JP2013052227A - 被検体情報取得装置、および、被検体情報取得方法 - Google Patents

Abstract

【課題】 本発明は、光量分布の取得に要する工程を低減して、被検体情報を取得することのできる被検体情報取得装置を提供することを目的とする。
【解決手段】 本発明に係る被検体情報取得装置は、第１の波長、および、第１の波長とは波長の異なる第２の波長の光を発生可能に構成された光源と、光が被検体に照射されることにより発生する光音響波を検出して検出信号を出力する音響波検出部と、第１の波長の光が前記被検体に照射されたときに音響波検出部が出力する第１の検出信号と、第２の波長の光が被検体に照射されたとき音響波検出部が出力する第２の検出信号とに基づき、被検体情報を取得する信号処理部と、を有する被検体情報取得装置であって、第１の波長における被検体の有効減衰係数、および、第２の波長における被検体の有効減衰係数は同一である。
【選択図】 図１

Description

本発明は、被検体内で発生した音響波を検出することにより分光特性を取得する被検体情報取得装置、および被検体情報取得方法に関する。

癌に起因して発生する新生血管を特異的に画像化する方法として、光音響トモグラフィ（ＰＡＴ：Ｐｈｏｔｏａｃｏｕｓｔｉｃ ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）が注目されている。ＰＡＴは、パルス光（近赤外線）を被検体に照射して被検体から発せられる光音響波を音響波検出器で検出して画像化する技術である。

ところで、被検体内の関心領域から発生する光音響波の初期音圧Ｐ_０は、式１で表すことができる。

ここでΓはグルナイゼン係数であり、体積膨張係数βと音速ｃの２乗の積を定圧比熱Ｃｐで割ったものである。Γは被検体が決まれば、ほぼ一定の値をとることが知られている。μ_ａは関心領域における吸収係数、Φは関心領域における光量（関心領域に照射された光の光量であり、光フルエンスとも呼ばれる）である。

被検体内部で発生した光音響波は、被検体内を伝搬して被検体の表面に配置された音響波検出器によって検出される。そして、信号処理装置がその検出結果に基づき、バックプロジェクション法等の再構成手法を用いることにより、初期音圧分布Ｐ_０を取得する。

式１より、初期音圧分布Ｐ_０からグルナイゼン係数Γを除することにより、μ_ａとΦの積の分布、つまり光エネルギー密度分布が得られる。さらに、光エネルギー密度分布から被検体内の光量分布Φ（ｒ）を除することによって、吸収係数分布μ_ａ（ｒ）が得られる。

また、非特許文献１は、２つの波長の光を用いて得られた２つの吸収係数分布を用いて酸素飽和度分布を算出する方法を開示する。

例えば、オキシヘモグロビンのモラー吸収係数をε_ＨｂＯ（ｍｍ^−１Ｍ^−１）とし、デオキシヘモグロビンのモラー吸収係数をε_Ｈｂ（ｍｍ^−１Ｍ^−１）とする。ここで、モラー吸収係数は１リットルに１ｍｏｌヘモグロビンがあったときの吸収係数である。モラー吸収係数の値は波長によって一意的に決定される。

また、オキシヘモグロビンのモル濃度（Ｍ）をＣ_ＨｂＯとし、デオキシヘモグロビンのモル濃度（Ｍ）をＣ_Ｈｂとする。このとき、波長λ_１とλ_２における血液の吸収係数μ_ａは式２で表せる。

すなわち、それぞれの波長における血液の吸収係数μ_ａは、オキシヘモグロビンのモラー吸収係数ε_ＨｂＯおよびオキシヘモグロビンのモル濃度Ｃ_ＨｂＯの積と、デオキシヘモグロビンのモラー吸収係数ε_Ｈｂおよびデオキシヘモグロビンのモル濃度Ｃ_Ｈｂの積との和で示される。

また、式２を変形すると式３と表せる。

そして、酸素飽和度ＳｔＯ_２は、全ヘモグロビンのうちオキシヘモグロビンの占める割合であるので、以下の式で表すことができる。

すなわち、波長λ_１、λ_２における血液の吸収係数μ_ａが分かれば、他の値は既知であるため、式４より酸素飽和度を算出することができる。

なお、非特許文献１では、パルス光の照射面からターゲットが存在する方向に光が一定に減衰すると仮定している。そして、この仮定に基づいて算出されたターゲットにおける光量を用いて、ターゲットにおける吸収係数を求めている。

また、特許文献１は、被検体の形状を考慮して取得した光量分布を用いて、吸収係数を取得することを開示する。このようにして得られた光量分布は、非特許文献１に記載の光量分布よりも正確である。

