JP2012200478A - 超音波変調光計測装置および超音波変調光計測方法 - Google Patents

超音波変調光計測装置および超音波変調光計測方法 Download PDF

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Abstract

【課題】通常の半導体レーザ等を用い、生体組織内において血液等の光を吸収する物体が存在する位置を的確に特定することが可能な超音波変調光計測装置を提供する。
【解決手段】超音波変調光計測装置１は、生体組織Ｂの被検部Ｂａにおいて生体表面Ｂｓからの所定の深さｚの位置Ｐｚで、超音波Ｓｗａ、Ｓｗｂを交差するようにそれぞれ照射する複数の超音波照射手段２ａ、２ｂと、被検部Ｂａにレーザ光Ｌｂを照射するレーザ光照射手段３と、レーザ光が当該位置Ｐｚで反射する等して得られたスペックルパターンを検出する検出手段４とを備え、各超音波照射手段２ａ、２ｂから照射される超音波Ｓｗａ、Ｓｗｂが互いに異なる周波数ｆａ、ｆｂとされており、各超音波Ｓｗａ、Ｓｗｂが交差されることにより形成される合成波の干渉縞の当該位置Ｐｚにおける振幅Ａｍが、異なる振幅になる複数のタイミングでそれぞれスペックルパターンを検出する。
【選択図】図１

Description

本発明は、超音波変調光計測装置および超音波変調光計測方法に関する。
近年、生体組織を低侵襲計測できる手法として、生体光計測装置の開発が進められている。このような生体光計測装置では、計測された結果から生体組織の形態情報や生理情報を検出することができ、血液中の酸素濃度等を計測することができる可能性を有している。しかし、生体組織が光散乱媒体であるため、生体組織に測定光を照射しても、測定光はせいぜい皮下数ｍｍまでしか直進できず、計測し得る範囲が、生体の表面近傍に限られてしまうという問題があった。
そこで、近年、上記のような光計測技術と、生体内のより深い位置まで侵入することができる超音波とを組み合わせる超音波変調光計測の技術の開発が進められている（例えば特許文献１、非特許文献１等参照）。
超音波を収束させた状態で生体組織に照射すると、測定光を照射した場合とは異なり、超音波は生体組織でさほど散乱されず、直進する状態で伝播することが知られている。そこで、超音波変調光計測の方法では、この超音波の特性を利用して、超音波で生体組織内における部分（以下、被検部という。）を特定する。
超音波が照射された生体組織の被検部では粗密状態が形成される。そして、そこに測定光を照射すると、測定光は生体組織で散乱されながら被検部を含む生体組織内に拡がる。そして、その際に、上記のように超音波により形成された被検部の粗密状態が測定光と相互作用して、測定光が変調される。なお、以下、このように変調された測定光を超音波変調光という。
そして、この超音波変調光を例えば生体表面に配置した光検出器で計測し、計測された超音波変調光の信号を解析し、その中から変調された成分のみを抽出することで、被検部での生体組織の情報を得ることが可能となる。超音波変調光計測の方法では、このようにして、超音波と測定光とを用いて、生体組織の形態情報や生理情報等を検出するようになっている。
ところで、このような超音波変調光計測の方法をさらに発展させた方法として、超音波変調スペックル光計測法が知られている（非特許文献２参照）。レーザ光等の高コヒーレント光を、光を散乱反射する面に対して照射すると、斑点状の模様すなわちスペックルパターンが得られる。
超音波変調スペックル光計測法では、この現象を利用して、上記の超音波変調光計測法における測定光としてレーザ光等の高コヒーレント光（以下、単にレーザ光という。）を用い、生体組織の被検部に超音波とレーザ光とを照射して、被検部の生体表面からの任意の深さの位置での反射光を検出して、スペックルパターンを撮影する。
この場合、スペックルパターンは、被検部の生体表面からの任意の深さの位置に微小な面（例えば後述する図６（Ａ）、（Ｂ）参照）が存在すると仮定した場合の、当該微小面での反射光によりもたらされる。また、当該微小面での反射光ではなく、当該微小面の透過光を検出しても、同様にスペックルパターンを撮影することができる。
なお、本明細書では、レーザ光の反射光（或いは透過光）によるスペックルパターンと表現するが、実際には、レーザ光の反射光（或いは透過光）がさらに生体組織内で散乱される等し、その散乱される等した光によるスペックルパターンが検出される。
そして、例えば非特許文献２に記載されているスペックルパターンの解析方法では、例えば、Ａn,i,jを、被検部の生体表面からの深さｚｎ＝０．１×ｎ［ｍｍ］（ｎは０以上の整数）における、撮影されたスペックルパターン画像上の座標（ｉ，ｊ）の位置の画素における画素値とし、ｎごとに、すなわち被検部の生体表面からの深さｚｎごとに、下記の数値Ｓｎを算出する。
なお、非特許文献２では、ｎとして、照射したパルス状の超音波が、生体表面の位置（ｚ＝０）を通過する時点をｔ０＝０とした場合に、時間ｔｎ＝０．１×ｎ［μｓ］後に撮影されるスペックルパターンとしているが、生体組織内における超音波の音速をｖとすると、被検部の生体表面からの深さｚｎと時間ｔｎとはｚｎ＝ｖ×ｔｎで１対１に対応付けられる。そのため、上記のように、深さｚｎで説明しても同じことである。
そして、被検部の生体表面からの深さｚｎを変えて（すなわち時間ｔｎを変えて）スキャンしながら、深さｚｎごとにそれぞれスペックルパターンを撮影する。そして、上記（１）式に従って深さｚｎにおける数値Ｓｎをそれぞれ算出すると、血液等のように光を吸収する物体が存在しない位置、すなわち血管等以外の生体組織の位置では、上記の数値Ｓｎはほぼ１になる（同文献の図５（ｂ）参照）。
これは、被検部の生体表面からの深さｚｎの位置でのスペックルパターンの各画素の画素値Ａn,i,jと深さｚ０の位置での各画素値Ａ０,i,jとの差異の総和（上記（１）式右辺の分子参照）と、深さｚ１の位置での各画素値Ａ１,i,jと深さｚ０の位置での各画素値Ａ０,i,jとの差異の総和（上記（１）式右辺の分母参照）とがほぼ等しいことを表す。
しかし、被検部の生体表面からの深さｚｎが、血液等の光を吸収する物体が存在する位置すなわち血管等の位置になると、上記の数値Ｓｎは１より有意に大きな値になる。すなわち、その位置では、深さｚｎの位置での各画素値Ａn,i,jと深さｚ０の位置での各画素値Ａ０,i,jとの差異の総和（上記（１）式右辺の分子参照）が、深さｚ１の位置での各画素値Ａ１,i,jと深さｚ０の位置での各画素値Ａ０,i,jとの差異の総和（上記（１）式右辺の分母参照）よりも有意に大きな値になることを示している。
このように、被検部の生体表面からの深さｚｎを変えてスキャンしながら深さｚｎごとにスペックルパターンを撮影し、例えば上記（１）式に従って数値Ｓｎを算出する。そして、深さｚｎごとの数値Ｓｎの信号波形を解析することで、被検部においてどの深さｚｎの位置に血管等が存在するかが分かる。
そして、生体組織における被検部を、例えば深さｚｎ方向に直交する方向（すなわち生体表面に平行な方向）に２次元的にスキャンすることで、生体組織内における血管等の位置を３次元的に検出することが可能となる。
特開２０１０−１７３７５号公報
Lihong V.Wang, Geng Ku, OPTICS LETTERS, Vol.23, No.12, p.975-977(1998) 笹倉祐、外１名，「研究−反射型超音波変調スペックル光計測法−」，生体医工学，社団法人日本生体医工学会，２００７年，第４５巻，第４号，p.235-241
ところで、上記の非特許文献２に記載の方法では、生体組織の被検部に、例えば周波数５．４［ＭＨｚ］のパルス状の超音波を収束させた状態で照射している。すなわち、被検部では超音波により１秒間に５．４×１０６回の振動（主に縦波）が生じている。そして、そこに２５０［ｎｓ］のパルス幅のレーザ光を照射している。
