説明する。図１および図２と同じ構成については同一の番号を付与し説明を省略する。図３は、本実施形態の例示的な装置構成について示した図である。本実施形態における撮像装置は、被検体４００として、指や手などを含む生体組織を対象とし、被検体内部の血管４１０を撮像することで、診断などの医療用途に用いられる画像を提供する装置である。
【００１６】
光源部２００は、光源２１０を含み、光源部２００からは所望のビームサイズでコリメートされた光１１０が出力される。光源２１０は、一例として、４００ｎｍ〜１，５００ｎｍなどの可視から近赤外の範囲の波長の光で、強度が時間的に一定な連続光（ＣＷ光：Ｃｏｎｔｉｎｕｏｕｓ  Ｗａｖｅ光）を放射するレーザーである。例えば波長は、被検体４００の主要な構成成分である水、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波長を選択することができる。或いは、目的に応じて、波長は上記の範囲以外であってもよいし、レーザーは任意の周波数で強度変調された光や、或いはパルス光を放射してもよい。また、被検体４００に照射される光強度は照射可能な安全基準以下の強度内で調整される。さらに、光源２１０から放射される光のコヒーレンス長は十分長い（例えば、数１０ｃｍ以上である）ほうが望ましい。光源２１０から射出された光は、空間フィルタ２２０、及びレンズ２３０によって平行光とし、ビームサイズと光強度を、それぞれ可変絞り２４０とＮＤフィルタ２５０を用いて適切に調整する。なお光強度は、ＮＤフィルタ２５０の代わりに、光源２１０の出力を直接調整してもよい。ビームサイズは、後述の空間光変調器３２０の有効領域を基準に調整する。
【００１７】
ビームサイズと光強度が調整された光１１０は、ミラー２６０によって反射され光源部２００から出力された後、波面成形・光照射部３００に入力される。入力光１１０は、ビームスプリッタ（ＢＳ）３１０を透過して、空間光変調器（ＳＬＭ；Ｓｐａｔｉａｌ  Ｌｉｇｈｔ  Ｍｏｄｕｌａｔｏｒ）３２０に入射する。ＳＬＭ３２０は、例えばｌｉｑｕｉｄ  ｃｒｙｓｔａｌ  ｏｎ  ｓｉｌｉｃｏｎ（ＬＣＯＳ）を用いることができる。また、ＳＬＭ３２０は反射型でもよいし、透過型のデバイスであってもよい。ＳＬＭ３２０は、制御・解析部であるＰＣ６００に接続され、図２の波面成形処理Ｓ２０００の処理に基づき波面を成形（位相変調）する。換言すれば、ＳＬＭ３２０は、被検体４００に照射する光の波面を変調する変調部として機能する。なお、ＳＬＭ３２０に入力される光１１０の偏光は、ＳＬＭ３２０で位相変調が動作する偏光方向と一致するように調整されている。ＳＬＭ３２０を反射し、波面成形された光１２０は、ＢＳ３１０を反射して、レンズ（光学系）３３０を通って波面成形・光照射部３００から出力される。波面成形・光照射部３００から出力された光は、被検体４００に入射する（被検体４００を照明する）。このとき、レンズ３３０とＳＬＭ３２０の間隔、及び、レンズ３３０と被検体４００の入射面の間隔は、どちらもレンズ３３０の焦点距離と等しい。ＳＬＭ３２０と被検体４００の入射面はフーリエ変換の関係にあり、ＳＬＭ３２０で成形された波面をフーリエ変換した分布の光が被検体４００に入射される。
【００１８】
被検体４００を透過して出射する散乱光１３０は、測定部５００に入力されるとともに測定（撮像）される。このように測定部５００は、被検体４００から射出される光を測定（撮像）する機能を有する。測定部５００は、レンズ（光学系）５１０とＣＣＤ５２０とを有し、散乱光１３０は、レンズ５１０を介して、ＣＣＤ５２０に結像する。ここで、ＣＣＤの代わりにエリアセンサとして、ＣＭＯＳセンサ、イメージインテンシファイアを有するエリアセンサ、ＥＭＣＣＤ、ｓＣＭＯＳなどが適用可能である。また、ＣＣＤ５２０は、ＰＣ６００に接続されていて、ＰＣ６００によって制御される。ＣＣＤ５２０によって撮像された画像はＰＣ６００に転送され、ＰＣ６００の取得部６００ａによって取得される。また、取得部６００ａによって取得された撮影画像は、ＰＣ６００の演算部６００ｂによって解析される。取得部６００ａおよび演算部６００ｂは、ＰＣ６００の制御部６００ｃにより制御される。また、解析され生成される画像は、表示部であるモニタ７００に表示される。モニタ表示の際に、必要に応じて測定データや画像を見やすいように処理（エッジ強調、ガンマ補正、色補正など）が施されてもよい。
【００１９】
