(57)【要約】【課題】光音響装置以外のモダリティで被検体を撮像した場合における妨害感やアーチファクトを低減できる生体マーカを提供する。【解決手段】光音響装置が被検体を撮像することにより形成された画像データを構成する輝度値のうち自身の光吸収係数に基づく輝度値と自身の周囲に位置するものであって被検体を構成する組織の光吸収係数に基づく輝度値との差の絶対値が、光音響装置以外のモダリティが被検体を撮像することにより形成された画像データを構成する輝度値のうち自身への光音響装置以外のモダリティからの出力に基づく輝度値と自身の周囲に位置するものであって被検体を構成する組織への光音響装置以外のモダリティからの出力に基づく輝度値との差の絶対値よりも大きい生体マーカを用いる。【選択図】図１
2017012485.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
光音響装置が被検体を撮像することにより形成された画像データを構成する輝度値のうち自身の光吸収係数に基づく輝度値と自身の周囲に位置するものであって前記被検体を構成する組織の光吸収係数に基づく輝度値との差の絶対値が、前記光音響装置以外のモダリティが前記被検体を撮像することにより形成された画像データを構成する輝度値のうち自身への前記光音響装置以外のモダリティからの出力に基づく輝度値と自身の周囲に位置するものであって前記被検体を構成する組織への前記光音響装置以外のモダリティからの出力に基づく輝度値との差の絶対値よりも大きい生体マーカ。
【請求項２】
前記被検体は人体である請求項１に記載の生体マーカ。
【請求項３】
自身の音響伝搬特性は人体組織の音響伝搬特性と略同一である請求項２に記載の生体マーカ。
【請求項４】
自身は非金属材料から形成される請求項１乃至３のいずれか１項に記載の生体マーカ。
【請求項５】
自身は所定の波長の光を吸収する材料から形成される請求項１乃至４のいずれか１項に記載の生体マーカ。
【請求項６】
前記所定の波長の光を吸収する材料はカーボンブラックである請求項５に記載の生体マーカ。
【請求項７】
第１の波長の光に対する前記自身の光吸収係数の値と、第１の波長とは異なる第２の波長の光に対する前記自身の光吸収係数の値とは異なる請求項５または６に記載の生体マーカ。
【請求項８】
前記光音響装置以外のモダリティは、前記被検体に超音波、Ｘ線、並びに磁場および電波の少なくともいずれかを出力することにより前記被検体を撮像するものである請求項１乃至７のいずれか１項に記載の生体マーカ。
【請求項９】
被検体の光吸収係数と自身の光吸収係数との差の絶対値が、前記被検体の音響インピーダンス、前記被検体のＸ線透過率、またはＭＲＩが磁場および電波を前記被検体に印加したときの印加結果と自身の音響インピーダンス、Ｘ線透過率、またはＭＲＩが磁場および電波を前記被検体に印加したときの印加結果それぞれとの差の絶対値よりも大きい生体マーカ。
【請求項１０】
前記被検体に光を照射する照射部と、
前記照射部により照射された光に基づいて前記被検体から発生する音響波を受信して電気信号を出力する探触子と、
前記探触子により出力された電気信号に基づいて前記被検体の特性情報を取得する信号処理部と、
前記照射部が前記光を照射するにあたり、請求項１乃至９のいずれか１項に記載の生体マーカを前記被検体内に配置する配置部と、
を有する被検体情報取得装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、生体マーカおよび被検体情報取得装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
レーザ光等を生体に照射し、その照射に起因して生体内部から発生する超音波を受信することで生体内の情報を画像化する光音響装置の研究が医療分野で積極的に進められている。パルスレーザ光などの被検体への照射光を生体に照射すると、被検体への照射光が生体内の生体組織で吸収される際に音響波が発生する。この音響波（典型的には超音波）を受信し、解析することにより、生体内部の光学特性に関連した情報を画像化することができる。このような技術は、光音響トモグラフィ（ＰＡＴ：Ｐｈｏｔｏａｃｏｕｓｔｉｃ  Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）と呼ばれている。特許文献１には、光音響を用いた生体情報イメージング装置において、穿刺機能を有する構成が開示されている。特許文献２には、治療または診断処置のため、生体をマーキングする装置において、ほとんどのモダリティで造影できる生体マーカが開示されている。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００３】
【特許文献１】特許第５３４９８３９号公報
【特許文献２】特表平１０−５０８５０４号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