すなわち、上記の方法では、パルス状のレーザ光が照射される間に、被検部では、超音波により５．４×１０６［Ｈｚ］×２．５×１０−７［ｓ］＝１．３５回の振動、すなわち１回（すなわち位相が０°〜３６０°）以上の振動が生じていることになる。
そのため、上記のように、被検部の生体表面からの深さｚｎの位置でのスペックルパターンを撮影したとしても、撮影されるスペックルパターンは、深さｚｎで生体組織が一定の振幅の超音波で振動した場合における０°〜３６０°の各位相ごとのスペックルパターンが平均化されたスペックルパターンになる。また、スペックルパターンの各画素の画素値Ａn,i,jも、各位相ごとの画素値の平均値になる。
そのため、上記（１）式に従って数値Ｓｎを算出しても、例えば血管等が存在する位置における数値Ｓｎと血管等以外の生体組織の位置における数値Ｓｎとで、さほど大きな差が現れなくなっていると考えられる。
そこで、例えば非特許文献２では、レーザ光照射手段としてフェムト秒のパルス幅でレーザ光を照射できるフェムト秒チタンサファイアレーザを用いること等が提案されているが、フェムト秒チタンサファイアレーザは一般的に高価であり、超音波変調光計測装置のコスト高を招く虞れがある。
そのため、超音波変調スペックル光計測法を用いた超音波変調光計測装置では、連続光照射、または数十ナノ秒から数ナノ秒オーダのパルス光照射が可能な比較的安価な通常の半導体レーザ等を用い、しかも、生体組織内において血液等の光を吸収する物体が存在する位置を的確に特定することができることが望まれる。
本発明は、上記の問題点を鑑みてなされたものであり、通常の半導体レーザ等を用い、しかも、生体組織内において血液等の光を吸収する物体が存在する位置を的確に特定することが可能な超音波変調光計測装置および超音波変調光計測方法を提供することを目的とする。
前記の問題を解決するために、本発明の超音波変調光計測装置は、
生体組織の被検部において、生体表面からの所定の深さの位置で、照射された各々の超音波が交差するようにそれぞれ超音波を照射する複数の超音波照射手段と、
前記被検部にレーザ光を照射するレーザ光照射手段と、
前記レーザ光が前記被検部の位置で反射されまたは前記被検部の位置を透過して得られるスペックルパターンを検出する検出手段と、
を備え、
前記各超音波照射手段から照射される超音波が互いに異なる周波数とされており、
前記各超音波が交差されることにより形成される合成波の干渉縞の前記被検部の位置における振幅が、異なる振幅になる複数のタイミングでそれぞれ前記スペックルパターンを検出することを特徴とする。
また、本発明の超音波変調光計測装置は、
生体組織の被検部において、生体表面からの所定の深さの位置で、照射された各々の超音波が交差するようにそれぞれ超音波を照射する複数の超音波照射手段と、
前記被検部にレーザ光を照射するレーザ光照射手段と、
前記レーザ光が前記被検部の位置で反射されまたは前記被検部の位置を透過して得られるスペックルパターンを検出する検出手段と、
を備え、
前記各超音波照射手段から照射される超音波の位相を変えて、前記各超音波が交差されることにより形成される合成波の干渉縞の前記被検部の位置における振幅が異なる振幅になるようにして、前記スペックルパターンを複数回検出することを特徴とする。
さらに、本発明の超音波変調光計測装置は、
生体組織の被検部において、生体表面からの所定の深さの位置で、照射された各々の超音波が交差するようにそれぞれ超音波を照射する複数の超音波照射手段と、
前記被検部にレーザ光を照射するレーザ光照射手段と、
前記レーザ光が前記被検部の位置で反射されまたは前記被検部の位置を透過して得られるスペックルパターンを検出する検出手段と、
を備え、
前記各超音波照射手段から照射される超音波の交差角度を変えて、前記各超音波が交差されることにより形成される合成波の干渉縞の前記被検部の位置における振幅が異なる振幅になるようにして、前記スペックルパターンを複数回検出することを特徴とする。
また、本発明の超音波変調光計測方法は、
生体組織の被検部において、生体表面からの所定の深さの位置で、照射された複数の超音波が交差するようにそれぞれ超音波を照射する超音波照射工程と、
前記被検部にレーザ光を照射するレーザ光照射工程と、
前記レーザ光が前記被検部の位置で反射されまたは前記被検部の位置を透過して得られるスペックルパターンを検出する検出工程と、
を有し、
前記超音波照射工程で前記位置に照射される超音波が互いに異なる周波数とされており、
前記検出工程では、前記各超音波が交差されることにより形成される合成波の干渉縞の前記被検部の位置における振幅が、異なる振幅になる複数のタイミングでそれぞれ前記スペックルパターンを検出することを特徴とする。
さらに、本発明の超音波変調光計測方法は、
生体組織の被検部において、生体表面からの所定の深さの位置で、照射された複数の超音波が交差するようにそれぞれ超音波を照射する超音波照射工程と、
前記被検部にレーザ光を照射するレーザ光照射工程と、
前記レーザ光が前記被検部の位置で反射されまたは前記被検部の位置を透過して得られるスペックルパターンを検出する検出工程と、
を有し、
前記超音波照射工程では、前記位置に照射される超音波の位相を変えて、照射された複数の超音波が交差するようにそれぞれ超音波を照射し、
前記検査工程では、前記位置に照射される超音波の位相を変えて前記各超音波が交差されることにより形成される合成波の干渉縞の前記被検部の位置における振幅が異なる振幅になるようにして、前記スペックルパターンを複数回検出することを特徴とする。
さらにまた、本発明の超音波変調光計測方法は、
生体組織の被検部において、生体表面からの所定の深さの位置で、照射された複数の超音波が交差するようにそれぞれ超音波を照射する超音波照射工程と、
前記被検部にレーザ光を照射するレーザ光照射工程と、
前記レーザ光が前記被検部の位置で反射されまたは前記被検部の位置を透過して得られるスペックルパターンを検出する検出工程と、
を有し、
前記超音波照射工程では、前記位置に照射される超音波の交差角度を変えて、照射された複数の超音波が交差するようにそれぞれ超音波を照射し、
前記検査工程では、前記位置に照射される超音波の交差角度を変えて前記各超音波が交差されることにより形成される合成波の干渉縞の前記被検部の位置における振幅が異なる振幅になるようにして、前記スペックルパターンを複数回検出することを特徴とする。
本発明のような方式の超音波変調光計測装置および超音波変調光計測方法によれば、被検部の所定の位置に、血液等の光を吸収する物体が存在する場合には、血液等がレーザ光を吸収するため、レーザ光の反射光や透過光の強度が弱まる。そのため、当該位置で交差するように照射された超音波の合成波の干渉縞の振幅が大きい場合と小さい場合とで、得られるスペックルパターンの情報に現れる変化が比較的小さくなる。
また、当該位置に血管以外の光を吸収しにくい生体組織が存在する場合には、各超音波の合成波の干渉縞の振幅が大きい場合と小さい場合とで、得られるスペックルパターンの情報に比較的大きな変化が現れるようになる。
そのため、例えば、このようなスペックルパターンの情報に現れる変化の違いを検出することで、生体組織内において血液等の光を吸収する物体が存在する位置、すなわち血管等が存在する位置を的確に特定することが可能となる。
また、本発明のような方式の超音波変調光計測装置では、レーザ光照射手段として、フェムト秒チタンサファイアレーザ等の高価で大型な光源を用いる必要がなく、連続光照射、または数十ナノ秒から数ナノ秒オーダのパルス光照射が可能な比較的安価な通常の半導体レーザ等を用いて上記の構成を実現することができる。そのため、超音波変調光計測装置を低コストで製造することが可能となる。また、通常、半導体レーザは小型であるため、超音波変調光計測装置をより小型に製造することが可能となる。