被検体４００の内部には本装置の撮像対象である血管４１０を含み、同局所位置に効率的に光を送って（フォーカスさせて）、同位置にある血管４１０を高精度にイメージングすることが本発明の目的である。この目的のため、本実施形態においては、被検体４００内部の血管４１０における光学特性の時間変化を利用する。血管４１０部位では血流があり、光学的には、血管を流れる様々な細胞などの微小物体（散乱体）が移動するため、時間経過と共に散乱が変化する。この変化の影響を受け、測定部５００で測定される信号は変化する。いま、ある測定時間内において、この血管４１０以外の領域では光学特性は変化しないと考えれば、測定信号に含まれる信号の変化は、この局所的な血管部位における光学特性の変化に起因する。この変化を、測定信号を統計的に処理することで抽出し、波面成形のモニタ信号として利用することが本発明の特徴である。これにより、蛍光プローブや超音波装置を用いず、非侵襲・非接触に、散乱媒質である被検体内部の局所領域（血管部位）に光を効率的に集め、同領域をイメージングする。
【００２０】
以下で、上記の統計処理を利用した波面成形処理を含む、本実施形態の処理フローについて説明する。まず、基本的な処理フローは前述の図２に示した方法と同様である。Ｓ１０００の測定領域の設定では、撮像対象である血管４１０を設定した上で、同位置が撮像されるように波面成形・光照射部３００及び測定部５００を調整する。測定領域の設定は、プレ測定で事前に被検体４００を撮像し、その画像に基づいて設定してもよい。次に、Ｓ２０００の波面成形処理の詳細について、図４を用いて説明する。図４のフローチャートにおける各ステップは、ＰＣ６００の制御部６００ｃの指示に基づいて実行される。まず、Ｓ２０１０で波面を成形（最適化）する上で目的関数を設定する。この目的関数は、ＣＣＤ５２０で撮像される画像に対して統計処理して得られる値（統計量）に基づいて設定する。具体的には、撮像画像に対して、式１で表されるスペックルコントラストＣｓの値を目的関数に設定する。
【００２１】
【数１】
2016217860.tif 000003
【００２２】
ここで、ＩはＣＣＤの各画素で計測される光強度で、＜＞は画像内の平均値を示す。また、σｓは画像内の光強度Ｉの標準偏差を示す。測定部５００は、空間的に複数回測定を行うことで、被検体内部の光学特性の時間の経過による変化を取得することができる。この式１で表される光強度Ｉの標準偏差と平均値に基づくスペックルコントラストが目的関数となる。入射光１２０はコヒーレンス長が比較的長い光なので、ＣＣＤ５２０で撮像される画像は、図５に模式的に示すように、ランダムなスペックルパターンを含む画像８００となる。なお、スペックルコントラストＣｓを測定するために、ＣＣＤ５２０で観測されるスペックル粒（ｓｐｅｃｋｌｅ  ｇｒａｉｎ）が解像できるように、測定部５００を制御して、スペックル粒サイズを適度に調整する。一方で、統計量を多くスペックルを測定して、スペックルコントラストＣｓを評価するために、スペックル粒をできるだけ小さくした方がよい。従って、ＣＣＤ５２０の画素サイズとスペックル粒のサイズが同じか、或いはスペックル粒のサイズがＣＣＤの画素サイズよりやや大きい（数画素）程度であることが望ましい。また、予め撮像装置１００におけるスペックルコントラストＣｓの変動レベルをシステムノイズとして測定し以下の処理で用いてもよい。
【００２３】
次にＳ２０２０では、ＳＬＭ３２０に読み込む位相変調パターンｊ（ｊ＝１〜Ｎ）を選択する。このパターンに応じて、以下に示すＳ２０３０〜Ｓ２０８０までの処理によって、被検体４００に入射する光の波面が成形（変調）される。ここで図６にいくつかのパターンの例を示す。例えば、図６（ａ）に示すように変調領域３２１（図中黒色）と非変調領域３２２（図中白色）がランダムに分布するパターンを用いてもよい。或いは、図６（ｂ）に示すアダマール基底（Ｈａｄａｍａｒｄ  ｂａｓｉｓ）を用い、変調領域３２３と非変調領域３２４を設定するか、或いは領域３２３と領域３２４を変調領域としそれらの間に位相差πを与えたパターンでもよい。或いは、図６（ｃ）に示すように、ＳＬＭ３２０のある１つの（単一の）セグメント３２７をパターンとして設定してもよい。ここでセグメントとは、ＳＬＭ３２０の複数の画素を統合した領域で、位相変調する際の最小単位であり、セグメント内は一様に位相を変調する。セグメントのサイズは測定条件に応じて任意に設定でき、ＳＬＭの画素単位をセグメントに設定してもよい。このとき、セグメント３２７以外の領域３２６は非変調領域となる。また、パターンの数Ｎも任意に設定することができる。パターンの数Ｎを増やせば、波面成形によるフォーカスの効果で、測定信号のＳＮＲは向上する。一方で、パターン数Ｎを増やせば、Ｓ２０２０の反復回数が増えるため、より測定時間を要する。従って、測定のＳＮＲと測定時間のバランスを考慮してパターン数Ｎを設定する。なお、各パターンが互いに直交する基底であることが望ましい。Ｓ２０２０でｊ番目のパターンを選択した後、Ｓ２０３０でＳＬＭ３２０にそのパターンを読み込む（設定する）。なお、パターンは、Ｓ２０２０の時点で計算して生成してもよいし、予め生成されＰＣ６００のメモリに保存されているものを読み出してもよい。
