JP2008073341A - 生体光計測装置 - Google Patents

Abstract

【課題】一定の安全基準を満たしつつ、光照射位置毎に光計測に十分な信号強度を持つ光を取得することができる生体光計測装置を提供すること。
【解決手段】複数の光照射素子を用いて、光の空間分布が互いに異なる複数の空間変調光を生成し順次生体内に照射する。当該生体内の吸収体が各空間変調光を吸収することによって発生する光音響波に基づく複数の光音響波信号を検出する。この光音響波信号を用いた逆直交演算により、照射光の（Ｎ−１）倍の光強度をもつ光信号を、光照射位置毎に取得することができる。光照射位置毎の光信号を用いて、光吸収体の深度等を計算することも可能である。
【選択図】 図４

Description

本発明は、光を用いて生体内部情報を非侵襲に計測する際に使用する生体光計測装置の技術に関する。

悪性腫瘍、特に乳がんはライフスタイルの変化に伴って罹患率が増大している。欧米では７０年代より罹患率が高く、マンモグラフィーによる乳がん検診の推進により検診受信率が向上した結果、乳がんによる死亡率が低下してきている。欧米における乳がん罹患率の年齢分布は右肩上がりであるため、マンモグラフィー検診に適している年齢層（５０歳以上、乳腺が退化している）の比率が高い。一方、日本では４０歳台が罹患率のピークであり、乳腺によりX線が遮蔽されるためマンモグラフィーが最適の検診手法とは言えないという事情がある。そのため、５０歳以下の年齢層に対する乳がん検診手段の開発が重要であり、超音波画像診断とマンモグラフィーの性能比較が検討されている（例えば、厚生労働省 遠藤班による研究参照）。

超音波画像診断とマンモグラフィーはどちらも形態診断である。乳がんと正常部位の物理定数（すなわち、X線吸収率、音響インピーダンス）の違いに基づき、正常部位とは異なる領域を描出し、その領域や周囲に発生する新生血管、内部に発生する微細石灰化の大きさや形状（周囲の平滑度など）を分析することで乳がんかどうかを判定する。

また、診断技術には、形態診断と並んで機能（生理）診断がある。乳がん部位と正常部位で生理物質の濃度が変化することに注目し、早期診断に利用することが試みられている。生理診断として製品化されているのがPETであり、他にも電気、熱、光計測などの研究が進められている。乳がんを早期に発見するためには腫瘍を小さいうちに検知することが必要であり、高い感度と空間分解能が求められる。

光計測は、これらを満足する可能性がある手法として注目され、８０年代より欧米で活発に研究が進められ、また近年日本でも活発な学会発表が行われている技術である。一般に、乳がん部位と正常部位では代謝状態が変わっており、代謝に関わる化合物の濃度を計測し、あるしきい値と比較することで乳がんを客観的に検知することが期待できる。更に乳がんと良性腫瘍を区別できる化合物もあるため、検診の際のFalse Positiveを減少できるという経済面での利点も期待できる。

ところで、生体は屈折率の異なる微小領域の集合体で構成されているため、光が強い散乱を繰り返すという性質がある。そのため、照射した光が生体内で拡散した結果有効に利用できる光が減少し、検出できる到達深度が小さくなる。従って、生体光計測においては、十分な信号強度を持つ光により計測を行う必要があると共に、生体を計測対象とすることから、光照射において一定の安全基準を満たすことが要求される。

なお、本願に関連する公知文献としては、例えば次のようなものがある。
Appl. Opt. Vol.42, 6412, 2003 Appl. Opt. Vol.42, 3170, 2003 特開２００２−１３１２２９号公報 特開２００４−３５１０２３号公報

