JP2013116419A - Apparatus and method for acquiring object information - Google Patents

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Abstract

PROBLEM TO BE SOLVED: To provide an apparatus for processing biological information and a method for processing biological information that can measure distribution of absorption characteristics of an object at a high resolution.SOLUTION: An apparatus for acquiring object information includes: a light source for irradiating the object with each light having a plurality of wavelength; an ultrasonic transmission part for irradiating the local region of the object with an ultrasonic wave; a light detecting part for detecting modulated light which is the light from the light source modulated by the ultrasonic wave in the local region; an acoustic wave detecting part for detecting the acoustic wave generated from the local region by receiving the light from the light source; and a processing part for acquiring spectral information of the local region from an acoustic signal which is an output from the acoustic wave detecting part based on optical intensity at the local region acquired from a modulated signal which is an output of the light detecting part.

Description

本発明は、被検体情報取得装置及び被検体情報取得方法に関する。 The present invention relates to a subject information obtaining apparatus and the object information acquiring method.

レーザーなどの光源から生体に光を照射し、入射した光に基づいて得られる生体内の情報を画像化する光イメージング装置の研究が医療分野で積極的に進められている。 Light is irradiated to the living body from a light source such as a laser, research optical imaging device for imaging the information in the resulting organism based on the incident light has been actively promoted in the medical field.

この光イメージングの一つとして、光音響イメージングと呼ばれているPAT(Photo Acoustic Tomography)という技術がある。 As one of the optical imaging, there is a technique called PAT (Photo Acoustic Tomography), which is called photoacoustic imaging. 光音響イメージングは、光に比べて生体内での散乱が少ない超音波の特性を利用して、生体内の光学特性値分布を高解像度に求める手法である(特許文献1、非特許文献1参照)。 Photoacoustic imaging is compared to light using ultrasonic characteristic scattering is small in vivo, an optical property distribution of the living body is a method for obtaining a high-resolution (Patent Document 1, Non-Patent Reference 1 ).

この方法では、光源から発生したパルス光を生体に照射し、生体内で伝播・拡散したパルス光のエネルギーを吸収した生体組織から発生した音響波を検出する。 In this way, the pulsed light generated from a light source is irradiated to the living body, detecting an acoustic wave generated from the absorbed body tissue energy of the propagation-diffused pulsed light in vivo. すなわち、腫瘍などの被検部位とそれ以外の組織との光エネルギーの吸収率の差を利用し、被検部位が照射された光エネルギーを吸収して瞬間的に膨張する際に発生する弾性波をトランスデューサで受信する。 That is, the elastic wave by utilizing the difference in absorption of the light energy between a measurement site, and other tissues, such as tumors, the measurement site is generated when the expansion absorbing to instantaneously light energy emitted the received by the transducer. この検出信号を解析処理することにより、生体内の光学特性分布、特に、光エネルギー吸収密度分布を得ることができる。 By analysis of this detection signal, the optical characteristic distribution in the living body, in particular, it is possible to obtain a light energy absorption density distribution.

一方、PAT以外の光イメージングとして、拡散光イメージングと呼ばれているDOT(Diffuse Optical Tomography)という技術がある。 On the other hand, as the optical imaging other than PAT, there is a technique called DOT (Diffuse Optical Tomography), which is called diffuse optical imaging. 拡散光イメージングは、光源から生体に光を照射して、生体内を伝播・拡散した微弱光を高感度な光検出器により検知し、その検知信号から生体内の光学特性値分布をイメージングする技術である。 Diffuse optical imaging irradiates light from the light source to the living body, the weak light propagated and diffused through the living body is detected by a highly sensitive light detectors, imaging the optical property distribution in a living body from the detection signal technology it is.

また、光と超音波を利用するイメージング技術として、音響光学トモグラフィ(AOT:Acousto−Optical Tomography)という技術がある。 Further, as an imaging technique using light and ultrasound, acousto-optical tomography (AOT: Acousto-Optical Tomography) there is a technique called. 音響光学トモグラフィは、生体組織内部に光を照射すると共に局所領域に集束した超音波を照射し、超音波によって光が変調される効果(音響光学効果)を利用し、変調光を光検出器で検出する(特許文献2)。 Acousto-optical tomography, ultrasonic waves focused to a localized area irradiates light to a living body tissue is irradiated, and use of the effect (acousto-optical effect) in which light is modulated by the ultrasound, optical detector modulated light in detecting (Patent Document 2). AOTやPATは光と超音波が相互作用した局所的な領域の信号を検出するために、DOTよりも解像度が高いことが知られている。 AOT or PAT in order to light and ultrasonic wave to detect the signal of a local area to interact, it is known that higher resolution than DOT.

米国特許第5840023号明細書 US Pat. No. 5840023 米国特許第6957096号明細書 US Pat. No. 6957096

PATは、局所的な被検部位で吸収されて発生する音響波を測定することで、局所的な光の吸収情報を得ることができる。 PAT is to measure the acoustic wave generated is absorbed by the local measurement site, it is possible to obtain absorption information of local light. 被検部位で発生する音響波の圧力pは、光照射点から被検部位までの距離zを用いて、下の(1)式のように表される。 The pressure p of the acoustic wave generated in the test site, using the distance z from the light irradiation point to the measurement site, is expressed by the below equation (1).
P(z)=Γμ (z)Φ(z) ・・・(1) P (z) = Γμ a ( z) Φ (z) ··· (1)
ここで、 here,
Γ:グリュナイゼン係数(熱−音響変換効率) Gamma: Gruneisen coefficient (thermal - acoustic conversion efficiency)
μ (z):距離zにおける位置での吸収係数Φ(z):距離zにおける位置での光強度である。 μ a (z): absorption coefficient at the position at a distance z Φ (z): the light intensity at a position at a distance z. 弾性特性値であるグリュナイゼン(Grunesen)係数Γは、体積膨張係数βと音速cの二乗の積を比熱Cpで割ったものである。 The Gruneisen (Grunesen) coefficient Γ is an elastic characteristic value is obtained by dividing the product of the square of the volume expansion coefficient β and sonic c specific heat Cp.

Γは生体組織が決まればほぼ一定の値をとることが知られているので、音響波の大きさである音圧Pの変化を時分割で測定することによりμ とΦの積、すなわち、光エネルギー吸収密度分布Hを得ることができる(非特許文献1参照)。 Since Γ is known to take a substantially constant value once the body tissue, the product of mu a and Φ by measuring a time division change in sound pressure P is the magnitude of the acoustic wave, i.e., it is possible to obtain a light energy absorption density distribution H (see non-Patent Document 1).

ここで、測定値である音圧Pに基づいて生体内の吸収係数μ (z)の分布を精度良く画像化するためには、被検部位zの位置における光強度Φ(z)を精度よく見積もる必要があることが(1)式よりわかる。 Here, in order to accurately image the distribution of the absorption coefficient mu a (z) in vivo based on the sound pressure P is measured, the accuracy of light intensity [Phi (z) at the location of the measurement site z often the need to estimate there is seen from equation (1).

光強度Φ(z)を推測する手法として、非特許文献1では、生体内部の平均的な光の減衰係数μ eff (r)を用い、ランベルトベール則や拡散理論を使って光強度Φ(z)を求めている。 As a method to estimate the light intensity [Phi (z), Non-Patent Document 1, using the attenuation coefficient of the average light inside the living body mu eff (r), the light intensity [Phi using Lambert veil law and diffusion theory (z ) the seeking. そして、この光強度Φ(z)を用いて、音圧P(z)からμ (z)を得ることが記載されている。 Then, the light intensity Φ using (z), that the sound pressure P (z) to obtain the μ a (z) is described. ここで減衰係数μ eff (r)は下記の(2)式で表される。 Here attenuation coefficient mu eff (r) is expressed by the following equation (2).

ここで、μ' は等価散乱係数である。 Here, μ 's is the scattering coefficient. しかし、被検体が光学的に均質な場合においては(2)式を適用できるが、不均質な場合については正しく光強度Φ(z)を推定することができない。 However, the subject when optically homogeneous is applicable to (2), it is impossible to estimate correctly the light intensity Φ a (z) is the case heterogeneous. 例えば、被検体に光を照射して、被検体から放射される拡散光を測定することで、減衰係数μ eff (r)を見積もることができる。 For example, by irradiating light to the subject, by measuring the diffused light emitted from the subject, it is possible to estimate the attenuation coefficient μ eff (r). しかし減衰係数μ eff (r)は、被検体の表面付近の光学特性の影響が大きく、表面よりも比較的深い被検部位に到達する光強度は、その途中の不均質な光学特性の影響を受けるため、μ eff (r)を用いて見積もった光強度から大きくずれてきてしまう。 However attenuation coefficient μ eff (r) has a large influence of the optical characteristics near the surface of the object, the light intensity that reaches the relatively deep measurement site than the surface, the effect of the inhomogeneous optical properties of the middle receiving order, would have deviated from the light intensity was estimated using μ eff (r). 光強度Φ(z)を精度よく推定できないと、同被検部位の吸収係数μ (z)を高精度に求めることはできない。 If not possible to estimate the light intensity Φ a (z) accurately, it is impossible to determine the absorption coefficient of the measurement site mu a a (z) with high accuracy.

本発明の目的は、局所的な被検部位における光強度を精度良く推定することによって、PATの光音響信号から高精度に吸収係数を推定することができる生体情報処理装置及び生体情報処理方法を提供することである。 An object of the present invention, by accurately estimating the light intensity at a local measurement site, the biological information processing apparatus and a biological information processing method capable of estimating the absorption coefficient from the photoacoustic signal with a high accuracy of PAT it is to provide.

本発明の被検体情報取得装置は、被検体に複数の波長の光のそれぞれを照射するための光源と、前記被検体の局所領域に対して超音波を照射するための超音波送信部と、前記局所領域において前記超音波によって前記光源からの光が変調を受けた変調光を検出するための光検出部と、前記光源からの光を受けて前記局所領域から発生した音響波を検出するための音響波検出部と、前記光検出部の出力である変調信号から取得した前記局所領域での光強度に基づいて、前記音響波検出部からの出力である音響信号から前記局所領域の分光情報を取得する処理部とを有する。 Subject information obtaining apparatus of the present invention, the ultrasonic wave transmitting unit for irradiating a light source for illuminating each of a plurality of wavelengths of light to a subject, the ultrasonic waves to a local region of the subject, to detect the acoustic wave light and the light detector for detecting the modulated light being modulated, generated from the local region receives light from the light source from the light source by the ultrasonic in the local region on the basis of the light intensity in the local area, the spectral information of the local area from the acoustic signal which is an output from the acoustic wave detector that the acoustic wave detector, obtained from modulated signal output from the photo detecting portion of and a processing unit for acquiring.