【００２４】
次にＳ２０４０で、パターンｊに応じてＳＬＭ３２０で位相変調を行う。このときパターンｊの各画素ｉ（或いはセグメントｊ）の位相φｉをＳＬＭ３２０に設定し、入射光１２０の波面を成形して被検体４００を照射する。ここで、各画素ｉの位相は、ｊ−１回目の処理で得られた位相分布に設定されている。Ｓ２０５０で、被検体４００からの射出光１３０を測定部５００で撮像する。換言すれば、Ｓ２０５０で、測定部５００は、波面成形された光が照射された被検体４００から出射する光を測定する。そして、取得部６００ａは、測定部５００から出力される撮影画像（測定信号）を取得する。このように、取得部６００ａは、被検体から出射する光を測定することで得られる測定信号を取得する。次にＳ２０６０の測定データの評価において、演算部６００ｂは、取得した画像を統計処理して得られる統計量に応じて変化する目的関数を演算（算出）する。すなわち、演算部６００ｂは、取得した画像に対して、式１を用いて画像のスペックルコントラストＣｓを計算する。計算されたスペックルコントラストＣｓは、後述する位相Δφkの値と共に、ＰＣ６００のメモリに保存される。Ｓ２０７０では、位相Δφkが２πを超えていればＳ２０８０に移り、超えていなければＳ２０７１に移り、制御部６００ｃは以下のようにして位相φｉの値を更新（変更）する。ここで、位相Δφｋは、位相の更新量であり、離散化された位相のステップサイズΔφを用いて、Δφｋ＝ｋ×Δφ（ただし、ｋ＝１〜Ｎｋ）で決定される。ｋはＳ２０７０における反復回数で、Ｎｋは変調する位相の分割数である。Ｓ２０７１では、この位相Δφｋを用いて、画素ｉの位相φｉを、φｉ→φｉ＋Δφｋのようにして位相を更新する。すなわち、制御部６００ｃは、被検体４００に照射する光の波面を変調する変調量を制御する。ここで、ステップサイズΔφは測定の精度やスピードを考慮して設定する。この新たに更新された位相φｉに対し、前述と同様にＳ２０４０〜Ｓ２０６０において、スペックルコントラストＣｓを算出し、ＰＣ６００のメモリに格納する。これをΔφｋが２πを超えるまで繰り返した後にＳ２０８０に移る。換言すれば、制御部６００ｃは、Ｓ２０８０に移るまで、位相変調量を変更しながら、取得部６００ａによる取得（Ｓ２０５０）と演算部６００ｂによる演算（Ｓ２０６０）を繰り返し行わせる。Ｓ２０８０では、メモリに保存されたパターンｊの位相変調に関する測定データから、パターンｊにおいて、スペックルコントラストＣｓ（目的関数）が最小となるときの位相ψｊを読み出し、パターンｊの各画素ｉに設定する（φｉ→φｉ＋ψｊ）。このように、制御部６００ｃは、目的関数が最小となるように、被検体に照射する光の波面の変調量を制御する。具体的には、変調量を変更しながら取得部６００ａ及び演算部６００ｂに処理を繰り返し行わせることで、目的関数が最小となるときの変調量を決定する。そして、目的関数が最小となるときの位相変調量で、被検体４００に照射する光の波面を変調するように制御する。その後Ｓ２０９０で次のパターンｊ＋１に移り、上述のＳ２０２０〜Ｓ２０８０までの処理を反復する。Ｓ２０２０で、すべてのパターンが終了したら（ｊ＝Ｎ）、フローを終了する。以上が本実施���態における波面成形処理のフローであり、波面成形して撮像される画像のスペックルコントラストＣｓ（目的関数）が最小となるように、入射波面を成形する。
【００２５】
ここで、上述の波面成形処理Ｓ２０００について、上記のようにＳＬＭに表示されたパターンの位相を逐一最適化するアルゴリズムを用いてもよいし、非特許文献３で開示されているように、遺伝的アルゴリズムを用いることもできる。このように、波面成形のアルゴリズムは、ここで説明したアルゴリズムに限らず、任意の最適化のアルゴリズムを使用することができる。本実施形態では、目的関数を撮像画像から得られるスペックルコントラストに設定する点が特徴である。なお、目的関数が最小となる位相を全てのパターンについて測定した後に、一度にその位相をＳＬＭ３２０に設定してもよい。
【００２６】
