JP2014094225A - 被検体情報取得装置およびその制御方法 - Google Patents

Abstract

【課題】光音響トモグラフィーにおいて、被検体内部での機能特性取得の正確さを向上させる。
【解決手段】被検体に光を照射する照射部と、照射光に対する光学特性が既知の光吸収部材を含み、被検体を保持する保持部材と、光照射により被検体内組織および光吸収部材から発生する音響波を検出する検出器と、検出された音響波を用いて被検体内組織および光吸収部材の光学特性を算出し、算出された光吸収部材の光学特性と、既知の光学特性とを用いて被検体内組織の光学特性を補正する演算部とを有する被検体情報取得装置を用いる。
【選択図】図１

Description

本発明は、被検体情報取得装置およびその制御方法に関する。

生体組織等の被検体内部の機能特性を計測する被検体情報取得装置として、血液中に含まれるヘモグロビンなどの光吸収特性から、新生血管の形成判定やヘモグロビンの酸素飽和度算出等を行うことにより診断に利用するものが知られている。このような装置では、一般に生体組織に対する光の透過特性が良い、近赤外光（波長６００−１５００ｎｍ程度）を用いている。

このような被検体情報取得装置において、近赤外光を用いた、Ｐｈｏｔｏａｃｏｕｓｔｉｃ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ（ＰＡＴ：光音響トモグラフィー）という技術が知られている（非特許文献１）。ＰＡＴとは、光源から発生した短パルス光を生体に照射し、生体内を伝播・拡散した光が血液などの生体組織で吸収されたときに発生する音響波を検出することにより、光の吸収に関わる情報を取得する技術である。ＰＡＴを利用した被検体情報取得装置は、検出した音響波を解析処理することにより、被検体である生体内部の機能特性に関連した情報、特に、被検体内の光エネルギー吸収密度分布を可視化できる。

非特許文献１によれば、ＰＡＴでは、ある被検体中の光吸収体から発生する光音響波の初期音圧（Ｐ_０）を、次式（１）で表すことができる。
Ｐ_０＝Γ・μ_ａ・Φ …（１）

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）の二乗の積を定圧比熱（Ｃ_Ｐ）で割ったものである。Γは組織が決まれば、ほぼ一定の値を取ることが知られている。乳房組織におけるΓは０．６５〜０．８５である。μ_ａは吸収体の吸収係数、Φは局所的な領域での光量である。

被検体中を伝搬した音響波の音圧Ｐの時間変化は、音響波を検出器で測定した後、その測定結果から初期音圧分布を再構成して算出する。そして、算出した初期音圧分布をΓで除することにより、μ_ａとΦの積に関する分布を得ることができる。このμ_ａとΦの積は、光エネルギー吸収密度分布と呼ばれる。

被検体が生体である場合、近赤外光を良く吸収する組織は血液である。そのため、近赤外光を用いたＰＡＴで生体の測定を行うと、血液の分布に関する情報が得られる。さらに、複数の波長の光を照射し、それぞれの吸収係数を算出することにより、血液の酸素飽和度に関する情報が得られる。

式（１）に示したように、一般的なＰＡＴは、音響波の検出器で測定される音圧の時間変化を解析することにより、初期音圧Ｐ_０の分布を得るものである。初期音圧Ｐ_０の分布から光吸収係数の分布を得るためには、さらに被検体内の光量分布を求める必要がある。

被検体である生体表面に対して、生体の厚さに対して十分大きな領域に一様な照射光量Φ_０が照射された時、生体内を光が平面波として伝播すると仮定すると、光量分布（Φ）は次式（２）で表すことができる。
Φ＝Φ_０・ｅｘｐ（−μ_ｅｆｆ・ｄ_１） …（２）

ここで、μ_ｅｆｆは生体の平均的な有効減衰係数、Φ_０は光源から生体内に入射した光
量である。また、ｄ_１は光源からの光が照射された生体上の領域（光照射領域）から生体内における光吸収体までの距離である。

式（２）に示したように、生体内部では指数関数的に光は減衰する。この光量分布および式（１）を用いることにより、光エネルギー吸収密度分布から光吸収係数分布を算出することができる。

また、生体組織では癌などの腫瘍が成長する際において新生血管の形成や酸素消費量の増大が知られている。このような新生血管の形成や酸素消費量の増大を評価する方法としてオキシヘモグロビン（ＨｂＯ_２）とデオキシヘモグロビン（Ｈｂ）の光吸収係数を利用することができる。

例えば、被検体情報取得装置は、複数波長におけるＨｂＯ_２とＨｂの吸収スペクトルから、血液中のＨｂＯ_２とＨｂに関する濃度を測定する。そして、生体組織内におけるＨｂＯ_２およびＨｂの濃度分布画像を作成することにより、新生血管が形成されている領域を判別することができる。また、ＨｂＯ_２とＨｂの濃度から酸素飽和度を算出することにより、酸素消費量が増大している領域、即ち腫瘍が存在していると考えられる領域を判別することができる。例えば、静脈における酸素飽和度は９０％程度であるが、腫瘍領域における酸素飽和度は６０％程度となることが知られている。