各実施形態に係る超音波変調光計測装置の構成を示すブロック図である。 図１の超音波変調光計測装置を横から見た場合の図である。 干渉縞を有する各超音波の合成波を表すグラフである。 第１の実施形態において被検部の所定の位置に形成される各超音波の合成波に形成された干渉縞を示す図である。 （Ａ）は図４の拡大図であり、（Ｂ）は（Ａ）の状態から所定時間が経過した後の状態を示す図である。 （Ａ）所定の位置を含み深さ方向に直交する仮想的な微小面上で当該位置の周囲に形成される合成波の干渉縞を説明する図であり、（Ｂ）は（Ａ）の状態から所定時間が経過した後の状態を示す図である。 第２および第３の実施形態において被検部の所定の位置に形成される各超音波の合成波を表すグラフであり、（Ａ）は振幅が大きい場合、（Ｂ）は振幅が小さい場合を表す。
以下、本発明に係る超音波変調光計測装置および超音波変調光計測方法の実施の形態について、図面を参照して説明する。
［第１の実施の形態］
図１は、本発明の第１の実施形態に係る超音波変調光計測装置の構成を示すブロック図である。超音波変調光計測装置１は、複数の超音波照射手段２ａ、２ｂやレーザ光照射手段３、検出手段４、制御手段５および解析手段６等で構成されている。
なお、必要に応じて、例えば制御手段５や解析手段６にメモリやプリンタ等の外部装置が接続される。また、例えば制御手段５と解析手段６とを図示しない１つのコンピュータ上に構成することも可能である。さらに、図１や後述する図２に示す超音波照射手段２ａ、２ｂやレーザ光照射手段３、検出手段４等を一体的に構成することも可能であり、或いはそれらと制御手段５とを一体的に構成することも可能である。
また、図１中のδについては、後述する第３の実施形態で説明する。
超音波変調光計測装置１では、超音波照射手段２が複数設けられている。なお、以下では、超音波照射手段２が２つ設けられている場合について説明するが、超音波照射手段２を３つ以上設けることも可能であり、同様に説明される。
図１に示すように、複数の超音波照射手段２ａ、２ｂは、生体組織Ｂの被検部Ｂａにおいて、生体表面Ｂｓからの所定の深さｚの位置Ｐｚで、照射された各々の超音波Ｓｗａ、Ｓｗｂが交差するように、超音波Ｓｗａ、Ｓｗｂをそれぞれ照射するようになっている。
本実施形態では、超音波照射手段２ａ、２ｂは、超音波Ｓｗａ、Ｓｗｂをそれぞれ照射する超音波振動子２１ａ、２１ｂと、超音波振動子２１ａ、２１ｂをそれぞれ駆動する超音波振動子ドライバ２２ａ、２２ｂと、超音波振動子２１ａ、２１ｂから照射する超音波Ｓｗａ、Ｓｗｂの周波数ｆＳＷ［ＭＨｚ］や位相θ等をそれぞれ設定するファンクションジェネレータ２３ａ、２３ｂとを備えている。
また、本実施形態では、各超音波照射手段２ａ、２ｂには、超音波振動子２１ａ、２１ｂから照射された各超音波Ｓｗａ、Ｓｗｂを、上記の被検部Ｂａにおける所定の位置Ｐｚで収束させるための収束器２４ａ、２４ｂがそれぞれ設けられている。
レーザ光照射手段３は、図１に示すように、被検部Ｂａに、測定光であるレーザ光Ｌｂを照射するようになっている。なお、図１や後述する図２では、レーザ光照射手段３が、各超音波照射手段２ａ、２ｂから照射された各超音波Ｓｗａ、Ｓｗｂが交差する被検部Ｂａの位置Ｐｚに向けて、測定光であるレーザ光Ｌｂを照射するように構成されている場合が示されている。しかし、レーザ光照射手段３から被検部Ｂａにレーザ光Ｌｂが到達するように照射すれば、生体組織Ｂ内でレーザ光Ｌｂが散乱して当該位置Ｐｚに到達する。そのため、必ずしも当該位置Ｐｚに向けてレーザ光Ｌｂを照射するように構成する必要はない。
本実施形態では、レーザ光照射手段３は、レーザ光Ｌｂを照射する光源３１と、光源３１を駆動する光源ドライバ３２と、光源３１から照射するレーザ光Ｌｂの周波数ｆＬ［ＭＨｚ］等を設定するファンクションジェネレータ３３とを備えている。
本実施形態では、光源３１として、フェムト秒チタンサファイアレーザ等の高価で大型な光源ではなく、連続光照射、または数十ナノ秒から数ナノ秒オーダのパルス光照射が可能な比較的安価な通常の半導体レーザ等が用いられている。また、本実施形態では、レーザ光照射手段３には、光源３１から照射されたレーザ光Ｌｂを、上記の被検部Ｂａにおける所定の位置Ｐｚに集光するための集光レンズ３４が設けられている。
なお、レーザ光照射手段３から照射したレーザ光Ｌｂは、生体組織Ｂ内で拡散するため、集光レンズ３４を必ずしも設ける必要はない。しかし、集光レンズ３４を用いると、例えば生体表面Ｂｓ（図１参照）の近傍（例えば皮下数［ｍｍ］）の位置の光吸収領域の分布を高空間分解能で検出することが可能となる。そこで、例えば、集光レンズ３４をレーザ光照射手段３に着脱可能に取り付けられるように構成することも可能である。
また、図１では、レーザ光照射手段３が、２つの超音波照射手段２ａ、２ｂの間の位置に設けられるように表現されているが、被検部Ｂａにレーザ光Ｌｂを照射することができる位置であれば、レーザ光照射手段３は任意の位置に設けることが可能である。
また、本実施形態では、２つの超音波照射手段２ａ、２ｂからそれぞれ照射される各超音波Ｓｗａ、Ｓｗｂや、レーザ光照射手段３から照射されるレーザ光Ｌｂは、いずれも連続波（ＣＷ：continuous wave）である場合が想定されているが、例えば前述した非特許文献２のように、いずれもパルス波（ＰＷ：pulse wave）とすることも可能である。また、超音波Ｓｗａ、Ｓｗｂやレーザ光Ｌｂの一方を連続波とし、他方をパルス波とすることも可能である。
さらに、超音波Ｓｗａ、Ｓｗｂやレーザ光Ｌｂのいずれか一方或いは両方をパルス波とする場合には、例えば後述する制御手段５からパルス波を照射する超音波照射手段２ａ、２ｂやレーザ光照射手段３にトリガ信号を送信するように構成して、照射されるパルス波の同期をとるように構成することが可能である。
連続波として超音波Ｓｗやレーザ光Ｌｂを照射する超音波照射手段２やレーザ光照射手段３は、パルス波として超音波Ｓｗ等を照射する超音波照射手段２等に比べて一般的に安価である。そのため、連続波として超音波Ｓｗやレーザ光Ｌｂを照射する超音波照射手段２やレーザ光照射手段３を用いれば、超音波変調光計測装置１を低コストで製造することが可能となるといった利点がある。
検出手段４は、図１に示すように、被検部Ｂａの前記位置Ｐｚでレーザ光Ｌｂが反射された反射光Ｌｒによるスペックルパターンを検出するようになっている。
なお、スペックルパターンは、各超音波Ｓｗａ、Ｓｗｂが交差する被検部Ｂａの位置Ｐｚに微小面（例えば後述する図６（Ａ）、（Ｂ）の微小面Ｍ参照）が存在すると仮定した場合の、当該微小面での反射光Ｌｒによってももたらされるが、前述したように、当該微小面の透過光（図示省略）を検出しても、同様にスペックルパターンを撮影することができる。そのため、以下では、反射光Ｌｒを検出してスペックルパターンを撮影する場合について説明するが、透過光を検出して透過光によるスペックルパターンを撮影するように構成することも可能である。
また、検出手段４は、例えば図１に示した構成を図中左側から見た図２に示すように、各超音波照射手段２ａ、２ｂから照射される超音波Ｓｗａ、Ｓｗｂやレーザ光照射手段３から照射されるレーザ光Ｌｂを遮断しない位置に設けられる。
検出手段４としては、例えば前述した非特許文献２に記載されているような多素子光検出器としてのＣＣＤ（Charge Coupled Device）カメラ等を用いてスペックルパターンを撮影するように構成することが可能である。また、検出手段４として、例えば光電子増倍管（Photomultiplier Tube。フォトマルともいう。）を用いるように構成することも可能である。
本実施形態では、検出手段４は、検出したスペックルパターンの情報（すなわち例えば多素子光検出器としてのＣＣＤカメラを用いた場合には前述した各画素の画素値Ａn,i,j）を後述する解析手段６に送信するようになっている。