特許文献１の装置構成において、特許文献２に記載の生体マーカを使用した場合、光音響装置を用いて撮像した画像では、マーキング機能が発現する。しかし、他のモダリティを用いて撮像した場合、意図しない強調部分が現れた画像が形成される。これにより、生体マーカに起因する画像が、画像診断時に妨害感を与える場合や、アーチファクトとなる場合がある。このため、さらなる改善すべき課題が残されている。
【０００５】
本発明の目的は、上記課題に鑑み、光音響装置以外のモダリティで被検体を撮像した場合における妨害感やアーチファクトを低減できる生体マーカを提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【０００６】
上記課題を達成するため、本発明は、光音響装置が被検体を撮像することにより形成された画像データを構成する輝度値のうち自身の光吸収係数に基づく輝度値と自身の周囲に位置するものであって前記被検体を構成する組織の光吸収係数に基づく輝度値との差の絶対値が、前記光音響装置以外のモダリティが前記被検体を撮像することにより形成された画像データを構成する輝度値のうち自身への前記光音響装置以外のモダリティからの出力に基づく輝度値と自身の周囲に位置するものであって前記被検体を構成する組織への前記光音響装置以外のモダリティからの出力に基づく輝度値との差の絶対値よりも大きい生体マーカを提供する。
また、本発明の他の特徴によれば、被検体の光吸収係数と自身の光吸収係数との差の絶対値が、前記被検体の音響インピーダンス、前記被検体のＸ線透過率、またはＭＲＩが磁場および電波を前記被検体に印加したときの印加結果と自身の音響インピーダンス、Ｘ線透過率、またはＭＲＩが磁場および電波を前記被検体に印加したときの印加結果それぞれとの差の絶対値よりも大きい生体マーカが提供される。
【発明の効果】
【０００７】
上記のように、本発明によれば、光音響装置以外のモダリティで被検体を撮像した場合における妨害感やアーチファクトを低減できる生体マーカが提供される。
【図面の簡単な説明】
【０００８】
【図１】本発明の被検体情報取得装置の実施例１を示すブロック図
【図２】実施例１における生体マーカの配置方法を示すフローチャート
【図３】実施例１における配置部の構造を示す模式図
【図４】本発明の被検体情報取得装置の実施例２を示すブロック図
【図５】実施例２における生体マーカの配置方法を示すフローチャート
【発明を実施するための形態】
【０００９】
以下に図面を参照しつつ、本発明の実施の形態を詳しく説明する。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。ただし、以下に記載されている詳細な計算式、計算手順などは、発明が適用されるものの構成や各種条件により適宜変更されるべきものであり、この発明の範囲を以下の記載に限定する趣旨のものではない。
【００１０】
説明中の被検体情報取得装置には、被検体（ファントムを含む）に近赤外線等の光（電磁波）を照射することにより被検体内で発生した音響波を受信して、被検体情報を画像データとして取得する光音響効果を利用した装置を含む。説明中の被検体情報取得装置には、例えば、光音響波診断装置等が含まれる。光音響効果を利用した装置の場合、取得される被検体情報とは、光照射によって生じた音響波の発生源分布、被検体内の初期音圧分布、あるいは初期音圧分布から導かれる光エネルギー吸収密度分布や吸収係数分布、組織を構成する物質の濃度分布を示す。物質の濃度分布とは、例えば、酸素飽和度分布、トータルヘモグロビン濃度分布、酸化・還元ヘモグロビン濃度分布などである。また、複数位置の被検体情報である特性情報を、２次元または３次元の特性分布として取得するものでも良い。特性分布は被検体内の特性情報を示す画像データとして生成され得る。説明中の音響波とは、典型的には超音波であり、音波、超音波と呼ばれる弾性波を含む。光音響効果により発生した音響波のことを、光音響波または光超音波と呼ぶ。音響検出器（例えば探触子）は、被検体内で発生または反射した音響波を受信する。
【００１１】
なお、本発明と比較される技術には、以下のものが含まれる。すなわち、被検体に超音波を送信し、被検体内部で反射した反射波（エコー波）を受信して、被検体情報を画像データとして取得する超音波エコー技術（ＵＳ：ｕｌｔｒａｓｏｎｏｇｒａｐｈｉｃ）を利用した装置が含まれる。さらに、被検体に磁場を出力することで撮像するものであるＭＲＩ（ｍａｇｎｅｔｉｃ  ｒｅｓｏｎａｎｃｅ  ｉｍａｇｉｎｇ）が含まれる。さらに、被検体にＸ線を照射することで撮像するマンモグラフィ（「ＭＭＧ」と略称し、本明細書では光音響効果を利用するものを除くものとする。）が含まれる。さらに、ＣＴ（Ｃｏｍｐｕｔｅｄ  Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）が含まれる。超音波エコー技術を利用した装置で取得される被検体情報とは、被検体内部の組織の音響インピーダンスの違いを反映した情報である。
【００１２】
＜実施例１＞
図１は、本発明の実施の形態に係る被検体情報取得装置１００（以下、「装置１００」と略称する）の実施例１を示すブロック図である。実施例１の装置１００は、光源１３、探触子１４、信号処理部１５、表示部１６、配置制御部２０をベースに構成される。なお、配置制御部２０は、被検体１７の内部に生体マーカ１１（以下、「マーカ１１」と略称する）を配置するための機構である。しかしこれに限られず、配置制御部２０を設けずに、装置１００のユーザーである医師等が自らの手により被検体１７の内部にマーカ１１を配置するようにしても良い。このマーカ１１は、装置１００により撮像されて形成される