特開２０１０−８８６２７号公報

"Ｆｕｎｃｔｉｏｎａｌ Ｐｈｏｔｏａｃｏｕｓｔｉｃ ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ ｆｏｒ ｎｏｎ−ｉｎｖａｓｉｖｅ ｉｍａｇｉｎｇ ｏｆ ｃｅｒｅｂｒａｌ ｂｌｏｏｄ ｏｘｙｇｅｎａｔｉｏｎ ａｎｄ ｂｌｏｏｄ ｖｏｌｕｍｅ ｉｎ ｒａｔ ｂｒａｉｎ ｉｎ ｖｉｖｏ"Ｘ．Ｗａｎｇ，Ｌ．Ｖ．Ｗａｎｇ ｅｔ ａｌ．Ｐｒｏｃ．ｏｆ ＳＰＩＥ Ｖｏｌ．５６９７（２００５） "Ｃｏｍｂｉｎｅｄ ｄｉｆｆｕｓｅ ｏｐｔｉｃａｌ ｓｐｅｃｔｒｏｓｃｏｐｙ ａｎｄ ｃｏｎｔｒａｓｔ−ｅｎｈａｎｃｅｄ ｍａｇｎｅｔｉｃ ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｍａｇｉｎｇ ｆｏｒ ｍｏｎｉｔｏｒｉｎｇ ｂｒｅａｓｔ ｃａｎｃｅｒ ｎｅｏａｄｊｕｖａｎｔ ｃｈｅｍｏｔｈｅｒａｐｙ：ａ ｃａｓｅ ｓｔｕｄｙ"Ｎａｔａｓｈａ Ｓｈａｈ，Ｊｅｓｓｉｃａ Ｇｉｂｂｓ，Ｄｕｌｃｙ Ｗｏｌｖｅｒｔｏｎ，Ａｌｂｅｒｔ Ｃｅｒｕｓｓｉ，Ｎｏｌａ Ｈｙｌｔｏｎ，Ｂｒｕｃｅ Ｊ Ｔｒｏｍｂｅｒｇ，Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｂｉｏｍｅｄｉｃａｌ Ｏｐｔｉｃｓ （２００５）Ｖｏｌｕｍｅ：１０，Ｉｓｓｕｅ：５，Ｐａｇｅｓ：０５１５０３

特許文献１に記載の吸収係数を取得する技術を、非特許文献１に記載の酸素飽和度を取得する技術に適用した場合、酸素飽和度を精度よく取得することができる。

ところが、特許文献１が開示する技術は、光量分布をより正確に取得することができるものの、光量分布を取得する工程を要する。

そこで、本発明は、光量分布の取得に要する工程を低減して、被検体情報を取得することのできる被検体情報取得装置を提供することを目的とする。

本発明に係る被検体情報取得装置は、第１の波長、および、第１の波長とは異なる第２の波長の光を発生可能に構成された光源と、光が被検体に照射されることにより発生する光音響波を検出して検出信号を出力する音響波検出部と、第１の波長の光が前記被検体に照射されたときに音響波検出部が出力する第１の検出信号と、第２の波長の光が被検体に照射されたとき音響波検出部が出力する第２の検出信号とに基づき、被検体情報を取得する信号処理部と、を有する被検体情報取得装置であって、第１の波長における被検体の有効減衰係数、および、第２の波長における被検体の有効減衰係数は同一である。

本発明によれば、光量分布の取得に要する工数を低減して、被検体情報を取得することのできる被検体情報取得装置を提供することができる。

第１の実施形態に係る被検体情報取得装置を示す図である。 第１の実施形態に係る被検体情報取得方法のフローを示す図である。 第１の実施形態に係る被検体の有効減衰係数スペクトルを示す図である。 第１の実施形態に係るモニタの表示画面を示す図である。 第１の実施形態に係る被検体の各成分の吸収係数スペクトルを示す図である。 第１の実施形態に係る被検体の等価散乱係数スペクトルを示す図である。 成分割合が異なる被検体の有効減衰係数スペクトルを示す図である。 第２の実施形態に係る被検体情報取得装置を示す図である。 第２の実施形態に係る被検体情報取得方法のフローを示す図である。 第３の実施形態に係る被検体情報取得方法のフローを示す図である。

（第１の実施形態）
以下、図面を用いて本発明に係る被検体情報取得装置の実施形態を詳細に説明する。

（基本的構成）
図１は、本発明の実施形態に係る被検体情報取得装置を示す。

本実施形態の被検体情報取得装置は、基本的なハード構成として光源１００、照射光学部としての照射光学系２００、音響波検出部としての音響波検出器４００、信号処理部としての信号処理装置５００、スペクトル取得部としてのスペクトル取得装置７００を有する。ここで、光源１００は、第１の波長λ_１の光および第２の波長λ_２の光を発生可能に構成されている。

光源１００から発せられた第１の波長のパルス光１１０は、照射光学系２００を介して照射光２１０として被検体３００に照射される。被検体３００内の光吸収体３１０は、照射光２１０を吸収して光音響波３１１を発生させる。音響波検出器４００は、光音響波を検出して第１の検出信号としての電気信号に変換する。

同様に、音響波検出器４００は、第２の波長の照射光２１０が被検体３００に照射されることにより発生した光音響波３１１を検出して、第２の検出信号としての電気信号に変換する。

次に、信号処理装置５００は、第１の検出信号および第２の検出信号に基づき被検体３００内の酸素飽和度分布を取得する。そして、モニタ６００に酸素飽和度が表示される。

さらに、本実施形態に係る被検体情報取得装置は、被検体３００の有効減衰係数スペクトルを取得するスペクトル取得装置７００を有する。そして、信号処理装置５００は、スペクトル取得装置７００が取得した被検体３００の有効減衰係数スペクトルに基づき、有効減衰係数が同一となる第１の波長および第２の波長を選択する。