制御手段５は、図示しないＣＰＵ（Central Processing Unit）やＲＯＭ（Read Only Memory）、ＲＡＭ（Random Access Memory）、入出力インターフェース等がバスに接続されたコンピュータや、専用の制御回路で構成されており、各超音波照射手段２ａ、２ｂやレーザ光照射手段３、検出手段４等の起動や停止、動作等を制御するようになっている。
また、制御手段５は、図示しない入力手段を備え、各超音波照射手段２ａ、２ｂのファンクションジェネレータ２３ａ、２３ｂに対して、超音波振動子２１ａ、２１ｂから照射する超音波Ｓｗａ、Ｓｗｂの周波数ｆＳＷや位相θ等をそれぞれ設定したり、レーザ光照射手段３のファンクションジェネレータ３３に対して、光源３１から照射するレーザ光Ｌｂの周波数ｆＬ等を設定することができるようになっている。
なお、制御手段５は、その他、例えば前述したように超音波照射手段２ａ、２ｂやレーザ光照射手段３からパルス波の超音波Ｓｗａ、Ｓｗｂやレーザ光Ｌｂを照射する場合には、パルス波を照射する超音波照射手段２ａ、２ｂやレーザ光照射手段３に対してトリガ信号を送信するなど、各手段に対して適宜の制御を行うように構成されている。
解析手段６は、コンピュータ等で構成されており、検出手段４が検出し送信してきたスペックルパターンの情報を解析して、生体組織内において血液等の光を吸収する物体が存在する位置を特定する等の処理を行うようになっている。この解析手段６における処理については、後で説明する。
［本実施形態に特徴的な構成等について］
以下、本実施形態に特徴的な構成等について説明する。また、本実施形態に係る超音波変調光計測装置１および超音波変調光計測方法の作用についてもあわせて説明する。
本実施形態に係る超音波変調光計測装置１では、図１に示したように、レーザ光照射手段３から被検部Ｂａに測定光であるレーザ光Ｌｂを照射する（レーザ光照射工程）。そして、上記のように、複数の超音波照射手段２ａ、２ｂからそれぞれ超音波Ｓｗａ、Ｓｗｂを照射する。そして、生体組織Ｂの被検部Ｂａにおいて、生体表面Ｂｓからの所定の深さｚの位置Ｐｚで、照射された各々の超音波Ｓｗａ、Ｓｗｂが交差するように、超音波Ｓｗａ、Ｓｗｂをそれぞれ照射するようになっている（超音波照射工程）。
その際、本実施形態では、各超音波照射手段２ａ、２ｂからそれぞれ照射する各超音波Ｓｗａ、Ｓｗｂの周波数ｆａ、ｆｂとして、互いに僅かに異なる周波数になるように設定されるようになっている。
いま、各超音波Ｓｗａ、Ｓｗｂの周波数をそれぞれｆａ、ｆｂとし、各超音波Ｓｗａ、Ｓｗｂの波形が仮にsin（２πｆａｔ）、sin（２πｆｂｔ）で表されるとした場合、被検部Ｂａの位置Ｐｚでの各超音波Ｓｗａ、Ｓｗｂの合成波は、
sin（２πｆａｔ）＋sin（２πｆｂｔ）
＝２cos｛２π（ｆａ−ｆｂ）ｔ／２｝×sin｛２π（ｆａ＋ｆｂ）ｔ／２｝…（２）
と表される。
そして、上記のように各超音波Ｓｗａ、Ｓｗｂの周波数ｆａ、ｆｂが互いに僅かに異なる周波数である場合、図３に破線で示すように、それらの合成波に、ビート周期Ｔｂが１／（ｆａ−ｆｂ）［ｓ］（ビート周波数はその逆数のｆａ−ｆｂ［Ｈｚ］）の干渉縞が現れる。
このように、本実施形態では、各超音波照射手段２ａ、２ｂからそれぞれ互いに僅かに周波数ｆａ、ｆｂが異なる超音波Ｓｗａ、Ｓｗｂを、被検部Ｂａの所定の位置Ｐｚで交差するように照射させるように構成することにより、図４に示すように、生体組織Ｂの被検部Ｂａの所定の位置Ｐｚに形成される各超音波Ｓｗａ、Ｓｗｂの合成波に干渉縞を形成するようになっている。
なお、図４や後述する図５（Ａ）、（Ｂ）、図６（Ａ）、（Ｂ）では、各超音波Ｓｗａ、Ｓｗｂの干渉縞の振幅Ａｍ（図３参照）の大小を濃淡で表しており、黒く表されている部分では振幅Ａｍが小さく、白くなるほど振幅Ａｍが大きいことを表している。また、図４や図５（Ａ）、（Ｂ）、図６（Ａ）、（Ｂ）では、超音波Ｓｗａ、Ｓｗｂが連続波である場合が示されているが、超音波Ｓｗａ、Ｓｗｂがパルス波である場合にも、位置Ｐｚでの合成波に干渉縞が現れる。
また、超音波は、気体中や液体中では縦波（すなわち波の伝搬方向と振動方向が同一方向）のみであるが、固体中では縦波と横波（すなわち波の伝搬方向と振動方向が直角方向）或いはさらにはねじり波や表面波等を含む波になる。また、本実施形態では、２つの超音波Ｓｗａ、Ｓｗｂを交差させるように照射しているため、各超音波Ｓｗａ、Ｓｗｂの伝搬方向は同じではない。
そのため、実際には、各超音波Ｓｗａ、Ｓｗｂの合成波を上記（２）式のように簡単に表すことができないが、以下では、説明を簡単にするために、上記（２）式に基づいて説明する。
さらに、各超音波Ｓｗａ、Ｓｗｂの周波数ｆａ、ｆｂが互いに近接した値になるほど、それらの合成波の干渉縞のビート周波数ｆａ−ｆｂ［Ｈｚ］が小さくなり、その逆数であるビート周期Ｔｂ（＝１／（ｆａ−ｆｂ）［ｓ］）は長くなる。そして、ビート周期Ｔｂが長くなり緩慢に増減を繰り返す干渉縞の中で、図３に実線で示した合成波自体が、元の超音波Ｓｗａの周波数ｆａ（或いは元の超音波Ｓｗｂの周波数ｆｂ）と同様に、ＭＨｚオーダで激しく振動する状態になる。
なお、図３および後述する図７（Ａ）、（Ｂ）において、縦軸は、被検部Ｂａの位置Ｐｚに形成される合成波における伝搬方向の変位を表す。従って、上記の振幅Ａｍは、合成波における伝搬方向の振幅を表している。
一方、図３や上記（２）式（右辺の２cos｛２π（ｆａ−ｆｂ）ｔ／２｝の項参照）に示すように、被検部Ｂａの位置Ｐｚにおける各超音波Ｓｗａ、Ｓｗｂの合成波の干渉縞の振幅Ａｍは、時間ｔに応じて変化する。
すなわち、異なる時刻ｔにおける干渉縞の振幅Ａｍの大小を濃淡で表した図５（Ａ）、（Ｂ）の拡大図に示すように、被検部Ｂａの位置Ｐｚでは、時刻ｔに応じて各超音波Ｓｗａ、Ｓｗｂの合成波の干渉縞の振幅Ａｍが変わる。なお、図５（Ｂ）は、図５（Ａ）の状態から所定時間が経過した後の状態を示している。
また、被検部Ｂａの位置Ｐｚを含み、深さｚ方向に直交する前述した仮想的な微小面について見た場合、各超音波Ｓｗａ、Ｓｗｂの合成波の干渉縞は、図６（Ａ）に示すように、微小面Ｍ上の位置Ｐｚの周囲の部分にも形成される。そして、微小面Ｍ上の干渉縞も、図６（Ｂ）に示すように、時刻ｔに応じて変化する。
なお、図６（Ｂ）は、図６（Ａ）の状態から所定時間が経過した後の状態を示している。また、図６（Ａ）、（Ｂ）では、微小面Ｍ上の干渉縞が見やすくなるように、微小面Ｍを大きく表現しているが、実際には、この微小面Ｍは、被検部Ｂａの位置Ｐｚに収束された各超音波Ｓｗａ、Ｓｗｂのフォーカスサイズ程度のごく微小な大きさの面として仮想される。
そこで、本実施形態では、上記のように、各超音波照射手段２ａ、２ｂからそれぞれ互いに僅かに周波数ｆａ、ｆｂが異なる超音波Ｓｗａ、Ｓｗｂを、被検部Ｂａの所定の位置Ｐｚで交差するように照射して、位置Ｐｚで合成波に干渉縞を形成させる。そして、干渉縞の位置Ｐｚにおける干渉縞の振幅Ａｍ（図３参照）が異なる振幅になる複数のタイミングで（すなわち複数の異なる時刻ｔで）、それぞれ検出手段４でスペックルパターンを検出するように構成される（検出工程）。
すなわち、本実施形態では、被検部Ｂａの所定の位置Ｐｚからの反射光Ｌｒによるスペックルパターンを、検出手段４でタイミングをずらしてそれぞれ検出することで、位置Ｐｚにおける干渉縞の振幅Ａｍが大きい場合のスペックルパターンの情報と、干渉縞の振幅Ａｍが小さい場合のスペックルパターンの情報を、それぞれ検出するようになっている。
そして、各スペックルパターンには、このように、位置Ｐｚにおける干渉縞の振幅Ａｍが大きい場合と小さい場合の差のみならず、図６（Ａ）、（Ｂ）に示したような微小面Ｍに照射される合成波の干渉縞の変化も反映される。
このように構成すると、以下のような作用効果が得られる。