しかしながら、従来の生体光計測技術では、例えば次の様な問題がある。

すなわち、１回で照射可能な光の信号強度には安全基準の点から限界があり、十分な生体内到達深度や検出効率を実現することができない。例えば、ViOptix社から販売されているP-Scan（２波長の100mW連続発振ＬＤを用いて８光源・８検出器で乳房の各位置でのヘモグロビン状態を光検知する装置）では安全基準である150mW/cm²を照射した場合に到達深度は20mmが限界である。また、光強度がパルスまたは正弦波的に時間変化する光源を用いた計測の場合に到達深度は乳房全体（圧迫した場合で60mm）となっているが、計測時間は10分から30分と長く、体動が起こらない状態を保つことが難しい。

また、光計測においては、光が生体のどこに入射しているかという位置情報は、生体内の吸収体の位置を演算する上で重要である。そのため、従来では、光をある位置からだけ入射し、その位置を掃引していくといった手法が採用されている。具体的には、光源を並べて順番に点灯する方法、光源の位置を機械的に掃引する方法等を挙げることができる。しかしながら、これらの方法では、生体内で計測に用いられる光の量が少ないため、到達深度が小さいという問題がある。また、到達深度が乳房全体となった場合でも信号強度が非常に小さいため、十分なＳ／Ｎ比を得るために長時間の積算が必要となり、その結果として計測時間が長くなってしまうという問題点がある。

なお、安全基準を満足するために、強い光を集光せずに照射して到達深度を大きくするという方法もある。しかしながら、この方法では、光を入射している位置に関する情報がないため、吸収体の位置を決める演算が困難になるという問題点がある。

本発明は、上記事情を鑑みてなされたもので、一定の安全基準を満たしつつ、光照射位置毎に光計測に十分な信号強度を持つ光を取得することができる生体光計測装置を提供することを目的としている。

本発明は、上記目的を達成するため、次のような手段を講じている。

本発明の視点は、複数の光照射素子を用いて、前記複数の光照射素子のうち少なくとも一つの素子の光を遮断又は消灯させて、光の空間分布が互いに異なる複数の空間変調光を生成し、順次生体内に照射する光照射手段と、前記生体内において前記複数の空間変調光を吸収する吸収体が発生する複数の光音響波を検出し、複数の光音響波信号を発生する検出手段と、前記複数の光音響波信号を加算平均することにより、前記各光照射素子の位置における光情報を取得する取得手段と、前記光照射位置毎の光情報に基づいて、前記吸収体の位置を計算する計算手段と、を具備することを特徴とする生体光計測装置である。

以上本発明によれば、一定の安全基準を満たしつつ、光照射位置毎に光計測に十分な信号強度を持つ光を取得することができる生体光計測装置を実現することができる。

以下、本発明の実施形態を図面に従って説明する。なお、以下の説明において、略同一の機能及び構成を有する構成要素については、同一符号を付し、重複説明は必要な場合にのみ行う。

また、一般に、計測対象内における光吸収による情報を得るには、大きく分けて二つの方法がある。一つは、吸収によって減少した（又は減衰した）光を計測する方法であり、もう一つは、光吸収によって発生する光音響波を計測する方法（光音響法）である。本実施形態では、説明を具体的にするため、後者の手法を採用する。しかしながら、これに拘泥されず、本実施形態に係る生体光計測法は、前者の手法においても適用可能である。

（構成）
図１は、本実施形態に係る生体光計測装置１のブロック構成図を示している。同図に示すように、本生体光計測装置１は、信号発生器１０、ＬＤデバイス１２ａ、１２ｂ、光合波・結合器１４、ビーム拡大器１６、シリンドリカルレンズ１８、シャッター２０、シャッター制御器２２、テープファイバー２４、整合層２６、光音響素子部２８、アンプ３０、ディジタルオシロスコープ３２、制御部３４、記憶部３６、入力部３８、表示部４０を具備している。