以上のように、有効減衰係数が同一となる第１の波長および第２の波長の光を用いて酸素飽和度を取得することにより、光量を取得する工程を低減することができる。

なお、本発明において有効減衰係数は、被検体３００内の平均的な減衰係数を指す。また、本発明において被検体情報は、複数の波長における吸収係数から求められる酸素飽和度以外の情報も含む。

次に、本実施形態に係る被検体情報取得方法を説明する。

（被検体情報取得方法）
以下、図１および図２を参照しつつ、本実施形態に係る被検体情報取得方法を説明する。図２は、本実施形態に係る被検体情報取得方法のフローを示す。下記の番号は図２における処理の番号と一致する。

（Ｓ１０１：被検体の有効減衰係数スペクトルを取得する工程）
この工程では、スペクトル取得装置７００が、図３に示す被検体３００の有効減衰係数スペクトルを取得する。ここで有効減衰係数スペクトルとは、横軸に波長、縦軸に有効減衰係数μ-_ｅｆｆをとるグラフのことである。なお、このようなグラフを作成するために必要なデータ群のことを「有効減衰係数スペクトル」とすることもある。ここで、図３は、被検体３００の成分割合が脂肪６６％、水２０％、血液０．７％（酸素飽和度８０％）のときの被検体３００の有効減衰係数スペクトルである。

（Ｓ１０２：有効減衰係数が同一である第１の波長および第２の波長を選択する工程）
この工程では、信号処理装置５００が、Ｓ１０１で取得した有効減衰係数スペクトルから有効減衰係数が同一の２つの波長を選択する。なお、本発明の「有効減衰係数が同一の２つの波長」とは、本発明の課題を解決する有効減衰係数の値である２つの波長であればよい。すなわち、有効減衰係数は実質的に同一であればよい。

なお、被検体３００が生体の場合、信号処理装置５００は、深い位置を見るためには有効減衰係数が小さい波長を選択することが望ましい。例えば、「生体の窓」といわれる生体を透過しやすい波長である６５０ｎｍ〜９００ｎｍの範囲で選択することが望ましい。

さらに、測定誤差や測定ノイズのことを考慮に入れると、選択した２つの波長λ_１、λ_２において、血管又は癌の位置での吸収係数の比μ_ａ（λ_１）／μ_ａ（λ_２）の変化が酸素飽和度の変化に対してなるべく大きくなることが好ましい。すなわち、各波長のデオキシヘモグロビンのモラー吸収係数をε_Ｈｂ（λ_１）とε_Ｈｂ（λ_２）、オキシヘモグロビンのモラー吸収係数ε_ＨｂＯ（λ_１）とε_ＨｂＯ（λ_２）とした場合、信号処理装置５００は、｜（ε_ＨｂＯ（λ_１）−ε_Ｈｂ（λ_１））−（ε_ＨｂＯ（λ_２）−ε_Ｈｂ（λ_２））｜が大きくなる波長を選択することが好ましい。

また、ＰＡＴに用いるレーザは、Ｔｉ：ｓａレーザやアレキサンドライトレーザなどが考えられる。ここで、Ｔｉ：ｓａレーザの最大出力は８００ｎｍ近傍に、アレキサンドライトレーザの最大出力は７５５ｎｍ近傍に最大強度を備えている。そして、信号処理装置５００は各レーザの最大出力の波長近傍である７００〜８５０ｎｍから波長を選択することが好ましい。例えば、信号処理装置５００は、第１の波長として、デオキシヘモグロビンの７５６ｎｍのピークと脂肪の７６１ｎｍのピークに起因した７５６〜７６１ｎｍを選択することが好ましい。また、信号処理装置５００は、第２の波長として、脂肪の８３０ｎｍのピークと、水の８４０ｎｍのピークに起因した８３０〜８４０ｎｍを選択することが好ましい。

以下に、有効減衰係数が同一の２つの波長の定義を示す。

典型的な動脈、静脈の酸素飽和度はそれぞれ９９％、８０％である。さらに、非特許文献２から腫瘍が生成する新生血管の酸素飽和度が６６％であると推定されている。このことから、酸素飽和度の誤差が±１０％以内であれば新生血管と正常血管を判別できると考えられる。すなわち、本発明における「有効減衰係数が同一の２つの波長」は、ある測定深度において算出される酸素飽和度の誤差が±１０％以内となる有効減衰係数の範囲から選択された２つの波長であればよい。なお、さらに精度良く酸素飽和度を算出したい場合には、酸素飽和度の誤差が±１０％より小さくなるような波長を選択すればよい。

例えば、深度０〜３０ｍｍに複数の光吸収体を有する被検体を考える。ここで、それぞれの吸収係数の酸素飽和度は５０〜１００％のいずれかであり、かつ、それぞれの光吸収体の酸素飽和度の差は最大１０％とする。また、この被検体の有効減衰係数は７５６ｎｍと７９７ｎｍの波長において０．０９２３３［ｍｍ^−１］であるとする。

このような場合にそれぞれの吸収体を判別するためには、式４より、２つの波長における有効減衰係数の差が±０．００３［ｍｍ^−１］であればよいことが理解される。なお、このとき被検体内の光量Φ（ｄ）は、式５に示す一次元モデルより求められた。ここで、Φ_０は被検体への入射光量、μ_ｅｆｆは被検体の有効減衰係数、ｄは測定深度である。