画像を評価するための位置的な基準を成すものであり、他の部位よりも大きな輝度値を持つように表示されるものである。しかしこれに限られず、他の部位よりも小さい輝度値を持つようにしても良い。そのマーカ１１が表示される部分が他の部位よりも暗くなり、結果的にはその暗く表示される部分が画像全体の位置的基準を成せるからである。
【００１３】
≪マーカ１１≫
マーカ１１（自身に対応する）は、装置１００とともに用いられるものであり、被検体（例えば生体）１７内の一部をマーキングする。マーカ１１の材料は、光学特性（例えば光吸収係数）を有する材料であることが好ましい。この材料は、非金属材料でも良く、例えば、ポリオールや、ポリオールに、光吸収特性を有する化合物を分散させたものや、寒天を溶かした水溶液に墨汁などを混ぜたものを適用できる。なお、この材料は、ポリオールを用いる場合、ポリエーテルポリオールが好ましい。被検体１７組織の音響特性に近似したマーカ１１を構成できるとともに光音響波の伝搬を阻害しないようにマーカ１１を構成できるからである。光吸収特性を有する化合物とは、例えば、一定の光吸収係数を有する化合物である。この音響特性は、例えば、音響波の伝搬しやすさ（または伝搬しにくさ）を示すものである音響伝搬特性、および音響波の減衰のしやすさ（または減衰のしにくさ）を示す音響減衰特性が含まれる。
【００１４】
光吸収特性を有する化合物は、例えば、被検体組織の光吸収特性を再現するために用いる。具体的には、顔料を用いることができ、カーボンブラックなどを好適に用いることができる。ポリオールなどの材料に分散して使用することが好ましい。顔料は、他の顔料、及び分散剤を用いることも可能である。本実施例において、人体組織、特にヘモグロビンの光学特性に近似させるため、光吸収特性を有する化合物として、カーボンブラック顔料及び顔料との親和性を有するポリエーテル分散剤の混合物を、ポリエーテルに添加した。使用したポリオールは、エチレンオキサイドとプロピレンオキサイドのモル比率が１：１のポリエーテルポリオール共重合体（数平均分子量６０００）である。本実施例で用いるポリオールは、通常では液体であるため、硬化剤としてヘキサメチレンジイソシアネート（ＨＤＩ）を用いて硬化したものを用いた。マーカ１１の光吸収係数は、波長７９７ｎｍにおいて０．０９８／ｍｍである。マーカ１１の大きさは、特に制約はない。しかし、人体における乳房等の被検体内に配置する点に鑑みて、可能な限り小さいサイズが好ましく、かつ、光音響画像（光音響装置で撮像した結果として得られる画像）で視認できるサイズが適宜選択される。
【００１５】
また、被検体（例えば生体）１７内に配置されているマーカ１１の近傍の被検体１７組織の光吸収係数は、波長（例えば７５６ｎｍおよび７９７ｎｍ）によらず０．０１３／ｍｍである。これにより、画像データの形成（画像再構成）において、本実施例のマーカ１１に基づく画像は、周囲に比較して波長７９７ｎｍで約７倍の輝度（輝度値）の画像として確認出来た。一方、本実施例のマーカ１１とその近傍の被検体１７組織の音響インピーダンスは、共に１．４ＭＲａｙｌｓであるため、超音波エコー画像では、それらは略同一の輝度値であった。これによりマーカ１１とその近傍の被検体１７組織とに基づく輝度値の差であるコントラストが略０となる。これにより、超音波エコー画像では、マーカ１１とその近傍の被検体１７組織とを区別して視認することが出来なかった。これにより、医師等は、光音響装置および超音波エコー装置それぞれ各別に用いられて形成された画像のいずれを用いても好適に画像診断を行うことができる。
【００１６】
しかしこれに限られず、上記の近傍の被検体１７組織は、本実施例のマーカ１１と比較して約２倍の輝度（輝度値）の画像として確認されるようにしても良い。これにより、近傍の被検体１７組織に基づく輝度値よりマーカ１１に基づく輝度値が小さく、マーカ１１に応じた画像部分だけ暗く表示される。これにより、マーカ１１が画像上で近傍の被検体１７組織と区別して視認できるからである。すなわち、近傍の被検体１７組織に基づく輝
度値とマーカ１１に基づく輝度値との差の絶対値は、画像上で視認できるに足る値以上であれば良い。また、マーカ１１の光吸収係数値は、例えば血液と同等の光吸収係数値となるようにすると良い。これによって、光音響画像内で、違和感なくマーカの視認が可能となる。
【００１７】
また、本実施例のマーカ１１とその近傍の生体（被検体１７）組織のＸ線透過率は、略同一としても良い。これにより、Ｘ線を被検体１７に印加することにより撮像する装置であるＣＴおよびＭＭＧで撮像した画像では、マーカ１１とその近傍の生体（被検体１７）組織とで略同一の輝度値となる。これにより、輝度値の差であるコントラストが略０となり、マーカ１１とその近傍の生体（被検体１７）組織とを区別して視認することが出来なくなる。これにより、ＣＴおよびＭＭＧで形成される画像では、マーカ１１が不必要なアーチファクトとして表示されることがない。すなわち、マーカ１１とその近傍の生体（被検体１７）組織とを区別して視認することが出来ない。これにより、医師等は、光音響装置、ＣＴ、およびＭＭＧを用いて各別に撮像して形成した画像のいずれを用いても、好適に画像診断することが可能である。