上記の非特許文献２に記載の方法では、生体組織Ｂの被検部Ｂａに、パルス状の超音波とパルス状のレーザ光を照射しているが、パルス状のレーザ光が被検部Ｂａの位置Ｐｚに照射される間に、当該位置Ｐｚでは、超音波により１周期以上の振動が生じている。そのため、検出されるスペックルパターンの情報は、当該位置Ｐｚにおいて超音波により生じた生体組織や血液等の振動の１周期分以上の平均化されたデータになる。
そのため、それらの情報に基づいて上記（１）式に従って数値Ｓｎを算出しても、例えば血液が流れる血管等が存在する位置における数値Ｓｎと、血管等以外の生体組織の位置における数値Ｓｎとで、さほど大きな差が現れなくなると考えられた。
一方、本実施形態においても、照射する超音波Ｓｗａ、Ｓｗｂやレーザ光Ｌｂ（図１等参照）が連続波であってもパルス波であっても、やはり被検部Ｂａの位置Ｐｚに超音波Ｓｗａ、Ｓｗｂとレーザ光Ｌｂが照射されて検出されるスペックルパターンの情報は、当該位置Ｐｚにおいて超音波により生じた生体組織や血液等の振動の１周期分以上の平均化されたデータになる。
しかし、本実施形態では、上記のように、当該位置Ｐｚにおける干渉縞の振幅Ａｍが大きい場合のスペックルパターンの情報と、干渉縞の振幅Ａｍが小さい場合のスペックルパターンの情報とをそれぞれ検出することができる。なお、各スペックルパターンの情報に、図６（Ａ）、（Ｂ）に示したような微小面Ｍに照射される合成波の干渉縞の変化も反映されていることは前述した通りである（以下も同様）。
そのため、被検部Ｂａの当該位置Ｐｚにおいて、超音波Ｓｗａ、Ｓｗｂの合成波の干渉縞により生体組織や血液等が大きく揺さぶられた場合（すなわち干渉縞の振幅Ａｍが大きい場合）のスペックルパターンの情報と、干渉縞により生体組織や血液等の揺さぶられ方が小さい場合（すなわち干渉縞の振幅Ａｍが小さい場合）のスペックルパターンの情報とを、それぞれ別々に検出することが可能となる。
そして、被検部Ｂａの位置Ｐｚにおいて、上記のように、生体組織や血液等の揺さぶられ方が異なる複数のスペックルパターンの情報が得られるため、後述するように、それらを的確に用いることで、生体組織Ｂ内において血管等が存在する位置を的確に特定することが可能となるのである。
解析手段６では、上記のようにして検出手段４で複数回検出されたスペックルパターンの情報、すなわち位置Ｐｚにおける干渉縞の振幅Ａｍが大きい場合および小さい場合のスペックルパターンの各情報を解析して、生体組織内において血液等の光を吸収する物体が存在する位置を特定する等の処理を行うようになっている（解析工程）。
解析手段６では、例えば、前述した非特許文献２に記載されているスペックルパターンの解析方法を用い、上記（１）式に従って、生体組織Ｂの被検部Ｂａにおける、生体表面Ｂｓからの所定の深さｚｎの位置Ｐｚでの数値Ｓｎを算出するように構成することが可能である。
本実施形態では、上記のように、スペックルパターンの情報として、位置Ｐｚにおける干渉縞の振幅Ａｍが大きい場合と小さい場合の少なくとも２種類のスペックルパターンの情報（すなわち前述した生体組織や血液等の揺さぶられ方が異なる複数のスペックルパターンの情報）が得られる。そのため、所定の深さｚｎの位置Ｐｚでの数値Ｓｎとして、各場合に対応して、位置Ｐｚにおける干渉縞の振幅Ａｍが大きい場合のスペックルパターンの情報に基づく数値Ｓｎと、干渉縞の振幅Ａｍが小さい場合のスペックルパターンの情報に基づく数値Ｓｎとがそれぞれ算出される。
そして、各超音波照射手段２ａ、２ｂから照射させた各超音波Ｓｗａ、Ｓｗｂを交差させる生体表面Ｂｓからの深さｚｎを種々に変えてスキャンし、検出手段４で、被検部Ｂａの各位置Ｐｚについて、それぞれ複数のスペックルパターンの情報が検出される。なお、各超音波Ｓｗａ、Ｓｗｂのスキャンは、深さｚｎ方向に直交する方向（すなわち生体表面に平行な方向）にも行われる。
そして、解析手段６は、検出手段４から位置Ｐｚにおける複数のスペックルパターンの情報が送信されてくるごとに、当該位置Ｐｚにおける干渉縞の振幅Ａｍが大きい場合のスペックルパターンの情報に基づく数値Ｓｎと、干渉縞の振幅Ａｍが小さい場合のスペックルパターンの情報に基づく数値Ｓｎとをそれぞれ算出していく。
そのため、本実施形態では、被検部Ｂａの深さｚｎ方向の数値Ｓｎの各信号波形（非特許文献２の図５（ｂ）参照）が、位置Ｐｚにおける干渉縞の振幅Ａｍが大きい場合のスペックルパターンの情報に基づく数値Ｓｎと、干渉縞の振幅Ａｍが小さい場合のスペックルパターンの情報に基づく数値Ｓｎとで、２種類ずつ得られることになる。
そこで、例えば、各場合の情報に基づいて得られた数値Ｓｎの各信号波形を対比して、被検部Ｂａの各位置Ｐｚに血管等が存在するか否かを的確に判断することが可能となる。そして、このように複数の検出結果に基づいて血管等の存在位置を検出することで、血管等の存在位置の検出の精度をより向上させることが可能となる。
一方、解析手段６で、上記のようにして異なるタイミングで複数回検出されたスペックルパターンの情報に基づいて各回ごとに検出されたスペックルパターンの情報の変化を解析することによって、生体組織Ｂ内において血管等が存在する位置を特定するように構成することも可能である。
すなわち、例えば、位置Ｐｚにおける干渉縞の振幅Ａｍが小さい場合のスペックルパターンの情報と、干渉縞の振幅Ａｍが大きい場合のスペックルパターンの情報とを比較して、それらがどのように変化したかを見比べて、生体組織Ｂ内において血管等が存在する位置を特定するように構成することも可能である。
具体的には、被検部Ｂａの位置Ｐｚに血液等の光を吸収する物体が存在する場合に比べて、当該位置Ｐｚに血管以外の光を吸収しにくい生体組織が存在する場合には、超音波Ｓｗａ、Ｓｗｂの合成波の干渉縞の振幅Ａｍが大きい場合と小さい場合とで（すなわち前述した揺さぶられ方が異なる各場合で）、得られるスペックルパターンの情報に比較的大きな変化が現れる。
それに対して、被検部Ｂａの位置Ｐｚに血液等の光を吸収する物体が存在する場合には、血液等がレーザ光Ｌｂを吸収してしまうため、レーザ光Ｌｂの反射光Ｌｒ（或いは透過光）の強度が弱まる。そのため、当該位置Ｐｚに光を吸収しにくい生体組織が存在する場合に比べて、超音波Ｓｗａ、Ｓｗｂの合成波の干渉縞の振幅Ａｍが大きい場合と小さい場合とで、得られるスペックルパターンの情報に現れる変化が比較的小さくなる。或いは、ほとんど同じようなデータになる。
そのため、例えば、前述した非特許文献２に記載されているスペックルパターンの解析方法を用いて上記の各場合について数値Ｓｎを算出し、数値Ｓｎの各信号波形を対比する。そして、超音波Ｓｗａ、Ｓｗｂの合成波の干渉縞の振幅Ａｍが小さい場合に比べて振幅Ａｍが大きい場合に数値Ｓｎが大きく変化する部分を血管以外の生体組織が存在する部分として特定し、数値Ｓｎがさほど変化しない部分を血管等が存在する部分として特定するように構成することが可能である。
このように構成すれば、光を吸収する血液等と光を吸収しにくい生体組織との特性に違いに基づいて、生体組織Ｂ内において血液等の光を吸収する物体が存在する位置、すなわち血管等が存在する位置を的確に特定することが可能となる。
なお、このように構成する場合、上記のように、非特許文献２に記載されている解析方法を用いたり、検出手段４として多素子光検出器であるＣＣＤカメラ等を用いたりしなくてもよい。例えば、検出手段４として１つの素子からなる光電子増倍管等を用いるように構成することも可能である。
検出手段４として多素子光検出器であるＣＣＤカメラ等を用いる場合、前述したように、生体表面Ｂｓからの深さｚｎの位置Ｐｚにおけるスペックルパターンが各画素ごとに受光され、各画素ごとに画素値Ａn,i,jが検出される。一方、検出手段４として１つの素子からなる光電子増倍管等を用いる場合には、いわば多素子光検出器の各画素ごとのスペックルパターンの画素値Ａn,i,jの合計値に相当する値（以下、合計値Ａｎという。）が検出されることになる。