以上より、第１の波長として７５６ｎｍを選択した場合は、第２の波長の有効減衰係数は０．０９２３３±０．００３［ｍｍ^−１］であればよい。したがって、酸素飽和度の差が１０％である吸収体を判別することができる限り、第１の波長として７５６ｎｍを選択した場合、第２の波長は７９７ｎｍに限らない。

すなわち、本発明において、有効減衰係数が同一の２つの波長とは、有効減衰係数が完全に同一の２つの波長に限らない。正常な血管と腫瘍が生成する新生血管とを区別することができる２つの波長であれば「有効減衰係数が同一の２つの波長」といえる。例えば、本実施形態のように酸素飽和度の差が１０％となる吸収体を判別することのできる２波長であれば、「有効減衰係数が同一の２波長」といえる。

なお、図４のように、Ｓ１０１で取得した有効減衰係数スペクトルをモニタ６００に表示し、術者が表示された有効減衰係数スペクトルより有効減衰係数が同一の２つの波長を選択してもよい。

ここまで有効減衰係数が同一の２波長を選択する形態を説明してきたが、図４に示すように、信号処理装置５００はある有効減衰係数６１０となる３つの波長を選択してもよい。ここでは、６５６ｎｍ、７５５ｎｍ、８２３ｎｍの３つの波長を選択している。なお、本発明においては、選択可能であれば有効減衰係数が同一の波長を４つ以上選択してもよい。

なお、信号処理装置５００は、ある有効減衰係数６１０において１対目の波長を選択し、加えてある有効減衰係数６１０とは別の有効減衰係数において２対目の波長を選択してもよい。

また、有効減衰係数が同一の波長を選択できる限り、いかなる方法により有効減衰係数スペクトルより波長を選択してもよい。

（Ｓ１０３：第１の波長および第２の波長の光の照射により発生した光音響波を検出する工程）
この工程では、光源１００がＳ１０２で選択した２つの波長のパルス光１１０をそれぞれ発生させる。そして、照射光学系２００がパルス光１１０を導いて照射光２１０を被検体３００に照射する。そして、音響波検出器４００がそれぞれ波長の光の照射により発生した光音響波３１１を検出する。

本実施形態においては、音響波検出器４００は、第１の波長の光が被検体３００に照射されることにより発生した光音響波を検出して、第１の検出信号としての電気信号を出力する。また、音響波検出器４００は、第２の波長の光が被検体３００に照射されることにより発生した光音響波を検出して、第２の検出信号としての電気信号を出力する。

（Ｓ１０４：第１の検出信号および第２の検出信号に基づき、被検体情報を取得する工程）
この工程では、信号処理装置５００が、Ｓ１０３で取得した第１の検出信号および第２の検出信号に基づき、被検体情報としての被検体３００内の酸素飽和度分布を取得する。

まず、信号処理装置５００は、第１の検出信号に基づく画像再構成を行って、被検体３００内の第１の初期音圧分布Ｐ_０（λ_１，ｒ）を取得する。また同様に、信号処理装置５００は、第２の検出信号に基づく画像再構成を行って、被検体３００内の第２の初期音圧分布Ｐ_０（λ_２，ｒ）を取得する。

ここで、式１より、本実施形態で得られた初期音圧分布は式６で表現することができる。

すなわち、初期音圧分布Ｐ_０は、グリュナイゼン係数Γと被検体３００内の吸収係数分布μ_ａと被検体３００内の光量分布Φの積で表される。

本実施形態では、被検体３００の有効減衰係数が同一の２つの波長を選択しているため、両波長における被検体３００内での光量分布は等しくなる。

このように、それぞれの波長のおける光量分布が等しいため、式６に示す初期音圧を式４に適用すると、酸素飽和度分布を求める式は式７で表現できる。

この式７より、信号処理装置５００は、光量分布を用いずに初期音圧のみから酸素飽和度を算出することができることが理解される。すなわち、本実施形態に係る被検体情報取得方法は、酸素飽和度を取得するときに光量を取得する工程を低減することができる。

なお、信号処理装置５００は、第１の検出信号および第２の検出信号に基づき、被検体３００の各点の初期音圧を求めた後に、各点の初期音圧から各点の酸素飽和度を取得して、最終的に酸素飽和度分布を取得してもよい。

また、本発明においては、信号処理装置５００が検出信号に基づき、式７を用いて酸素飽和度を算出する以外の方法で酸素飽和度を取得してもよい。例えば、信号処理装置５００が検出信号に基づき、予め信号処理装置５００のメモリに格納された酸素飽和度データのテーブルから適切な酸素飽和度データを出力して酸素飽和度を取得してもよい。

また、コンピュータとしての信号処理装置５００に、以上の工程を含んだプログラムを実行させてもよい。

以上の工程を行うことにより、光量を用いずに酸素飽和度を取得できるため、従来技術において必要であった光量取得に必要な工程は低減されることができる。そのため、本実施形態に係る被検体情報取得装置は光量を取得する工程を行うための測定機器を少なくすることができる。そのため、装置規模は小さくされることができる。また、吸収係数を求めるための測定工程による誤差が低減されるため、適切な酸素飽和度が取得されることが可能となる。

さらに、本実施形態によれば、照射光分布や被検体の形状測定が困難な場合や、保持板等で被検体の形状の規定が困難な領域においても、適切な酸素飽和度が取得されることが可能となる。