以下で、目的関数をスペックルコントラストに設定する理由について説明する。まず、被検体４００内部の散乱特性が変化しない場合（例えば、血管４１０がない場合）、スペックルコントラストＣｓは変化しない。これに対し、被検体４００内部の血管部位４１０を光が通過すると、血流によって散乱体が変位するため、光が受ける散乱（散乱方向、平均自由行程など）が時間に応じて変化する。結果として、散乱光が被検体内部を異なる軌跡（光路長）で伝搬し、被検体４００から放射される。このような射出光を測定部５００で測定する際、ＣＣＤ５２０の露出時間内に、様々な散乱波（位相がランダムな光）がインコヒーレントに重ね合わされ平均化されて画像化される。その結果、撮像画像のスペックルコントラストＣｓは低下する。従って、スペックルコントラストＣｓの変化は、変動部位（血管４１０）の変動の大きさと、被検体４００に入射した光がどれだけ変動部位を通過したかに依存する。より多くの光が血管４１０を通過すれば、スペックルコントラストＣｓは低下する。この効果を利用し、本実施形態では、スペックルコントラストＣｓを目的関数とし、この目的関数ができるだけ小さくなるように波面成形を行う。このような最適化によって得られた入射波面は、血管部位４１０の変動の影響を最大限に受ける波面となる。従って、この波面の光を被検体４００に照射することで、被検体内部４００の血管部位４１０に集中して照射することができる。なお、上述のようなスペックル像の変化が評価できれば、スペックルコントラストＣｓに限定されず、画像の標準偏差σｓや分散σｓ２などの統計量を目的関数として設定してもよい。このように、本実施形態の統計量は、撮影画像（測定信号）の強度の標準偏差、分散、および平均値のうち少なくとも１つであればよい。
【００２７】
Ｓ２０００の波面成形処理が終了した後は、図２に示した測定フローのＳ３０００〜Ｓ４０００において、この成形された波面で被検体４００を照射し、被検体内部の血管４１０を撮像する。これにより、従来散乱によって低コントラスト・低ＳＮＲで測定される被検体内部の血管４１０を、より高コントラスト・高ＳＮＲで撮像することが可能である。撮像画像は、モニタ７００に表示される。このとき、他の診断結果や測定データと合わせて、例えば必要に応じて他の画像と位置合わせして重ね合わせて表示してもよい。
【００２８】
ここで、ＳＬＭ３２０は位相変調を行うＳＬＭに限定されず、振幅変調であってもよい。例えば、ＳＬＭは振幅変調を行うＬＣＯＳを用いてもよいし、ＤＭＤ（Ｄｉｇｉｔａｌ  Ｍｉｒｒｏｒ  Ｄｅｖｉｃｅ）を用いてもよい。後者の場合、目的関数のスペックルコントラストＣｓの値が増加するＤＭＤの画素をオフとし、目的関数が低下する画素のみをオンにしてバイナリの振幅変調の分布を生成する。このバイナリ振幅変調で成形された入射光で、被検体を撮像することも可能である。或いは、非特許文献４で開示されているように、バイナリの振幅変調のＤＭＤを用いて、位相変調を行ってもよい。ＳＬＭ３２０はできるだけ高速で応答するものが望ましく、ＬＣＯＳよりも応答速度が高速なＤＭＤを用いる方が望ましい。このように、被検体４００を照射する光の波面を変調する変調部は、位相変調および振幅変調のうち少なくとも１つを行うものであればよい。この場合、制御部６００ｃは、位相変調量および振幅変調量のうち少なくとも１つを制御する。
【００２９】
また、光源２１０の波長を変えて、同様に上記測定を行うことで、被検体４００の血管４１０の波長特性（分光特性）を可視化することもできる。さらに、任意の複数の波長を用いて上記処理を実行し、測定された血管部位の分光特性から、酸化ヘモグロビン、還元ヘモグロビン、水などの成分比率や、酸素飽和度などの代謝情報を求め、これを画像化することも可能である。
（第二の実施形態）
以下に、本発明の第二の実施形態に係る撮像方法および撮像装置について説明する。本実施形態における撮像装置の構成は、図３に示した第一の実施形態の構成と同じである。ただし、測定部５００におけるＣＣＤ５２０は、高フレームレートで撮像が可能なＣＣＤで、例えば、数１００ｆｐｓ以上で撮像が可能である。また、測定フローも図２に示したフローと同様で、且つ、波面成形処理Ｓ２０００のフローも図４と基本的に同じである。ただし、本実施形態では、Ｓ２０１０の目的関数の設定、Ｓ２０５０のデータ取得、Ｓ２０６０のデータ評価において、前述の第一の実施形態とは異なる。また、Ｓ１０００あるいはＳ２０１０において、制御部６００ｃは、撮影画像（測定信号）のうちの注目領域を設定している。ここで、制御部６００ｃは、時間の経過とともに光学特性が変化する被検体４００の領域を、該注目領域に設定する。
【００３０】
まず、本実施形態における、Ｓ２０５０のデータ取得、及びデータ評価について、図７を用いて説明する。図７は、測定時間Ｔ（＝ｔＮ−ｔ０）にＣＣＤ５２０で撮像されたＮ枚の画像を模式的に時系列で示した図である。各画像は、ある時刻ｔ＝ｔｉで撮像される。測定時間Ｔ内に撮像したこのＮ枚の画像は、被検体４００内部の血管４１０の時間変化が測定されている。ただし、この一連の撮像において撮像領域は変わらないものとする。Ｓ２０５０では、このようなＮ枚の画像を高速に（例えば１〜１００ｍｓ以下）撮像する。次に、Ｓ２０６０で、予め（例えば、Ｓ１０００、或いはＳ２０１０で）設定された撮像画像の注目領域に対して、Ｎ枚の撮像画像を評価する。つまり、Ｓ２０６０で、演算部６００ｂは、設定された撮影画像の注目領域において目的関数を演算する。この注目領域は、血管４１０を含むように設定される。データ評価は、この注目領域内の各画素に対して、Ｎ枚撮像した画像のフレーム間での統計処理を行う。例えば、注目領域内のある画素（ｘ，ｙ）に着目し、次式のようにして、フレーム間でのスペックルコントラストＣｔを計算する。
