WO2021210111A1 - 測定方法、測定装置、測定プログラム、判定装置、判定装置の作動方法、及び判定プログラム - Google Patents

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absorbance
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博則 酒井
拓也 岩渕
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    • G01S7/52053—Display arrangements
    • G01S7/52057—Cathode ray tube displays

Definitions

  • the present invention relates to a technique for measuring the concentration of a biomarker in vivo.
  • the present invention also relates to a technique for determining the malignancy of an endometriotic ovarian cyst using hemoglobin as a biomarker.
  • Endometriosis is a gynecological disease that occurs in about 1 in 10 people.
  • Endometriotic ovarian cyst a type of endometriosis, is a benign ovarian cyst, also known as a "chocolate cyst," in which blood from bleeding from endometriosis that develops in the ovary collects and forms a cyst. It means what was done.
  • EAOC Endometriosis Associated Ovarian Cancer
  • Non-Patent Document 1 discloses the correlation between the malignancy of endometriotic ovarian cyst and the biomarker concentration.
  • Patent Document 1 describes an iron concentration measuring unit for measuring the iron concentration in the collected endometriotic ovarian cyst fluid and the abundance ratio of methem and oxyhem in the endometriotic ovarian cyst fluid. There is a possibility that the endometriotic ovarian cyst has become cancerous in a diagnostic device including an abundance ratio measuring unit for measuring A method for determining is disclosed. Patent Document 1 exemplifies a Triton-MeOH assay color development method and a high performance liquid chromatography method as a method for measuring the heme total iron concentration in a cyst fluid.
  • near-infrared spectroscopy and nuclear resonance spectroscopy are methods for measuring the iron concentration in the cyst fluid with the cyst fluid contained in the endometriotic ovarian cyst.
  • Activation analysis method, fluorescent X-ray analysis method are exemplified.
  • Patent Document 1 discloses an iron concentration measuring unit including a probe including a light emitting unit and a light receiving unit of near infrared light.
  • the blood in the translucent blood collection tube or blood collection bag is irradiated with light from the outside through the blood collection tube or blood collection bag, and the scattered reflected light from the blood in the blood collection tube or blood collection bag is described.
  • an optical sensor By detecting scattered transmitted light or transmitted reflected light with an optical sensor, measuring the near-infrared absorption spectrum of blood, and substituting this measured value into a calibration line prepared in advance from the spectrum measured by the same method, blood A blood analysis method using near-infrared spectroscopy for determining the chemical composition or physicochemical properties of light is disclosed.
  • the blood in the translucent blood collection tube or blood collection bag is irradiated with near-infrared light having a wavelength of 700 nm to 1100 nm.
  • the malignancy (potential for canceration) of endometriotic ovarian cysts has traditionally been determined by using ultrasound diagnostic equipment, computed tomography (CT), and nuclear magnetic resonance imaging (MRI). It is estimated based on the morphological evaluation of. However, due to the fact that 1% of the pathological diagnosis results after ovarian removal surgery are cancerous endometriotic ovarian cysts, benign endometriotic cysts are based on such morphological evaluation. Distinguishing between ovarian cysts and cancerous endometriotic ovarian cysts is practically difficult.
  • the concentration of a specific component in a liquid can be measured in a non-contact manner by spectroscopic methods using the spectral spectrum of the reflected light reflected from the liquid or the transmitted light transmitted through the liquid (see, for example, Patent Document 2).
  • cyst fluid is retained in atypical and heterogeneous tissues such as stromal cells and visceral fat in vivo. Therefore, even if the ovarian cyst is irradiated with light in vivo in order to non-invasively measure the hemoglobin concentration in the cyst fluid, in the spectral spectrum obtained by the irradiation, tissues such as stromal cells and visceral fat are observed. Due to the presence of, the noise may be very loud.
  • the present invention has been made in view of the above problems, and provides a measuring method, a measuring device, and a measuring program capable of non-invasively and accurately measuring the concentration of a biomarker in a living body on the spot.
  • One of the purposes is to do.
  • the present invention also provides a determination device capable of determining the malignancy of an endometriotic ovarian cyst easily, non-invasively, frequently, and with high accuracy, an operation method of the determination device, and a determination program.
  • a determination device capable of determining the malignancy of an endometriotic ovarian cyst easily, non-invasively, frequently, and with high accuracy
  • an operation method of the determination device and a determination program.
  • One of the purposes is to do.
