JP4324651B2

JP4324651B2 - Ｆｉｒアクティブ・サーモグラフィ検査装置

Info

Publication number: JP4324651B2
Application number: JP2006040540A
Authority: JP
Inventors: 一孝水戸部; 昇吉村
Original assignee: Akita University NUC
Current assignee: Akita University NUC
Priority date: 2006-02-17
Filing date: 2006-02-17
Publication date: 2009-09-02
Anticipated expiration: 2026-02-17
Also published as: JP2007215809A

Description

本発明は、遠赤外線（ＦＩＲ）放射加熱により能動的に体表面を加熱して体表面付近の組織の熱伝導・熱容量・比熱の違いに基づく生体情報を画像化するＦＩＲアクティブ・サーモグラフィ検査装置に関する。

これまでに乳癌（breast cancer）を対象としたサーモグラフィ検査に用いられたサーマルカメラは、温度分解能及び時間応答性が低く、撮像素子の冷却にＡｒ等の冷却ガスが必要でシステムが大型化するなどの多くの問題が残っていた。
しかし、近年開発された第２世代赤外線撮像システムでは、マイクロボロメータ（microbolometer）の利用により冷却が不要となり、システム全体の小型化・軽量化が進み、病院外における乳癌の検診・スクリーニングに利用できるほど携帯性が改善しており、解像度および時間分解能も向上している。
初期のサーモグラフィ検査は静的な状態で体表面の温度分布を測定する場合が多かったが、Ｏｈａｓｈｉらは体表面の温度を下げ、体温が上昇する過程を比較して差分画像を作る手法（dynamic thermography）により、乳癌の正診率を５４％から８２％に向上させることが出来たと報告している（非特許文献１を参照）。
また、Ａｎｂａｒらは、悪性腫瘍細胞（malignant cells）から生じる一酸化炭素（ＮＯ）により生体組織の温度変化の減衰量に差が生じる現象を科学的根拠として、高感度、高時間分解能赤外線撮影システムを用いて体表面の温度変化を計測し、ＦＦＴにより周期的な温度変化を画像化して乳癌の存在を検出するＤＡＴ（dynamic area tele-thermometry）技術を開発している（非特許文献２を参照）。
生体加熱に関する過去の研究において、遠赤外線（ＦＩＲ）による輻射加熱では、熱伝導及び温風による対流熱伝達加熱と比べ血管の拡張が少ないため、加熱停止後でも組織に熱が蓄熱しやすい（保温性が高い）ことが報告されている（非特許文献３，４，５を参照）。
特開平８−５２１４１号公報 Yasuhiro Ohashi and Isao Uchida:Applying dynamic thermography in the diagnosis of breast cancer,IEEE Eng.Med&Biol.,Vol.19,No.3,pp.42-51(2000) Michael Anbar,Cheryl Brown,Lorin Milescu,John Babalola and Laura Gentner:The potential of dynamic area telethermometry in assessing breast cancer,IEEE Eng.Med&Biol.,Vol.19,N.3,pp.58-62(2000) 水戸部一孝、尹鐘賢、片寄喜久、小川純一、吉村昇：ＦＩＲヒータを用いたアクティブ・サーモグラフィ構築の基礎研究、照明学会誌、Ｖｏｌ．８８、Ｎｏ．８Ａ、ｐｐ.５２９-５３２（２００４）田口春男、水戸部一孝、吉村昇：遠赤外線放射体の作製と異なる加熱形態による人体の保温性の比較、照明学会誌論文号、Ｖｏｌ．８６、Ｎｏ．８Ａ、ｐｐ.５２１-５２６（２００２）吾妻辰則、水戸部一孝、吉村昇：天然ゼオライトによる遠赤外線放射体の開発と生体加熱効果に関する研究、平成１４年度電気関係学会東北支部連合大会予稿集、ｐ.２０１（２００２）

本発明は、遠赤外線（ＦＩＲ）放射加熱により能動的に体表面を加熱して体表面付近の組織の熱伝導・熱容量・比熱の違いに基づく生体情報を画像化するＦＩＲアクティブ・サーモグラフィ検査装置を提供することを目的とする。

本発明のＦＩＲアクティブ・サーモグラフィ検査装置は、遠赤外線領域の光源又は電磁波の発信器と、測定対象物の温度分布を測定するサーマルカメラ及び画像処理装置とで構成されたものである。
前記発信器と測定対象物との間に遠赤外線放射の開始・停止を実現するためのシャッター機構を設けたものである。
前記シャッター機構と測定対象物との間に前記サーマルカメラによる温度分布を撮影するためのハーフミラーを設けたものである。