【００３１】
【数２】
2016217860.tif 000004
【００３２】
ここで、σｔ（ｘ，ｙ）、及び＜Ｉ（ｘ，ｙ）＞は、画素（ｘ，ｙ）における撮像したフレーム間の、それぞれ標準偏差、及び平均強度を表す。このように、測定部５００は、時間的に複数回測定を行うことで、被検体内部の光学特性の時間の経過による変化を取得することができる。このようにして求めたスペックルコントラストＣｔ（ｘ，ｙ）は、第一の実施形態で説明したのと同様に、被検体４００内部の血管４１０の血流の影響を反映した値となる。例えば、撮像画像の血管部位４１０の画素と、それ以外の変動しない領域の画素とで、スペックルコントラストＣｔを比べると、前者のスペックルコントラストＣｔは後者に比べて小さくなる。Ｓ２０６０のデータ評価の方法として、例えば、注目領域の血管部位を画像から抽出し、同領域のうちのある１画素に着目してスペックルコントラストＣｔを目的関数としてモニタしてもよい。或いは、血管領域の複数の画素のスペックルコントラストＣｔの総和（ΣＣｔ（ｘ，ｙ））や、或いは平均値（＜Ｃｔ（ｘ，ｙ）＞）などをモニタしてもよい。また、複数の異なる位置の血管領域でそれぞれでスペックルコントラストＣｔを評価し、それらを任意の係数で線形和をとったものをモニタしてもよい。いずれの場合においても、このスペックルコントラストＣｔを波面成形処理の目的関数として設定し、これが小さくなるように波面成形処理を実行する。
【００３３】
第一の実施形態では、撮像画像中に血管部位４１０を含むように測定しているが、波面成形処理Ｓ２０００において、明示的に血管４１０を特定して処理を実行しているわけではない。これに対し、本実施形態では、画像中の血管４１０を特定して、スペックルコントラストを評価している。被検体４００内部に複数の血管が含まれる場合は、本実施形態のように血管を指定して、波面成形し撮像する方が効果的である。
【００３４】
以上より、本実施形態における波面成形処理Ｓ２０００では、Ｓ２０１０で撮像画像に対し、まず注目領域として、Ｓ２０６０で評価する画素（ｘ，ｙ）、或いは領域を設定する。このとき、血管部位４１０を画像処理によって抽出し、評価する画素を特定して注目領域としてもよいし、血管部位４１０を含む近傍領域を含む画素を注目領域として設定してもよい。目的関数としては、式２で表されるスペックルコントラストＣｔに基づく値とする。この目的関数に対して、上述したようにＳ２０５０におけるデータ取得とＳ２０６０のデータ評価を反復することで入射波面を成形する。波面成形後の処理は第一の実施形態で説明したように図２に基づいて実施すればよい。
【００３５】
ここで、図２におけるＳ３０００の光照射において、上記のようにしてＳ２０００で得られた波面を用い、被検体４００の注目領域を中心に光の入射角度をスキャンしながらＳ４０００で画像を取得してもよい。スキャンは例えば、ＳＬＭ３２０を多軸のステージに配置し、ＳＬＭ３２０をスキャンする量に応じて逐次傾けてもよい。或いは、スキャンに応じた線形の位相のシフト量を、Ｓ２０００で得られた位相分布に足し合わせてＳＬＭ３２０に設定してスキャンを行ってもよい。このように、制御部６００ｃは、変調された波面の光を被検体４００に対し走査するようにＳＬＭ３２０を制御してもよい。このスキャンは、メモリ効果と呼ばれる散乱の相関が保持される範囲で実行する。入射角度を変えても散乱に相関がある影響で、Ｓ２０００で得られた血管４１０に集光する効果は保持され、この効果を利用して、血管４１０の近傍（メモリ効果の範囲）をイメージングすることも可能である。また、メモリ効果の範囲は、事前に入射角度を変えながら被検体を撮像し、画像間の相関を計算することで求めておいてもよい。
【００３６】
また、Ｓ３０００の光照射において、光源部２００から出力される光強度を必要に応じて大きくして、被検体４００を撮像してもよい。
【００３７】
また、Ｓ２０５０のデータ取得において、ＣＣＤ５２０のフレームレートを上げるために、血管４１０を含む範囲内で、撮像する画像サイズを必要最小限に小さく設定してもよい。
【００３８】