しかし、この場合も、光電子増倍管等で検出される合計値Ａｎは、被検部Ｂａの位置Ｐｚに血液等の光を吸収する物体が存在する場合には、当該位置Ｐｚでの干渉縞の振幅Ａｍが大きい場合と小さい場合とで合計値Ａｎの変化は小さくなり、当該位置Ｐｚに血管等以外の生体組織が存在する場合には、当該位置Ｐｚでの干渉縞の振幅Ａｍが大きい場合と小さい場合とで合計値Ａｎの変化が大きくなる。
そのため、上記と同様にして、超音波Ｓｗａ、Ｓｗｂの合成波の干渉縞の振幅Ａｍが小さい場合に比べて振幅Ａｍが大きい場合に合計値Ａｎが大きく変化する部分を血管以外の生体組織が存在する部分として特定し、合計値Ａｎがさほど変化しない部分を血管等が存在する部分として特定することで、生体組織Ｂ内における血管等が存在する位置を的確に特定することが可能となる。
以上のように、本実施形態に係る超音波変調光計測装置１および超音波変調光計測方法によれば、複数の超音波照射手段２ａ、２ｂから、周波数ｆａ、ｆｂが互いに僅かに異なる超音波Ｓｗａ、Ｓｗｂを、生体組織Ｂの被検部Ｂａの生体表面Ｂｓからの所定の深さｚの位置Ｐｚで交差するように照射し、レーザ光照射手段３から被検部Ｂａにレーザ光Ｌｂを照射し、しかも、各超音波Ｓｗａ、Ｓｗｂが交差されることにより形成される合成波の干渉縞の上記位置Ｐｚにおける振幅Ａｍが、異なる振幅になる複数のタイミングでそれぞれレーザ光Ｌｂの反射光Ｌｒ（或いは透過光）によるスペックルパターンを検出するように構成した。
被検部Ｂａの上記位置Ｐｚに、血液等の光を吸収する物体が存在する場合には、血液等がレーザ光Ｌｂを吸収するため、レーザ光Ｌｂの反射光Ｌｒ（或いは透過光）の強度が弱まる。そのため、超音波Ｓｗａ、Ｓｗｂの合成波の干渉縞の振幅Ａｍが大きい場合と小さい場合とで（すなわち前述した揺さぶられ方が異なる各場合で）、得られるスペックルパターンの情報に現れる変化が比較的小さくなる。
一方、当該位置Ｐｚに血管以外の光を吸収しにくい生体組織が存在する場合には、超音波Ｓｗａ、Ｓｗｂの合成波の干渉縞の振幅Ａｍが大きい場合と小さい場合とで、得られるスペックルパターンの情報に比較的大きな変化が現れる。
また、この場合、前述したように、スペックルパターンの情報の変化には、微小面Ｍ（図６（Ａ）、（Ｂ）参照）に照射される合成波の干渉縞の変化も反映されるが、これに起因するスペックルパターンの変化も、被検部Ｂａの上記位置Ｐｚに血液等の光を吸収する物体が存在する場合には変化の影響が大きく現れるが、当該位置Ｐｚに血管以外の光を吸収しにくい生体組織が存在する場合には、現れる変化の影響が小さくなる。
そのため、例えば、このようなスペックルパターンの情報に現れる変化の違いを検出することが可能となり、生体組織Ｂ内において血液等の光を吸収する物体が存在する位置、すなわち血管等が存在する位置を的確に特定することが可能となる。
また、その際、レーザ光照射手段３として、フェムト秒チタンサファイアレーザ等の高価で大型な光源を用いる必要がなく、連続光照射、または数十ナノ秒から数ナノ秒オーダのパルス光照射が可能な比較的安価な通常の半導体レーザ等を用いて上記の構成を実現することができる。そのため、超音波変調光計測装置１を低コストで製造することが可能となる。また、通常、半導体レーザは小型であるため、超音波変調光計測装置１をより小型に製造することが可能となる。
なお、本実施形態や後述する下記の実施形態では、生体組織Ｂの被検部Ｂａの各位置Ｐｚごとに、当該位置Ｐｚにおける合成波の干渉縞の振幅Ａｍが大きい場合と小さい場合の２回のタイミングで、それぞれ検出手段４でスペックルパターンを検出する場合を前提にして説明したが、各位置Ｐｚにおけるスペックルパターンの検出は２回に限定されず、３回以上行うように構成することも可能である。
［第２の実施の形態］
上記の第１の実施形態では、生体組織Ｂの被検部Ｂａの所定の位置Ｐｚで交差させる超音波Ｓｗａ、Ｓｗｂの周波数ｆａ、ｆｂを互いに僅かに異なる周波数とし、当該位置Ｐｚに形成される各超音波Ｓｗａ、Ｓｗｂの合成波に干渉縞を生じさせて、干渉縞の振幅Ａｍが大きい場合と小さい場合とで、それぞれスペックルパターンを検出するように構成されている場合について説明した。
本実施形態および後述する第３の実施形態では、各超音波照射手段２ａ、２ｂから同じ周波数ｆの超音波Ｓｗａ、Ｓｗｂを照射して、被検部Ｂａの位置Ｐｚで交差させる場合について説明する。
上記（２）式のような式による説明を省略するが、この場合も、超音波Ｓｗａ、Ｓｗｂが交差する被検部Ｂａの所定の位置Ｐｚの各超音波Ｓｗａ、Ｓｗｂの合成波に干渉縞を形成される。しかし、この場合、超音波Ｓｗａ、Ｓｗｂの周波数ｆが同じであるため、位置Ｐｚでの干渉縞の振幅Ａｍは、上記の第１の実施形態の場合のように時間的に変化しない。
すなわち、本実施形態の場合、上記の第１の実施形態で示した上記（２）式での振幅Ａｍに相当する２cos｛２π（ｆａ−ｆｂ）ｔ／２｝のように、振幅Ａｍが時間的に変化することはない。そのため、干渉縞は、例えば前述した図５（Ａ）に示した状態から図５（Ｂ）に示した状態に時間的に変化することがなく、位置Ｐｚに例えば図５（Ａ）に示した状態の干渉縞が形成されると、その干渉縞が図５（Ａ）に示した状態のまま続く状態になる。
すなわち、本実施形態では、合成波に現れた干渉縞は、その振幅Ａｍが時間的に変化せず、位置Ｐｚで見た場合、例えば図７（Ａ）に示すように、同じ振幅Ａｍの状態が維持される。そのため、第１の実施形態のように、合成波の干渉縞の時間的変化を利用して干渉縞の振幅Ａｍが大きい場合と小さい場合とでそれぞれスペックルパターンを検出するという構成をとることができない。
そこで、本実施形態では、各超音波照射手段２ａ、２ｂから照射される各超音波Ｓｗａ、Ｓｗｂの位相θを変えて、各超音波Ｓｗａ、Ｓｗｂが交差されることにより形成される合成波の前記被検部Ｂａの位置Ｐｚにおける振幅Ａｍが異なる振幅になるようにして、スペックルパターンを複数回検出するように構成される。
具体的には、各超音波Ｓｗａ、Ｓｗｂの位相θをθａ、θｂと表すと（周波数はともにｆ）、各超音波Ｓｗａ、Ｓｗｂの波形はそれぞれsin（２πｆｔ＋θａ）、sin（２πｆｔ＋θｂ）で表されるため、位置Ｐｚでの合成波は、仮に上記（２）式に従うと、
sin（２πｆｔ＋θａ）＋sin（２πｆｔ＋θｂ）
＝２cos｛（θａ−θｂ）／２｝×sin｛２πｆｔ＋（θａ＋θｂ）／２｝…（３）
と表される。
この場合、２cos｛（θａ−θｂ）／２｝の項は時間ｔを含まない。そして、この２cos｛（θａ−θｂ）／２｝が、被検部Ｂａの位置Ｐｚでの合成波の干渉縞の振幅Ａｍを表すことになる。すなわち、
Ａｍ＝２cos｛（θａ−θｂ）／２｝ …（４）
また、上記（４）式は、超音波Ｓｗａの位相θａや、超音波Ｓｗｂの位相θｂ、或いはその両方を変化させて、θａ−θｂを変化させることで、各超音波Ｓｗａ、Ｓｗｂの被検部Ｂａの位置Ｐｚでの合成波の干渉縞の振幅Ａｍを、例えば図７（Ａ）、（Ｂ）に示すように変化させることができることも表している。
そこで、本実施形態では、まず、所定の位相θａ、θｂ（周波数はともにｆ）の各超音波Ｓｗａ、Ｓｗｂが被検部Ｂａの位置Ｐｚで交差する状態になるように各超音波照射手段２ａ、２ｂから各超音波Ｓｗａ、Ｓｗｂを照射する（超音波照射工程）。そして、被検部Ｂａにレーザ光照射手段３からレーザ光Ｌｂを照射する（レーザ光照射工程）。そして、そのスペックルパターンを検出手段４で検出する（検出工程）。
続いて、各超音波Ｓｗａ、Ｓｗｂが被検部Ｂａの位置Ｐｚで交差する状態を保ったまま、超音波Ｓｗａ、Ｓｗｂの位相θａ、θｂのいずれか一方或いはその両方を変化させてθａ−θｂを変化させた状態で、再度、各超音波照射手段２ａ、２ｂから各超音波Ｓｗａ、Ｓｗｂを照射する（超音波照射工程）。そして、被検部Ｂａにレーザ光照射手段３からレーザ光Ｌｂを照射し（レーザ光照射工程）、検出手段４でそのスペックルパターンを検出する（検出工程）。