しかしながら、非特許文献１に記載されている被検体情報取得装置の場合、被検体である生体の形状が決まっていないこと、および被検体の位置によって光の照射条件が変わってしまうため、式（２）を用いて被検体内部の光量分布を算出することができない。

そこで、特許文献１においては、照射光に対する機能特性が予め分かっている光吸収部材を被検体の保持板に配置し、光吸収部材から発生する弾性波の強度に基づいて、被検体内部の光減衰係数を算出する生体情報処理方法が提示されている。

特開２０１１-０９２６３１号公報

Ｍ．Ｘｕ，Ｌ．Ｖ．Ｗａｎｇ，"Ｐｈｏｔｏａｃｏｕｓｔｉｃ ｉｍａｇｉｎｇ ｉｎ ｂｉｏｍｅｄｉｃｉｎｅ"，Ｒｅｖｉｅｗ ｏｆ ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ， ７７，０４１１０１（２００６）

しかしながら、特許文献１に記載されている生体情報処理方法の場合、保持板に配置した光吸収部材から光量分布の補正を行う。このため、乳房の辺縁領域など被検体と保持板との非接触領域が大きい場合においては、被検体内部における光量分布誤差が大きくなる。その結果、被検体内部における特定領域の吸収係数や酸素飽和度等の機能特性算出に関しても誤差が大きくなる問題が生じる。

本発明は上記課題に鑑みてなされたものであって、その目的は、光音響トモグラフィーにおいて、被検体内部での機能特性取得の正確さを向上させることにある。

本発明は、以下の構成を採用する。すなわち、被検体に光を照射する照射部と、照射光
に対する光学特性が既知の光吸収部材を含み、前記被検体を保持する保持部材と、光照射により被検体内組織および前記光吸収部材から発生する音響波を検出する検出器と、検出された前記音響波を用いて前記被検体内組織および前記光吸収部材の光学特性を算出し、算出された前記光吸収部材の光学特性と、前記既知の光学特性とを用いて前記被検体内組織の光学特性を補正する演算部と、を有することを特徴とする被検体情報取得装置である。

本発明はまた、以下の構成を採用する。すなわち、照射部と、照射光に対する光学特性が既知の光吸収部材を含む保持部材と、音響波を検出する検出器と、演算部と、を有する被検体情報取得装置の制御方法であって、前記保持部材が、被検体を保持するステップと、前記照射部が、前記被検体に光を照射するステップと、前記検出器が、光照射により被検体内組織および前記光吸収部材から発生する音響波を検出する検出ステップと、前記演算部が、検出された前記音響波を用いて前記被検体内組織および前記光吸収部材の光学特性を算出するステップと、前記演算部が、算出された前記光吸収部材の光学特性と、前記既知の光学特性とを用いて前記被検体内組織の光学特性を補正するステップと、を有することを特徴とする被検体情報取得装置の制御方法である。

本発明によれば、光音響トモグラフィーにおいて、被検体内部での機能特性取得の正確さを向上させることができる。

実施例１の装置構成を示す概略図。 実施例１の光吸収部材が円柱状である保持部材の概略図。 実施例１の吸収係数の測定と補正処理を示すフロー図。 実施例１の吸収係数誤差比の線形補間を示す図。 実施例２の酸素飽和度の測定と補正処理を示すフロー図。 実施例２の酸素飽和度誤差比の線形補間を示す図。 実施例３の酸素飽和度誤差比を３次多項式補間する装置の構成概略図。 実施例３の酸素飽和度誤差比の３次多項式補間を示す図。 実施例４の酸素飽和度誤差比を３次元に線形補間する装置の構成概略図。 実施例４の酸素飽和度誤差比の線形補間を示す図。 実施例４の酸素飽和度誤差比の線形補間を示す別の図。 実施例４の被検体辺縁部と保持部材の接触面付近の光吸収部材の概略図。 実施例４の酸素飽和度誤差比の線形補間を示す図。 実施例５の光吸収部材が円柱状である保持部材の概略図。

以下に図面を参照しつつ、本発明の好適な実施の形態について説明する。ただし、以下に記載されている構成部品の寸法、材質、形状およびそれらの相対配置などは、発明が適用される装置の構成や各種条件により適宜変更されるべきものであり、この発明の範囲を以下の記載に限定する趣旨のものではない。

本発明において、音響波とは、音波、超音波、光音響波、光超音波と呼ばれる弾性波を含み、受信器は、被検体内を伝播した音響波を受信する。本発明の被検体情報取得装置は、被検体に光（電磁波）を照射し、光音響効果により被検体内組織で発生した音響波を受信する。そして、音響波を解析して、被検体内組織の特性情報を取得する。

被検体内組織の特性情報とは、光照射によって生じた音響波の初期音圧、あるいは、初期音圧から導かれる光エネルギー吸収密度、吸収係数、組織を構成する物質の濃度等を反
映した情報などである。物質の濃度とは、例えば、酸素飽和度やオキシ・デオキシヘモグロビン濃度などである。また、特性情報としては、数値データとしてではなく、被検体内の各位置の分布情報として取得しても良い。つまり、吸収係数分布や酸素飽和度分布等の分布情報を画像データとして取得しても良い。これらの特性情報は、被検体内の光学特性を反映している。光学特性は生体組織の機能特性により定まるので、本発明により被検体内の機能特性分布を取得できる。