また、非特許文献５に開示されているように、Ｎ枚撮像された画像に対し、フレーム間の差分を行い、バックグランドを除去・抑制したデータに対して標準偏差を求める方法を実施してもよい。非特許文献５に開示されているような方法などの、被検体４００内部の血管４１０をより高精度に抽出するための様々な処理を本実施形態において実施してもよい。本実施形態は、このような処理を実施した後に得られる標準偏差などの統計量を目的関数に設定することも可能である。
（第三の実施形態）
以下に、本発明の第三の実施形態に係る撮像方法および撮像装置について説明する。本実施形態の装置構成においても、図３に示す構成を基本とする。ただし、本実施形態において特徴的な波面成形・光照射部３００、及び測定部５００の具体的な構成について、図８に例示的に示した図を用いて説明する。
【００３９】
光源部２００から出力された光１１０は、ＳＬＭ３２０によって波面成形され、光学系３３０を介して、光ファイバ３５０にカップリングされる。光ファイバ３５０の射出端から射出された光によって被検体４００（血管４１０含む）が照射される。光ファイバ３５０は、シングルモードファイバを束ねたファイバ束であってもよいし、１本のマルチモードファイバであってもよい。
【００４０】
被検体４００に入射し、散乱した光の一部は、血管４１０を通過し、後方散乱され、再び光ファイバ３５０に検出光として入力される。この検出光は、光ファイバ３５０を経由し、ＢＳ３４０を反射して測定部５００に入力される。測定部５００は、波面成形・光照射部３００から射出された光を光検出器に集めるための光学系５１０と、光検出器５４０、及び光検出器５４０からの信号の時間的な相関をリアルタイムで計測する相関器５５０を備える。光検出器５４０は、フォトダイオード（ＰＤ）、アバランシェフォトダイオード（ＡＰＤ）、光電子増倍管（ＰＭＴ）などのような単一センサを用いる。また、光検出器５４０からの信号は、増幅器で増幅されてもよい。なお、光検出器５４０はエリアセンサであってもよいが、高速応答・高感度であることが望ましいため、単一センサの方がよい。また、相関器５５０は、光検出器５４０からの信号をＡ／Ｄ変換し、得られたデジタル信号に対して相関を計算し出力する。
【００４１】
本実施形態の撮像装置は、被検体４００内部に光ファイバ３５０を挿入し、被検体内部を観察する内視鏡などの用途に適用可能である。この装置構成における基本的な撮像フローは、図２に示したものと同様に行う。以下では、本実施形態において特徴的な波面成形処理について説明する。
【００４２】
まず、本実施形態において測定する時間的な自己相関信号について説明する。被検体４００に入射され血管４１０を通過した光が、光検出器５４０によって検出される。測定時間ｔ＝０〜τの間で測定された信号に対して、ある時刻ｔ＝０とｔ＝τとで自己相関を求めると、次式で表される２つの時刻における電場の相関Ｇ１（τ）が測定される。
【００４３】
【数３】
2016217860.tif 000005
【００４４】
ただし、実際には相関器５５０から出力される相関は、電場Ｅの相関ではなく、以下のような光強度Ｉの相関Ｇ２（τ）となる。
【００４５】
【数４】
2016217860.tif 000006
【００４６】
ただし、これらＧ１（τ）とＧ２（τ）の間では、次式に示す関係が成り立ち、間接的にＧ１（τ）の相関が測定される。
【００４７】
【数５】
2016217860.tif 000007
【００４８】
なお、γは測定条件に応じたパラメータである。この相関Ｇ１（τ）の信号は、例えば、図９に模式的に示すように、血流による散乱の変化に応じて、相関Ｇ１（τ）は時間経過とともに減衰していく。この時間的な相関が、複数の測定信号の統計処理によって得られる統計量となる。この相関Ｇ１（τ）の時間変化は、血流が速い（変化が大きい）ほど減衰が大きくなる。或いは、検出される光のうち、変動部位（血管など）を通過した光が相対的に多くなれば、相関Ｇ１（τ）減衰が大きくなる。従って、この相関Ｇ１（τ）の値を波面成形処理におけるモニタ信号として利用することができる。例えば、Ｇ１（τ）の減衰が大きくなるように波面を成形すれば、相対的に血管部位を通過して検出される光が大きくなる。なお、Ｇ１（τ）＝＜Ｅ（０）Ｅ＊（τ）＞／＜｜Ｅ（０）｜２＞のように適宜規格化されていてもよい。以下では、本実施形態における、相関Ｇ１（τ）を用いた波面成形処理ついて説明する。
【００４９】