本発明の生体情報処理装置及び生体情報処理方法によれば、AOTの手法を用いて局所的な被検部位における光強度を精度良く推定することによって、PATの光音響信号から高精度に吸収係数を推定することができる。 According to the biological information processing apparatus and a biological information processing method of the present invention, the absorption coefficient by accurately estimating the light intensity at a local measurement site using the AOT approach, the photoacoustic signal of PAT with high precision it can be estimated. その結果、生体内の吸収係数分布を高解像度で画像化することが可能となる。 As a result, it is possible to image the absorption coefficient distribution in the living body with high resolution.

実施形態1の生体情報処理装置の構成例を示す模式図である。 It is a schematic diagram showing a configuration example of a biological information processing apparatus of the first embodiment. 光の入射位置と検出位置とプローブ領域との位置関係の一例を示した模式図である。 Is a schematic diagram showing an example of the positional relationship between the incident position and the detected position and the probe area of ​​the light. 光の入射位置と検出位置とプローブ領域との位置関係の別の一例を示した模式図である。 It is a schematic view showing another example of the positional relationship between the incident position of light and the detected position and the probe region. 図3の場合において、光の入射・検出位置とプローブ領域との間の光の伝播経路分布を示した模式図である。 In the case of FIG. 3 is a schematic diagram showing a propagation path distribution of light between the incident and detection positions and probe region of light. 実施形態1の生体情報処理方法を実施する場合の測定フローの一例を示すフローチャートである。 Is a flowchart illustrating an example of the measurement flow for implementing a biometric information processing method of the first embodiment. 図1の測定部19について他の構成例を示す模式図である。 It is a schematic diagram illustrating another configuration example for the measurement unit 19 of FIG. 1. 図1の測定部19について他の構成例を示す模式図である。 It is a schematic diagram illustrating another configuration example for the measurement unit 19 of FIG. 1. 図1の測定部19について他の構成例を示す模式図である。 It is a schematic diagram illustrating another configuration example for the measurement unit 19 of FIG. 1. 実施形態2の生体情報処理方法を実施する場合の測定フローの一例を示すフローチャートである。 Is a flowchart illustrating an example of the measurement flow for implementing a biometric information processing method of the second embodiment. 実施形態3における光の入射位置と検出位置と複数のプローブ領域との位置関係を示した模式図である。 It is a schematic diagram showing the positional relationship between the incident position and the detected position and a plurality of probe region of the light in the third embodiment. 実施形態4における生体内部のセグメントされた領域とプローブ領域との位置関係を示した模式図である。 It is a schematic diagram showing a positional relationship between a living body segment regions and probe regions according to the fourth embodiment.

以下、図面を参照しつつ本発明をより詳細に説明する。 Hereinafter, the present invention will be described in more detail with reference to the drawings. 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。 Incidentally, the same components are denoted by the same reference numerals in principle, a description thereof will be omitted.

本発明の生体情報処理装置は、音響光学トモグラフィ(AOT)から算出した局所領域での光強度に基づいて、光音響イメージング(PAT)で得た音響信号から上記局所領域での吸収特性を算出することを特徴とする。 Biological information processing apparatus of the present invention, based on the light intensity in a local area calculated from acousto-optical tomography (AOT), calculates the absorption characteristic in the local area from the sound signal obtained by the photoacoustic imaging (PAT) characterized in that it.

光音響イメージングは、上記の式(1)から分かるように、音圧(P)変化の計測から生体内の吸収係数(μ )分布を求めるためには、生体(吸収体)に照射された光量の分布(Φ)を何らかの方法で求める必要がある。 Photoacoustic imaging, as can be seen from the above equation (1), in order to determine the absorption coefficient (mu a) distribution in the living body from the measurement of the sound pressure (P) changes were irradiated to a living body (absorber) it is necessary to determine the distribution of light quantity ([Phi) in some way.

しかし、複雑な生体内の場合、吸収体に照射された光量の推定が難しく、一般的な音響波の音圧測定だけでは、光エネルギー吸収密度分布(μ ・Φ)しか画像化することができない。 However, for complex in vivo, it is difficult to estimate the amount of light irradiated on the absorber, only common acoustic wave sound pressure measurements, optical energy absorption density distribution (μ a · Φ) only be imaged Can not. すなわち、音響波のみの測定から、吸収体に照射される光量の分布(Φ)を算出し、生体内の吸収係数分布(μ )を正確に分離・画像化することは困難である。 That is, the measurement of acoustic waves only, calculates the distribution of amount of light irradiated on the absorber ([Phi), it is difficult to accurately separate and image the absorption coefficient distribution (mu a) in vivo. この結果、PATだけでは、正確な吸収係数(μ )の分布を求めることができず、生体組織の構成物質特定や濃度測定を行うことができない。 As a result, only PAT, can not be obtained the distribution of accurate absorption coefficient (mu a), can not be performed constituents specific and concentration measurement of a biological tissue.

そこで、AOTにより得た光量データ(Φ)を用いて、PATから吸収係数を求めることができる。 Therefore, it is possible to use the light quantity data obtained by AOT ([Phi), obtains the absorption coefficient from the PAT. 詳細は後述するが、PATでは直接測定することのできなかった光量(Φ)の分布をより高精度に決定することができる。 Although details will be described later, it is possible to determine the distribution of light amount ([Phi) that could not be measured directly in the PAT higher accuracy. そのため、AOTで求めた光量(Φ)と、PATで求めた光エネルギー吸収密度分布(μ ・Φ)を利用すれば、吸収係数分布を定量的かつ、高解像度に求めることができる。 Therefore, it is possible to the amount of light ([Phi) obtained in AOT, by utilizing light energy absorption density distribution obtained by the PAT (μ a · Φ), quantitatively and the absorption coefficient distribution, obtaining high resolution. このように、AOTとPATを融合して用いることで、吸収係数分布の定量性及び解像度を上げることができる。 Thus, by using by fusing AOT and PAT, it is possible to increase the quantitative property and resolution of the absorption coefficient distribution.

(実施形態1) (Embodiment 1)
本発明の実施形態1における生体情報処理装置及び生体情報処理方法について説明する。 Next will be described a biometric information processing apparatus and a biological information processing method according to the first embodiment of the present invention. 図1は、本実施形態の生体情報処理装置の構成例を示す模式図である。 Figure 1 is a schematic diagram showing a configuration example of a biological information processing apparatus of this embodiment.

本実施形態の生体情報処理装置は、AOTとPATの両方によって生体である被検体7の組織内部の情報を測定可能な測定部19と、測定部19から得られた各種信号を処理するための演算部である信号処理装置9から構成される。 Biological information processing apparatus of this embodiment includes a measurable measuring unit 19 inside the organization information of the subject 7 which is in vivo by both AOT and PAT, to process the various signals obtained from the measuring unit 19 a signal processing unit 9 is an arithmetic unit. また、信号処理の結果得られた生体内部の情報を画像化した画像を表示する表示装置14を有しても良い。 It may also have a display device 14 for displaying an image obtained by imaging results obtained living body information of the signal processing.

測定部19は、以下の構成を有する。 Measuring unit 19 has the following configuration. 生体である被検体7に光を照射するための光源1、被検体7の局所領域(超音波集束領域6)に対して超音波を照射するための超音波送信部である超音波トランスデューサ5、超音波集束領域6において超音波によって光源1からの光が変調を受けた変調光を検出するための光検出部である光検出器8、が主な構成である。 Light source 1 for irradiating light to the subject 7, which is a living body, an ultrasonic transducer 5 is an ultrasonic transmitting section for irradiating ultrasonic waves to a local region of the object 7 (ultrasound focusing area 6), photodetector 8 light from the light source 1 by ultrasonic in the ultrasonic focus region 6 is a light detector for detecting the modulated light being modulated, and is the main constituent. ここで、超音波トランスデューサ5は、光源1からの光を受けて局所領域から発生した音響波を検出するための音響波検出部としても機能する。 Here, the ultrasonic transducer 5 receives the light from the light source 1 also functions as an acoustic wave detector for detecting an acoustic wave generated from the local region. すなわち、一つの弾性波トランスデューサによって、AOTにおける集束超音波の送信と、PATにおける音響波の受信が兼ねられている。 That is, by one of the elastic wave transducers, and transmission of the focused ultrasound in AOT, receiving the acoustic wave is also serves as the PAT. また、正弦波などの信号を発生する信号発生器15と、入射光ファイバ2、検出光ファイバ3と、被検体固定板4と、を有する。 Also includes a signal generator 15 for generating a signal such as a sine wave, the incident optical fiber 2, and the detection optical fiber 3, the subject fixed plate 4, the.

光源1は、AOT測定においてもPAT測定においても使用される。 Light source 1 is also used in even PAT measured in AOT measurement. また、超音波トランスデューサ5は、AOT測定において超音波を送信し、PAT測定において音響波を受信する。 The ultrasonic transducer 5 transmits ultrasonic waves in AOT measurement, receives an acoustic wave in the PAT measurement. 光検出器8は、AOT測定において変調光を検出する。 Photodetector 8 detects the modulated light in AOT measurement.

演算部である信号処理装置9においては、AOT測定における光検出器8の出力である変調信号から算出した超音波集束領域6での光強度に基づいて、PAT測定における超音波トランスデューサ5からの出力である音響信号から該局所領域での吸収特性が算出される。 In the signal processing apparatus 9 is a computation unit, on the basis of the light intensity of the ultrasonic focus region 6 which is calculated from the modulated signal output from the photodetector 8 in the AOT measurement, the output from the ultrasonic transducer 5 in PAT measurement absorption properties in said local area is calculated from the acoustic signal is.

被検体7は、乳房などの生体組織であり、吸収散乱体である。 Subject 7 is a biological tissue such as the breast, the absorption-scattering body. 被検体7は、被検体固定板4で2方向から軽く抑えて固定された状態にある。 Subject 7 is in a state of being fixed by suppressing lightly from two directions at the object fixed plate 4. 被検体固定板4は、光学的に透明であり、被検体7と音響インピーダンスが比較的近いもので構成されている。 Subject fixing plate 4 is optically transparent, and a thing acoustic impedance and the object 7 are relatively close.