信号発生器１０は、所定の周波数ｆｒ Ｈｚ（周期；１／ｆｒ秒）で、当該生体光計測装置１から照射する光を形成するためのパルス信号を、所定の時間間隔で発生する。

ＬＤデバイス１２ａ、１２ｂは、半導体の再結合発光を利用して、それぞれ所定の周波数帯域のレーザービームを発生する装置である。なお、本実施形態においては、ＬＤデバイス１２ａ、１２ｂの二つを使用する生体光計測装置１を例示した。しかしながら、これに拘泥されず、使用するＬＤデバイスの数に限定はなく、その計測対象等に応じて任意に設定可能である。また、本実施形態では、ＬＤデバイス１２ａ、１２ｂは近赤外光を発生するものを採用するものとする。

光合波・結合器１４は、ＬＤデバイス１２ａ、１２ｂから供給される光を合波することで、複数の周波数を持つ光波を多重化する。

ビーム拡大器１６は、光合波・結合器１４から供給されるビームの口径を拡大する。

シリンドリカルレンズ１８は、少なくとも一つの面が円柱の一部の様な形状を有するレンズであり、ビーム照射面内の強度分布が一様になるように、ビーム拡大器１６からのビームを成形する。

シャッター２０は、シリンドリカルレンズ１８から供給されるビームを用いて、空間変調された（空間内で一定の不均一性を持った）ビームを生成する。この空間変調されたームの内容については、後で詳しく説明する。

シャッター制御器２２は、制御部３４からの制御に基づいてシャッター２０を制御する。

テープファイバー２４は、複数の光ファイバーがある方向に沿って配列されているテープ形状の光ファイバーである。テープファイバー２４の複数の光ファイバーは光照射素子を構成し、当該複数の光ファイバー（光照射素子）とシャッター２０とで、後述する空間変調光を照射可能な光照射機能を構成する。

整合層２６は、生体Ｏと光音響素子部２８との間に設けられており、音波の集光性を向上させるための音響的レンズ、及び光音響素子部２８と生体Ｏとの間に空気を介在させないためのカップラントの役割を果たす。

光音響素子部２８は、生体Ｏ内で発生する光音響波を検出し、当該検出した光音響波の振動数に応じた波長を持つ光信号（光音響波信号）を発生する素子である。

アンプ３０は、光音響素子部２８から供給される電気信号を増幅する。

ディジタルオシロスコープ３２は、アンプ３０から供給される光信号（アナログ信号）をディジタル信号に変換し、その波形の解析を行う。

制御部３４は、信号発生器１０、ＬＤデバイス１２ａ、１２ｂ、シャッター制御器２２等を制御することにより、互いに独立する複数種の空間変調光を照射する。また、制御部３４は、ディジタルオシロスコープ３２から供給される光信号を用いて後述する逆直交演算処理を実行することで、各光照射位置に関する光情報を抽出する。さらに、制御部３４は、抽出された各光照射位置に関する光情報を用いて、例えば所定の化合物の有無、生体表面からの深さ等を計算する。

記憶部３６は、後述する光計測を行うための専用プログラム、計測において取得された計測データ等を記憶する。

入力部３８は、オペレータからの各種動作指示、条件設定を取り込むための各種スイッチ、ボタン、トラックボール、マウス、キーボード等を有している。

表示部４０は、例えば当該生体光計測装置１において得られる計測結果、当該装置を操作するための入力画面等を表示する。

（生体光計測法）
次に、本生体光計測装置１によって実行される生体光計測法について説明する。本生体光計測法では、互いに独立する（又は直交する）Ｎ種類の空間変調光（空間内で分布を持つ光）を用いて、光計測において照射される光強度を実質的に増大させるものである。ここで、互いに独立するＮ種類の空間変調光とは、Ｎ種類の空間変調光のうち空間分布が同一であるものが存在せず、且つ照射において互いに物理的影響（干渉）がないことを意味する。