基本的な波面成形処理のフローは、図４に示したものと同様である。まず、Ｓ２０１０の目的関数の設定では、相関器５５０から出力される相関値に基づいて設定する。例えば、ある測定時間τ（例えばτ＝５μｓ）における相関Ｇ１（τ）の減衰の大きさを求める。ここで減衰の大きさとは、例えばＧ１（０）＝１に対し、時間τ後のＧ１（τ）の値としてもよいし、測定時間内のＧ１（τ）の平均変化率（＝＜｜∂Ｇ１（τ）／∂τ｜＞）としてもよい。このような相関器５５０から出力される相関値の減衰の大きさを目的関数に設定する。Ｓ２０５０では、測定時間τにおいて検出器５４０で検出され、相関器５５０から出力される相関値を取得する。Ｓ２０６０では、測定した相関値に対して上述のような減衰を評価する。その後の処理フローは、第一の実施形態と同様にして行い、Ｓ２０８０では、目的関数Ｇ１（τ）の値、或いは＜｜∂Ｇ１（τ）／∂τ｜＞の逆数の値が小さくなるように位相を選択する。このように波面成形処理Ｓ２０００を実行すれば、被検体４００内部の血管４１０に効率よく集光する入射波面を生成することができる。
【００５０】
この波面を利用し、図２で示したＳ３０００及び、Ｓ４０００において、同血管部位の光学特性（吸収、散乱特性）を測定してもよいし、更に入射光の波長を変えて上記処理を行い、分光特性を測定してもよい。このように、ある注目領域における局所的な光学特性を測定してもよい。
【００５１】
また、本実施形態の別の装置構成として、図１０に模式的に示すように、測定部５００の構成として、相関Ｇ１（τ）の計測とＣＣＤによる撮像とを組合わせてもよい。このように、本実施形態における測定部５００は、被検体４００を撮像する撮像部を含んでいてもよい。被検体４００から出射した光は、測定部５００に入力され、一部は、光学系５１０を介し、ＢＳ５６０を透過してＣＣＤ５２０に結像される。また、一部は、ＢＳ５６０を反射し、光学系５７０を介し、単一センサのＰＤ５４０で検出される。ＰＤ５４０から出力される信号は、デジタル化され相関器５５０で相関関数Ｇ１（τ）が測定される。ここで、ＰＤ５４０で検出される信号は、ＣＣＤ５２０で撮像される領域のうちのある部分領域の信号が検出される。
【００５２】
以上のような測定部５００から構成される装置を用いた波面成形処理について、図４に基づき、本実施形態の特徴部分である、Ｓ２０１０、Ｓ２０５０及びＳ２０６０について説明する。まず、Ｓ２０１０の目的関数の設定において、ＣＣＤ５２０による撮像画像を元に、撮像対象の血管部位４１０が認められる領域を含む注目領域を設定する。また、この血管部位４１０に対応する領域の信号をＰＤ５４０が検出できるように、光学系５７０及びＰＤ５４０を調整する。事前に測定した画像を確認しながら、相関Ｇ１（τ）を測定する領域を調整してもよい。このように、本装置構成では、注目領域を特定した上で相関Ｇ１（τ）を測定することができる。目的関数は、前述したように、ある測定時間τにおける相関Ｇ１（τ）の減衰の大きさの逆数に設定する。或いは、同時にＣＣＤ５２０で画像を撮像し、スペックルコントラストＣｓ（或いはＣｔ）を評価し、これも目的関数に追加してもよい。目的関数の評価として、スペックルコントラストと相関Ｇ１（τ）の減衰の逆数が共に小さくなるように目的関数を評価してもよい。或いは、ある領域のスペックルコントラストＣｓの値を目的関数の制約条件とし、同領域のスペックルコントラストＣｓの値が制約条件の範囲内の変化に留めながら、相関Ｇ１（τ）の減衰が大きくなるように目的関数を評価することも可能である。
【００５３】
Ｓ２０５０〜Ｓ２０６０においては、ＣＣＤ５２０と相関器５５０からの出力に基づいて上記目的関数を評価する。最終的にはＳ２０８０で、この目的関数が最小になるような位相分布を各パターンで選択して波面成形を行う。
（第四の実施形態）
以下に、本発明の第四の実施形態に係る撮像方法および装置について説明する。本実施形態における撮像装置の構成は、図３で示した第一の実施形態の構成と同じとする。ただし、第三の実施形態で説明した図１０の構成であってもよい。
【００５４】
本実施形態においては、波面成形処理Ｓ２０００で評価する目的関数にこれまで説明したスペックルコントラスト、或いは相関に加えて、撮像画像中の血管部位による信号のコントラストも加えて評価する。
【００５５】
図１１に模式的に示すように、ＣＣＤ５２０で撮像された画像８２０（図１１（ａ））のうち、注目領域８３０を設定する。この注目領域において、血管部位が含まれるように任意の１次元の断面分布（図１１（ｂ））から、血管の吸収によって生じる信号のコントラストＶを以下のようにして評価する。
【００５６】
【数６】
2016217860.tif 000008
【００５７】
ここで、Ｉｍａｘ及びＩｍｉｎは、血管部位近傍のそれぞれ最大値、最小値を示す。通常、生体組織のような散乱媒質は、散乱の影響で光が十分に吸収物体まで到達せず、イメージングにおいて、吸収物体の像のコントラストが低下する。これに対し、血管部位近傍に光がより集まれば、信号コントラストＶは向上する。従って、コントラストＶが向上するように、スペックルコントラストと合わせて波面成形処理を実施することができる。