光源1はコヒーレンス長が長く(例えば、1m以上)、強度が一定の連続光(CW光:Continuous Wave光)と数nsのパルス光のいずれかを内部で切り替えられることが好ましい。 The light source 1 coherence length is long (e.g., more than 1 m), the intensity is constant continuous light (CW light: Continuous Wave light) and it is preferable to switch between any number ns pulsed light internally. 光源1は、生体組織を構成する水、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複数の波長を選択することができる。 The light source 1 may be selected from water constituting the living body tissue, fat, protein, oxyhemoglobin, a plurality of wavelengths corresponding to the absorption spectra of reduced hemoglobin, and the like. 一例としては、生体内部組織の主成分である水の吸収が小さいため光が良く透過し、脂肪、酸化ヘモグロビン、還元ヘモグロビンのスペクトルに特徴がある600乃至1500nm範囲が適当である。 As an example, the absorption of water is a major component of living body tissue to light is good transmission for small, fat, oxyhemoglobin, it is appropriate 600 to 1500nm range characterized by the spectrum of deoxyhemoglobin. 具体的な光源1の例としては、異なる波長を発生する半導体レーザー、波長可変レーザーなどで構成するとよい。 Specific examples of the light source 1, a semiconductor laser, may be configured in such a wavelength tunable laser for generating a different wavelength. なお、本明細書において「光源」は、PAT測定で照射するパルス光、AOT測定で照射するCW光を、それぞれ発する2つの光源であっても良い。 Incidentally, "light source" as used herein, pulsed light irradiated by the PAT measurement, the CW light irradiated by AOT measurement may be two light sources which emit respectively. 勿論、パルス光とCW光を発生できる1つの光源であっても良い。 Of course, it may be a single light source capable of generating pulsed light and CW light. 光源としてはレーザーが好ましいが、レーザーのかわりに発光ダイオードなどを用いることも可能である。 Laser is preferable as a light source, but it is also possible to use a light emitting diode instead of the laser. レーザーとしては、固体レーザー、ガスレーザー、色素レーザー、半導体レーザーなど様々なレーザーを使用することができる。 As the laser, a solid laser, gas laser, dye laser, can be used various laser and semiconductor laser.

光ファイバ2は、光源1から発生した光を被検体7に導く。 Optical fiber 2, guides the light generated from the light source 1 to the subject 7. 光ファイバ2の前段に光源1からの光を光ファイバ2の端部に効率良く導光する集光光学系を設けてもよい。 The end of the optical fiber 2 to the light from the light source 1 to the front side of the optical fiber 2 may be provided efficiently guided to the condensing optical system. 被検体7内部に入射した光は、吸収と散乱を繰り返しながら被検体内部を伝播する。 The light incident on the subject 7, propagates inside the subject while repeating absorption and scattering.

[AOT測定] [AOT measurement]
まず、AOT測定について説明する。 First, a description will be given of AOT measurement. 超音波トランスデューサ5は、被検体7の内部の任意の位置(超音波集束領域6)に集束超音波を送信する。 Ultrasonic transducer 5 sends a focused ultrasound to any position inside the subject 7 (ultrasound focusing area 6). 例えば超音波の周波数の範囲は、およそ1から数10MHzの範囲である。 For example in a range from ultrasonic frequencies range from about 1 number 10MHz of. 照射する超音波強度は、生体に照射可能な安全基準以下の強度の範囲内で調節される。 Ultrasonic intensity of irradiation is adjusted within a range of safety standards following strength capable of irradiating the living body.

超音波トランスデューサ5は、例えば、リニアアレイ探触子から構成される。 Ultrasonic transducers 5, for example, a linear array probe. アレイ探触子を用いた電子フォーカスによって被検体7の内部の任意の位置に超音波集束領域6を生成する。 It generates an ultrasonic focus region 6 at an arbitrary position inside the subject 7 by the electron focusing using the array probe. あるいは、円形凹面超音波振動子や音響レンズを用いたものを機械的に走査して超音波集束領域6を任意の位置に配置してもよい。 Alternatively, it may be an ultrasonic focus region 6 by mechanically scanning that using a circular concave ultrasonic transducer or an acoustic lens disposed at an arbitrary position. 弾性波トランスデューサとしては、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用いることができる。 The elastic wave transducers can be used transducer using a piezoelectric phenomenon, a transducer using the resonance of light, and a transducer using a change in capacitance.

超音波集束領域(プローブ領域)6では、超音波トランスデューサ5で設定された超音波の周波数と振幅に応じた音場が生成される。 In the ultrasonic focus region (probe region) 6, the sound field corresponding to the frequency and amplitude of the ultrasonic wave that has been set by the ultrasonic transducer 5 is generated. この領域内部では、音圧による媒質の密度変化が生じ、媒質の屈折率変化や散乱体の変位が生じる。 In this region the interior, the density change of the medium due to the sound pressure is generated, the displacement of the refractive index change or scattering of the medium may occur. この領域に光源1から照射された光が入射すると、媒質の屈折率変化や散乱体の変位により、光の位相が超音波の周波数で変調される。 When light emitted from the light source 1 in this region is incident, by the displacement of the refractive index change or scattering of the medium, the phase of the light is modulated by ultrasound frequency. ここでは、この現象を音響光学効果と呼ぶことにする。 Here, to this phenomenon is called acousto-optic effect. 本明細書において「変調光」とは、局所領域に集束された超音波によって引き起こされる音響光学効果によって変調された光を意味する。 The "modulated light" herein is meant the light modulated by the acousto-optic effect caused by ultrasonic waves focused to a localized area.

超音波照射領域6において音響光学効果により変調された変調光と、超音波照射領域6において変調を受けなかった非変調光及び、超音波照射領域6以外を通過した非変調光を光ファイバ3を経由して光検出器8で検出する。 A modulated light modulated by the acousto-optic effect in the ultrasonic irradiation region 6, non-modulated light and did not receive modulated in the ultrasonic irradiation region 6, the optical fiber 3 a non-modulated light that has passed through the other ultrasonic irradiation region 6 via detected by the photodetector 8. 光検出器8には、PMT(Photomultiplier Tube)やAPD(Avalanche Photodiode)のような単一検出器を用いることが好ましい。 The photodetector 8, it is preferable to use a single detector such as a PMT (Photomultiplier Tube) and APD (Avalanche Photodiode). CCD、CMOSなどのマルチセンサを用いてもよい。 CCD, may be used multi-sensor, such as CMOS.

信号処理装置9は、光検出器8や超音波トランスデューサ5からの信号解析や、被検体7内部の吸収特性などについて関連する情報を解析し、画像化する処理を行い、信号抽出部10、演算処理部11、画像生成部12及びメモリ13を有する。 The signal processing unit 9, and signal analysis from the optical detector 8 and the ultrasonic transducer 5, analyzes the information relating the like absorption characteristics of the subject 7, performs processing for imaging, signal extraction unit 10, arithmetic processing unit 11, an image generation unit 12 and a memory 13.

変調光測定において、信号抽出部10はフィルタとして機能し、変調光と非変調光を分離する。 In modulated light measurement, the signal extraction unit 10 functions as a filter to separate the modulated beam and non-modulated light. 信号抽出部10には、特定周波数の信号を選択的に検出するバンドパスフィルタ、特定周波数の光を増幅して検出するロックインアンプが適用可能である。 The signal extraction unit 10, a band pass filter which selectively detects a signal of a specific frequency, are applicable lock-in amplifier which detects by amplifying the light of a specific frequency. 光検出器8から得られる信号に対して、信号抽出部10で変調光の光強度を得る。 To the signal obtained from the photodetector 8 to obtain a light intensity of the modulated light at the signal extracting section 10.

本明細書において「変調信号」とは、超音波によって変調された変調光が、光検出器8による光電効果によって変換された電気信号をいう。 By "modulation signal" in the present specification, the modulated light modulated by the ultrasound, refers to the electrical signal converted by the photoelectric effect due to the light detector 8. 電気信号は、好ましくは交流成分の電気信号である。 Electrical signal is preferably an alternating electrical signal components.

[PAT測定] [PAT measurement]
次に、PAT測定について説明する。 Next, a description will be given of PAT measurement. 光源1から数nsパルスの光を被検体7に照射し、プローブ領域6において吸収された光エネルギーが局所的な温度上昇を引き起こして、体積膨張する際に発生する音響波を検出する。 The light of a few ns pulses from the light source 1 is irradiated to the subject 7, the absorbed light energy in the probe region 6 causes a local temperature rise, detects an acoustic wave generated at the time of volumetric expansion. AOT測定時と同じプローブ領域6からの音響波を測定するために、AOTで送信として使用した電子フォーカス設定を、受信用として使用する。 To measure the acoustic waves from the same probe region 6 at the time of AOT measurement, the electron focus settings used as a transmission in AOT, used for the reception. 円形凹面超音波振動子や音響レンズを用いて機械的に走査する場合は、AOTと同じ幾何配置にしておけばよい。 If mechanically scanned using a circular concave ultrasonic transducer or an acoustic lens, it is sufficient to the same geometry as the AOT. プローブ領域6から得られる光音響信号の強度を信号抽出部10で測定する。 Measuring the intensity of the photoacoustic signal obtained from the probe region 6 at the signal extracting section 10.

本明細書において「音響波」とは、プローブ領域6から光音響効果によって発生した弾性波いう。 The "acoustic wave" as used herein refers to elastic waves generated by the photoacoustic effect from the probe region 6. また、「音響信号」とは、プローブ領域6から発生した弾性波を、超音波トランスデューサ5を用いて電気信号に変換し、得られる電気信号をいう。 Further, the "acoustic signal", the acoustic wave generated from the probe region 6, and converted into an electric signal by means of an ultrasonic transducer 5, it refers to the electrical signals obtained.

[他の装置構成] Other Device Configuration]
入射光ファイバ2と検出光ファイバ3は同期して、被検体固定板4の表面を2次元的に走査できる機構をもつ。 Incident optical fiber 2 and the detection optical fiber 3 is synchronized, with a mechanism capable of two-dimensionally scanning the surface of the object fixed plate 4. また、入射光ファイバ2と検出光ファイバ3の位置に応じて、超音波トランスデューサ5を制御してプローブ領域6を設定する。 Also, depending on the position of the incident optical fiber 2 and the detection optical fiber 3, to set the probe region 6 by controlling the ultrasonic transducer 5. プローブ領域6を被検体7に対して走査して、AOT測定とPAT測定をそれぞれ行い、被検体7の空間的な測定分布を得る。 The probe region 6 is scanned to the subject 7, carried out respectively AOT measurement and PAT measurement, obtain a spatial measurement distribution of the object 7. また、被検体7内部の分光特性を取得するために、光源1の波長を切り替えて上記測定を行うこともできる。 Further, in order to obtain the spectral characteristics of the subject 7, it is also possible to perform the measurement by switching the wavelength of the light source 1.

演算処理部11では、AOT測定における変調信号とPAT測定における光音響信号とを利用して、後述する信号処理を実施する。 The arithmetic processing unit 11, by using the photoacoustic signal in the modulation signal and PAT measurement in AOT measurement, performs signal processing to be described later. 或いは、複数波長によって得られた分光特性から、被検体7内部の構成要素の濃度及び成分比率を算出する。 Alternatively, the spectral characteristics obtained by the plurality of wavelengths, to calculate the concentration and component ratio of the object 7 internal components. また、算出されたこれら分光特性に関するデータは全て、プローブ領域6の位置座標のデータと対応させて、被検体7内部の分光特性の分布データを作成する。 Also, all data on these spectral characteristics are calculated, corresponding to the data of the position coordinates of the probe region 6, it produces distribution data of the spectroscopic characteristic in the subject 7.