＜実施例１＞
図１は、本発明の実施例１に係る被検体情報取得装置の構成を示したものである。本実施例では、被検体を人間の乳房とし、乳房内部の光吸収係数分布を可視化する。

（装置構成）
図１において、符号１は光源、符号２は光学系、符号３は第一保持板、符号４は第二保持板、符号５は保持部材、符号６は光吸収部材、符号７は検出器、符号８は演算部、符号９は表示部、符号Ｅは被検体、符号Ｔは被検体内部に存在する腫瘍部位を示す。被検体Ｅは、保持部材５を介して、第一保持板３と第二保持板４の間に所定の距離において保持される。

以下、各構成要素の詳細を説明する。
光源１は、ナノ秒オーダーの、特定波長のパルス光を照射する。照射光としては、生体組織を構成する水、脂肪、ヘモグロビンなどの吸収スペクトルに対応する波長の光を選択する。一例としては、血液中のオキシヘモグロビンおよびデオキシヘモグロビンの吸収スペクトルに特徴がある、波長６００−１１００ｎｍの範囲の光が適当である。複数の波長の光を照射するためには、光源１として、異なる波長の光を発生する半導体レーザーや、波長可変レーザーを用いることが好ましい。本実施例における光源１はチタンサファイア（Ｔｉ−Ｓ）レーザーを用いた。

光学系２は、光源１から射出された光（Ｌ）を被検体Ｅに導くために設けられる。光学系２は、光ファイバーやレンズから構成される。光源１から射出された光は光学系２により、第一保持板３と被検体Ｅに対する接触面の全領域が照射されるように拡大され、第一保持板３を介して被検体Ｅの表面に導かれる。本実施例における光学系２はレンズを用いた。光源１と光学系２を合わせて、本発明の照射部と捉えることができる。

第一保持板３および第二保持板４は、光源１が発する光に対する高透過性と、音響波に対する低減衰性を有することが望ましい。材料としては例えば、ガラス、ポリメチルペンテン、ポリカーボネート、アクリル等が挙げられる。本実施例における第一保持板３および第二保持板４の材料はポリメチルペンテンを用いた。図１においては、光を照射される側の第一保持板３が光に対する高透過性を、音響波を受信する側の第二保持板４が音響波に対する低減衰性を有することが好ましい。

保持部材５は被検体に密着し、かつ、機能特性（特に、光吸収特性や光散乱特性などの光学特性）と音響特性が人体に近い材料から成ることが望ましい。かかる材料の例としては、ポリウレタンゲル、ポリスチレンゲルなどのゲル材料が挙げられる。また、光散乱特性を人体に近づけるための調整に用いる材料として、酸化チタンが挙げられる。光吸収特性の調整に用いる材料としては黒色顔料等の有色顔料が挙げられる。

本実施例における保持部材５では、光散乱特性調整剤として酸化アルミニウムによる皮膜を施した酸化チタンを、光吸収特性調整剤としてポリオール結合黒色顔料分散液を用いた。そして、光散乱特性調整剤をポリオールに対して０．２４重量パーセント、光吸収特性調整剤をポリオールに対して０．０００２重量パーセント分散し、ＨＤＩをポリオール
に対して３．０重量パーセント添加することにより調製した。ポリオールはエチレンオキサイドとプロピレンオキサイドのモル比率が５０：５０の共重合体（数平均分子量７０００）を用いた。

本実施例における媒質の光音響特性は、音速１３８６．６ｍ／ｓ、音響減衰は０．３４ｄＢ／ｃｍ／ＭＨｚであった。また、波長７５６ｎｍにおける等価散乱係数μｓ’＝０．７０ｍｍ^−１、吸収係数μａ＝０．００３９ｍｍ^−１、波長７９７ｎｍにおける等価散乱係数μｓ’＝０．６６ｍｍ^−１、吸収係数μａ＝０．００２８ｍｍ^−１であった。また、グルナイゼン係数Γは０．７８であった。

光吸収部材６には、血管や腫瘍の光音響特性に模倣した材料を用いる。材料の例としては、保持部材５と同様にポリウレタンゲル、ポリスチレンゲルなどのゲル材料が挙げられる。また、形状に関しては被検体の測定に対して弊害が起きない様、直径１〜３ｍｍ程度の球状、或いは円柱状であることが望ましい。

本実施例における光吸収部材６の機能特性は、所定の酸素飽和度を示すオキシヘモグロビンとデオキシヘモグロビンの吸収係数を基に決定される。本実施例では、保持部材と同じく、光散乱特性調整剤として酸化アルミニウムによる皮膜を施した酸化チタンを、光吸収特性調整剤としてポリオール結合黒色顔料分散液用いた。そして、光散乱特性調整剤をポリオールに対して０．２０重量パーセント、光吸収特性調整剤をポリオールに対して０．００２０重量パーセント分散し、ＨＤＩをポリオールに対して３．４重量パーセント添加することにより調製した。ポリオールはエチレンオキサイドとプロピレンオキサイドのモル比率が５０：５０の共重合体（数平均分子量７０００）を用いた。