【００５８】
Ｓ２０１０の目的関数の設定において、これら２つのパラメータを変数に、任意の重み付けの係数αとβを用い、目的関数Φを例えば以下のように定義する。
【００５９】
【数７】
2016217860.tif 000009
【００６０】
Ｓ２０５０において画像を取得し、Ｓ２０６０で撮像画像からスペックルコントラストＣｓ、及び吸収像の信号コントラストＶとを測定し、式７の目的関数Φを評価する。具体的には、演算部６００ｂは、図３や図１０に示されるＣＣＤ５２０などの撮像部から得られる画像のコントラスト値を演算する。また、演算部６００ｂは、該コントラスト値とスペックルコントラストＣｓ（すなわち、光強度Ｉの標準偏差や平均値などの統計量）を変数とした式７の目的関数を演算する。これをＳ２０７０〜Ｓ２０７１で位相を更新しながら同様に実施し、Ｓ２０８０で目的関数Φが最小となる位相を読み出して、パターンの位相に設定する。これを異なるパターンで反復することで、入射波面を成形する。入射波面が得られた後は、図２に示した測定フローに従って、被検体４００を撮像する。これにより、血流による変化部位へ集光するように波面を成形しながら、且つ、観察像の画質を直接的に波面成形によって制御することができる。
【００６１】
ここで、信号コントラストＶを式１で示したスペックルコントラストＣｓと組み合わせたが、これまでの実施形態で説明した式２で示すスペックルコントラストＣｔや、式３で示す相関関数Ｇ１（τ）と組み合わせてもよい。
【００６２】
以上説明したように、本発明は、被検体の内部で生じる光学的な変化を利用する。この変化を測定データの統計的な処理によって抽出し、これを目的関数としてモニタしながら、変化が顕著となるように被検体へ入射させる光の波面を成形して被検体に照射する。これにより、被検体内部の変化発生個所に光を効率的に照射することで、撮像を含め、様々な光学測定や、或いは治療などに応用することができる。ここで、血管以外であっても、被検体内部で光学特性の動的な要素が測定できれば、信号源は何であってもよい。さらに、被検体は人体などの生体に限定されず、上記の条件を満たす媒質であれば本発明は適用できる。また、これまでに説明した統計処理により得られる評価値を任意に組み合わせて目的関数を構成してもよい。
【００６３】
本発明によれば、比較的簡易な装置構成で、非侵襲・非接触に被検体内部に光をフォーカスさせることが可能になる。また、差分による突発的なノイズに対してロバストで、被検体内部の光学特性を高精度に測定、或いはメージングすることが可能になる。
【００６４】
以上、本発明に係る実施形態を例示的な実施形態を参照して説明したが、本発明が上述の実施形態に限定されないことを理解すべきである。添付の特許請求の範囲の範囲は、そのような変形並びに同等の構造及び機能をすべて含むように最も広い意味での解釈とみなされるべきである。  例えば、上述の実施形態の機能を実現するソフトウェアのプログラムを、記録媒体から直接、或いは有線／無線通信を用いてプログラムを実行可能なコンピュータを有するシステム又は装置に供給し、そのプログラムを実行する場合も本発明に含む。
【００６５】
従って、本発明の機能処理をコンピュータで実現するために、該コンピュータに供給、インストールされるプログラムコード自体も本発明を実現するものである。つまり、本発明の機能処理を実現するための手順が記述されたコンピュータプログラム自体も本発明に含まれる。
【００６６】
その場合、プログラムの機能を有していれば、オブジェクトコード、インタプリタにより実行されるプログラム、ＯＳに供給するスクリプトデータ等、プログラムの形態を問わない。プログラムを供給するための記録媒体としては、例えば、ハードディスク、磁気テープ等の磁気記録媒体、光／光磁気記憶媒体、不揮発性の半導体メモリでもよい。
【００６７】
また、プログラムの供給方法としては、コンピュータネットワーク上のサーバに本発明を形成するコンピュータプログラムを記憶し、接続のあったクライアントコンピュータはがコンピュータプログラムをダウンロードしてプログラムするような方法も考えられる。
【産業上の利用可能性】
【００６８】
本発明は、診断などの医療用途に用いられる画像を提供する装置に好適に利用できる。
【符号の説明】
【００６９】
６００ａ  取得部
６００ｂ  演算部
６００ｃ  制御部
【図１】
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【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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