以下、本実施形態の具体的な構成例を説明する。

（光源１００）
光源１００は、５ナノ秒から５０ナノ秒のパルス光を発生可能であることが好ましい。また、光源１００は、数十ｍｍ程度の深さの酸素飽和度分布を算出するためには、数ｍＪ／ｐｕｌｓｅ程度又は、それ以上の出力のレーザであることが好ましい。また、光源１００は、大きな出力が得られるレーザであることが好ましいが、レーザではなく発光ダイオードなどであってもよい。レーザとしては、固体レーザ、ガスレーザ、色素レーザ、半導体レーザなど様々なレーザが用いられる。特に、レーザは、出力が強く連続的に波長を変えられるＮｄ：ＹＡＧ励起のＴｉ：ｓａレーザや、アレキサンドライトレーザであることが好ましい。

また、光源１００は、異なる波長の単波長レーザから構成されてもよい。すなわち、光源１００が、第１の波長の光を発生させる第１の光源、および、第２の波長の光を発生させる第２の光源から構成されていてもよい。

（照射光学系２００）
照射光学系２００は、光源１００で発生したパルス光を導き、被検体３００に照射光２１０を照射する光学系である。例えば、照射光学系２００は、光を反射するミラー、参照光と照射光を分岐するためのハーフミラー、光を集光したり拡大したり形状を変化させるレンズ、光を広げるための拡散板などから構成される。なお、照射光２１０はレンズによりある程度の面積に広げられることが好ましい。また、照射光２１０は、拡散板やフライアイレンズ等によりなめらかな光強度分布であることが好ましい。

なお、照射光学系２００は、各波長におけて同一の光学パターンの照射光２１０を被検体３００に照射できるものであることが好ましい。照射光学系２００がバンドルファイバである場合、バンドルファイバの入射端に対して、バンドルファイバの出射端の並びをランダムにすることにより、波長毎の光学パターンを同一とするようにしてもよい。

また、照射光２１０の照射領域は、被検体３００上を移動可能としてもよい。このように照射領域が移動可能であることにより光が重畳して照射されるため、被検体表面の光強度は均一となる。これにより、２波長において同じ光強度分布の光を被検体に照射したことと等価に扱うことができる。ここで、被検体３００に照射する領域を移動させる方法は、可動式ミラー等を用いる方法や、光源自体を機械的に移動させる方法などを採用することができる。

また、照射光２１０は音響波検出器４００側から照射されてもよく、音響波検出器４００と反対側から照射されてもよい。さらに、照射光２１０は被検体３００の両面から照射されてもよい。

（音響波検出器４００）
音響波検出器４００は、光吸収体３１０から発生した光音響波３１１を検出するものである。音響波検出器は、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採用することができる。音響波検出器は、光音響波を検出できるどのようなトランスデューサでもよい。トランスデューサとしては、アレイ状のものを用いることも、単一素子のものを用いることも可能である。また、音響波検出器４００は固定され光音響波を検出するだけでなく、音響波検出器４００は被検体３００に沿って走査されてもよい。また、音響波検出器４００は被検体３００の周りを周回されて、光音響波を多点で検出するようにしてもよい。

（信号処理装置５００）
信号処理装置５００は、音響波検出器４００から得られた検出信号に基づいて被検体情報を取得する装置である。

信号処理装置５００は、音響波検出器４００から得られる検出信号を増幅し、その検出信号をアナログ信号からデジタル信号に変換することが好ましい。

なお、本明細書において「検出信号」とは、音響波検出器４００から出力されるアナログ信号も、その後ＡＤ変換されたデジタル信号も含む概念である。

さらに、信号処理装置５００は、検出信号に基づく画像再構成により被検体内部の光学特性値分布を取得する。信号処理装置５００は、典型的にはワークステーションなどであり、画像再構成処理などがあらかじめプログラミングされたソフトウェアを実行する。

また、画像再構成アルゴリズムとしては、例えば、トモグラフィー技術で通常に用いられるタイムドメインあるいはフーリエドメインでの逆投影などが使われる。

なお、再構成の時間に多くを有することが可能な場合は、信号処理装置５００は繰り返し処理による逆問題解析法などの画像再構成手法を利用されることもできる。

また、音響レンズなどを有する音響波検出器を用いることで、信号処理装置５００は画像再構成を行うことなく被検体内部の初期音圧分布を形成することもできる。

また、信号処理装置５００は、音響波検出器４００から得られる検出信号が複数の場合は、同時に複数の信号を処理できることが好ましい。それにより、画像を形成するまでの時間は短縮される。

また、信号処理装置５００は、増幅器、Ａ／Ｄ変換器、ＦＰＧＡ（Ｆｉｅｌｄ Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ Ｇａｔｅ Ａｒｒａｙ）チップなどのそれぞれ別の装置から構成されてもよい。

なお、以上説明した信号処理をプログラムとして構成して信号処理装置５００に実行させてもよい。

（スペクトル取得装置７００）
スペクトル取得装置７００は、被検体３００における有効減衰係数スペクトルを取得する装置である。

スペクトル取得装置７００としては、例えば、光拡散分光（ＤＯＳ：Ｄｉｆｆｕｓｅ Ｏｐｔｉｃａｌ Ｓｐｅｃｔｒｏｓｃｏｐｙ）装置を用いることができる。

ＤＯＳは、被検体に光を照射して、被検体内を伝播・拡散した光を光検出器により検出し、その光検出信号から被検体内の光学定数（吸収係数μ_ａと等価散乱係数μ_ｓ’）を得る技術である。