本実施例における媒質の光音響特性は、音速１４２７．６ｍ／ｓ、音響減衰は０．７５ｄＢ／ｃｍ／ＭＨｚであった。また、波長７５６ｎｍにおける等価散乱係数μｓ’＝１．１０ｍｍ^−１、吸収係数μａ＝０．０２９９ｍｍ^−１、波長７９７ｎｍにおける等価散乱係数μｓ’＝１．０３ｍｍ^−１、吸収係数μａ＝０．０２８７ｍｍ^−１であった。また、グルナイゼン係数Γは０．９１であった。

以上のような光吸収部材６を被検体が無い状態で、波長７５６ｎｍと波長７９７ｎｍの照射光により本生体情報装置および生体情報処理方法で計測した場合には、酸素飽和度は７８．９％となる。即ち、光吸収部材６は酸素飽和度７８．９％の血液組織を模擬したものとなる。

検出器７は、光音響効果により被検体Ｅおよび光吸収部材６から発生した弾性波を検出する。検出器７は、受信した弾性波による圧力変化を電気信号に変換する圧電効果を利用する圧電素子で構成される。圧電素子としては、圧電セラミック材料や高分子圧電膜材料が挙げられる。本実施例における検出器７の圧電素子はチタン酸ジルコン酸鉛（ＰＺＴ）を用いた。得られた電気信号は、必要に応じて増幅やＡＤ変換などの処理を施される。

演算部８は、ＣＰＵ等により演算を行う情報処理装置であり、装置内の制御を行う。演算部８は、検出器７による検出値などに対して様々な演算を行う。さらに必要に応じて、演算結果を利用して画像再構成を行う。例えば電気信号の強度に基づく初期音圧の算出や、光強度を用いた吸収係数の算出などがある。

表示部９は、演算部８の演算結果や再構成された画像を制御に従って表示可能なディスプレイであり、本実施例においては液晶ディスプレイを用いた。

（吸収係数の測定と補正）
以下に本実施例における吸収係数の補正方法を示す。図１において、保持部材５は第一保持板３および第二保持板４それぞれの表面に固定される。第一保持板３および第二保持板４は、被検体を挟んで保持するように平行に移動可能である。

図２に、保持部材内における光吸収部材６の配置図を示す。本実施例では、保持部材５の大きさは２４０×２４０×３０ｍｍであり、光吸収部材６は直径１ｍｍの球状の部材である。光吸収部材６は保持部材５内において、被検体との接触面から深さ５ｍｍ、１５ｍｍ、２５ｍｍの位置に格子状に配置されている。第一保持板３および第二保持板４と被検体との保持力を５０Ｎに設定した場合、保持部材５は約５ｍｍまで圧縮される。

図３に、本実施例における吸収係数の測定と補正に関するフロー図を示す。
まず、装置がＯＮにされた後（ステップＳ３０１）、二枚の保持板に保持部材が装着される（ステップＳ３０２）。続いて被検部である乳房が二枚の保持板の間に設置され、適切な距離に保たれる（ステップＳ３０３）。

光源から光が照射され、光音響測定が行われる（ステップＳ３０４）。本実施例では、照射光の波長は７５６ｎｍである。そして演算部にて、光音響波から検出器により変換された電気信号に基づく画像再構成が行われる。このとき、任意の光吸収部材６が選択され、吸収係数が算出される（ステップＳ３０５）。ここでは、図１に示したように、被検体辺縁部と保持部材との接触面付近に存在する光吸収部材６ａと６ｂを選択する。その際、選択された光吸収部材を結んだ直線上に腫瘍Ｔが存在するようにする。

そして、既知の値と算出された値から、光吸収部材の吸収係数誤差分布が算出される。（ステップＳ３０６）なお、本実施例においては、各光吸収部材の吸収係数の実測値は、光照射領域に対して保持板と被検体との間の領域が大きいほど、誤差が大きくなる。例えば、図１に示したような被検体の保持状態における各光吸収部材の吸収係数の実測値は、真値の０．０２９９ｍｍ^−１に対して、光吸収部材６ａでは０．０４０２ｍｍ^−１、光吸収部材６ｂでは０．０３１５ｍｍ^−１となった。

このような場合、直線上の任意の位置における吸収係数の測定誤差は、複数の光吸収部材の吸収係数誤差比を補間することによって補正できる（ステップＳ３０７）。
例えば、光吸収部材６ａの吸収係数誤差比は０．０４０２／０．０２９９＝１．３４４、光吸収部材６ｂの吸収係数誤差比は０．０３１５／０．０２９９＝１．０５と算出することができる。これらの値を用いて、光吸収部材６ａ，６ｂを結んだ直線上における吸収係数誤差比が算出可能となる。