  • the measuring method is a measuring method for measuring the concentration of a biomarker in a liquid held in a living tissue, and is a measuring method for measuring visible light to near-infrared light.
  • the light receiving step of receiving the transmitted transmitted light the absorbance acquisition step of acquiring the measured value of the absorbance at the specific plurality of wavelengths based on the spectral spectrum of the reflected light or the transmitted light received in the light receiving step, and the above-mentioned
  • the predetermined formula is a pseudo-biological sample in which a transparent container containing a liquid having a known concentration of the biomarker is coated with a biological tissue, and the visible light to the near-infrared light is used.
  • step (c) Based on the step (c) of acquiring the spectral spectra of the reflected light or the transmitted light received in the above step (c) and the plurality of spectral spectra obtained by performing steps (a) to (c) on a plurality of pseudo-biological samples. Then, in step (a), a plurality of absorbances at a plurality of predetermined wavelengths included in the wavelength range of the irradiated light are obtained, and based on the plurality of absorbances and the concentration of the liquid whose concentration is known, The specific plurality of wavelengths in the predetermined formula are determined by a method including the step (d) of obtaining the relationship between the absorbance at the predetermined plurality of wavelengths and the concentration of the biomarker. It may be a predetermined plurality of wavelengths.
  • a regression equation may be obtained by performing multivariate analysis using the plurality of absorbances as explanatory variables and the concentration of a liquid whose concentration is known as a response variable.
  • the predetermined plurality of wavelengths may be all detectable wavelengths in the wavelength range of the light irradiated in step (a).
  • the step (d) includes a step (d1) of extracting a plurality of wavelengths at which characteristic optical signals are observed in the plurality of spectral spectra, and the predetermined plurality of wavelengths are the steps (d1). It may be all of the plurality of wavelengths extracted in, or two or more wavelengths selected from the plurality of wavelengths extracted in step (d1).
  • step (d1) may extract a wavelength at which a downward peak appears in the second derivative of the plurality of spectral spectra.
  • the biomarker is hemoglobin in the cyst fluid retained in the ovarian cyst
  • the irradiation step irradiates the ovarian cyst with the light transvaginally or transabdominally and receives the light.
  • the step may receive transvaginal or transabdominal light received from the reflected light reflected by the ovarian cyst or transmitted through the ovarian cyst.
  • the specific plurality of wavelengths are two or more wavelengths selected from 580 nm, 590 nm, 640 nm, 680 nm, 762 nm, 876 nm, 900 nm, 932 nm, 958 nm, 968 nm, 978 nm, and 1095 nm. Is also good.
  • a measuring device is a measuring device that measures the concentration of a biomarker in a liquid held in a living tissue, and is a specific plurality of measuring devices in the visible light to near-infrared light wavelength range.
  • a light irradiation unit capable of irradiating light containing a component having a wavelength of the above toward the biological tissue holding the liquid, reflected light reflected by the biological tissue, or transmitted light transmitted through the biological tissue.
  • the measured value of the absorbance at the specific plurality of wavelengths is acquired, and the measured value of the absorbance is determined as described above. It is provided with a concentration calculation unit for calculating the concentration of the biomarker by substituting it into a predetermined formula obtained in advance, which expresses the relationship between the absorbance at a plurality of wavelengths and the concentration of the biomarker.
  • the biomarker is hemoglobin in the cyst fluid held in the ovarian cyst
  • the light irradiation part and the light receiving part may be provided on a probe that can be inserted into the vagina.
  • a measurement program is a measurement program to be executed by a computer in a measurement device for measuring the concentration of a biomarker in a liquid held in a living tissue, and the measurement device is from visible light.
  • a light irradiation unit capable of irradiating light containing a plurality of specific wavelength components in the near-infrared light wavelength range toward a biological tissue holding the liquid, and reflected light reflected by the biological tissue.
  • a light receiving unit capable of receiving the transmitted light transmitted through the biological tissue, and the absorbance at the specific plurality of wavelengths based on the spectral spectrum of the reflected light or the transmitted light received by the light receiving unit.
  • the concentration calculation step of calculating the concentration of the biomarker and the concentration calculation step are executed.
  • Another aspect of the present invention is a determination device for determining the malignancy of an endometriotic ovarian cyst, which is a component of a plurality of specific wavelengths in the visible to near-infrared wavelength range.
  • a light irradiation unit capable of irradiating the ovarian cyst with light including the above, and a light receiving portion capable of receiving the reflected light reflected by the ovarian cyst or the transmitted light transmitted through the ovarian cyst. Based on the spectral spectrum of the unit and the reflected light or transmitted light received by the light receiving unit, the measured values of the absorbance at the specific plurality of wavelengths are acquired, and the measured values of the absorbance are used as the specific plurality of wavelengths.