図２は、本生体光計測法に用いられる、互いに独立するＮ種類（Ｎ＝５の場合）の空間変調光の一例を示している。すなわち、生体に対する光照射位置（光照射素子）が図２（ａ）に示すようなｎ＝１〜５までの５箇所である場合、図２（ｂ）〜（ｆ）に示すように、ｎ＝１〜５までのいずれかの位置でのみ光照射素子の光を遮断した５種類の空間変調光を一組として用いる。なお、図２（ｂ）〜（ｆ）における斜線は、光照射が行われている領域を示す。

すなわち、図３に示すように吸収体が皮下位置にある場合において、ｎ＝１を遮蔽したとき（図２（ｂ）参照）、２、３、４、５の合計４素子に対応する位置に光が分布する空間変調光が生体内に照射される。次にｎ＝２を遮蔽すると（図２（ｃ）参照）、１、３、４、５の合計４素子に対応する位置に光が分布する空間変調光が生体内に照射される。さらに続いて、ｎ＝３を遮断する空間変調光（図２（ｄ）参照）、ｎ＝４を遮断する空間変調光（図２（ｅ）参照）、ｎ＝５を遮断する空間変調光（図２（ｆ）参照）が逐次生体内に照射される。これら５つの空間変調光は、各々独立するものである。

なお、この様な互いに独立するＮ種類の空間変調光の照射は、シャッター２０による光遮断機能を制御することで実現することができる。照射素子数が少ない場合には、複数のファイバーにシャッター機能を追加した素子を用いることも可能である。一方、照射素子数が多い場合には、正弦波を模擬するなど滑らかな関数に近い空間パターンにビームを加工することが可能となる。このような関数を用いると多くの光を照射し、その結果を高速フーリエ変換（FFT）を用いて演算することができる。また、照射素子数が多い場合には、ディスプレイに用いることができるSLM(Spatial Light Modulators)MEMS素子を用いることが望ましい。光のON／OFFを行う機構には、液晶セル（ＬＣＯＳ、メドーラーク）やデジタルマイクロミラー（DMD、テキサスインスツルメンツ）を制御し、反射や透過によって光が目的とする方向に出て行く画素と遮蔽する画素を切り替えて利用することができる。これらの素子には２値の切り替えのみのものと多階調が用いることができるものがあり、関数を滑らかに表示するためには多階調が使えるものが望ましい。例えばGLV素子（Grating Light Valve、シリコンライトマシンズ）は多階調表示が可能である。また表示の切り替え速度が高いものが望ましい。これらの素子を用いて空間内に強度変調された光パターンを作成して入射光として用いる。

なお、以上述べた説明では、一次元の空間分布パターンを持つ空間変調光を例とした。しかしながら、これに拘泥されず、二次元の空間分布パターンを持つ空間変調光を用いる構成であってもよい。

次に、上述した空間変調光を用いた生体光計測処理は、次のようである。なお、以下においては、説明を具体的にするため、生体への光照射位置を５箇所（すなわちｎ＝５）とし、独立した空間変調光の数Ｎ＝５とする。

図４は、生体光計測処理における本生体光計測装置の動作に関するフローチャートである。同図に示すように、まず、互いに独立した５種類の空間変調光が生体内に照射される（ステップＳ１）。すなわち、信号発生器１０は、５種類の空間変調光を発生するためのパルスをＬＤデバイス１２ａ、１２ｂに供給する。ＬＤデバイス１２ａ、１２ｂは、供給されたパルスに基づいて、それぞれ所定の周波数帯域のレーザービームを発生する。発生されたレーザービームは、光合波結合器１４で合波され、ビーム拡大器１６で拡大された後、シリンドリカルレンズ１８でその強度分布が一様になるように成形される。成形されたビームは、テープファイバー２４に送り出される。シャッター制御器２２は、図２（ｂ）〜（ｆ）に示すような互いに独立した５種類の空間変調光が順次送信されるように、光の照射タイミングに合わせてｎ＝１〜５までの光照射素子を順番に遮断するように、シャッタ２０を制御する。