画像生成部12は、演算処理部11で作成した被検体7内部の分光特性の分布データから被検体7の三次元断層像(画像)を形成する。 Image generating unit 12 forms a three-dimensional tomographic image of the subject 7 (image) from the distribution data of the spectroscopic characteristic in the subject 7 created by the arithmetic processing unit 11.

メモリ13は、信号抽出部10で得られたAOT測定及びPAT測定の信号値や、演算処理部11が生成したデータや画像生成部12が生成した分光特性の画像などを記録する。 Memory 13, and the signal value of the resulting AOT measurement and PAT measured by the signal extracting section 10, and image of the spectroscopic characteristic data and image generating unit 12 to the arithmetic processing unit 11 has generated is generated and recorded. メモリ13は、光ディスク、磁気ディスク、半導体メモリ、ハードディスク、などのデータ記録装置を用いることができる。 Memory 13 may be used an optical disk, magnetic disk, semiconductor memory, hard disk, a data recording device such as a.

表示装置14は、信号処理装置9で生成した画像を表示し、液晶ディスプレイ、CRT、有機EL、などの表示デバイスを用いることができる。 Display device 14 displays an image generated by the signal processing unit 9, a liquid crystal display, it is possible to use CRT, an organic EL, a display device, such as.

[生体情報処理方法] [Biological information processing method]
以下に、演算処理部11で実施される、AOT測定における変調信号を利用して、PAT測定における光音響信号からプローブ領域6の吸収特性を得る演算処理手法を示す。 Hereinafter, it carried out in the arithmetic processing unit 11 uses the modulated signal in the AOT measurement shows processing technique from the photoacoustic signal in the PAT measurement obtain absorption characteristics of the probe region 6.

図2に示すようなAOTの測定条件において、特許文献2に記載されているように、被検体7内部の位置r にあるプローブ領域6で変調作用を受けて検出される変調光の光強度I AC (r )は、以下の(3)式によって表すことができる。 In AOT measurement conditions as shown in FIG. 2, as described in Patent Document 2, the light intensity of the modulated light detected by receiving modulation action in the probe region 6 at the position r p in the subject 7 I AC (r p) can be expressed by the following equation (3).
AC (r )=S Ψ(r ,r )ηΨ(r ,r ) ・・・(3) I AC (r p) = S 0 Ψ (r s, r p) ηΨ (r p, r d) ··· (3)
ここで、Ψ(r ,r )は被検体7における光入射位置r からプローブ領域6の位置r までの光強度の伝達関数を、Ψ(r ,r )はr から光検出位置r までの光強度の伝達関数を表す。 Here, Ψ (r s, r p ) the transfer function of the light intensity from the light incident position r s in the subject 7 to the position r p of the probe region 6, Ψ (r p, r d) from r p It represents the transfer function of the light intensity to the light detection position r d. また、S は被検体7に入射する光強度、ηはプローブ領域6において光が変調作用を受ける効率を表す。 Further, S 0 is the light intensity incident on the subject 7, eta represents the efficiency of light is modulated action in the probe region 6. 被検体7内部の光強度の伝達関数Ψは、光拡散方程式や輸送方程式、モンテカルロシミュレーションなどでモデル化することができる。 The transfer function Ψ internal light intensity specimen 7, the light diffusion equation and transport equation, can be modeled in such a Monte Carlo simulation.

ここで、本明細書において、入射光ファイバ2から照射された光が被検体内でプローブ領域6に至るまでに光が散乱して伝播する経路を入射光伝播領域と呼ぶ。 In this specification, the light emitted from the incident optical fiber 2 is referred to as route light propagates scattered before reaching the probe region 6 and the incident light propagation region in the object. また、プローブ領域6で変調を受けた光が検出光ファイバ3に至るまでに光が散乱して伝播する経路を検出光伝播領域と呼ぶ。 Further, it called a path light modulated by the probe region 6 is light to reach the detection optical fiber 3 propagates to scattering and detection light propagation region.

図3に示すように、入射光ファイバ2と検出光ファイバ3の位置を近づけて配置すると As shown in FIG. 3, when placed close to the position of the incident optical fiber 2 and the detection optical fiber 3

、(3)式は(4)式のように書ける。 , (3) can be written as equation (4).
AC (r )=S Ψ(r ,r η ・・・(4) I AC (r p) = S 0 Ψ (r S, r p) 2 η ··· (4)

ここで、図4に示すように、光入射位置r からプローブ領域6の位置r までの光の伝播経路分布18とプローブ領域6から光検出位置r までの光の伝播経路分布18はほぼ同じとなる。 Here, as shown in FIG. 4, the position r p of light to propagation path distribution 18 and the light from the probe region 6 to the light detection position r d propagation path distribution 18 of the probe region 6 from the light incident position r s is substantially the same. つまり、光源1から照射される光による入射光伝播領域と、検出器8により変調光を検出するときの検出光伝播領域とが重複し、同一とみなせるため、同じ伝播経路分布を往復して変調信号I ACとして検出される。 That is, the incident light propagation region by the light emitted from the light source 1, and the detection light propagation region when detecting the modulated light is duplicated by the detector 8, can be considered a same, the same propagation path distribution reciprocated modulated It is detected as a signal I AC. このため、前者の伝達関数Ψ(r ,r )と後者の伝達関数Ψ(r ,r )は等しくなり(Ψ(r ,r )=Ψ(r ,r ))、また、伝達関数Ψ(r)は可逆であるので(4)式が得られる。 Therefore, the former transfer function Ψ (r S, r p) and the latter transfer function Ψ (r p, r d) is equal to (Ψ (r S, r p ) = Ψ (r p, r S)) in addition, the transfer function [psi (r) is because it is reversible (4) is obtained.

従って、(4)式より光入射位置r からプローブ領域r までの光伝達関数Ψは、 Therefore, (4) the optical transfer function Ψ from the light incident position r S to the probe region r p from expression

となる。 To become. この伝達関数は、光照射位置r から局所的なプローブ領域6に至るまでの、被検体内部の光学特性を反映したものとなる。 The transfer function from the light irradiation position r s up to the local probe region 6, and reflects the optical characteristics of the subject.

このように、入射光経路と検出光経路が同一であることから得られる関係式(4)を用いて、局所領域での変調光の光強度I AC (r )を算出することが好ましい。 Thus, using equation (4) derived from the fact detection light path as the incident light path is the same, it is preferable to calculate the light intensity I AC (r p) of the modulated light in the local area. 入射光経路と検出光経路が同一と見なせない場合は、AOTの測定による変調信号は、入射光経路だけでなく検出光経路にある被検体内部の光学特性を反映したものになる。 When the detection light path as the incident light path is not regarded as identical, the modulated signal by AOT measurement will reflect the inside of the subject optical characteristics in the detection light path not only the incident light path. 一方、PATの測定で得られる光音響信号からプローブ領域6の吸収特性を得るには、入射光経路を伝播したときの光の減衰率、つまり、入射した光が入射光経路にある被検体内部の光学特性の影響を受けた結果プローブ領域6に到達する光の強度が必要になる。 On the other hand, from the photoacoustic signal obtained by measurement of PAT to obtain the absorption characteristic of the probe region 6, the attenuation factor of light when propagating the incident light path, that is, inside the subject light incident is the incident light path the intensity of light reaching influence on the result probe region 6 which receives the optical characteristics are required of. このとき、後述するように、入射光経路と検出光経路とは同一と見なせる条件では、測定したいある1点のプローブ領域6に対して1回のAOTの測定を実施すればよい。 At this time, as described later, the conditions that can be regarded as the incident light path and the same as the detection light path, may be performed one measurement of AOT the probe region 6 of one point to be measured. しかし、両者が同一と見なせない場合は、プローブ領域6に対して複数回のAOT測定を行って、入射光経路における被検体内部の光学特性分布を推定し、プローブ領域6での光強度を算出する必要がある。 However, if they do not regarded as the same, by performing the AOT measurement a plurality of times with respect to the probe region 6, to estimate the optical characteristic distribution of the subject in the incident light path, the light intensity of the probe region 6 it is necessary to calculate. 前者は後者よりもAOTの測定回数が少ないために効率的であり、且つ、後者における光学分布の推定による誤差の影響も受けないために高精度である。 The former is efficient for measuring the number of AOT is less than the latter, and a high precision in order not be affected by errors due to the estimation of the optical distribution in the latter.

一方、PATの測定において、AOTの測定と同じプローブ領域6からの光音響信号を検出する場合を考える。 On the other hand, in the measurement of PAT, consider the case of detecting the photoacoustic signal from the same probe region 6 and AOT measurement. PAT測定時における光入射強度をS' とすれば、プローブ領域6での光強度Φ(r )は(5)式を用いて、以下のように書ける。 If the light incident intensity at PAT measurement and S '0, the light intensity in the probe region 6 [Phi (r p) by using the equation (5) can be written as follows.
Φ(r )=S' Ψ(r ,r ) ・・・(6) Φ (r p) = S ' 0 Ψ (r S, r p) ··· (6)

(1)式と(5)式、(6)式を用いれば、発生する音響波の音圧P(r )は(7)式のように表すことができる。 (1) and (5), using the expression (6), the sound pressure P (r p) of the acoustic wave generated can be expressed as equation (7).

これより、プローブ領域6における吸収係数μ (r )は以下の式になる。 Than this, the absorption coefficient μ a (r p) in the probe region 6 becomes the following equation.

AOT測定において照射する超音波の音圧や周波数が一定であれば、変調効率ηはプローブ領域6の屈折率、吸収係数、散乱係数、散乱の異方性パラメータなどに依存する。 If ultrasonic sound pressure and frequency to be irradiated in the AOT measurement is constant, modulation efficiency η is the refractive index of the probe region 6, the absorption coefficient, scattering coefficient, which depends on the scattering anisotropy parameter. しかし、一般的な生体軟組織においては、プローブ領域が十分小さい(〜mm)ときは変調効率ηの変化は小さくほぼ一定と見なせる。 However, in a general living soft tissue, when the probe region is sufficiently small (~mm) change in modulation efficiency η is small it can be regarded as substantially constant. AOT測定やPAT測定において、それぞれ常に一定の光強度を生体に入射し、さらに、グリュナイゼン係数Γも位置に寄らずほぼ一定とすれば、(8)式から下記のような関係式が得られる。 In AOT measurement and PAT measurement, respectively always enters a constant light intensity in vivo, Further, when substantially constant regardless of the position also Gruneisen coefficient gamma, equation such as the following is obtained from equation (8).

(9)式より、AOT測定とPAT測定において、同じプローブ領域6に対して、変調光強度信号I AC (r )と光音響波P(r )を測定することによって、プローブ領域r の吸収特性μ (r )を得ることができる。 (9) from the equation, the AOT measurement and PAT measurement, the same probe region 6, by measuring modulated light intensity signal I AC and (r p) of the photoacoustic wave P (r p), the probe region r p absorption characteristics μ a (r p) can be obtained in the.