【００１８】
また、本実施例において、ＭＲＩが磁場および電波をマーカ１１に印加したときの印加結果と、ＭＲＩが磁場および電波をマーカ１１の近傍の生体（被検体１７）組織に印加したときの印加結果とは、略同一としても良い。これにより、ＭＲＩにより形成される画像では、マーカ１１とその近傍の生体（被検体１７）組織は略同一の輝度値となる。これにより、輝度値の差であるコントラストが略０となり、マーカ１１とその近傍の生体（被検体１７）組織とを区別して視認することが出来なくなる。これにより、ＭＲＩで形成される画像では、マーカ１１が不必要なアーチファクトとして映ることがない。すなわち、マーカ１１とその近傍の生体（被検体１７）組織とを区別して視認することが出来ない。これにより、医師等は、光音響装置およびＭＲＩを各別に用いて撮像した画像のいずれを用いても、好適に画像診断が可能である。なお、この印加結果とは、ＭＲＩの撮像原理である核磁気共鳴現象（ｎｕｃｌｅａｒ  ｍａｇｎｅｔｉｃ  ｒｅｓｏｎａｎｃｅ：ＮＭＲ）を含むものである。
【００１９】
なお、これに限られず、マーカ１１の上記の性質を適宜組み合わせるようにしても良い。例えば、被検体１７内に配置されているマーカ１１を光音響装置、ＵＳ、ＣＴ、ＭＭＧ、およびＭＲＩを用いて各別に撮像して形成した画像のいずれを用いても、医師等が好適に画像診断を行えるようにしても良い。ＵＳ、ＣＴ、ＭＭＧ、およびＭＲＩを用いて各別に撮像して形成した画像においてマーカ１１に起因するアーチファクトが低減され、かつ、光音響装置で撮像した画像ではマーカ１１が鮮明に表示されるからである。
【００２０】
≪配置部１２≫
配置部１２は、マーカ１１を被検体１７の外部からその内部へ移動させ、所望の位置に配置するものである。配置部１２は、公知の針のような管、カニューレ、または套管針などから構成しても良い。配置部１２は、配置制御部２０により被検体１７内の被選択部位に誘導される。被選択部位は、装置１００のユーザーにより任意に設定される部位であり、例えば、被検体１７内部の特に見たい領域であっても良い。この見たい領域とは、例えば、癌等の病変部位が存在している可能性のある領域である。しかしこれに限られず、被選択部位を設定しなくても良い。配置制御部２０は、ユーザーによる表示部１６からの操作に基づいて配置部１２を制御するようにしても良い。
【００２１】
≪光源１３≫
光源１３は、被検体１７に照射するパルス光を発生させる装置である。光源１３は、大出力を得るためレーザ光源であることが好ましいが、レーザの代わりに発光ダイオードやフラッシュランプ等を用いることもできる。光源１３に適用できるレーザは、個体レーザ
、ガスレーザ、色素レーザ、半導体レーザなどである。光源１３により照射される光（パルス光）の照射タイミング、波形、強度等は、不図示の光源制御部によって制御される。この光源制御部は、光源１３と一体化されていても良い。また、光源１３から照射されるパルス光の波長は、被検体１７を構成する成分のうち特定の成分に吸収されるものであって、被検体１７の内部まで光が伝搬する波長であることが好ましい。具体的には、６５０ｎｍ以上、かつ、１１００ｎｍ以下であることが好ましい。光源１３は、また、光音響波を効果的に発生させるために、被検体１７の熱特性に応じて十分短い時間に光を照射するようにする。光源１３から発生するパルス光のパルス幅は、被検体１７の場合、１０ナノから５０ナノ秒程度が好適である。光源１３からの光は、バンドルファイバにより被検体１７まで導かれるようにして被検体１７に照射されても良い。または、光源１３から直接的に被検体１７に光を照射しても良い。または、光源１３からの光を拡散板等の任意の光学系を設けて、パルス光を被検体１７まで導く構成としても良い。または、バンドルファイバを用いず、遮光筒に設けたミラーの組み合わせなどを用いて、光源１３から射出されるパルス光を被検体１７まで導き、被検体１７に照射する構成としても良い。装置１００は、光源１３と被検体１７との間に、この光源１３からの光を被検体１７まで導くとともに被検体１７に照射するものを照射部として備えても良い。
【００２２】
≪探触子１４≫
探触子１４は、被検体１７に照射されたパルス光（以下「照射光」と略称する）に起因して発生した音響波を受信し、その受信した音響波をアナログの電気信号に変換し、それを後段に送出する。探触子１４は、トランスデューサとも呼ばれる。また、探触子１４は、単一の音響検出器から構成されても良いし、複数の音響検出器を配列して構成されても良い。この音響検出器は、ピエゾ素子等から構成されても良い。探触子１４の形態は、内視鏡用の超音波プローブ型、ハンドヘルドプローブ型、マンモグラフィ用の透過型プローブなどが適宜選択して適用される。探触子１４は、感度が高く、周波数帯域が広いものが好ましい。探触子１４は、具体的には、ＰＺＴ（圧電セラミックス）、ＰＶＤＦ（ポリフッ化ビニデリン樹脂）、ＣＭＵＴ（容量性マイクロマシン超音波トランスデューサ）、ファブリペロー干渉計を用いたものなどが挙げられる。ただし、ここに挙げたものだけに限定されず、探触子としての機能を満たすものであれば、どのようなものであっても良い。