まず、ＤＯＳ装置は、光検出器で検出した光検出信号に対して光伝搬の逆問題を解き、被検体内の平均的な吸収係数μ_ａと等価散乱係数μ_ｓ’を算出する。次に、ＤＯＳ装置は算出された吸収係数と等価散乱係数に対して、脂肪、水、オキシヘモグロビン、デオキシヘモグロビンなどの既知の吸収係数スペクトルを用いたフィッティングを行う。ＤＯＳ装置は、フィッティングの結果から被検体の成分割合を求める。そして、ＤＯＳ装置は、得られた被検体の成分割合を用いて、式８より被検体の有効減衰係数スペクトルを取得する。

また、吸収係数が等価散乱係数より十分小さい場合には、有効減衰係数を式９で表すことができる。

例えば、図５は、フィッティングにより得られた脂肪６６％、水２０％、血液０．７％（酸素飽和度＝８０％）のときの各成分の吸収係数スペクトルを示す。また、図６は典型的な人間の乳房の等価散乱係数スペクトルを示す。

そして、ＤＯＳ装置は、図５に示す吸収係数スペクトルと、図６に示す等価散乱係数スペクトルとに基づき、式８から図３に示す有効減衰係数スペクトルを取得する。

ところで、ＤＯＳ測定は、パルス光を使う時間分解ＤＯＳ測定（ＴＲ−ＤＯＳ：Ｔｉｍｅ−Ｒｅｓｏｌｖｅｄ Ｄｉｆｆｕｓｅ Ｏｐｔｉｃａｌ Ｓｐｅｃｔｒｏｓｃｏｐｙ）や、変調光を使う周波数分解ＤＯＳ測定（ＦＲ−ＤＯＳ：Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ−Ｒｅｓｏｌｖｅｄ Ｄｉｆｆｕｓｅ Ｏｐｔｉｃａｌ Ｓｐｅｃｔｒｏｓｃｏｐｙ）などが知られている。本実施形態においては、どのようなＤＯＳ測定を用いて有効減衰係数スペクトルを取得してもよい。

また、ＤＯＴ（Ｄｉｆｆｕｓｅ Ｏｐｔｉｃａｌ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）などにより得られる被検体内の光学定数分布（吸収係数分布と散乱係数分布）を用いて、被検体の任意の領域における平均的な減衰係数を有効減衰係数としてもよい。

なお、スペクトル取得装置７００は、本実施形態に係る被検体情報取得装置に内蔵されていても、被検体情報取得装置とは別の装置として提供されてもよい。例えば、被検体情報取得装置とは別に提供された光検出器で得られた光検出信号に基づき、信号処理装置５００が被検体３００の有効減衰係数スペクトルを取得してもよい。

なお、スペクトル取得装置７００は、被検体の情報（年齢、身長、体重、体脂肪率など）より被検体の成分割合を見積もることによって、有効減衰係数スペクトルを取得してもよい。

ところで、図７は、成分割合が異なる複数の被検体の有効減衰係数スペクトルＡ〜Ｆを示す。ここでは、脂肪４０〜８０％、水１０〜５０％、血液０．５７〜０．８７％を可変パラメータとして有効減衰係数スペクトルがシミュレーションにより求められた。なお、血液の酸素飽和度は７５％で一定とした。

図７からも理解されるように、被検体３００の成分割合によって有効減衰係数スペクトルの形状は異なる。そのため、有効減衰係数が同一の２つの波長を選択するために、スペクトル取得装置７００は被検体別に有効減衰係数スペクトルを取得することが好ましい。あるいは、スペクトル取得装置７００は、複数の有効減衰係数スペクトルのデータから被検体ごとに有効減衰係数スペクトルを選択可能に構成されていてもよい。

（第２の実施形態）
次に、図８および図９を参照しつつ、第２の実施形態を説明する。図８は、本実施形態に係る被検体情報取得装置の構成を示す図である。なお、図１と同一の部材には、同一の符号を付し説明を省略する。

本実施形態は、被検体３００に照射される光を検出する光検出部としての光検出器９００を有している点が第１の実施形態とは異なる。また、本実施形態に係る信号処理装置５００は、光検出器９００が取得した光の強度に基づき、被検体３００の酸素飽和度を取得する。

図９は本実施形態に係る被検体情報取得方法のフローを示す。なお、図２と同一の処理については説明を省略する。

（Ｓ２０４：第１の波長の光および第２の波長の光の強度を取得する工程）
この工程では、第１の波長の光および第２の波長の光を光検出器９００が検出することにより、第１の波長の光および第２の波長の光の強度を取得する。

本実施形態では、計測光学系８００がパルス光１１０を分岐させることにより、パルス光１１０を光検出器９００に導いている。

なお、計測光学系８００は、パルス光１１０ではなく照射光２１０を光検出器９００に導いてもよい。

また、計測光学系８００は、光検出器９００に光の一部を導いてもよいし、光の全てを導いてもよい。ここで、計測光学系８００が光の一部を光検出器９００に導いたときには、信号処理装置５００は、分割された光の割合と検出した光の強度とに基づき、照射光２１０の全光量を取得することが好ましい。