  • the concentration calculation unit for calculating the concentration of hemoglobin in the cyst fluid held in the cyst and the concentration calculation unit. It is provided with a determination unit for determining which of the classifications of the malignancy of the endometriotic ovarian cyst previously associated with the hemoglobin concentration falls under the hemoglobin concentration calculated by.
  • Another method of operating the determination device is a method of operating the determination device for determining the malignancy of an endometriotic ovarian cyst, which is specified in the wavelength range from visible light to near infrared light.
  • the absorbance acquisition step Based on the spectral spectrum of the reflected light or transmitted light received in the step, the absorbance acquisition step of acquiring the measured value of the absorbance at the specific plurality of wavelengths and the measured value of the absorbance at the specific plurality of wavelengths are obtained.
  • the determination program is a determination program executed by a computer in a determination device for determining the malignancy of endometriotic ovarian cyst, and the determination device is from visible light to near-infrared light.
  • a light irradiation unit capable of irradiating the ovary cyst with light containing a plurality of specific wavelength components in the wavelength range of the above, reflected light reflected by the ovarian cyst, or transmitted light transmitted through the ovarian cyst.
  • An absorbance acquisition step for acquiring a measured value of absorbance at a plurality of specific wavelengths based on a spectral spectrum of reflected light or transmitted light received by the light receiving unit, which comprises a light receiving unit capable of receiving light, and the absorbance.
  • the concentration calculation step for calculating the concentration of hemoglobin and the concentration calculation step for calculating the concentration of hemoglobin by substituting the measured value of The determination step of determining which of the classifications of the malignancy of the endometriotic ovarian cyst associated with the hemoglobin concentration in advance corresponds to the hemoglobin concentration calculated in 1) is executed.
  • the absorbance obtained by irradiating a living tissue with light against a pre-obtained formula representing the relationship between the absorbance at a specific plurality of wavelengths and the concentration of a biomarker Since the concentration of the biomarker is calculated by substituting the measured value of, it is possible to measure the concentration of the biomarker in the living body on the spot in a non-invasive and accurate manner.
  • the formula obtained in advance representing the relationship between the absorbance at a plurality of specific wavelengths and the concentration of hemoglobin was obtained by irradiating the ovarian cyst with light. Since the concentration of hemoglobin is calculated by substituting the measured value of absorbance, the concentration of the biomarker in the cyst fluid retained in the ovarian cyst can be measured in-situ and non-invasively and accurately. Therefore, by determining which of the classifications of endometriotic ovarian cyst malignancy that the hemoglobin concentration so measured fits in advance with the hemoglobin concentration, the endometriotic ovarian cyst It is possible to determine the malignancy of a cyst easily, non-invasively, frequently, and with high accuracy.
  • hemoglobin in the cyst fluid retained in the endometriotic ovarian cyst will be described as an example of the biomarker whose concentration is to be measured.
  • the method for measuring the biomarker concentration according to the present invention is not limited to the concentration of hemoglobin in the cyst fluid in the ovarian cyst, and the liquid retains the concentration of various components in the liquid retained in the living tissue in the living tissue. It can be applied when measuring in the same state as it is.
  • the cyst fluid of an endometriotic ovarian cyst is the fluid that collects in the endometriotic ovarian cyst.
  • Hemoglobin in cyst fluid can be used as a biomarker in determining the likelihood (ie, malignancy) of endometriotic ovarian cysts becoming cancerous.
  • the subject is not particularly limited as long as it is an organism capable of developing endometriotic ovarian cyst, and a general mammal is targeted.
  • the malignancy of endometriotic ovarian cysts is such that the concentration of hemoglobin contained in the cyst fluid of cancerous endometriotic ovarian cysts is compared with the hemoglobin concentration in the cyst fluid of benign endometriotic ovarian cysts. It can be determined based on the finding that it is significantly lower.
  • FIG. 1 is a table showing postoperative definitive diagnosis and hemoglobin concentration in some cases.
  • the breakdown of the diagnosis was 88 in the non-cancer group and 29 in the cancer group.
  • the following table shows the average value, standard deviation, range, and significance probability (p value) of the measurement results.
  • the average hemoglobin concentration in the non-cancer group is 5.7 g / dL
  • the average hemoglobin concentration in the cancer group is 0.9 g / dL. Therefore, the hemoglobin in the non-cancer group The concentration is clearly higher than the hemoglobin concentration in the cancer group.