照射された各空間変調光は拡散しながら生体内を伝播し、吸収体である腫瘍によって吸収される。用いる光がパルス光であり、その時間幅が熱緩和速度に比べて十分に小さい場合、吸収体は瞬間的に膨張して光音響波を発生することが知られている。発生した音響波は球面状に広がりながら伝播する。

次に、各空間変調光に対応する音響波信号を取得する（ステップＳ２）。すなわち、皮膚に密着されている光音響素子部２８は、照射した各空間変調光に対応する音響波（例えば、図５のような信号）を検出する。アンプ３０は、取得された各音響波を一定の割合で増幅し、ディジタルオシロスコープ３２は、増幅された音響波（アナログ信号）をディジタル信号に変換する。制御部３４は、雑音レベルを検出しきい値と設定し、ディジタルオシロスコープ３２からの出力のうち検出しきい値よりも振幅が大きい信号を抽出することで、各空間変調光に対応する音響波信号を取得する。なお、制御部３４は、各空間変調光に対して光音響素子２８で計測された光音響波の振幅と到達時刻を、逐次記憶部３６に記憶させる。

次に、逆直交演算により、各空間変調光に対応する音響波信号から光照射位置毎の光情報を取得する（ステップＳ３）。すなわち、独立した５つの空間変調光を照射して得られる各光音響波信号は、ｎ＝１〜５の各位置における情報を等価に含んでいる。従って、制御部３４は、各光音響波信号を、以下の逆直交演算（加算平均演算）によって各光照射位置での光信号に逆変換することができる。

Ｇ（ｎ）＝｛ΣＦ（Ｎ）／（Ｎ−１）｝−Ｆ（Ｎ）
ここで、
Ｆ（Ｎ）：ｎ番目の光照射素子を遮蔽して生成した空間変調光Ｎに対応する光音響波信号
Ｇ（ｎ）：ｎ番目の光照射素子に対応する光照射位置での光信号
このようにして計算から得られたＧ（ｎ）は、ｎ番目の光照射素子からだけ光を入射して計測した結果と同等であるが、同じ計測時間の間に（Ｎ−１）だけ足しあわされているのでその分Ｓ／Ｎ比が向上している。

次に、逆直交演算によって得られた各光照射位置での光信号を用いて、計測対象物（光吸収体）の深度等を計算する（ステップＳ４）。制御部３４は、各空間変調光が照射された時刻を基準として、吸収体からの光音響波は光音響素子２８に到達した時刻との差を計測し、吸収体と光音響素子２８の距離を算出する。なお、ここでは、光速は音速と比較して桁違いに大きいことから、各空間変調光が照射された時刻と吸収体に到達した時刻とは実質的に等しいものとしている。算出された距離は、必要に応じて表示部４０に所定の形態で表示される。また、吸収体が存在しない場合（すなわち、特定周波数の信号が光音響波に含まれていない場合等）には、必要に応じてその旨が表示部４０に所定の形態で表示される。

前記各空間変調光によって照射される領域は、前記複数の光照射素子の全てを用いて照射される領域の５０％以上であることが好ましい。前記各空間変調光によって照射される領域が５０％以下である場合は、照射領域を掃引するという従来の方法に対して一度に照射している面積の比率が十分に高くならないという問題を生じる。本方法によって測定される信号の強度そのものは照射素子が複数となれば単素子の場合よりも大きくなるが、演算によって各素子に対応する信号強度を算出した結果は面積比が４以上となった場合に信号強度のSN改善が得られるので、従来の素子面積を考慮すると照射領域が５０％以上であることが好ましい。

前記複数の光照射素子は、一方向に沿って５つ以上配列されていることが好ましい。

前記複数の光照射素子が、一方向ではなく、不規則な多方向で構成されている場合は、複数の光源から検出器にはいった光から個々の光源の寄与を算出する過程が複雑となり、事実上一意的な算出が不可能である。更に、前記光照射素子が４つ以下である場合は、上述した照射領域が狭い場合と同じ状況となり、本発明による効果を得ることができない。