このとき、信号処理装置５００は、照射光学系２００による光強度への影響も考慮し、照射光２１０の全光量を取得してもよい。

ここで、計測光学系８００は、全反射ミラー、セパレートミラー、バンドルファイバなどを採用することができる。なお、これらを複数組み合わせて計測光学系８００を構成してもよい。また、照射光学系２００を計測光学系８００として共用してもよい。

また、光検出器９００は、光パワーメータで、フォトダイオードを利用した光学センサ、熱伝対素子を利用したサーマルセンサ、焦電気物質を利用したパイロエレクトリックセンサなどを採用することができる。特に、短パルス光を用いる場合、光検出器９００はパイロエレクトリックセンサであることが好ましい。

（Ｓ２０５：第１の検出信号および第２の検出信号と、第１の波長の光および第２の波長の光の強度とに基づき、被検体情報を取得する工程）
この工程では、信号処理装置５００が、Ｓ１０３で取得した第１の検出信号および第２の検出信号と、Ｓ２０４で取得した第１の波長の光および第２の波長の光の強度とに基づき、酸素飽和度を取得する。

ここで、Ａ（λ）は被検体表面の光強度（表面光強度）であり、Φ_ｒ（λ，ｒ）は被検体表面の光強度の値を１としたときの被検体内の光量分布である。Φ_ｒ（λ，ｒ）は相対光量分布と呼ぶ。なお、本実施形態においては、それぞれの波長において照射光学系２００が共用されているため、光学パターンがそれぞれの波長において同一とする。すなわち、それぞれの波長において、相対光量分布は同一である。

このとき、本実施形態において得られる初期音圧は、式１０で表せる。

ここで、式１０の初期音圧を式４に適用すると、酸素飽和度を求める式は式１１で表すことができる。

すなわち、式１１より、信号処理装置５００は、Ｓ２０４で取得した光の強度と、Ｓ１０３で取得した検出信号とから酸素飽和度を求めることが可能であることが理解される。

したがって、本実施形態に係る被検体情報取得方法によれば、被検体３００に照射する２つの波長の光の強度が異なる場合であっても、被検体内の光量分布を取得することなく酸素飽和度を取得することができる。そのため、本実施形態においては、酸素飽和度を求めるための光量分布を取得する工程が低減されることができる。

なお、コンピュータとしての信号処理装置５００に、以上の工程を含んだプログラムを実行させてもよい。

（第３の実施形態）
次に、図８および図１０を参照しつつ、第３の実施形態を説明する。図１０は本実施形態に係る被検体情報取得方法のフローを示す。ここで、図２及び図９と同一の処理については説明を省略する。

（Ｓ３０４：第１の波長の光および第２の波長の光の強度を制御する工程）
この工程では、制御部としての信号処理装置５００が、Ｓ２０４で取得した光の強度に基づき、第１の波長の光の強度と第２の波長の光の強度との差が小さくなるように、第１の波長の光および第２の波長の光の強度を制御する。

本実施形態においては、信号処理装置５００が光源１００の出力を制御することによって光の強度を制御する。なお、信号処理装置５００が照射光学系２００を制御することによって、光の強度を制御してもよい。例えば、信号処理装置５００が照射光学系２００内の光学フィルタを制御し、それぞれの波長の光の強度を制御することができる。なお、信号処理装置５００は、光強度の補正をどちらか一方の光に対して行っても、両方の光に行ってもよい。

なお、光源１００の出力の制御や照射光学系２００の制御を行う装置は、信号処理装置５００とは別の装置であってもよい。

本工程では、それぞれの波長の光の強度差を小さくなるように制御したため、それぞれの波長における被検体内の光量分布の差も小さい。

そのため、光強度を制御することにより、Ｓ１０３において光量分布を取得せずに取得される酸素飽和度の定量性は高くなる。

なお、コンピュータとしての信号処理装置５００に、以上の工程を含んだプログラムを実行させてもよい。

以上、好適な実施形態を説明したが、本発明はこれらの実施形態に限らず、特許請求の範囲を逸脱しない限りにおいて、種々の変形例、応用例も包含するものである。

１００ 光源
２００ 照射光学系
３００ 被検体
４００ 音響波検出器
５００ 信号処理装置

Claims (22)