図４に、図１の配置における、光吸収部材６ａ，腫瘍部位Ｔ，光吸収部材６ｂの位置ｘ（６ａ），ｘ（Ｔ），ｘ（６ｂ）での吸収係数誤差比を示す。本図の横軸は６ａ−６ｂ方向の距離座標（ｘ）であり、縦軸は吸収係数誤差比（ＥＲ＿μａ）である。

図４の直線（破線）は、光吸収部材６ａ、６ｂの吸収係数誤差比を線形補間したもので、この直線上の位置ｘ（Ｔ）での値が腫瘍部位Ｔの吸収係数誤差比となる。このとき、線形補間関数は、ＥＲ＿μａ（ｘ）＝−０．０４９ｘ＋１．４９となる。本実施例において、光吸収部材６ａの位置ｘ（６ａ）＝３．０、腫瘍部位Ｔの位置ｘ（Ｔ）＝５．０、光吸収部材６ｂの位置ｘ（６ｂ）＝９．０とすると、腫瘍部位Ｔでの吸収係数誤差比は、１．２５と求められる。したがって、例えば腫瘍部位Ｔにおける吸収係数の実測値が０．０３５ｍｍ^−１となった場合、吸収係数は０．０３５／１．２５＝０．０２８と補正される。

以上のように本実施例によれば、光学特性が既知の光吸収部材を用いて補間関数を作成し、腫瘍部位Ｔでの吸収係数を補正できるので、光音響トモグラフィーにおける被検体内
部での機能特性取得の正確さが向上する。

＜実施例２＞
本実施例は、被検体内部の酸素飽和度誤差比を線形補間することを特徴とする。
本実施例において、被検体情報取得装置を用いて波長７５６ｎｍと波長７９７ｎｍにおけるオキシヘモグロビンとデオキシヘモグロビンの吸収係数に基づき光吸収部材６の酸素飽和度を算出した場合、７８．７％となる。

本実施例における被検体情報取得装置は、実施例１と同様に図１で示される構成である。保持部材内における光吸収部材６の配置も、実施例１と同様に図２で示される構成である。保持部材５の大きさや、光吸収部材６の形状、大きさおよび保持部材内での配置も、実施例１と同様である。

本実施例では、波長７５６ｎｍと波長７９７ｎｍの２波長で測定を行ったのち、任意の光吸収部材６を選択し、酸素飽和度を算出する。選択される光吸収部材が図１に示した符号６ａおよび６ｂであり、それらを結ぶ直線上に腫瘍Ｔが存在することも、実施例１と同じである。

図５に、本実施例における酸素飽和度の測定と補正に関するフロー図を示す。ステップＳ５０１〜Ｓ５０３については、図３のステップＳ３０１〜Ｓ３０３と同じ処理を行う。
まず照射光の波長が７５６ｎｍに設定され（ステップＳ５０４）、光音響測定が行われる（ステップＳ５０５）。次いで波長が７９７ｎｍに変更され（ステップＳ５０６）、光音響測定が行われる（ステップＳ５０７）。Ｓ５０５，Ｓ５０７で取得された電気信号は不図示のメモリなどに格納される。

そして演算部は、格納された電気信号を用いて、各波長での吸収部材の吸収係数を算出する（ステップＳ５０８，Ｓ５０９）。演算処理は光照射ごとに他の測定と並行して行なっても良いし、全測定終了後まとめて行なっても良い。演算結果を用いてオキシヘモグロビンごデオキシヘモグロビンの比を求め、酸素飽和度を算出する（ステップＳ５１０）。

そして、既知の酸素飽和度と算出された酸素飽和度から、光吸収部材の酸素飽和度誤差分布が算出される（ステップＳ５１１）。なお、本実施例においては、各光吸収部材の酸素飽和度の実測値は、光照射領域に対して保持板と被検体との間の領域が大きいほど、誤差が大きくなる。例えば、図１に示したような被検体の保持状態における各光吸収部材の酸素飽和度の実測値は、計算値の７８．７％に対して、光吸収部材６ａでは１０５．５％、光吸収部材６ｂでは７９．５％となった。

このような場合、任意の位置における酸素飽和度の測定誤差は、複数の光吸収部材の酸素飽和度誤差比の間を補間することによって補正することができる（ステップＳ５１２）。
例えば、光吸収部材６ａの酸素飽和度誤差比は７９．５／７８．７＝１．０１、光吸収部材６ｂの酸素飽和度誤差比は１０５．５／７８．７＝１．３４と算出することができる。これらの値を用いて、光吸収部材６ａ，６ｂを結んだ直線上における酸素飽和度誤差比が算出可能となる。

図６に、図１の配置における、光吸収部材６ａ，腫瘍部位Ｔ，光吸収部材６ｂの位置ｘ（６ａ），ｘ（Ｔ），ｘ（６ｂ）での酸素飽和度誤差比を示す。本図の横軸は６ａ−６ｂ方向の距離座標（ｘ）、縦軸は酸素飽和度誤差比（ＥＲ＿ＳｔＯ）である。