≪信号処理部１５≫
信号処理部１５は、探触子１４から出力されるアナログ電気信号を増幅するとともにデジタル信号に変換し、そのデジタル信号を後段に送出する。信号処理部１５は、典型的には、増幅器、アナログ／デジタルコンバータ（ＡＤＣ）、ＦＰＧＡ（Ｆｉｅｌｄ  Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ  Ｇａｔｅ  Ａｒｒａｙ）チップなどから構成される。信号処理部１５は、また、探触子１４から送出される電気信号が複数である場合、この複数の信号を同時にパラレル処理できることが好ましい。しかしこれに限られず、増幅器は、探触子１４に内蔵されていても良い。信号処理部１５は、また、このデジタル信号を画像再構成して画像データを生成してそれを後段に送出する。この画像再構成の方法は、例えば、フーリエ変換法、ユニバーサルバックプロジェクション法やフィルタードバックプロジェクション法、逐次再構成法などの種々の方法が適用できる。信号処理部１５は、ＣＰＵと主記憶装置、および補助記憶装置を有するコンピュータであっても良いし、専用に設計されたハードウェアであっても良い。
【００２３】
≪表示部１６≫
表示部１６は、信号処理部１５から送出される画像データを視認可能な画像として表示する。表示部１６は、液晶ディスプレイ、プラズマディスプレイ、有機ＥＬディスプレイ、ＦＥＤ（Ｆｉｅｌｄ  Ｅｍｉｓｓｉｏｎ  Ｄｉｓｐｌａｙ）などが適用できる。
【００２４】
（マーカ１１の配置方法）
図２は、上記本発明の実施例１における装置１００のマーカ１１の配置方法を示すフロ
ーチャートである。フローは装置１００が給電されるとともに装置１００が有する保持部に被検体１７が保持されて開始する。なお、この保持部は、探触子１４が半球面形状のものであれば、被検体１７を挿入して保持できるカップ状のものであっても良い。または、この保持部は、一対のプレートで被検体１７である乳房を挟むように保持するものであれば、その一対のプレートであっても良い。
【００２５】
ステップＳ２１で、光源１３から発せられたパルス光がバンドルファイバなどを介して被検体１７に直接照射され、ステップＳ２２に移行する。この場合、被検体１７の内部を伝搬した光のエネルギーの一部が血液などの光吸収体に吸収されると、熱膨張によりその光吸収体から音響波が発生する。被検体１７の内部に癌が存在する場合、癌の新生血管（光吸収体）により他の正常部の血液と同様に光が特異的に吸収され、音響波が発生する。
【００２６】
ステップＳ２２で、被検体１７から発生した音響波が探触子１４により受信される。そして、その受信された音響波が、探触子１４が有する音響波検出素子（ピエゾ素子等）によりアナログ電気信号に変換され、信号処理部１５に送出される。そして、信号処理部１５内のＡＤＣによりアナログ／デジタル変換され、増幅されることにより、デジタル信号が生成される。そして、そのデジタル信号が信号処理部１５内のメモリに格納され、ステップＳ２３に移行する。
【００２７】
ステップＳ２３で、格納されたデジタル信号が読み出され、その読み出された信号に対して画像再構成処理が施されることで、画像データが生成される。そして、それが信号処理部１５内のメモリに格納され、ステップＳ２４に移行する。この画像データは、例えば、被検体１７の内部の特性情報（例えば、初期音圧分布や光吸収係数分布）がその輝度値として反映されたものである。ステップＳ２４で、信号処理部１５内のメモリから画像データが読み出され、それが表示部１６に送出される。そして、表示部１６によりその画像データが視認可能な画像として表示され、ステップＳ２５に移行する。この画像は、例えば、三次元画像であっても良いし、二次元画像であっても良い。
【００２８】
ステップＳ２５で、医師などの操作者によって、表示部１６の画像上で被選択部位が決定され、ステップＳ２６に移行する。この被選択部位は、例えば、医師が特に見たいと思っている特定の被検体１７の内部領域に対応した画像上の領域であっても良い。例えば、医師が、癌が存在しそうな箇所を被検体１７内のある程度の範囲内で予想している場合に、その大まかな範囲内を表示画面上で選択可能に構成しても良い。そして、その選択された領域を被選択部位として表示部１６での操作を介して装置１００に設定されるように構成しても良い。
【００２９】
ステップＳ２６で、配置制御部２０により画面上の被選択部位に対応する被検体１７内の領域内まで、配置部１２の先端が移動される。この場合、配置制御部２０に表示部１６での被選択部位の選択に応じた選択信号が送出され、この選択信号に基づいて自動的に配置部１２を移動させるようにしても良い。配置部１２は、穿刺針のようなものから構成されても良い。これにより、被検体１７内部に挿入しやすくなるとともに、マーカ１１を配置しやすくなる。上記のように配置部１２が移動された後、ステップＳ２７に移行する。