1. 第１の波長、および、前記第１の波長とは異なる第２の波長の光を発生可能に構成された光源と、
   光が被検体に照射されることにより発生する光音響波を検出して検出信号を出力する音響波検出部と、
   前記第１の波長の光が前記被検体に照射されたときに前記音響波検出部が出力する第１の検出信号と、前記第２の波長の光が前記被検体に照射されたとき前記音響波検出部が出力する第２の検出信号とに基づき、被検体情報を取得する信号処理部と、を有する被検体情報取得装置であって、
   前記第１の波長における前記被検体の有効減衰係数、および、前記第２の波長における前記被検体の有効減衰係数は同一であることを特徴とする被検体情報取得装置。
2. 前記信号処理部は、前記被検体の有効減衰係数スペクトルに基づいて、前記第１の波長または前記第２の波長を選択することを特徴とする請求項１に記載の被検体情報取得装置。
3. 前記有効減衰係数スペクトルを取得するスペクトル取得部を有することを特徴とする請求項２に記載の被検体情報取得装置。
4. 前記スペクトル取得部が光拡散分光装置であることを特徴とする請求項３に記載の被検体情報取得装置。
5. 前記第１の波長の光の光学パターンと前記第２の波長の光の光学パターンとを同一とさせる照射光学部を有することを特徴とする請求項１から４のいずれか１項に記載の被検体情報取得装置。
6. 前記第１の波長の光の強度および前記第２の波長の光の強度を取得する光検出部と、
   前記光検出部が取得した前記第１の波長の光の強度および前記第２の波長の光の強度に基づき、前記第１の波長の光の強度と前記第２の波長の光の強度との差が小さくなるように、前記第１の波長の光の強度または前記第２の波長の光の強度を制御する制御部と、を有することを特徴とする請求項１から５のいずれか１項に記載の被検体情報取得装置。
7. 前記制御部は、前記光源の出力を制御することを特徴とする請求項６に記載の被検体情報取得装置。
8. 前記第１の波長の光の強度および前記第２の波長の光の強度を取得する光検出部を有し、
   前記信号処理部は、前記第１の波長の光の強度、前記第２の波長の光の強度、前記第１の検出信号、および前記第２の検出信号に基づき、前記被検体情報を取得することを特徴とする請求項１から５のいずれか１項に記載の被検体情報取得装置。
9. 前記光源は、前記第１の波長の光を発生させる第１の光源、および、前記第２の波長の光を発生させる第２の光源から構成されることを特徴とする請求項１から８のいずれか１項に記載の被検体情報取得装置。
10. 前記信号処理部は、
    前記第１の検出信号に基づき前記被検体内の第１の初期音圧分布を取得し、
    前記第２の検出信号に基づき前記被検体内の第２の初期音圧分布を取得し、
    前記第１の初期音圧分布および前記第２の初期音圧分布に基づき、前記被検体情報を取得することを特徴とする請求項１から９のいずれか１項に記載の被検体情報取得装置。
11. 前記被検体情報は前記被検体内の酸素飽和度分布であることを特徴とする請求項１から１０のいずれか１項に記載の被検体情報取得装置。
12. 第１の波長の光が被検体に照射されることにより発生する光音響波を検出して得られた第１の検出信号と、
    前記第１の波長とは異なる第２の波長の光が前記被検体に照射されることにより発生した光音響波を検出して得られた第２の検出信号とに基づき、被検体情報を取得する工程を有し、
    前記第１の波長における前記被検体の有効減衰係数、および、前記第２の波長における前記被検体の有効減衰係数が同一であることを特徴とする被検体情報取得方法。
13. 前記第１の波長または前記第２の波長を選択する工程を有することを特徴とする請求項１２に記載の被検体情報取得方法。
14. 前記第１の波長または前記第２の波長を選択する工程は、前記被検体の有効減衰係数スペクトルに基づいて、前記第１の波長または前記第２の波長を選択する工程であることを特徴とする請求項１３に記載の被検体情報取得方法。
15. 前記被検体の有効減衰係数スペクトルを取得する工程を有することを特徴とする請求項１４に記載の被検体情報取得方法。
16. 前記第１の波長の光の強度および前記第２の波長の光の強度に基づき、前記第１の波長の光の強度と前記第２の波長の光の強度との差が小さくなるように、前記第１の波長の光の強度または前記第２の波長の光の強度を制御する工程を有することを特徴とする請求項１２から１５のいずれか１項に記載の被検体情報取得方法。
17. 前記被検体情報を取得する工程は、前記第１の波長の光の強度、前記第２の波長の光の強度、前記第１の検出信号、および前記第２の検出信号に基づき、前記被検体情報を取得する工程であることを特徴とする請求項１２から１５のいずれか１項に記載の被検体情報取得装置。
18. 前記第１の検出信号に基づき前記被検体内の第１の初期音圧分布を取得する工程と、
    前記第２の検出信号に基づき前記被検体内の第２の初期音圧分布を取得する工程と、
    前記第１の初期音圧分布および前記第２の初期音圧分布に基づき、前記被検体情報を取得することを特徴とする請求項１２から１７のいずれか１項に記載の被検体情報取得方法。
19. 前記被検体情報は前記被検体内の酸素飽和度分布であることを特徴とする請求項１２から１８のいずれか１項に記載の被検体情報取得方法。
20. コンピュータに、請求項１２から１９のいずれか１項の被検体情報取得方法を実行させることを特徴とするプログラム。
21. 第１の波長の光、および、前記第１の波長とは異なる第２の波長の光を発生可能に構成された光源と、
    光が被検体に照射されることにより発生する光音響波を検出して検出信号を出力する音響波検出部と、
    前記第１の波長の光が前記被検体に照射されたときに前記音響波検出部が出力する第１の検出信号と、前記第２の波長の光が前記被検体に照射されたとき前記音響波検出部が出力する第２の検出信号に基づき、被検体情報を取得する信号処理部と、を有する被検体情報取得装置であって、
    前記信号処理部は、前記被検体内の前記第１の波長の光の光量分布、および、前記被検体内の前記第２の波長の光の光量分布を用いずに前記被検体情報を取得することを特徴とする被検体情報取得装置。
22. 前記被検体情報は前記被検体内の酸素飽和度分布であることを特徴とする請求項２１に記載の被検体情報取得装置。