なお、上述した図２（ｂ）〜（ｆ）では、発光した光を遮断する例で説明したが本発明はこれに限定されるものではない。例えば、光照射素子のうち少なくとも一つの素子の光を消灯させるように構成してもよい。

（実施例１）
次に、実施例１について説明する。本実施例では、計測対象として脂肪と悪性腫瘍を音響的および光吸収的にモデル化したファントムを作製した。寒天を母材とし、散乱体（１０％脂肪球分散液、製品名：イントラリピッド）と吸収体（炭粉および墨汁）を分散させた後に硬化させ、脂肪と同じ音響特性・光学定数を持つブロックとした。このブロックを５ｍｍから２５ｍｍ（５ｍｍ刻み）にスライスした薄板を用意する一方、ブロック表面に幅と長さが５ｍｍから２５ｍｍ（５ｍｍ刻み）で、深さ５ｍｍの溝を作製した。

モデル腫瘍成分として、ヘモグロビン還元体、ヘモグロビン酸化体の近赤外領域（８００ｎｍ付近）の吸収スペクトルと一致するスペクトルを示す色素を各々選び、２種類の水溶液を作製した（モデル１：ヘモグロビン還元体の水溶液、モデル２：ヘモグロビン酸化体の水溶液）。文献値に従ってモデル水溶液１とモデル水溶液２の濃度を調整して腫瘍と同等の吸収強度とした。寒天をこの水溶液に分散させた後にブロック上の溝に流し込んで硬化させて腫瘍モデルを作りこんだ。ブロック上に薄板を乗せた後に空気層ができないように密着させた。

計測波長をヘモグロビン還元体とヘモグロビン酸化体の吸収帯と合わせて７６０nm、８４０nmとし、光源として２本の近赤外ＬＤ（時間幅１０ｎｓ、繰り返し周波数１０Hｚでパルス発振させたもの）を選んだ。各ＬＤから出力するパルス光を適切な遅延回路を用いて時間的に合わせた後にフィルター上で合波して１本のレーザービームとした。このレーザービームをレンズとシリンドリカルレンズを用いて縦横比が１：５の略矩形ビーム形（長辺が３ｍｍ、短辺が０．６ｍｍ）に変換した。外径０．５ｍｍの石英光ファイバーを並列に密着させたテープファイバーの入り口に各々シャッターをつけ、光が透過するファイバーを選択できるようにした。シャッターがついている側から矩形ビームを入射し、ファイバーの他端を計測対象に密着させて生体に光を入射させた。発生する光音響波を検知する音響素子はテープファイバーと平行に設置し、音響整合層を介して計測対象に密着させた。音響信号はアンプで増幅した後にＬＤデバイスの信号で外部トリガーをかけた生体Ｏにつなぎ、各波長に対する信号を独立して検出できるようにした。生体Ｏ上で適切に積算を行った波形出力を取り込むようにした。各ファイバーの前についているシャッターの開閉を制御して、計測ごとに閉まっているシャッターの位置を掃引した。

まず１番目のシャッターだけを開けた状態として以下の計測を行った（実験１）。溝のない位置の上にテープファイバーを設置した後に各ＬＤからの光出力をロックインアンプで検出し、吸収体がない状態でモデルを通過してくる光強度およびモデルから発生する光音響信号を計測した。光強度をモニタしながらＬＤに供給する電流値を調整し、２つのＬＤ出力が同程度（１０ｎW〜サブμWレベル）になるようにした。この状態で計測される光音響信号は２種類のＬＤに同期するものではないため、特定の吸収体に由来しないバックグラウンド雑音と解釈した。