図６の直線（破線）は光吸収部材６ａ、６ｂの酸素飽和度誤差比を線形補間したもので
、この直線上の位置ｘ（Ｔ）での値が腫瘍部位Ｔの酸素飽和度誤差比となる。このとき、線形補間関数は、ＥＲ＿ＳｔＯ（ｘ）＝０．０５５ｘ＋０．８４５となる。本実施例において、光吸収部材６ａの位置ｘ（６ａ）＝３．０、腫瘍部位Ｔの位置ｘ（Ｔ）＝５．０、光吸収部材６ｂの位置ｘ（６ｂ）＝９．０とすると、腫瘍部位Ｔでの酸素飽和度誤差比は、１．１２と求められる。したがって、例えば腫瘍部位Ｔにおける酸素飽和度の実測値が７０．５％となった場合、酸素飽和度は７０．５／１．１２＝６２．９％と補正される。

以上のように本実施例によれば、光学特性が既知の光吸収部材を用いて補間関数を作成し、腫瘍部位Ｔでの酸素飽和度を補正できるので、光音響トモグラフィーにおける被検体内部での機能特性取得の正確さが向上する。

＜実施例３＞
本実施例は、被検体内部の酸素飽和度誤差比を３次多項式補間することを特徴とする。
図７は、本実施例に係る被検体情報取得装置の構成を示す概略図である。装置構成は、ほぼ図１で示した実施例１と同じであるが、保持部材５に埋め込まれた光吸収部材６を明示してある。

本実施例においては図７に示したように、被検体辺縁部と保持部材との接触面付近に存在する光吸収部材６ａと６ｂに加え、保持部材の深い位置にある６ａ’と６ｂ’も選択する。選択の際には、これらを結んだ直線上に腫瘍Ｔが存在するようにする。

なお、本実施例においては、各光吸収部材の酸素飽和度の実測値は、光照射領域に対して保持板と被検体との間の領域が大きいほど、誤差が大きくなる。例えば、図７のような保持状態における各光吸収部材の酸素飽和度の実測値は、計算値の７８．７％に対して、光吸収部材６ａで１０５．５％、光吸収部材６ａ’で７８．０％、光吸収部材６ｂで１０５．５％、光吸収部材６ｂ’で１０７．０％となった。

このような場合、任意の位置における酸素飽和度の測定誤差は、複数の光吸収部材の酸素飽和度誤差比の間を補間することによって補正することができる。
例えば、光吸収部材６ａの酸素飽和度誤差比は７９．５／７８．７＝１．０１、光吸収部材６ａ’の酸素飽和度誤差比は７８／７８．７＝０．９９と算出することができる。また、光吸収部材６ｂの酸素飽和度誤差比は１０５．５／７８．７＝１．３４、光吸収部材６ｂ’の酸素飽和度誤差比は１０７／７８．７＝１．３６と算出することができる。これらの値を用いて、光吸収部材６ａ’，６ａ，６ｂ，６ｂ’を結んだ直線上における酸素飽和度誤差比が算出可能となる。

図８に、図７の配置における、光吸収部材６ａ’および６ａ、腫瘍部位Ｔ、光吸収部材６ｂおよび６ｂ’の位置ｘ（６ａ’），ｘ（６ａ），ｘ（Ｔ），ｘ（６ｂ），ｘ（６ｂ’）での酸素飽和度誤差比を示す。本図の横軸は６ａ’−６ｂ’方向の距離座標（ｘ）、縦軸は酸素飽和度誤差比（ＥＲ＿ＳｔＯ）である。

図８の曲線（破線）は光吸収部材６ａ’、６ａ、６ｂ、６ｂ’の酸素飽和度誤差比を３次多項式補間したもので、この曲線上の位置ｘ（Ｔ）での値が腫瘍部位Ｔの酸素飽和度誤差比となる。このとき、３次多項式関数は、ＥＲ＿ＳｔＯ（ｘ）＝−０．００１２５ｘ＾３＋０．０２２５ｘ＾２−０．０６８７５ｘ＋１．０４７５となる。

本実施例において、光吸収部材６ａ’の位置ｘ（６ａ’）＝２．０、光吸収部材６ａの位置ｘ（６ａ）＝３．０、腫瘍部位Ｔの位置ｘ（Ｔ）＝５．０、光吸収部材６ｂの位置ｘ（６ｂ）＝９．０、光吸収部材６ｂ’の位置ｘ（６ｂ’）＝１０．０とする。このとき、腫瘍部位Ｔでの酸素飽和度誤差比は、１．１１と求められる。したがって、例えば腫瘍部
位Ｔにおける酸素飽和度の実測値が７０．５％となった場合、酸素飽和度は７０．５／１．１１＝６３．５％と補正される。

ここでは直線上にある多点を多項式補間したが、スプライン補間を使ってもよいし、多項式を最小二乗法でフィッティングしてもよい。

以上のように本実施例によれば、光学特性が既知の、多数の光吸収部材を用いて補間関数を作成し、腫瘍部位Ｔでの酸素飽和度を用いて補正できるので、光音響トモグラフィーにおける被検体内部での機能特性取得の正確さが向上する。

＜実施例４＞
本実施例は、被検体内部の酸素飽和度誤差比を３次元方向に線形補間することを特徴とする。
図９は、本実施例に係る被検体情報取得装置の構成を示す概略図である。装置構成は、図１で示した実施例１と同じである。
図１２に、図９の腫瘍部位Ｔを通る、二枚の保持板と平行方向の断面図を示す。