【００３０】
ステップＳ２７で、配置部１２により被検体１７内にマーカ１１が配置される。この場合、配置制御部２０によりマーカ１１が配置されるようにしても良いし、医師等の手技により配置部１２が操作されマーカ１１の配置が行われるようにしても良い。また、配置部１２によりマーカ１１の配置が完了した時に配置部１２から完了信号が配置制御部２０に送出され、その送出に基づき表示部１６に配置完了の表示が行われるようにしても良い。そして、その表示がされた後、ユーザーによる表示部１６での操作により、被検体１７から配置部１２を引き抜くための指令が配置制御部２０に送出される。そして、この指令に
基づき配置制御部２０により配置部１２が被検体１７から引き抜かれ、フローを終了する。なお、本実施例では、撮像が終了した後、その撮像により形成された画像上で、操作者により被選択部位が決定され、マーカ１１が被検体１７の内部へ配置される例を挙げた。しかしこれに限られず、タイムリーに被検体１７が撮像されるとともにその撮像に基づきリアルタイムで変化する画像がユーザーにより確認されつつ、マーカ１１の配置が行われるようにしても良い。
【００３１】
（確認結果）
上記の処理に従いマーカ１１を配置したのちに、被検体１７を装置１００で撮像した。これにより、表示部１６に表示された画像上においてマーカ１１に基づく表示を視認することができた。また、光音響装置以外の他のモダリティ（ＵＳ、ＭＭＧ，ＭＲＩ、ＣＴ）で撮像した。この撮像結果は、各モダリティ画像上でマーカ１１を視認できない、または、被検体１７の組織の画像と区別がつかない（マーカ１１とその周辺組織が画像上において区別がつかない）ものとなった。なお、モダリティ（ｍｏｄａｌｉｔｙ）とは、Ｘ線、超音波、ＭＲＩなど、医療用画像における撮画手段のことである。
【００３２】
図３は、実施例１における配置部１２の構造を示す模式図である。配置部１２は、被検体１７内部の例えば癌等の存在する可能性のある部位の近辺に到達するように被検体１７に挿入される。配置部１２は、本実施例において、穿刺針と類似した構造を有するものである。本体部３２は、中空構造を有しており、その一部にマーカ１１が先端に設けられたワイヤ３４を出し入れ可能な開口部３３が設けられている。ワイヤ３４は、本体部３２の筒状の内部に通され、その一端にマーカ１１が設けられ、他端にはワイヤ操作リング３５が設けられる。ワイヤ操作リング３５は、医師等の手技により操作可能なものである。ワイヤ３４の先端のマーカ１１は、この操作に基づいて被検体１７の所望の場所に配置される。先端部３６は、被検体１７内にスムーズに挿入可能にするために鋭い形状を有している。
【００３３】
配置部１２の操作方法は、例えば、以下のようにする。すなわち、先ず、配置部１２が被検体１７の外部から内部に挿入される。そして、開口部３３が癌等の近辺部位まで到達するまで挿入される。開口部３３がその部位まで到達したら、ワイヤ操作リング３５が医師等により操作されることで、ワイヤ３４が開口部３３から矢印の方向へ押し出される。そして、その部位の近辺にマーカ１１が配置される。そして、ワイヤ操作リング３５が操作されることで本体部３２の内部にワイヤ３４が格納される。そして、本体部３２が被検体１７から引き抜かれ、配置操作を終了する。
【００３４】
しかしこれに限られず、配置制御部２０がユーザーの指令に基づいて上記の操作を自動的に行うようにしても良い。
【００３５】
＜実施例２＞
図４は、本発明の実施の形態に係る被検体情報取得装置の実施例２を示すブロック図であり、実施例１と共通の構成については同一の番号を付して説明を省略する。また実施例１と類似する構成については、四百番台の番号を付すとともにその十の位および一の位に共通番号を付して、必要のない限り説明を省略する。実施例２の被検体情報取得装置４００（以下、「装置４００」と略称する）も光源４１３，１８、探触子１４、信号処理部１５、表示部１６をベースに構成されている。装置４００は、特に、互いに異なる波長の光を発生させる光源４１３、１８を備えることが装置１００との違いである。光源４１３、１８は、装置１００における光源１３と同様なレーザ光源であっても良い。装置４００は、光源４１３，１８により互いに異なる波長の光を被検体１７に照射することで、被検体１７から発生するそれぞれの音響波に基づき被検体１７内の機能情報である物質の濃度分布を取得可能である。
【００３６】
装置４００は、表示部１６に被検体１７内の酸素飽和度の値に応じた輝度値からなる画像を表示する。この画像は、例えば、医師等がこれを見ながら生体マーカ４１１（以下、「マーカ４１１」と略称する）を被検体１７内に配置するように用いることができる。すなわち、例えば、癌は多くの酸素を必要とするため、その周辺の酸素飽和度は低下する。これにより、画像上では、輝度値が著しく低下している箇所には、癌等が存在する可能性が高くなる。このような箇所にマーカ４１１を配置することで、癌等を画像診断する際の目印となり、有用性がある。
【００３７】