次に溝のある位置の上にテープファイバーを直交する様に設置し、音響素子をサンプルに密着した後に、光音響信号を計測した。厚み５ｍｍの薄板を用い、５種類の溝の幅（５ｍｍ〜２５ｍｍ、５ｍｍ刻み）にモデル腫瘍を作りこんで計測した。溝の幅が２５ｍｍから５ｍｍと減少するに従って同期する音響信号は減少したが、バックグランド雑音から区別して観測することができた。次に薄板の厚みを変えて同様の実験を行ったところ、薄板の厚みが増すに従って、溝のある位置での光音響信号強度が大幅に小さくなり、同等のＳ／Ｎを得るために計測にかける時間を１０秒（薄板が５ｍｍの場合）から５分（薄板が２５ｍｍの場合）と大幅に長くすることが必要となった。

この計測を１箇所だけシャッターを開け、開いている位置を変えて繰り返した。テープファイバーが溝と直交しているため、溝の真上からずれた位置にあるファイバーから光が照射される場合には信号強度が弱くなった。このようにして信号強度と開いているシャッターの位置をプロットすることにより、テープファイバーに対して吸収体のある位置を計測することができた。

次に、シャッターを一箇所だけ閉じた状態としてそれぞれの計測を行った（実験２）。ＬＤ強度は上述した実験で使った場合と同様に設定した。溝のある位置の上にテープファイバーを直交する様に設置し、信号強度を計測したところ、溝の幅が２５ｍｍから５ｍｍと減少するに従って同期する音響信号は減少したが、バックグランド雑音から区別して観測することができた。薄板の厚みを変えて同様の実験を行ったところ、薄板の厚みが増すに従って、溝のある位置での光音響信号強度が小さくなったが、実験１と同等のＳ／Ｎを得るために計測にかける時間は薄板が２５ｍｍの場合でも１分以内と大幅に短くすることができた。各シャッター位置を閉じた状態で得られた５種類の信号に対して以下の式を用いた演算を行った。

Ｇ（ｎ）＝｛ΣＦ（Ｎ）／（Ｎ−１）｝−Ｆ（Ｎ） ：Ｎ＝１〜５
得られたＧ（ｎ）は実験１で得られたデータ（各位置でシャッターを開けた計測結果）と一致し、Ｓ／Ｎは一桁良かった。

（実施例２）
実施例２では、実施例１と同様の試料を用いて計測を行った。実施例１では空間変調素子としてシャッターつきテープファイバーを用いたが、より精密な空間変調ができるようにMEMS素子であるGLVを用いた。空間変調関数として素子全体が１周期となる正弦波を用い、オフセットを０、±１とした。オフセット−１は実施例１の一ヶ所のみONに該当し、オフセット１は実施例１の一ヶ所のみOFFに該当する。オフセット１ではオフセット−１と比較して高い信号強度が得られ、すべての薄板で信号が計測できたが、
オフセット−１では５ｍｍの薄板でしか信号を得ることができなかった。この結果は入射光の強度の違いから到達深度に５ｍｍと２５ｍｍの違いが生じたと解釈した。

（効果）
以上述べた構成によれば、以下の効果を得ることができる。

本光生体計測装置によれば、互いに独立する複数の空間変調光を生体内に照射し、当該生体内の吸収体が各空間変調光を吸収することによって発生する光音響波に基づく複数の光音響波信号を検出する。この光音響波信号を用いた逆直交演算により、照射光の（Ｎ−１）倍の光強度をもつ光信号を、光照射位置毎に取得することができる。従って、照射する各空間変調光を一定の強度とすれば、安全基準を維持しつつ生体光計測において照射される光強度を実質的に増大させることができる。その結果、従来に比して高いＳ／Ｎ比での生体光計測を行うことができ、高い精度で腫瘍等の位置を推定することができる。

また、本光生体計測装置によれは、計測に必要な実質的な時間は、互いに独立する複数の空間変調光を照射し、当該各空間変調光に対応する光音響波を検出する時間だけである。従って、体動等の生体計測特有の問題点を発生させることなく、従来に比して高いＳ／Ｎ比による生体光計測を実現することができる。