なお、この場合も、上記のように、超音波Ｓｗａ、Ｓｗｂの位相θａ、θｂを変えてスペックルパターンを２回検出する場合に限定されず、３回以上変化させてスペックルパターンをそれぞれ検出するように構成することも可能である。
上記のように構成すれば、上記の第１の実施形態の場合と同様に、被検部Ｂａの位置Ｐｚでの各超音波Ｓｗａ、Ｓｗｂの合成波の干渉縞の振幅Ａｍが大きい場合（図７（Ａ）の場合）と小さい場合（図７（Ｂ）の場合）のそれぞれの場合について、当該位置Ｐｚからの反射光Ｌｒ（或いは透過光）によるスペックルパターンを検出することが可能となる。
また、この場合も、超音波Ｓｗａ、Ｓｗｂの位相θａ、θｂのいずれか一方或いはその両方を変化させることで、前述した、被検部Ｂａの位置Ｐｚを含み深さｚ方向に直交する仮想的な微小面Ｍにおける干渉縞も、例えば図６（Ａ）に示した状態から図６（Ｂ）に示した状態に変化する。そして、その変化が、各スペックルパターンの情報に反映される。
そのため、第１の実施形態の場合と同様に、本実施形態に係る超音波変調光計測装置１や超音波変調光計測方法においても、それらの情報に基づいて、生体組織Ｂ内において血液等の光を吸収する物体が存在する位置、すなわち血管等が存在する位置を的確に特定することが可能となる。
また、本実施形態においても、レーザ光照射手段３として、フェムト秒チタンサファイアレーザ等の高価で大型な光源を用いる必要がなく、連続光照射、または数十ナノ秒から数ナノ秒オーダのパルス光照射が可能な比較的安価な通常の半導体レーザ等を用いて上記の構成を実現することができる。そのため、超音波変調光計測装置１を低コストで製造することが可能となる。また、通常、半導体レーザは小型であるため、超音波変調光計測装置１をより小型に製造することが可能となる。
［第３の実施の形態］
上記の第２の実施形態では、各超音波照射手段２ａ、２ｂから同じ周波数ｆの超音波Ｓｗａ、Ｓｗｂを照射して被検部Ｂａの位置Ｐｚで交差させ、各超音波Ｓｗａ、Ｓｗｂの位相θａ、θｂを変えることで、当該位置Ｐｚでの合成波の干渉縞の振幅Ａｍを変える場合について説明した。
しかし、各超音波Ｓｗａ、Ｓｗｂの周波数ｆが同じであり、しかも、位相θａ、θｂを変えなくても、各超音波照射手段２ａ、２ｂから照射される各超音波Ｓｗａ、Ｓｗｂの相対的な交差角度δ（図１参照）を変えることで、各超音波Ｓｗａ、Ｓｗｂが交差されることにより形成される合成波の干渉縞の被検部Ｂａの位置Ｐｚにおける振幅Ａｍを、図７（Ａ）、（Ｂ）に示したように変化させることができる。
この場合、上記（２）式等のように数式で説明することが必ずしも容易でないため数式を用いた説明は省略する。また、この場合も、上記の第２の実施形態の場合と同様に、被検部Ｂａの位置Ｐｚにおける各超音波Ｓｗａ、Ｓｗｂの合成波には干渉縞が現れるが、その干渉縞の位置Ｐｚでの振幅Ａｍは、時間的に変化しない状態になる。
本実施形態では、例えば、図１に示した各超音波照射手段２ａ、２ｂのいずれか一方或いはその両方に図示しない位置可変手段を設けておき、まず、各超音波照射手段２ａ、２ｂの位置が、照射された各超音波Ｓｗａ、Ｓｗｂの交差角度δが所定の角度になるような位置に固定される。
そして、その状態で、各超音波Ｓｗａ、Ｓｗｂが被検部Ｂａの位置Ｐｚで交差するように、各超音波照射手段２ａ、２ｂから各超音波Ｓｗａ、Ｓｗｂを照射する（超音波照射工程）。そして、被検部Ｂａにレーザ光照射手段３からレーザ光Ｌｂを照射する（レーザ光照射工程）。そして、その反射光Ｌｒ（或いは透過光）によるスペックルパターンを検出手段４で検出する（検出工程）。
続いて、各超音波照射手段２ａ、２ｂのいずれか一方或いはその両方の位置を可変させて、各超音波照射手段２ａ、２ｂの位置が、照射された各超音波Ｓｗａ、Ｓｗｂの交差角度δが別の所定の角度になるような位置に固定される。そして、各超音波Ｓｗａ、Ｓｗｂが被検部Ｂａの当該位置Ｐｚで交差するように、再度、各超音波照射手段２ａ、２ｂから各超音波Ｓｗａ、Ｓｗｂを照射する（超音波照射工程）。そして、被検部Ｂａにレーザ光照射手段３からレーザ光Ｌｂを照射し（レーザ光照射工程）、検出手段４でその反射光Ｌｒ（或いは透過光）によるスペックルパターンを検出する（検出工程）。
なお、この場合も、上記のように、各超音波照射手段２ａ、２ｂの位置を１回だけ可変させる場合に限定されず、各超音波照射手段２ａ、２ｂの位置を２回以上可変させて、スペックルパターンをそれぞれ検出するように構成することも可能である。
このように構成すれば、上記の第２の実施形態の場合と同様に、被検部Ｂａの位置Ｐｚでの各超音波Ｓｗａ、Ｓｗｂの合成波の干渉縞の振幅Ａｍが大きい場合（図７（Ａ）の場合）と小さい場合（図７（Ｂ）の場合）のそれぞれの場合について、当該位置Ｐｚからのスペックルパターンを検出することが可能となる。
また、この場合も、照射される各超音波Ｓｗａ、Ｓｗｂの相対的な交差角度δ（図１参照）を変化させることで、前述した、被検部Ｂａの位置Ｐｚを含み深さｚ方向に直交する仮想的な微小面Ｍにおける干渉縞も、例えば図６（Ａ）に示した状態から図６（Ｂ）に示した状態に変化する。そして、その変化が、各スペックルパターンの情報に反映される。
そのため、第１の実施形態や第２の実施形態の場合と同様に、本実施形態に係る超音波変調光計測装置１や超音波変調光計測方法においても、それらの情報に基づいて、生体組織Ｂ内において血液等の光を吸収する物体が存在する位置、すなわち血管等が存在する位置を的確に特定することが可能となる。
また、本実施形態においても、レーザ光照射手段３として、フェムト秒チタンサファイアレーザ等の高価で大型な光源を用いる必要がなく、連続光照射、または数十ナノ秒から数ナノ秒オーダのパルス光照射が可能な比較的安価な通常の半導体レーザ等を用いて上記の構成を実現することができる。そのため、超音波変調光計測装置１を低コストで製造することが可能となる。また、通常、半導体レーザは小型であるため、超音波変調光計測装置１をより小型に製造することが可能となる。
［第４の実施の形態］
ところで、上記の第１〜第３の実施形態では、レーザ光照射手段３から、単一の波長のレーザ光を被検部Ｂａの位置Ｐｚに照射することを前提として説明した。
しかし、例えば、図１や図２に示したレーザ光照射手段３から波長が異なるレーザ光Ｌｂをそれぞれ照射したり、或いは、図示を省略するが、波長が異なるレーザ光Ｌｂを照射するレーザ光照射手段３を複数備えるように構成して、被検部Ｂａに、波長が異なるレーザ光Ｌｂを照射する。そして、検出手段４で各レーザ光Ｌｂの反射光Ｌｒ（或いは透過光）によるスペックルパターンをそれぞれ検出するように構成することも可能である。
例えば、血液中のヘモグロビン（hemoglobin）は、酸素と結合している場合（以下、この状態のヘモグロビンを酸素化ヘモグロビンという。）と結合していない場合（以下、この状態のヘモグロビンを還元ヘモグロビン（脱酸素化ヘモグロビンともいう。）という。）とで、近赤外線領域での吸収スペクトルが変化することが知られている。
すなわち、波長が約８００［ｎｍ］の近傍の近赤外線領域において、波長が約８００［ｎｍ］以上の領域では、酸素化ヘモグロビンの方が還元ヘモグロビンよりも吸光度が高く、波長が約８００［ｎｍ］以下の領域では、逆に、還元ヘモグロビンの方が酸素化ヘモグロビンよりも吸光度が高くなるという特徴がある。
そこで、上記の超音波変調光計測装置１において、被検部Ｂａに、例えば、波長が７６０［ｎｍ］前後のレーザ光Ｌｂと、波長が８４０［ｎｍ］前後のレーザ光Ｌｂとをそれぞれ照射して、各レーザ光Ｌｂについてそれぞれ反射光Ｌｒ（或いは透過光）によるスペックルパターンを検出する。そして、レーザ光Ｌｂの各波長ごとに、解析手段６で上記のようにスペックルパターンの情報を解析する。