本実施例においては図９、図１２に示したように、被検体辺縁部と保持部材との接触面付近に存在する、光吸収部材６ａ〜６ｆが選択されている。そして、その選択は、光吸収部材６ａと６ｂを結んだ直線と、光吸収部材６ｃと６ｄを結んだ直線と、光吸収部材６ｅと６ｆを結んだ直線の交点に腫瘍部位Ｔが存在するように行われる。

なお、本実施例においては、各光吸収部材の酸素飽和度の実測値は、光照射領域に対して保持板と被検体との間の領域が大きいほど、誤差が大きくなる。例えば、図９に示したような被検体の保持状態における各光吸収部材の酸素飽和度の実測値は、計算値の７８．７％に対して、光吸収部材６ａでは６９．３％、光吸収部材６ｂでは７６．０％となった。また、光吸収部材６ｃでは６２．１％、光吸収部材６ｄでは８０．５％、光吸収部材６ｅでは５７．５％、光吸収部材６ｆでは５４．０％となった。

このような場合、任意の位置における酸素飽和度の測定誤差は、複数の光吸収部材の酸素飽和度誤差比の間を補間することによって補正することができる。
例えば、光吸収部材６ａの酸素飽和度誤差比は６９．３／７８．７＝０．８８、光吸収部材６ｂの酸素飽和度誤差比は７６．０／７８．７＝０．９７、と算出することができる。また、光吸収部材６ｃの酸素飽和度誤差比は６２．１／７８．７＝０．７９、光吸収部材６ｄの酸素飽和度誤差比は８０．５／７８．７＝１．０２と算出することができる。また、光吸収部材６ｅの酸素飽和度誤差比は５７．５／７８．７＝０．７３、光吸収部材６ｆの酸素飽和度誤差比は５４．０／７８．７＝０．６９と算出することができる。これらの値を用いて、光吸収部材６ａ，６ｂを結んだ直線と６ｃ，６ｄを結んだ直線上と６ｅ，６ｆを結んだ直線の交点における酸素飽和度誤差比が算出可能となる。

図１０に、図９および図１２の配置における、光吸収部材６ａ，腫瘍部位Ｔ，光吸収部材６ｂの位置ｘ（６ａ），ｘ（６ｂ）での酸素飽和度誤差比を示す。本図の横軸は６ａ−６ｂ方向の距離座標（ｘ）、縦軸は酸素飽和度誤差比（ＥＲ＿ＳｔＯ）である。
図１１に、図９および図１２の配置における、光吸収部材６ｃ，腫瘍部位Ｔ，光吸収部材６ｄの位置ｙ（６ｃ），ｙ（６ｄ）での酸素飽和度誤差比を示す。本図の横軸は６ｃ−６ｄ方向の距離座標（ｙ）、縦軸は酸素飽和度誤差比（ＥＲ＿ＳｔＯ）である。
図１３に、図９および図１２の配置における、光吸収部材６ｅ，腫瘍部位Ｔ，光吸収部材６ｆの位置ｚ（６ｅ），ｚ（６ｆ）での酸素飽和度誤差比を示す。本図の横軸は６ｅ−６ｆ方向の距離座標（ｚ）、縦軸は酸素飽和度誤差比（ＥＲ＿ＳｔＯ）である。

図１０の直線（破線）は光吸収部材６ａ、６ｂの酸素飽和度誤差比を線形補間したもので、その直線上の位置ｘ（Ｔ）での値が腫瘍部位Ｔのｘ方向の酸素飽和度誤差比となる。
図１１の直線（破線）は光吸収部材６ｃ、６ｄの酸素飽和度誤差比を線形補間したもので、その直線上の位置ｙ（Ｔ）での値が腫瘍部位Ｔのｙ方向の酸素飽和度誤差比となる。
図１３の直線（破線）は光吸収部材６ｅ、６ｆの酸素飽和度誤差比を線形補間したもので、その直線上の位置ｚ（Ｔ）での値が腫瘍部位Ｔのｚ方向の酸素飽和度誤差比となる。

図１０において、線形補間関数は、ＥＲ＿ＳｔＯ（ｘ）＝０．０１５ｘ＋０．８３５となる。このとき、光吸収部材６ａの位置ｘ（６ａ）＝３．０、腫瘍部位Ｔの位置ｘ（Ｔ）＝５．０、光吸収部材６ｂの位置ｘ（６ｂ）＝９．０とすると、腫瘍部位Ｔでのｘ方向の酸素飽和度誤差比は、０．９１０となる。
同様に図１１を使って求めた腫瘍部位Ｔでのｙ方向の酸素飽和度誤差比は０．８６７であり、図１３を使って求めた腫瘍部位Ｔでのｚ方向の酸素飽和度誤差比は０．７１である。
したがって、例えば腫瘍部位Ｔにおける酸素飽和度の実測値が３６％となった場合、酸素飽和度は３６／（０．９１＊０．８６７＊０．７１）＝６４．１％と補正される。