プローブ領域r を3次元領域でスキャンして測定することによって、被検体7の吸収係数の相対的な内部分布を可視化することができる。 By measuring by scanning the probe region r p in 3D space, it is possible to visualize the relative internal distribution of the absorption coefficient of the object 7. (9)式で定数とした各パラメータをキャリブレーションによって予め求めておけば、吸収係数を算出することもできる。 (9) Each parameter was constant in equation be previously determined by calibration, it is possible to calculate the absorption coefficient.

PATの光音響信号から吸収係数μ を求めるためには、光音響波の発生位置における光強度を推定する必要がある。 To determine the absorption coefficient mu a from the photoacoustic signal of the PAT, it is necessary to estimate the light intensity in the development position of the photoacoustic wave. これをAOT測定から得られた変調信号を利用して行うことが本発明の特徴である。 It is a feature of the present invention carried out by using the modulated signal obtained it from AOT measurement. 本実施形態においては、入射光ファイバ2と検出光ファイバ3の位置をプローブ領域6に対してほぼ同じ位置と見なせるような配置に設定して、AOTの測定を行うことが好ましい。 In the present embodiment, by setting the arrangement as regarded as substantially the same position relative to the position of the incident optical fiber 2 and the detection optical fiber 3 probe region 6, it is preferable to perform measurement of the AOT. この場合、プローブ領域6の位置に応じた光伝達関数を、AOT測定の変調信号から得ることができる。 In this case, the optical transfer function corresponding to the position of the probe region 6 can be obtained from the modulation signal of AOT measurement. AOT測定とPAT測定は同じプローブ領域の配置で測定を行うので、PATの測定条件に合わせた光強度を、(6)式のようにして推定することができる。 Since AOT measurement and PAT measurements make measurements in the arrangement of the same probe region, the light intensity that matches the measurement conditions of PAT, it can be estimated as equation (6).

このように、PAT測定から得られる光音響信号に対して、(1)式を用いて局所領域の吸収係数を算出する際に、AOT測定から得られる変調信号を利用して、(6)式のようにして光強度を算出し、最終的には(9)式のような形で吸収係数を算出することができる。 Thus, for the photoacoustic signal obtained from the PAT measurement, when calculating the absorption coefficient of the local region using the equation (1), by using the modulated signal obtained from AOT measurement, (6) calculating a light intensity as, eventually it is possible to calculate the absorption coefficient in the form such as (9).

前述した従来の平均的な光の減衰係数を利用して光強度を推定する手法は、理想的な均質媒質に対してのみ精度良く適用できる。 Method using the above-described attenuation coefficient of the conventional average light to estimate the light intensity, can only be accurately applied to an ideal homogeneous medium. しかし、本発明の解析方法では、被検体7内部が均質でも不均質でも適用可能である。 However, the analysis method of the present invention is applicable in a heterogeneous inside the subject 7 even homogeneous. 不均質な場合でも、その不均質媒質を往復した変調光信号I ACが得られ、I ACを利用して不均質さを反映した伝達関数Ψを求め、これを利用して光強度を推定するからである。 Even if heterogeneous, the heterogeneous medium to reciprocate the modulated optical signal I AC is obtained, determine the transfer function Ψ reflecting the heterogeneity using the I AC, by using this estimated light intensity it is from. すなわち、媒質の不均質さが考慮された吸収係数を求めていることになるのである。 That is, the thus seeking absorption coefficient heterogeneity of the medium is considered.

図5に、本実施形態の生体情報処理方法を実施する場合の測定フローの一例を示す。 Figure 5 shows an example of the measurement flow for implementing a biometric information processing method of the present embodiment. S100でプローブ領域6を設定する。 Setting the probe region 6 at S100. 次のステップからAOTの測定を行う。 The measurement of the AOT from the next step. S101でCW光を照射し、プローブ領域6にパルス超音波を照射する。 Irradiating the CW light in S101, applying a pulse ultrasonic wave probe region 6. S102において、プローブ領域6で変調された光を、光検出器8で検出し、信号処理装置9における信号抽出部10によって、超音波の周波数で変調された光信号のみを選択的に抽出し、変調光信号I AC測定する。 In S102, the light modulated by the probe region 6, and detected by the photodetector 8, the signal extraction unit 10 in the signal processing unit 9, and selectively extracts only the optical signal modulated by ultrasound frequency, modulated optical signal I for AC measurement. 測定した変調信号はメモリ13に保存される。 The measured modulation signal is stored in the memory 13. AOT測定が終了するとS103でCW光、パルス超音波のスイッチをオフにする。 CW light with step S103 AOT measurement is finished, turn off the pulsed ultrasound switches.

次にPATの測定を行う。 Next, the measurement of the PAT. S104でパルス光を照射する。 S104 is irradiated with pulsed light in. S105で、プローブ領域6で発生する光音響信号を超音波トランスデューサ5で検出する。 In S105, it detects a photoacoustic signal generated by the probe region 6 by the ultrasonic transducer 5. このとき超音波の受信の設定は、AOT測定で設定したプローブ領域6と同じ位置に設定されている。 Setting the reception of this time ultrasound is set to the same position as the probe region 6 set in AOT measurement. 信号抽出部10において、プローブ領域6の音響波を測定し、光音響信号をメモリ13に格納する。 In the signal extracting unit 10 measures the acoustic wave probe region 6 stores the photoacoustic signal in the memory 13. PAT測定が終了するとS106でパルス光のスイッチをオフにする。 To switch off the pulsed light in S106 the PAT measurement is completed.

S107において、メモリ13からAOTの変調信号とPATの光音響信号を読み出し、(9)式を用いてプローブ領域6の吸収係数μ (r )を算出する。 In S107, it reads out the photoacoustic signal of AOT modulated signal and PAT from the memory 13, calculates the absorption coefficient mu a (r p) of the probe region 6 using (9).

プローブ領域6を被検体7内部でスキャンしてS100からS107のフローを実施することで、被検体7の吸収分布を得る。 The probe region 6 By carrying out the flow from S100 to scan with the subject 7 S107, obtaining the absorption distribution of the subject 7. 被検体7内部の全領域をスキャンすれば、被検体7内部の全領域の吸収分布が得られる。 If scanning all areas of the subject 7, the absorption distribution in the entire region inside the subject 7 can be obtained. 画像生成部12で、各プローブ領域6の位置座標に対応させて吸収係数をマッピングすることで、吸収係数の三次元的な空間分布が得られ、これを画像化して表示装置14で表示する。 In the image generation unit 12, by so as to correspond to the position coordinates of each probe region 6 to map the absorption coefficient, three-dimensional spatial distribution is obtained of the absorption coefficient, is displayed on the display device 14 by imaging it.

また、光源1の波長を任意に複数用いて前述のフローを実行し、被検体7の構成要素、例えば、酸化ヘモグロビン・還元ヘモグロビン・水・脂肪・コラーゲンなどの成分比率や、酸素飽和指数などの代謝情報を演算処理部11で求めることもできる。 Further, the wavelength of the light source 1 optionally more with running flow described above, the components of the subject 7, for example, and ratio of components, such as oxyhemoglobin, deoxyhemoglobin, water, fat, collagen, such as oxygen saturation index it is also possible to determine the metabolic information processing unit 11. これらの機能情報を上述したのと同様にプローブ領域6の位置座標と対応させてマッピングする。 These functional information in correspondence with the position coordinates of the probe region 6 in the same manner as described above for mapping. この情報から画像生成部12で三次元断層像を形成し、表示装置14で表示することができる。 In the image generating unit 12 from the information to form a three-dimensional tomographic image can be displayed on the display device 14.

ここで、図5ではAOTの測定を行ってからPATの測定を行っているが、順序を反対にして、PATの測定を行ってからAOTの測定を行ってもよい。 Here, although measured the PAT after performing measurement of AOT in FIG. 5, and the sequence in the opposite may be performed AOT measurement after performing measurement of PAT.

[装置構成の変形例] Modification of Apparatus Configuration]
図6〜8は、図1の測定部19について光ファイバを用いない他の構成例を示す模式図である。 6-8 is a schematic diagram showing another configuration example of not using an optical fiber for measurement unit 19 of FIG. 1. 測定部19以外の信号処理装置9などは図1と同じ構成とする。 Such as a signal processing unit 9 other than the measurement unit 19 is the same configuration as FIG.

図6の例において、光源1からのビームは、ビームスプリッタ20で反射して、照明/検出光学系21を経て、被検体7に対して比較的大きな面積で光を照射する。 In the example of FIG. 6, the beam from the light source 1 is reflected by the beam splitter 20, through the illumination / detection optical system 21 is irradiated with light at a relatively large area to the subject 7. このとき、AOT測定における検出光は、照明時と同じ光学系21を通して光を集光し、ビームスプリッタ20を透過して光検出器8で信号光を検出する。 In this case, the detection light in the AOT measurement, the light is condensed through the same optical system 21 at the time of illumination is transmitted through the beam splitter 20 for detecting the signal light by the photodetector 8. 光照射と光検出を同じ光学系を用いて開口面積を同一にすることで、図3と同じような幾何条件を設定することができる。 By the same opening area by using the same optical system with light irradiation and light detection, it is possible to set the similar geometric conditions as FIG.

或いは、被検体7に対してプローブ領域6が十分深く、拡散近似が成り立つ領域においては、図7のような構成でもよい。 Alternatively, the probe region 6 is sufficiently deep to the subject 7, in the region where the diffusion approximation holds, may be configured as shown in FIG. 7. 入射側と検出側で同じ光学系を用い、被検体7に対する開口部分を同じ領域に設定している。 Using the same optical system at the incident side and the detection side to set the aperture to the subject 7 in the same region. 少し斜めから被検体7に入射した光は、被検体内部で散乱を繰り返すうちに等方的に拡散し、後方散乱光も等方的に拡散して被検体7から射出する光を検出する。 The light incident on the object 7 from a little obliquely, isotropically diffused after repeated scattering in the subject, the backscattered light is also diffused isotropically detecting the light emitted from the subject 7. このような構成でも、光照射領域と光検出領域をほぼ同じ領域とすることができる。 In this configuration, it is possible to make the light irradiation area and the light detecting region substantially the same region.

或いは、基本的には図6と同じ構成だが、図8のように被検体7に対して、測定プローブ16を接触させて測定する構成でもよい。 Alternatively, basically but same configuration as FIG. 6, may be configured to measure to the subject 7, contacting a measurement probe 16 as shown in FIG. 測定プローブ16の中に光検出器8や超音波トランスデューサ5及びビームスプリッタ20、光学系21が収められている。 Photodetector 8 and the ultrasonic transducer 5 and the beam splitter 20 into the measuring probe 16, optical system 21 is housed. また、測定プローブ16と被検体7の間には、音響インピーダンスをマッチングさせるマッチング媒質が満たされている。 Between the measuring probe 16 the object 7, the matching medium to match the acoustic impedance are met. 図8においても、光照射領域と光検出領域をほぼ同じ領域とすることができる。 In FIG. 8, it may be the light irradiation area and the light detecting region substantially the same region.