本発明のＦＩＲアクティブ・サーモグラフィ検査装置では、体外から熱を加えてその応答を計ることで血管、脂肪、筋肉及び腫瘍の弁別を可能にし、乳癌検査の正診率を向上させることができる。
本発明のＦＩＲアクティブ・サーモグラフィ検査装置では、ＦＩＲ帯域の電磁波が体表面で吸収され熱エネルギーに変換される特徴を活かし、従来のサーモグラフィ検査では得られない体表面付近の熱容量、比熱等の違いを熱画像から収集するための検査システムを提唱する。

本発明のＦＩＲアクティブ・サーモグラフィ検査装置の一実施例を図面に基づいて、以下に説明する。
図１は本発明のＦＩＲアクティブ・サーモグラフィ検査装置の一実施例を示すもので、遠赤外線（ＦＩＲ：波長数μｍ〜数ｍｍ）領域の光源又は電磁波の発信器１と、測定対象物の温度分布を測定するサーマルカメラ２及び熱画像解析用コンピュータ（画像処理装置）３と、前記発信器１と測定対象物との間に遠赤外線放射の開始・停止を実現するためのシャッター４及びシャッター開閉制御ユニット５（シャッター機構）と、前記シャッター４と測定対象物との間に前記サーマルカメラによる温度分布を撮影するためのハーフミラー６とから構成される。

前記発信器１は、遠赤外線（ＦＩＲ）放射体をアルミのフレームとパネルで固定し、背面に定格３００Ｗの平板ヒータを２枚配置した。
前記遠赤外線（ＦＩＲ）放射体は、天然ゼオライトとバインダーを０．７：１．０の重量比で混合したペーストをベースとなるアルミニウム板に塗布した後、常温で２４時間乾燥させて作製した。

前記サーマルカメラ２（ＴＶＳ-６２０：ＡＶＩＯ）は、傾斜角度に配置したハーフミラー６からの映像を受像する側方位置に配置され、検知波長領域８〜１４μｍ、最小温度分解能０．１℃の特性を有する。
温度分布画像は３０秒間隔で測定され、コンパクトフラッシュ（登録商標）メディアに記録される。
なお、温度分布画像の撮影間隔を短くできると、つまりサンプリングレートを上げることが出来ると、FIRヒータの照射開始・停止に同期した過渡的な温度変化を計測できるため確実に分析の精度を向上させることができる。
前記サーマルカメラ２にはデジタルビデオカメラを接続しており、リアルタイム（３０枚／秒）にＮＴＳＣ信号経由で録画した。

次に、本発明のＦＩＲアクティブ・サーモグラフィ検査装置による検査手順について、以下に説明する。
被験者（測定対象物）には仰臥姿勢を保ち、可能な限り動かないように教示し、脱衣後、体温が室温と平衡状態に達するまで５分間待機した後、ＦＩＲヒータ（発信器１）で１分間、３０秒間のインターバルを置き２回加熱した後、連続してさらに６分間加熱する。
これらの過程をサーマルカメラ２で撮影する。
サーマルカメラ２での測定時間は３５分であり、脱衣直後からの５分間は室温と体温が平衡状態に達する過程であり、その後、送風機（図示せず）により５分間体表面を冷却した。
再度、室温と体温が平衡状態に達するまで５分間待機した後、ＦＩＲヒータ（発信器１）で８分加熱した。
加熱停止後は体表面が冷えるまでの過程を８分間測定した。

ここで、ＦＩＲヒータの放射エネルギーを１とすると、体表面を介して流入するエネルギーは組織で吸収されるエネルギーα、組織を透過するエネルギーτに大別され、体表面で反射されるエネルギーρの間にエネルギー保存則が成立し、以下の式が導かれる。
ρ+α+τ＝１・・・・・・（１）
なお、生体組織の場合、遠赤外線の波長帯域ではτ＝０であり、一般に放射率ε＝αが成立することから、以下の式が成り立つ。
ρ＝１-ε ・・・・・・（２）
一般にヒトの皮膚の放射率εは約０．９８であり、反射率ρは０．０２程度になる。
加熱中に測定している温度分布画像には体表面（skin）の真の温度Ｔｓに加えて、皮膚で反射されたＦＩＲヒータの放射（radiation）エネルギーがノイズとして含まれるため、測定された温度はＴｓ+ｄＴｒとなる。
ここでノイズ分として加算されるｄＴｒは、測定部位におけるＦＩＲヒータのエネルギーの近似値に比例した値となる。
したがって、ＦＩＲヒータによる加熱過程において、ｄＴｓ/ｄＴｒを計算することで、各測定点に届いたＦＩＲヒータからの放射エネルギーで正規化した組織の温度変化分を求めることができる。
以下に、ｄＴｓ/ｄＴｒの計算の一例を示す。
加熱直前の体表面温度をＴｓ０、加熱して１分間経過した時の温度をＴｓ１+ｄＴｒ１、その直後ＦＩＲヒータを外して測定した温度をＴｓ１’とすると、以下の式が成立する（なお、Ｔｓ１’＝Ｔｓ１と近似した）。
ｄＴｓ/ｄＴｒ＝（Ｔｓ１’-Ｔｓ０）/（（Ｔｓ１+ｄＴｒ１）-Ｔｓ１’）・・（３）
各測定部位におけるＦＩＲヒータによる加熱１分後、２分後のｄＴｓ/ｄＴｒを計算することで、体表面付近の組織の熱容量の違いを画像化できる。