ここでは直線上にある２点を線形補間し、その組を用いて補正を行ったが、直線上の２点以上を使い、２次・３次多項式補間や、スプライン補間を使ってもよいし、多項式を最小二乗法でフィッティングしてもよい。

以上のように本実施例によれば、光学特性が既知光吸収部材を用いて、複数方向における補間関数を作成し、腫瘍部位Ｔでの酸素飽和度を用いて補正できるので、光音響トモグラフィーにおける被検体内部での機能特性取得の正確さが向上する。

＜実施例５＞
本実施例は、保持部材に設置する光吸収部材の形状に特徴がある。
図１４は、本実施例に用いる保持部材５の構成を示したものである。本実施例でも、被検体を人間の乳房とし、乳房内部の光吸収係数分布を可視化する。被検体情報取得装置自体の構成は、実施例１で図１を用いて説明したものと同様である。

図１４に示すように、保持部材５には直径１ｍｍの、円柱状の光吸収部材が格子状に配置される。光音響測定にあたっては、上記各実施例と同様に、光吸収部材の既知の光学特性（吸収係数や酸素飽和度）を用いて、吸収係数誤差分布あるいは酸素飽和度誤差分布を算出することにより、被検体内の光学特性の実測値を補正できる。

本実施例では、光吸収部材が格子状に配置されているので、誤差分布算出の基準値を多く取得できるので、補間関数の精度を向上させることができる。

以上説明したように、本発明の被検体情報取得装置によれば、光音響トモグラフィーにおいて、被検体内部での機能特性取得の正確さを向上させることが可能になる。
本発明は、乳がんのスクリーニング診断のように、被検者数が多く、被検者により被検領域が異なる場合における検査結果の精度向上手段として有用である。

１：光源，２：光学系，３：第一保持板，４：第二保持板，５：保持部材，６：光吸収部材，７：検出器，８：演算部，９：表示部，符号Ｅ：被検体，符号Ｔ：被検体内部に存在する腫瘍部位

Claims (10)

1. 被検体に光を照射する照射部と、
   照射光に対する光学特性が既知の光吸収部材を含み、前記被検体を保持する保持部材と、
   光照射により被検体内組織および前記光吸収部材から発生する音響波を検出する検出器と、
   検出された前記音響波を用いて前記被検体内組織および前記光吸収部材の光学特性を算出し、算出された前記光吸収部材の光学特性と、前記既知の光学特性とを用いて前記被検体内組織の光学特性を補正する演算部と、
   を有することを特徴とする被検体情報取得装置。
2. 前記演算部は、複数の前記光吸収部材に対して、光学特性の算出、および、当該算出された光学特性と前記既知の光学特性との誤差の算出を行い、当該誤差に基づいて、前記複数の光吸収部材の間の位置にある被検体内組織について算出された光学特性を補正するための係数を求める
   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. 前記演算部は、前記光学特性を補正するための係数を、線形補間、多項式補間、スプライン補間および最小二乗法のいずれかの方法により求める
   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. 前記光吸収部材および前記被検体内組織の光学特性は、吸収係数である
   ことを特徴とする請求項１ないし３のいずれか１項に記載の被検体情報取得装置。
5. 前記光吸収部材および前記被検体内組織の光学特性は、酸素飽和度であり、
   前記照射部は、複数の波長の光を照射し、
   前記演算部は、前記複数の波長のそれぞれについて算出された前記被検体内組織の吸収係数に基づき酸素飽和度を算出する
   ことを特徴とする請求項１ないし３のいずれか１項に記載の被検体情報取得装置。
6. 前記保持部材および前記光吸収部材は、ポリウレタンゲルからなる
   ことを特徴とする請求項１ないし５のいずれか１項に記載の被検体情報取得装置。
7. 前記光吸収部材は、前記保持部材内に、前記被検体との接触面において格子状に配置された球状の部材である
   ことを特徴とする請求項１ないし６のいずれか１項に記載の被検体情報取得装置。
8. 前記光吸収部材は、前記保持部材内に、前記被検体との接触面から複数の深さに配置されている
   ことを特徴とする請求項７に記載の被検体情報取得装置。
9. 前記光吸収部材は、前記保持部材内に、前記被検体との接触面において格子状に配置された円柱状の部材である
   ことを特徴とする請求項１ないし６のいずれか１項に記載の被検体情報取得装置。
10. 照射部と、照射光に対する光学特性が既知の光吸収部材を含む保持部材と、音響波を検出する検出器と、演算部と、を有する被検体情報取得装置の制御方法であって、
    前記保持部材が、被検体を保持するステップと、
    前記照射部が、前記被検体に光を照射するステップと、
    前記検出器が、光照射により被検体内組織および前記光吸収部材から発生する音響波を検出する検出ステップと、
    前記演算部が、検出された前記音響波を用いて前記被検体内組織および前記光吸収部材の光学特性を算出するステップと、
    前記演算部が、算出された前記光吸収部材の光学特性と、前記既知の光学特性とを用いて前記被検体内組織の光学特性を補正するステップと、
    を有することを特徴とする被検体情報取得装置の制御方法。

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