ここで、AOTの測定手法は、PMTなどの単一検出器を用いた検出手法やCCDなどのマルチセンサを用いたパラレル検出、或いはフォトリフラクティブ素子を用いたホログラム検出やスペクトルホールバーニングを用いた検出などいずれであってもよい。 Here, the measurement method of AOT is parallel detection using the multi-sensor, such as detection methods and CCD using a single detector, such as PMT, or detection using a hologram detection and spectral hole burning using photorefractive element or the like may be either.

(実施形態2) (Embodiment 2)
本発明の実施形態2における生体情報処理方法について説明する。 Next will be described a biometric information processing method according to the second embodiment of the present invention. 本実施形態の装置構成は実施形態1と同様である。 Device configuration of the present embodiment are similar to those of the first embodiment. 本実施形態における測定フローを図9に示す。 The measurement flow of this embodiment shown in FIG. まずS200において、入射光ファイバ2を被検体固定板4の表面に対して2次元的に走査しながらPAT測定を行い、被検体7の全領域でPATの測定値を得る。 First, in S200, performs PAT measured while the incident optical fiber 2 and two-dimensionally scanned relative to the surface of the object fixed plate 4, to obtain a measure of the PAT in the entire area of ​​the subject 7. このとき、複数の波長で測定を行い、分光情報も取得することが好ましい。 At this time, was measured at a plurality of wavelengths, it is preferable to also obtain spectroscopic information.

S201で、例えば非特許文献1などに開示されている公知の手法を用いて、S201で得られた信号を利用して画像再構成を行い、被検体7の内部における音圧の分布を得る。 In S201, using known techniques such as disclosed in Non-Patent Document 1 performs image reconstruction using the obtained signal in S201, to obtain a distribution of sound pressure in the object 7. このとき、超音波が媒質を伝播する際の減衰や、測定部19や信号処理部9によるシステム誤差を除去し、パルス光照射時の発生音圧分布を再現する情報が得られている。 In this case, the attenuation and the time of ultrasonic waves propagating in the medium to remove the system error due to the measurement unit 19 and signal processing unit 9, the information for reproducing the generated sound pressure distribution in pulsed light irradiation is obtained.

得られた再構成画像に対して、S202で周囲よりも局所的にコントラストの高い領域を抽出する。 The obtained reconstructed image, extracts an area of ​​high locally contrast than ambient in S202. このとき、予め閾値を設定しておく。 In this case, previously set threshold value. 全測定領域について、バックグランドの平均的な信号値よりも対象領域がこの閾値を超えるか否かを調べる。 For all measurement region, the target region than the average signal value of the background is checked whether exceeds this threshold.

S203で、所定の閾値を超えるような高コントラスト領域が存在しない場合は、測定を終了する。 In S203, when the high contrast area exceeding a predetermined threshold value does not exist, the measurement is completed. 高コントラスト領域が存在する場合は、その領域の位置座標をメモリ13に保存し、S204へ移る。 When the high-contrast region is present, save the coordinates of the region in the memory 13, and proceeds to S204.

S204では、高コントラスト領域の位置座標に合わせて超音波トランスデューサ5のプローブ領域6を設定し、AOT測定を行う。 In S204, in accordance with the position coordinates of the high-contrast areas set the probe region 6 of the ultrasonic transducers 5, performs the AOT measurement. S202で抽出された全ての高コントラスト領域についてAOT測定を実施する。 For all of the high contrast area extracted in S202 to implement the AOT measurement. また、高コントラスト領域以外のバックグランド領域の任意の位置について同様にAOT測定を行うことが好ましい。 Further, it is preferable to perform AOT similarly measured for any position of the background region other than the high contrast area.

S205において、高コントラスト領域に対して、メモリ13からPAT測定結果、再構成後の情報など適宜必要な情報を引き出し、(9)式を用いて、音圧値を吸収係数値に変換する。 In S205, the high-contrast region, PAT measurement results from the memory 13, pull out the appropriate necessary information such as information after reconstruction, and converting the sound pressure in the absorption coefficient value with (9). 同様に、バックグランド領域についても吸収係数値に変換して、吸収係数分布情報を取得し画像化する。 Similarly, by converting the absorption coefficient value also background region, and acquires image the absorption coefficient distribution information. 得られた画像を表示装置14で表示する。 The resulting image is displayed on the display device 14. これにより、バックグランド領域の吸収係数に対する高コントラスト領域の吸収係数を評価することができる。 This makes it possible to evaluate the absorption coefficient of the high-contrast region on the absorption coefficient of the background region.

また、吸収係数画像から、酸化ヘモグロビン・還元ヘモグロビン・水・脂肪・コラーゲンなどの成分比率や、酸素飽和指数などの代謝情報を演算処理部11で求めることも好ましい。 Further, the absorption coefficient image, and ratio of components including oxyhemoglobin, deoxyhemoglobin, water, fat, collagen, it is also preferable to determine the metabolic information such as oxygen saturation index in the arithmetic processing unit 11. これら機能情報を画像化して、表示装置14で表示する。 And imaging these function information, it is displayed on the display device 14.

本実施形態では生体の内部の任意の局所領域に対してPAT特定を行い、得られた音響信号が所定の閾値よりも高いコントラストで得られる領域を特定する。 In the present embodiment, in PAT specific for any localized area of ​​the inside of a living body, an acoustic signal obtained identifies a region obtained at higher contrast than the predetermined threshold value. このように、PAT測定から生体組織の異常が疑わしい領域を事前に特定し、同領域に対してAOT測定を実施することで測定時間を短縮でき、効率的に必要な情報を得る事ができる。 Thus, to identify in advance abnormality suspicious region of the living tissue from the PAT measurement, can reduce the measurement time by carrying out the AOT measurement for the same region, it can be obtained efficiently necessary information. 実施形態1では、プローブ領域6に対してAOT測定とPAT測定を連続して行うのに対して、本実施形態の場合は、AOT測定とPAT測定は全く独立に行う。 In the first embodiment, while the continuously performed AOT measurement and PAT measurement the probe region 6, in the present embodiment, AOT measurement and the PAT measurement is performed completely independently.

ここで、測定装置の構成としては、図6〜図8に示した構成でもよい。 Here, as the configuration of the measuring device may be configured as shown in FIGS. 6-8.

(実施形態3) (Embodiment 3)
本発明の実施形態3における生体情報処理方法について説明する。 Next will be described a biometric information processing method according to the third embodiment of the present invention. 本実施形態の装置構成は実施形態1と同様である。 Device configuration of the present embodiment are similar to those of the first embodiment. ただし、実施例1では、入射光ファイバ2と検出光ファイバ3の位置をプローブ領域6に対してほぼ同じ位置と見なせるように配置したが、本実施形態では両者の間隔を任意に設定する。 However, in Example 1, was placed so as to be regarded as substantially the same position the position of the incident optical fiber 2 and the detection optical fiber 3 relative to the probe region 6, arbitrarily set the interval therebetween in the present embodiment. 一般的には数cmの間隔であることが好ましい。 It is generally preferably a spacing of a few cm. 本実施形態では、AOTを利用した局所領域の光強度の算出方法が実施形態1とは異なる。 In the present embodiment, a method of calculating the light intensity of the local region using AOT is different from the first embodiment.

図10に示すように、吸収係数を求めたいプローブ領域6に対して、AOT信号のみを取得する変調光測定領域6aを被検体7の表面から、プローブ領域6に対して任意に設けて変調光を測定する。 As shown in FIG. 10, the probe region 6 to be obtained for the absorption coefficient, the modulated light measurement region 6a to obtain only the AOT signal from the surface of the object 7, the modulated light by arbitrarily provided for the probe region 6 to measure.

変調光測定領域6aに対して、例えば特許文献2に記載されているように、AOTを用いて、それぞれの変調光測定領域6aの位置rにおける光の減衰係数μ eff (r)を以下のようにして推定する。 The modulated light measurement region 6a, for example, as described in Patent Document 2, by using the AOT, each attenuation coefficient of light at position r of the modulated light measurement region 6a mu eff the (r) as follows to to be estimated.

減衰係数μ eff (r)を用いて、多重散乱光の伝播を拡散方程式を用いて表せば、以下の(10)式のようになる。 With attenuation coefficient mu eff (r), if indicated propagation of multiple scattering light using a diffusion equation, as follows in equation (10).
(▽ −μ eff (r))U(r)=S(r) ・・・(10) (▽ 2 -μ 2 eff (r )) U (r) = S (r) ··· (10)

ここでU(r)は散乱光の強度、S(r)は光源の光強度を表す。 Here U (r) is the intensity of the scattered light, S (r) represents the light intensity of the light source. また、変調光強度分布は(3)式を用いて表される。 Further, the modulated light intensity distribution can be expressed using the expression (3).

これら(3)式や(10)式を用いて、特許文献2では、以下の(11)式の関係を導いている。 These (3) using the formula and (10), in Patent Document 2, it has led to the following equation (11) relationship.

ここで、θは図2に示されている角度で、プローブ領域6の位置r から光入射位置r までのベクトルと、プローブ領域6の位置r から光検出位置r までのベクトルのなす角である。 Here, theta is an angle shown in FIG. 2, the vector from the position r p of the probe region 6 to the light incident position r s, the vector from the position r p of the probe region 6 to the light detection position r d it is an angle.

(11)式を用いれば、AOTの変調信号から減衰係数μ eff (r)を算出することができる。 (11) Using the equation, it is possible to calculate the attenuation coefficient mu eff (r) from AOT modulated signal. 図10において、変調光測定領域6aの減衰係数μ eff (r)を(11)式を用いて、例えば、被検体7の表面からプローブ領域6に至るまで順に算出する。 10, the attenuation coefficient mu eff modulated light measuring area 6a to (r) using the equation (11), for example, is calculated in order from the surface of the subject 7 up to the probe region 6. このとき、より表面付近で得た減衰係数μ eff (r)の結果を(10)式の拡散方程式に反映させて、より深い領域の減衰係数μ eff (r)を求めてもよい。 In this case, the results of the attenuation coefficient mu eff (r) was obtained in a more near the surface (10) to reflect the diffusion equation of Formula may be obtained deeper attenuation coefficient of the region mu eff (r).

図10のように空間的に離散的に得られた減衰係数μ effを用いて、変調光測定領域6a以外の領域を空間的に補間して減衰係数μ effの分布を求める。 Using spatially discretely obtained attenuation coefficient mu eff as shown in FIG. 10, obtains the distribution of the attenuation coefficient mu eff regions other than the modulated light measurement region 6a spatially interpolated. 得られた減衰係数μ eff (r)の空間分布に対して、例えばランベルトベール則や拡散方程式を用いるか、或いはモンテカルロシミュレーションを用いるなどして、プローブ領域6における光強度Φ(r )を求めることができる。 To the spatial distribution of the obtained attenuation coefficient μ eff (r), for example, or using Lambert veil law or diffusion equation, or such as using Monte Carlo simulation to determine the light intensity in the probe region 6 Φ (r p) be able to.