このように構成すれば、上記の第１〜第３の実施形態の場合と同様に、本実施形態に係る超音波変調光計測装置１や超音波変調光計測方法においても、それらの情報に基づいて、生体組織Ｂ内において血液等の光を吸収する物体が存在する位置、すなわち血管等が存在する位置を的確に特定することが可能となる。また、それだけでなく、特定した血管中において、酸素化ヘモグロビンが多く存在する部分や還元ヘモグロビンが多く存在する部分等の情報をも得ることが可能となる。
例えば、生体組織Ｂ内に癌を発症している場合、癌の部分には、血管が新生されている場合がある。また、癌の部分では、酸素が多く消費されることから、癌の部分の血管や新生血管中には、酸素化ヘモグロビンよりも還元ヘモグロビンの方が多く存在することが知られている。
従って、超音波変調光計測装置１や超音波変調光計測方法を本実施形態のように構成すれば、超音波変調光計測装置１を、生体組織Ｂに癌が発症しているか否かの診断等に用いることも可能となる。
１ 超音波変調光計測装置
２ａ、２ｂ 超音波照射手段
３ レーザ光照射手段
３１ 光源
３４ 集光レンズ
４ 検出手段
６ 解析手段
Ａｍ 振幅
Ｂ 生体組織
Ｂａ 被検部
Ｂｓ 生体表面
ｆａ、ｆｂ 周波数
Ｌｂ レーザ光
Ｐｚ 位置
Ｓｗａ、Ｓｗｂ 超音波
ｚ、ｚｎ 深さ
δ 交差角度
θａ、θｂ 位相

Claims (13)

  1. 生体組織の被検部において、生体表面からの所定の深さの位置で、照射された各々の超音波が交差するようにそれぞれ超音波を照射する複数の超音波照射手段と、
    前記被検部にレーザ光を照射するレーザ光照射手段と、
    前記レーザ光が前記被検部の位置で反射されまたは前記被検部の位置を透過して得られるスペックルパターンを検出する検出手段と、
    を備え、
    前記各超音波照射手段から照射される超音波が互いに異なる周波数とされており、
    前記各超音波が交差されることにより形成される合成波の干渉縞の前記被検部の位置における振幅が、異なる振幅になる複数のタイミングでそれぞれ前記スペックルパターンを検出することを特徴とする超音波変調光計測装置。
  2. 生体組織の被検部において、生体表面からの所定の深さの位置で、照射された各々の超音波が交差するようにそれぞれ超音波を照射する複数の超音波照射手段と、
    前記被検部にレーザ光を照射するレーザ光照射手段と、
    前記レーザ光が前記被検部の位置で反射されまたは前記被検部の位置を透過して得られるスペックルパターンを検出する検出手段と、
    を備え、
    前記各超音波照射手段から照射される超音波の位相を変えて、前記各超音波が交差されることにより形成される合成波の干渉縞の前記被検部の位置における振幅が異なる振幅になるようにして、前記スペックルパターンを複数回検出することを特徴とする超音波変調光計測装置。
  3. 生体組織の被検部において、生体表面からの所定の深さの位置で、照射された各々の超音波が交差するようにそれぞれ超音波を照射する複数の超音波照射手段と、
    前記被検部にレーザ光を照射するレーザ光照射手段と、
    前記レーザ光が前記被検部の位置で反射されまたは前記被検部の位置を透過して得られるスペックルパターンを検出する検出手段と、
    を備え、
    前記各超音波照射手段から照射される超音波の交差角度を変えて、前記各超音波が交差されることにより形成される合成波の干渉縞の前記被検部の位置における振幅が異なる振幅になるようにして、前記スペックルパターンを複数回検出することを特徴とする超音波変調光計測装置。
  4. 前記レーザ光照射手段は、光源から照射されたレーザ光を集光する集光レンズを備え、
    前記光源から照射された前記レーザ光は、前記集光レンズで集光された状態で前記被検部に照射されることを特徴とする請求項１から請求項３のいずれか一項に記載の超音波変調光計測装置。
  5. 前記超音波照射手段は、照射する各超音波が、前記被検部の前記所定の位置において収束するようにそれぞれ超音波を照射することを特徴とする請求項１から請求項４のいずれか一項に記載の超音波変調光計測装置。
  6. 前記レーザ光は、連続波であることを特徴とする請求項１から請求項５のいずれか一項に記載の超音波変調光計測装置。
  7. 前記各超音波は、それぞれ連続波であることを特徴とする請求項１から請求項６のいずれか一項に記載の超音波変調光計測装置。
  8. 前記被検部の位置における振幅が異なる振幅になるようにして複数回検出された前記スペックルパターンの情報に基づいて、各回ごとに検出された前記情報の変化を解析する解析手段を備えることを特徴とする請求項１から請求項７のいずれか一項に記載の超音波変調光計測装置。
  9. 前記レーザ光照射手段から波長が異なる前記レーザ光をそれぞれ照射し、または、波長が異なる前記レーザ光を照射する前記レーザ光照射手段を複数備え、
    前記検出手段は、前記波長が異なるレーザ光について、前記被検部の位置で反射されまたは前記被検部の位置を透過して得られる前記スペックルパターンをそれぞれ検出することを特徴とする請求項１から請求項８のいずれか一項に記載の超音波変調光計測装置。
  10. 少なくとも前記複数の超音波照射手段と前記レーザ光照射手段と前記検出手段とが一体的に構成されていることを特徴とする請求項１から請求項９のいずれか一項に記載の超音波変調光計測装置。
  11. 生体組織の被検部において、生体表面からの所定の深さの位置で、照射された複数の超音波が交差するようにそれぞれ超音波を照射する超音波照射工程と、
    前記被検部にレーザ光を照射するレーザ光照射工程と、
    前記レーザ光が前記被検部の位置で反射されまたは前記被検部の位置を透過して得られるスペックルパターンを検出する検出工程と、
    を有し、
    前記超音波照射工程で前記位置に照射される超音波が互いに異なる周波数とされており、
    前記検出工程では、前記各超音波が交差されることにより形成される合成波の干渉縞の前記被検部の位置における振幅が、異なる振幅になる複数のタイミングでそれぞれ前記スペックルパターンを検出することを特徴とする超音波変調光計測方法。
  12. 生体組織の被検部において、生体表面からの所定の深さの位置で、照射された複数の超音波が交差するようにそれぞれ超音波を照射する超音波照射工程と、
    前記被検部にレーザ光を照射するレーザ光照射工程と、
    前記レーザ光が前記被検部の位置で反射されまたは前記被検部の位置を透過して得られるスペックルパターンを検出する検出工程と、
    を有し、
    前記超音波照射工程では、前記位置に照射される超音波の位相を変えて、照射された複数の超音波が交差するようにそれぞれ超音波を照射し、
    前記検査工程では、前記位置に照射される超音波の位相を変えて前記各超音波が交差されることにより形成される合成波の干渉縞の前記被検部の位置における振幅が異なる振幅になるようにして、前記スペックルパターンを複数回検出することを特徴とする超音波変調光計測方法。
  13. 生体組織の被検部において、生体表面からの所定の深さの位置で、照射された複数の超音波が交差するようにそれぞれ超音波を照射する超音波照射工程と、
    前記被検部にレーザ光を照射するレーザ光照射工程と、
    前記レーザ光が前記被検部の位置で反射されまたは前記被検部の位置を透過して得られるスペックルパターンを検出する検出工程と、
    を有し、
    前記超音波照射工程では、前記位置に照射される超音波の交差角度を変えて、照射された複数の超音波が交差するようにそれぞれ超音波を照射し、
    前記検査工程では、前記位置に照射される超音波の交差角度を変えて前記各超音波が交差されることにより形成される合成波の干渉縞の前記被検部の位置における振幅が異なる振幅になるようにして、前記スペックルパターンを複数回検出することを特徴とする超音波変調光計測方法。
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