光源４１３，１８から発生する被検体１７への照射光は、近赤外光でも良い。この近赤外光は、被検体１７の大部分を構成する水を透過しやすく、血液中のヘモグロビンで吸収されやすい性質を持つため、血管像をイメージングできる。信号処理部１５は、異なる波長のパルス光である照射光による血管像を比較することによって、機能情報である血液中の酸素飽和度を算出するようにしても良い。異なる波長の光は、例えば、２波長の光であっても良い。この２波長の一方は、還元ヘモグロビンよりも酸化ヘモグロビンに吸収され易く、他方は、酸化ヘモグロビンよりも還元ヘモグロビンに吸収され易いものであっても良い。光源４１３から発生する光の波長は、上記のように、還元ヘモグロビンよりも酸化ヘモグロビンに吸収され易いものであり、光源１８から発生する光の波長は、酸化ヘモグロビンよりも還元ヘモグロビンに吸収され易いものとする。
【００３８】
信号処理部１５での酸素飽和度の算出処理は、例えば、以下のようなものである。すなわち、吸収係数μａ（λ）は、装置４００の光源から被検体１７に照射される光の波長λの光を被検体１７に照射することで行われる光音響測定により算出されるものである。吸収係数μａ（λ）は、主な光吸収体が酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンである場合、以下の式（１）で表されるものである。
【００３９】
μａ（λ）＝εｏｘ（λ）・Ｃｏｘ＋εｄｅ（λ）・Ｃｄｅ
・・・（１）
式（１）は、酸化ヘモグロビンの吸収係数εｏｘ（λ）と酸化ヘモグロビンの存在比Ｃｏｘの積と、還元ヘモグロビンの吸収係数εｄｅ（λ）と還元ヘモグロビンの存在比Ｃｄｅの積の和からなるものである。εｏｘ（λ）とεｄｅ（λ）は、一定の値であり、あらかじめ他の方法で測定する。これにより、式（１）における未知数は、Ｃｏｘ，Ｃｄｅの二つである。
【００４０】
したがって、先ず、光源４１３，１８から発生する異なる波長の光が被検体１７に照射されることにより光音響測定が行われる。この場合、一方の波長について最低１回ずつ行われる。これに基づき、信号処理部１５により酸化ヘモグロビンの存在比Ｃｏｘ、還元ヘモグロビンの存在比Ｃｄｅについての連立方程式が解かれ、Ｃｏｘ，Ｃｄｅが算出される。この場合に、さらに多くの波長あるいは回数で光音響測定が行われた場合には、信号処理部１５により最小自乗法によるフィッティングが行われる。これにより、Ｃｏｘ，Ｃｄｅが算出されるようにしても良い。Ｃｏｘ，Ｃｄｅの算出精度を向上できるからである。なお、光音響測定とは、少なくとも、被検体１７に光を照射することにより発生する音響波を受信して、その受信に基づき形成する画像データを取得するまでを称するものとする。
【００４１】
酸素飽和度ＳＯ２は、全ヘモグロビン中の酸化ヘモグロビンの比なので、式（２）から算出される。
ＳＯ２＝Ｃｏｘ／（Ｃｏｘ＋Ｃｄｅ）
・・・（２）
二種類の波長λ１、λ２で測定が行われた場合、信号処理部１５により、式（１）の連
立方程式が解かれて得られたＣｏｘ，Ｃｄｅを式（２）に代入する。ＳＯ２は、これにより、以下の式（３）のように表わすことができる。
【００４２】
ＳＯ２＝｛−μａ（λ１）εｄｅ（λ２）＋μａ（λ２）εｄｅ（λ１）｝／［−μａ（λ１）｛εｄｅ（λ２）−εｏｘ（λ２）｝＋μａ（λ２）｛εｄｅ（λ１）−εｏｘ（λ１）］
・・・（３）
式（３）は、さらに以下の式（４）のように変形できる。
ＳＯ２＝［−｛μａ（λ１）／μａ（λ２）｝εｄｅ（λ２）＋εｄｅ（λ１）］／［−｛μａ（λ１）／μａ（λ２）｝｛εｄｅ（λ２）−εｏｘ（λ２）｝＋｛εｄｅ（λ１）−εｏｘ（λ１）｝］
・・・（４）
【００４３】
酸素飽和度ＳＯ２は、式（４）から分かるように、測定値μａ（λ１）と測定値μａ（λ２）の比で計算されている。酸素飽和度ＳＯ２は、これにより、測定値μａ（λ１）、測定値μａ（λ２）が取得されれば、その値の大小によらず算出される。
【００４４】
（装置４００の構成について）
マーカ４１１は、装置４００とともに用いられるものであり、必ずしも装置４００を構成するものではないが、説明の便宜のためここで説明する。マーカ４１１を構成する材料は、二つ以上の波長に対して異なる光吸収特性（吸収係数）を有することが好ましい。この材料は、最大吸収波長が異なり、波長７５６ｎｍ（λ１）の吸収係数と波長７９７ｎｍ（λ２）の吸収係数とが異なるフタロシアニン化合物から構成される。この材料は、このフタロシアニン化合物の分散量を調整し、これをポリエーテルに追加したものである。フタロシアニン化合物は、銅フタロシアニン（最大吸収波長８２５ｎｍ）とフタロシアニンバナジウム錯体（最大吸収波長７５０ｎｍ）から構成したものである。しかし、これに限られず、種々のフタロシアニン化合物が適用できる。マーカ４１１の光吸収係数は、波長７５６ｎｍにおいて０．０３３／ｍｍ、かつ、波長７９７ｎｍにおいて０．０２６／ｍｍである。
【００４５】