PAT測定において、プローブ領域6から発生した光音響信号に対して、上記によって得られた光強度Φ(r )を(1)式に代入して、光音響信号からプローブ領域6における吸収係数μ (r )を求めることができる。 In PAT measurement, with respect to the photoacoustic signal generated from the probe region 6, by substituting the obtained light intensity Φ a (r p) (1) equation by the absorption coefficient from the photoacoustic signal in the probe region 6 mu it is possible to obtain the a (r p).

このように、本実施形態では、生体の内部の複数の位置についてAOT測定を行い、その変調信号を利用して光照射位置からプローブ領域までの光減衰係数の空間分布を算出する。 Thus, in the present embodiment performs AOT measurement for a plurality of locations within the living body, by using the modulated signal to calculate the spatial distribution of the light attenuation coefficient of the light irradiation position to the probe region. その空間分布を用いてプローブ領域における光強度を算出し、この光強度とPAT測定による音響信号に基づいて、(1)式を利用して吸収係数を求めるものである。 Calculating a light intensity in the probe region by using the spatial distribution, based on the acoustic signal by the light intensity and the PAT measurement, and requests the absorption coefficient by using the equation (1). 本実施形態では、実施例1のようなプローブの配置の制約を受けることなく、AOT測定によって得られる変調信号を利用して、PAT測定におけるプローブ領域の吸収特性を求めることができる。 In the present embodiment, without being restricted by the placement of the probe as in Example 1, by using the modulated signal obtained by the AOT measurement, it is possible to determine the absorption characteristics of the probe region in the PAT measurement.

ここで、実施例2で示したように、被検体7の全領域に対してPATで測定を行い、画像再構成を行った後に、コントラストの高い領域に対してのみ本手法を適用してもよい。 Here, as shown in Example 2, it was measured by PAT all areas of the object 7, after performing the image reconstruction may be applied only this method for high-contrast areas good. このとき、複数測定して得られた変調光測定領域6aの位置rにおける光の減衰係数μ eff (r)から、被検体7内部の全領域をプローブ領域サイズで分割して、各要素に対して減衰係数μ eff (r)を仮定し、非特許文献1で開示されているような逆問題推定を、特許文献1などに記載されているAOTモデルについて実行して、より詳細な減衰係数μ eff (r)の空間分布を得てもよい。 In this case, the attenuation coefficient of light at the position r of the modulated light measurement region 6a obtained by multiple measurements mu eff (r), by dividing the entire region in the subject 7 with the probe area size for each element assuming an extinction coefficient μ eff (r) Te, the disclosed inverse problem estimated as being in non-patent document 1, by executing the AOT model described in Patent Document 1, a more detailed attenuation coefficient mu it may be obtained spatial distribution of eff (r).

或いは、実施例1のように被検体7の全領域でAOT測定及びPAT測定を行い、AOT測定から(11)式を利用して、被検体内部の全領域で測定した全てのプローブ領域6における減衰係数μ effを求める。 Alternatively, performs AOT measurement and PAT measured at every region of the object 7 as in Example 1, by utilizing the AOT measurement (11), in all of the probe regions 6 measured in the entire region inside the subject determine the attenuation coefficient μ eff. ここで得られる減衰係数μ effの空間分布に対して、拡散方程式などを用いて、各プローブ領域6における光強度Φ(r )を算出し、既に各プローブ領域に対してPAT測定で得られている音圧から、光強度Φ(r )を用いて吸収係数に変換して画像化してもよい。 To the spatial distribution of the attenuation coefficient mu eff obtained here, by using a diffusion equation, and calculates the light intensity Φ (r p) in each probe region 6, already been obtained in the PAT measurement for each probe region from the sound pressure and may be imaged by converting the absorption coefficient using the light intensity Φ a (r p).

本実施例においても、被検体7内部が不均質な場合に、減衰係数μ effの空間分布をAOT測定によって求めることで、プローブ領域6の局所的な光強度を算出することができ、PAT信号から高精度に吸収係数を求めることができる。 In this embodiment, when the subject 7 is heterogeneous, the spatial distribution of the attenuation coefficient mu eff By obtaining the AOT measurement, it is possible to calculate the local light intensity of the probe region 6, PAT signal absorption coefficient with high accuracy from can be obtained.

(実施形態4) (Embodiment 4)
本発明の実施形態4における生体情報処理方法について説明する。 Next will be described a biometric information processing method according to the fourth embodiment of the present invention. 本実施形態の装置構成は実施形態1と同様である。 Device configuration of the present embodiment are similar to those of the first embodiment. まずAOT測定或いはPAT測定を行う前に、超音波トランスデューサ5を用いて、パルス超音波を送信し、反射波である超音波エコーを超音波トランスデューサ5で受信する。 Before performing the AOT measurement or PAT measurement First, by using the ultrasonic transducer 5 sends a pulse ultrasound, receives the ultrasound echo is a reflection wave in the ultrasonic transducer 5. 被検体7に対して、パルス超音波の送信方向を変えながら測定することで、被検体7内部の構造情報を取得し、メモリ13に保存する。 To the subject 7, by measuring while changing the transmitting direction of the pulsed ultrasound to obtain structural information inside the subject 7, stored in the memory 13.

演算処理部11において、メモリ13から超音波エコー測定で得られた、被検体7内部の構造データを読み出し、構造的な特徴を利用して、被検体7の内部を領域ごとに分割してメモリ13に保存する。 In the arithmetic processing unit 11, obtained in ultrasound echo measurement from the memory 13, reads the subject 7 internal structure data, by utilizing the structural features, and divide the interior of the object 7 for each region memory to save to 13. 構造的な特徴は、超音波エコー装置により得られたエコー信号が、事前に設定された閾値よりも高いコントラストで信号が得られる領域を特定する。 Structural features, the echo signals obtained by ultrasound echo device, identifies a region which the signal is obtained with higher contrast than preset threshold. このように超音波エコー信号を用いて、組織構造的に特徴のある領域を抽出する。 Thus using an ultrasonic echo signal, and extracts a region of tissue structurally characterized.

次にAOT測定において、上記の分割された構造情報を利用する。 Next, in AOT measurement utilizes divided structure information mentioned above. 例えば図11に示すように、分割された構造情報より、被検体内部の領域A(17a)や領域B(17b)、及びそれ以外の領域に分割される。 For example, as shown in FIG. 11, the dividing structure information, the inside of the subject area A (17a) and region B (17b), and is divided into other regions. それぞれの領域は組織的にも異なるものであるので、吸収係数や散乱係数などの光学特性も異なっている。 Since each region is that different to systematic, but also different optical properties such as absorption coefficient and scattering coefficient. 従って、AOT測定において、例えば実施形態3の手法を用いて、それぞれの領域ごとに減衰係数μ effを求める。 Accordingly, the AOT measurement, for example using the technique of Embodiment 3, determine the attenuation coefficient mu eff for each region.

それぞれの領域内はほぼ光学的に均質であるとして減衰係数μ effを一定とし、この減衰係数の分布を用いて、プローブ領域6での光強度Φ(r )を算出し、PAT測定の音響信号に基づいて同領域の吸収係数μ (r )を求める。 Each region of the attenuation coefficient mu eff is constant as is almost optically homogeneous, with distribution of the attenuation coefficient, computed light intensity at the probe region 6 [Phi the (r p), acoustic PAT measurement absorption coefficient of the region based on the signal mu a Request (r p).

或いは、A P Gibson et al,“Recent advances in diffuse optical imaging”,Phys. Or, A P Gibson et al, "Recent advances in diffuse optical imaging", Phys. Med. Med. Biol. Biol. 50(2005)R1−R43で示されているように、構造情報を利用して逆問題を解くことで複数のAOT測定から、被検体7の減衰係数μ effの内部分布を再構成してもよい。 50 as shown at (2005) R1-R43, a plurality of AOT measurement by solving the inverse problem by utilizing structural information, even reconfigure internal distribution of the attenuation coefficient mu eff of the object 7 good. この場合においても、不均質な減衰係数の分布を利用して、PAT測定におけるプローブ領域の光強度を算出して吸収特性を求めることができる。 Also in this case, by utilizing the distribution of heterogeneous attenuation coefficient, it is possible to determine the absorption characteristics by calculating the light intensity of the probe region in the PAT measurement.

本実施形態においては事前に超音波エコーに基づいて生体の内部を複数の領域に分割し、領域ごとに算出した光減衰係数の空間分布を用いて、局所領域の光強度を算出する。 Advance on the basis of ultrasonic echoes to divide the interior of the living body into a plurality of regions in the present embodiment, by using the spatial distribution of the light attenuation coefficient calculated for each area, and calculates the light intensity of the local region. これにより、構造的な情報を利用して光学的に不均質な領域を効率的に抽出し、選択的にAOTの測定を実施することができるために、測定時間を短縮することができる。 Thus, efficiently extracts optically inhomogeneous regions by utilizing structural information, it is possible to be able to carry out the measurement of the selective AOT, to shorten the measurement time.

以上、本発明の好ましい実施形態を説明したが、本発明はこれらに限定されずその要旨の範囲内で種々の変形及び変更が可能である。 Having described the preferred embodiments of the present invention, the present invention is susceptible to various changes and modifications within the scope of the invention is not limited thereto.