なお、本発明は上記実施形態そのままに限定されるものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で構成要素を変形して具体化できる。具体的な変形例としては、例えば次のようなものがある。

（１）上記実施形態においては、例えば図２に示したように、Ｎ種類の光照射素子のうち、いずれか一つの素子を遮断することで、互いに独立するＮ種類の空間変調光を生成した。しかしながら、これに拘泥されず、複数の素子の光を遮断して互いに独立するＮ種類の空間変調光を生成する構成や、例えば図６に示すようにある素子だけ光を透過させ、残りを遮蔽したもの等によって互いに独立するＮ種類の空間変調光を生成する構成を採用してもよい。なお、後者の方法では使用される光が画素数Nの場合１／Nとなってしまうために、光の使用効率が低く、得られる信号強度は、例えば図２の手法に比して小さくなる。光の使用効率の観点から、例えば各空間変調光によって照射される領域は、全ての光照射素子の全てを用いて照射される領域（すなわち、遮断なく照射される領域）の５０％以上であることが望ましい。

（２）上記実施形態においては、空間変調光を生成するため、いずれかの光照射素子の光を遮断する構成とした。しかしながら、これに拘泥されず、いずれかの光照射素子をＯＦＦする構成としてもよい。

また、上記実施形態に開示されている複数の構成要素の適宜な組み合わせにより、種々の発明を形成できる。例えば、実施形態に示される全構成要素から幾つかの構成要素を削除してもよい。さらに、異なる実施形態にわたる構成要素を適宜組み合わせてもよい。

以上本発明によれば、一定の安全基準を満たしつつ、光照射位置毎に光計測に十分な信号強度を持つ光を取得することができる生体光計測装置を実現することができる。

図１は、本実施形態に係る生体光計測装置１のブロック構成図を示している。 図２は、本生体光計測法に用いられる、互いに独立するＮ種類（Ｎ＝５の場合）の空間変調光の一例を示している。 図３は、本生体光計測装置１によって実行される生体光計測法を説明するための図である。 図４は、生体光計測処理における本生体光計測装置の動作に関するフローチャートである。 図５は、照射した各空間変調光に起因して得られる音響波信号の波形を示した図である。 図６は、本生体光計測法に用いられる、互いに独立するＮ種類（Ｎ＝５の場合）の空間変調光の他の例を示している。

符号の説明

１…生体光計測装置、１０…信号発生器、１２…ＬＤデバイス、１４…光合波・結合器、１６…ビーム拡大器、１８…シリンドリカルレンズ、２０…シャッター、２２…シャッター制御器、２４…テープファイバー、２６…整合層、２８…光音響素子部、３０…アンプ、３２…ディジタルオシロスコープ、３４…制御部、３６…記憶部、３８…入力部、４０…表示部

Claims (4)

1. 複数の光照射素子を用いて、前記複数の光照射素子のうち少なくとも一つの素子の光を遮断又は消灯させて、光の空間分布が互いに異なる複数の空間変調光を生成し、順次生体内に照射する光照射手段と、
   前記生体内において前記複数の空間変調光を吸収する吸収体が発生する複数の光音響波を検出し、複数の光音響波信号を発生する検出手段と、
   前記複数の光音響波信号を加算平均することにより、前記各光照射素子の位置における光情報を取得する取得手段と、
   前記光照射位置毎の光情報に基づいて、前記吸収体の位置を計算する計算手段と、
   を具備することを特徴とする生体光計測装置。
2. 前記複数の空間変調光は、近赤外光であることを特徴とする請求項１記載の生体光計測装置。
3. 前記各空間変調光によって照射される領域は、前記複数の光照射素子の全てを用いて照射される領域の５０％以上であることを特徴とする請求項２記載の生体光計測装置。
4. 前記複数の光照射素子は、一方向に沿って５つ以上配列されていることを特徴とする請求項１乃至３のうちいずれか一項記載の生体光計測装置。

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