装置４００の光源は、第１の波長およびそれと異なる第２の波長の光を照射可能な、それぞれ光源４１３および光源１８から構成される。被検体１７の酸化ヘモグロビンおよび還元ヘモグロビンの吸収係数のそれぞれは、光源４１３から発生する光の波長と光源１８から発生する光の波長とで大きく異なるものであることが好ましい。酸素飽和度の算出精度を向上可能だからである。光源４１３と光源１８の光の照射タイミングは、互いに異なることが好ましい。それぞれの波長に対する被検体１７の吸収係数に基づく画像データを個別に取得する必要だからである。光源４１３，１８は、チタンサファイアレーザから構成される。光源４１３の照射光の波長は、７５６ｎｍであり、光源１８の照射光の波長は、７９７ｎｍとする。しかしこれに限られず、さらに多くの照射光の波長の異なる光源を備えても良いし、単一の光源が複数波長を切り替えて光照射可能に構成しても良い。
【００４６】
（マーカ４１１の配置方法）
図５は、上記本発明の実施例２におけるマーカ４１１の配置方法を示すフローチャートである。なお、図２のフローチャートにおける処理と共通の処理については、共通の参照符号を付して特に必要のない限り説明を省略する。フローは、装置４００に給電が開始され、被検体１７が装置４００の所定の位置に保持されて開始する。
【００４７】
ステップＳ５０で、被検体１７へ７５６ｎｍの波長の光が照射され、ステップＳ２２に移行する。ステップＳ５２で、全ての波長の光が被検体１７に照射され、その照射に基づく音響波の受信が行われたか否かが判断される。そして、全波長について音響波の受信が
行われていないときはステップＳ５０に移行する。そして、ステップＳ５０では、他の波長である７９７ｎｍの波長の光が照射され、ステップＳ２２を経てステップＳ５２に移行する。本実施例の場合、装置４００は、上記二つの波長のみを照射するものとする。全波長とは、この場合、この二つの波長である。一方、ステップＳ５２で、全波長について音響波の受信が行われていると判断されたときは、ステップＳ５４に移行する。
【００４８】
ステップＳ５４は、波長毎に、その照射光に基づくデジタルデータが画像再構成処理される。これにより、波長別の吸収係数分布を反映した画像データが再構成されて取得され、内蔵のメモリに格納される。そして、二つの波長の吸収係数分布を反映した画像データが大小関係に基づく処理が行われることで、酸素飽和度分布を反映した画像データが形成される。なお、この画像データは、複数の吸収係数分布の画像データが揃ってから処理して形成する必要がある。このため、先に処理がなされた波長の吸収係数分布を反映した画像データは、信号処理部１５に内蔵されたメモリ（主記憶装置）に格納されるようにする。この場合、上記のように、式（３）に得られた吸収係数分布が代入されることで上記大小関係に基づく処理が行われ、この大小関係に基づく処理により酸素飽和度分布が算出される。なお、本実施例において、マーカ４１１の酸素飽和度は、５５％である。また、大小関係に基づく処理は、差分演算である比較処理であっても良いし、比を取る処理であっても良い。式（３）に得られた吸収係数分布が代入される処理は、式（３）に得られた吸収係数のそれぞれを要素とする行列を吸収係数分布として代入して演算を行う処理であっても良い。
【００４９】
ステップＳ５６では、生成された酸素飽和度分布を反映する画像データが表示部１６に入力され、この入力に基づきその画面上に酸素飽和度分布を反映する画像が表示される。表示部１６では、カラールックアップテーブル（ＣＬＵＴ）が設定されることで、酸素飽和度の数値に対応したカラーで画像が表示されるようにすることが可能である。その後は、実施例１と同様の処理が行われ、フローを終了する。
【００５０】
＜確認結果＞
マーカ４１１を上記のフローに基づき被検体１７へ配置した後、被検体１７を装置４００で撮像した。その結果、酸素飽和度分布を反映する画像上でマーカ４１１を視認することができた。また、他モダリティ（ＵＳ、ＭＭＧ，ＭＲＩ、ＣＴ）で撮像したところ、それらのモダリティを用いて撮像して形成した画像上では、マーカ４１１を視認できないか、その周辺の被検体１７組織の画像と区別がつかない結果となった。
【００５１】
＜その他の実施例＞
本発明は、上述の実施形態の１以上の機能を実現するプログラムを、ネットワーク又は記憶媒体を介してシステム又は装置に供給し、そのシステム又は装置のコンピュータにおける一つ以上のプロセッサーがプログラムを読出し実行する処理でも実現可能である。また、１以上の機能を実現する回路（例えば、ＡＳＩＣ）によっても実現可能である。
【００５２】
なお、本発明の種々の特徴の実施は上記に説明した実施例に限るものではない。例えば、装置１００，４００は、配置部１２を自動制御して生体マーカを配置するようにしても良い。この場合の装置１００，４００と配置部１２の信号の送受信の形式は無線通信、回路配線を用いた通信、フォトカプラによる光を用いた通信等の種々の形態が適用できる。或いは、表示部１６の画面上で配置部１２を光音響測定によりリアルタイムに表示させるようにし、医師等がそれを見ながら配置部１２を手技により操作して生体マーカを配置するようにしても良い。生体マーカは、この場合、光吸収性を有するようにして光を照射して音響波を発生するように構成し、画像に現れるようにしても良い。
【符号の説明】
【００５３】
１１  生体マーカ
【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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