図２に検査過程における温度分布画像の一例を示す。
図２（ａ）は脱衣直後（測定を始めて０分後）、同図（ｂ）は送風による冷却時（６分後）、同図（ｃ）はＦＩＲヒータによる加熱時（２０分後）、同図（ｄ）は加熱停止後（２６分後）の温度分布画像である。
この一例では、円形リングで囲まれている左胸部上方に悪性腫瘍がある。

図３に解析対象とした悪性腫瘍部（malignancy）、正常組織である体幹中央部（center region）、比較対象として腫瘍部と左右対称に位置する正常組織（opposite region）をそれぞれ示す。
図４に上記各部位における温度の経時変化を表し、横軸が経時時間、縦軸が表面温度を示す。
図４に示すように測定を始めてから５分から１０分まで強制的に体表面を冷却（Cooling）しているが、悪性腫瘍部（malignancy）では温度低下が少ないことがわかる。
これは悪性腫瘍の内部及び周辺には栄養血管が増殖するため、正常組織に比べ血流が多いためと考えられる。
また、１５分から２５分までＦＩＲヒータにより加熱（Heating）しているが、いずれの測定点においても平熱を上回る３８℃以上に加熱できたことが確認できる。
なお、加熱を開始してからの１分後および３分後にＦＩＲヒータを１分間外し、温度分布を測定した。

次に、正常組織（opposite region）に対する温度差をプロットした経時変化のグラフを図５に示す。
太い実線は悪性腫瘍部（malignancy）の温度変化パターン、破線部は体幹中央部（center region）の温度変化パターンを示す。
正常組織（opposite region）との温度差は、体表面冷却（Cooling）時に広がり、加熱（Heating）時に温度差が接近もしくは逆転することがわかる。
このプロファイルは悪性腫瘍部位に多く見られる栄養血管によるものであり、悪性腫瘍を自動的に抽出する画像処理プログラムを作成する際のマーカーとして利用できることが確認できる。

さらに、各測定部位におけるＦＩＲヒータのよる加熱１分後、２分後、８分後のｄＴｓ/ｄＴｒを図６に示す。
加熱初期の加熱１分の時点では悪性腫瘍部（malignancy）の温度変化が小さく、血管（blood vessel）の温度が高くなっている。
生体組織の熱伝導率は脂肪で０．０００５ｃａｌ/（ｓ・ｃｍ^２・℃）、筋肉で０．００１ｃａｌ/（ｓ・ｃｍ^２・℃）、直径０．１ｍｍ程度の血管を流れる血流で０．２４ｃａｌ/（ｓ・ｃｍ^２・℃）であり、血管は他の組織に比べ数百倍の熱量の輸送能力がある。
周辺組織で温められた血液が血管（blood vessel）に流入したために、短時間に血管（blood vessel）の温度が急上昇したものと考えられる。
一方、２分を過ぎると血管（blood vessel）と悪性腫瘍部（malignancy）との差は少なくなるが、血管が少なく脂肪の多い組織は蓄熱されやすいため、温度が上昇している。
血管が豊富な組織は血流により冷却されるため、一定温度に収束していく。
加熱の初期段階において血管（blood vessel）と悪性腫瘍部（malignancy）の昇温特性が異なるとの知見は本発明の根幹となる考えであり、赤外線画像から悪性腫瘍部（malignancy）を自動抽出するプログラムを作成する上で必要不可欠な知見になっている。

本発明のＦＩＲアクティブ・サーモグラフィ検査装置の構成を示す説明図である。検査過程における温度分布画像を示す写真図である。解析対象とした部位を示す写真図である。各部位における温度の経時変化を示すグラフ図である。正常組織（opposite region）に対する温度差の経時変化を示すグラフ図である。各部位における昇温特性を示すグラフ図である。

符号の説明

１発信器
２サーマルカメラ
３熱画像解析用コンピュータ（画像処理装置）
４シャッター
５シャッター開閉制御ユニット
６ハーフミラー

Claims

遠赤外線領域の光源又は電磁波の発信器と、該発信器と測定対象物との間に遠赤外線放射の開始・停止を実現するためのシャッター機構と、前記測定対象物の温度分布を測定するサーマルカメラ及び画像処理装置とで構成されたことを特徴とするＦＩＲアクティブ・サーモグラフィ検査装置。
前記シャッター機構と測定対象物との間に前記サーマルカメラによる温度分布を撮影するためのハーフミラーを設けたことを特徴とする請求項１記載のＦＩＲアクティブ・サーモグラフィ検査装置。