1 光源 5 超音波トランスデューサ 6 超音波集束領域(プローブ領域) 1 light source 5 ultrasonic transducer 6 ultrasonic focus region (probe region)
7 被検体 8 光検出器 9 信号処理装置 10 信号抽出部 11 演算処理部 12 画像生成部 17a、17b 被検体内部の領域 18 光の伝播経路分布 7 subject 8 photodetector 9 the signal processing apparatus 10 signal extraction unit 11 processing unit 12 image generating unit 17a, 17b propagation path distribution of the inside of the subject region 18 light

Claims (20)

  1. 被検体に複数の波長の光のそれぞれを照射するための光源と、 A light source for illuminating each of a plurality of wavelengths of light to the subject,
    前記被検体の局所領域に対して超音波を照射するための超音波送信部と、 An ultrasonic transmission unit for irradiating ultrasonic waves to a local region of the subject,
    前記局所領域において前記超音波によって前記光源からの光が変調を受けた変調光を検出するための光検出部と、 A light detector for light to detect the modulated light being modulated from the light source by the ultrasonic in the local region,
    前記光源からの光を受けて前記局所領域から発生した音響波を検出するための音響波検出部と、 An acoustic wave detector for detecting an acoustic wave generated from the local region receives light from the light source,
    前記光検出部の出力である変調信号から取得した前記局所領域での光強度に基づいて、前記音響波検出部からの出力である音響信号から前記局所領域の分光情報を取得する処理部と、 Based on the light intensity at the local region and is obtained from the modulated signal output of the light detecting unit, and a processing unit for acquiring spectral information of the local area from the acoustic signal which is an output from the acoustic wave detector,
    を有することを特徴とする被検体情報取得装置。 Object information acquisition apparatus characterized by having a.
  2. 前記超音波送信部と前記音響波検出部とは、一つの弾性波トランスデューサで兼ねられてい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。 Wherein the said acoustic wave detector and the ultrasonic transmitting unit, subject information obtaining apparatus according to claim 1, characterized by being also serves one of the elastic wave transducers.
  3. 前記光源から照射された光が前記被検体の中で前記局所領域まで伝播する入射光伝播領域と、前記変調光が前記被検体の中で前記局所領域から前記光検出部まで伝播する検出光伝播領域とが、重複するように入射光ファイバと検出光ファイバとを配置することを特徴とする請求項1又は2に記載の被検体情報取得装置。 Detection light propagating light irradiated from the light source to propagate the the incident light propagation region for propagating to the local region in the subject, from the local area said modulated light in the subject to said light detector region and the object information acquiring apparatus according to claim 1 or 2, characterized in that placing the incident optical fiber as duplicate detection optical fiber.
  4. 前記入射光伝播領域と前記検出光伝播領域とが同一とみなせるように、前記入射光ファイバと前記検出光ファイバとを配置し、 Wherein as the incident light propagation region and said detection light propagation region can be regarded as identical, arranged with the detection optical fiber and the incident optical fiber,
    前記演算部は、入射光伝播領域と検出光伝播領域が同一であることから得られる関係式を用いて、前記局所領域での光強度を算出す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。 The arithmetic unit uses the relational expression results from the detection light propagation region and the incident light propagation region is the same, the according to claim 3, characterized in that to calculate the light intensity at the local region subject information obtaining device.
  5. 前記処理部は、前記局所領域に対して得られた前記分光情報を、前記局所領域の位置座標と対応づけることによって、前記被検体の内部の分光情報に関する三次元断層像を取得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。 The processing unit, the spectral information obtained for the local region, by associating the position coordinates of the local region, characterized by obtaining a three-dimensional tomographic image regarding the spectral information of the inside of the subject the object information acquiring apparatus according to claim 1, any one of 4 to.
  6. 前記光源は、前記超音波によって変調を受ける光を照射するための第1の光源と、前記音響波を発生させる光を照射するための前記第1の光源とは異なる第2の光源とを備え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。 Wherein the light source comprises the a first light source for irradiating a light receiving modulated by the ultrasound, and a second light source different from the first light source for applying light to generate the acoustic wave the object information acquiring apparatus according to any one of claims 1 to 5, characterized in that.
  7. 前記分光情報は、前記被検体の成分比率または代謝情報であることを特徴とする請求項1から6のいずれか1項に記載の被検体情報取得装置。 The spectral information, said object information acquiring apparatus according to any one of claims 1, characterized in that the component ratio or metabolic information of the subject 6.
  8. 前記分光情報は、酸素飽和指数であることを特徴とする請求項1から7のいずれか1項に記載の被検体情報取得装置。 The spectral information, subject information obtaining apparatus according to any one of claims 1 to 7, characterized in that the oxygenation index.
  9. 前記光源は、第1の波長を有する第1の光と、前記第1の波長とは異なる第2の波長を有する第2の光とを前記被検体に照射し、 The light source irradiates a first light having a first wavelength and a second light having a second wavelength different from said first wavelength to said subject,
    前記処理部は、前記光検出部の出力である変調信号から取得した前記局所領域での前記第1の光の光強度と、前記音響波検出部からの出力である前記第1の光に対応する音響信号とに基づいて、前記局所領域の前記第1の光に対応する吸収係数を取得し、 Wherein the processing unit corresponding to the light intensity of the first light, the is the output from the acoustic wave detector of the first light in the local region obtained from the modulated signal output from the photo detecting portion based on the acoustic signal which, obtains an absorption coefficient corresponding to the first light of the local region,
    前記光検出部の出力である変調信号から取得した前記局所領域での前記第2の光の光強度と、前記音響波検出部からの出力である前記第2の光に対応する音響信号とに基づいて、前記局所領域の前記第2の光に対応する吸収係数を取得し、 The light intensity of the second light in the local region obtained from the modulated signal output from the photo detecting portion, the acoustic signal corresponding to the second light which is output from the acoustic wave detector based on, obtains the absorption coefficient corresponding to the second light of the local region,
    前記第1の光に対応する吸収係数と、前記第2の光に対応する吸収係数とに基づいて、前記分光情報を取得す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。 The absorption coefficient corresponding to the first light, on the basis of the absorption coefficient corresponding to the second light, according to any one of claims 1 to 8, characterized in that to obtain the spectral information the object information acquiring apparatus.
  10. 前記音響波送信部は、前記被検体にパルス超音波を照射し、 Said acoustic wave transmitting section, a pulsed ultrasound is irradiated to the subject,
    前記音響波検出部は、前記被検体内で発生した前記パルス超音波のエコーを検出して、エコー信号を出力し、 前記処理部は、前記エコー信号から得られた前記被検体の構造情報に基づいて、前記局所領域の分光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。 The acoustic wave detector, the detecting the pulsed ultrasound echoes generated within the object, and outputs an echo signal, wherein the processing unit on the structural information of the subject obtained from the echo signal based on object information acquiring apparatus according to any one of claims 1 to 9, characterized in that to obtain the spectral information of the local region.
  11. 被検体の局所領域に対して複数の波長の光のそれぞれを照射すると共に超音波を照射したときに、該局所領域において前記超音波によって変調を受けた変調光を検出する工程と、 When irradiated with ultrasonic waves and irradiates each of the plurality of wavelengths of light to the local region of the subject, and detecting the modulated light being modulated by the ultrasound in said local area,
    被検体に光を照射したときに前記局所領域から発生した音響波を検出する工程と、 A step of detecting an acoustic wave generated from the local region upon irradiation of light to the subject,
    前記変調光から得た変調信号から取得した前記局所領域での光強度に基づいて、前記音響波から得た音響信号から前記局所領域の分光情報を取得する工程と、 Based on the light intensity at the local region obtained from the modulated signal obtained from the modulated light, a step of acquiring the spectral information of the local area from the sound signal obtained from the acoustic wave,
    を有することを特徴とする被検体情報取得方法。 Object information acquisition method characterized by having a.
  12. 照射された光が前記被検体の中で前記局所領域まで伝播する入射光伝播領域と、前記被検体の中で前記局所領域から伝播する前記変調光を検出するときの検出光伝播領域とが、重複するように光の入射及び検出を行うことを特徴とする請求項11に記載の被検体情報取得方法。 And the incident light propagation region irradiated light is propagated to the local region in the subject, and the detection light propagation region when detecting the modulated light propagating from the local region in the subject, subject information obtaining method according to claim 11, characterized in that the incident and detection of light to duplicate.
  13. 前記入射光伝播領域と前記検出光伝播領域とが同一とみなせるように、前記光の入射及び検出を行い、 Wherein as the incident light propagation region and said detection light propagation region can be regarded as identical, it performs incident and detection of the light,
    前記入射光伝播領域と前記検出光伝播領域が同一であることから得られる関係式を用いて、前記局所領域での光強度を取得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。 Using the relational formula obtained from said detected light propagation region and the incident light propagation region is the same, the object information acquisition according to claim 12, characterized in that to obtain the light intensity at the local region Method.
  14. 前記音響波を検出する工程において、前記被検体の内部の任意の前記局所領域において前記音響波を検出し、 In the step of detecting the acoustic waves, wherein detecting the acoustic waves at any of the local region of the interior of the subject,
    前記被検体の内部において前記音響信号が所定の閾値よりも高いコントラストで得られる領域を特定する工程を有し、 Wherein the acoustic signal in the interior of the subject has a step of specifying a region obtained at higher contrast than the predetermined threshold value,
    特定された前記領域に対して前記局所領域を設定し、前記変調光を検出することを特徴とする請求項11に記載の被検体情報取得方法。 Set the local region relative identified the region, object information acquiring method according to claim 11, characterized by detecting the modulated light.
  15. 前記変調光を検出する工程において、前記被検体の内部の複数の位置から変調光を検出して、前記被検体の内部の光減衰係数の空間分布を取得する工程、 In the step of detecting the modulated light, processes the detected modulated light from a plurality of locations within the subject, to obtain a spatial distribution of internal optical attenuation coefficient of the subject,
    前記空間分布を用いて前記局所領域での光強度を取得する工程、を有する請求項11に記載の被検体情報取得方法。 Subject information obtaining method according to claim 11 having the step, to obtain the light intensity at the local region using the spatial distribution.
  16. 前記被検体に超音波を照射して得た超音波エコーに基づいて前記被検体の内部を複数の領域に分割する工程をさらに有し、 Further comprising a step of dividing the inside of the subject into a plurality of regions based on the ultrasonic echo obtained by irradiating ultrasonic waves to the subject,
    前記領域ごとに算出した前記光減衰係数の空間分布を用いて、前記局所領域での光強度を取得することを特徴とする請求項15に記載の被検体情報取得方法。 Using the spatial distribution of the light attenuation coefficient calculated for each of the region, object information acquiring method according to claim 15, characterized in that to obtain the light intensity at the local region.
  17. 前記局所領域に対して得られた前記分光情報を、前記局所領域の位置座標と対応づけることによって、前記被検体の内部の分光情報に関する三次元断層像を取得することを特徴とする請求項11から16のいずれか1項に記載の被検体情報取得方法。 It said spectral information obtained for the local region, by associating the position coordinates of the local region, claim 11, characterized in that for obtaining a three-dimensional tomographic image regarding the spectral information of the inside of the subject subject information obtaining method as claimed in 16 any one of.
  18. 前記分光情報は、前記被検体の成分比率または代謝情報であることを特徴とする請求項11から17のいずれか1項に記載の被検体情報取得方法。 The spectral information, subject information obtaining method according to any one of claims 11 to 17, wherein the a component ratio or metabolic information of a subject.
  19. 前記分光情報は、酸素飽和指数であることを特徴とする請求項11から18のいずれか1項に記載の被検体情報取得方法。 The spectral information, subject information obtaining method according to any one of claims 11 18, characterized in that the oxygenation index.
  20. 前記被検体にパルス超音波を照射する工程と、 Irradiating pulsed ultrasonic waves to the subject,
    前記被検体内で発生した前記パルス超音波のエコーを検出して、エコー信号を出力する工程と、 Wherein detecting the pulsed ultrasound echoes generated within the object, and outputting an echo signal,
    前記エコー信号から得た前記被検体の構造情報に基づいて、前記局所領域の分光情報を取得することを特徴とする請求項11から19のいずれか1項に記載の被検体情報取得方法。 Wherein said obtained from the echo signals based on the structural information of the subject, object information acquisition method according to any one of claims 11 to 19, characterized in that to obtain the spectral information of the local region.
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