  • the p-value is less than 0.001, it is clear that there is a correlation between the hemoglobin concentration and the malignancy.
  • the cutoff value of the cancer group and the non-cancer group was calculated to be 2.0 g / dL.
  • the sensitivity and specificity at this time were 95.4% and 81.1%, respectively.
  • the positive predictive value and the negative predictive value when this cutoff value was used were 95.4% and 85.7%, respectively.
  • FIG. 2 is a graph showing the results of testing the difference in the average hemoglobin concentration in the cyst fluid between the non-cancer group and the cancer group by non-parametric analysis (Mann-Whitney U-test).
  • the cutoff value is shown by a broken line. From the above analysis, when the hemoglobin concentration in the sample is 0.0 to 2.0 g / dL, it is possible to determine the possibility of canceration with a probability of 85.7%.
  • FIG. 3 is a flowchart showing a measurement method according to one embodiment of the present invention.
  • the measuring method according to the present embodiment non-invasively measures the concentration of the biomarker in the liquid held in the living tissue on the spot (in vivo) while the liquid is held in the living tissue.
  • the method In the following, as an example, a case of measuring the hemoglobin concentration in the cyst fluid retained in the endometriotic ovarian cyst of the subject will be described.
  • the living tissue holding the liquid is irradiated with light contained in the wavelength range from visible light to near-infrared light (light irradiation step S1).
  • the irradiation light is not particularly limited as long as it is light containing components of a plurality of specific wavelengths, which will be described later, and may be only visible light, only near-infrared light, or both. It may be light.
  • the specific plurality of wavelengths are determined according to the formula used in the concentration calculation step S4 described later.
  • the irradiation light is selected from 580 nm, 590 nm, 640 nm, 680 nm, 762 nm, 876 nm, 900 nm, 932 nm, 958 nm, 968 nm, 978 nm and 1095 nm.
  • Light containing at least two wavelength components is preferred.
  • the light source that generates the irradiation light is not particularly limited as long as it can irradiate the living body with the light non-invasively.
  • a light source in which a plurality of LEDs having different peak wavelengths are combined may be used, or a halogen lamp may be used.
  • the light irradiation method is not particularly limited as long as it is non-invasive to the living body, and may be irradiated transvaginally or transabdominally.
  • the light irradiation method is not particularly limited as long as it is non-invasive to the living body, and may be irradiated transvaginally or transabdominally.
  • an ultrasonic observation device may be used in combination to irradiate light while confirming the position of the ovarian cyst.
  • the means for receiving the reflected light or the transmitted light is not particularly limited as long as it is non-invasive and can detect the light intensity at the above-mentioned specific plurality of wavelengths.
  • the light receiving means for example, a combination of a plurality of spectral sensors having sensitivity only to a specific wavelength may be used, or a sensor capable of detecting wavelengths in a wide band may be used. Further, by connecting an optical fiber to these sensors and bringing the end of the optical fiber into contact with the living body, it is possible to receive light from a local part of the living body.
  • the transvaginal probe may be provided with a light irradiating means and a light receiving means to irradiate light from inside the vagina and receive reflected light in the vagina.
  • the transabdominal probe may be provided with a light irradiating means and a light receiving means to irradiate the light from the abdominal surface and receive the reflected light on the abdominal surface.
  • the transabdominal probe and the transvaginal probe may be provided with light irradiation means and light receiving means, respectively, and may irradiate light from the abdominal surface to receive transmitted light in the vagina, or vice versa. ..
  • the measured value of the absorbance at a specific plurality of wavelengths is acquired (absorbance acquisition step S3).
  • the specific plurality of wavelengths are determined according to the formula used in the concentration calculation step S4 described later.
  • Wavelength (lambda) Absorbance A (lambda) in, based on the law of Lambert (Lambert), bale, using the intensity I 1 of the reflected light or transmitted light and the intensity I 0 of the irradiation light, calculated by the following equation (1) can do.
  • a ( ⁇ ) -log 10 (I 1 / I 0 ) ... (1)
  • the biomarker can be obtained.
  • the concentration is calculated (concentration calculation step S4).
  • the coefficient a n is set in advance.
  • the reference numeral b is a constant.
  • C a 1 ⁇ A ( ⁇ 1 ) + a 2 ⁇ A ( ⁇ 2 ) +... + a N ⁇ A ( ⁇ N ) + b... (2) In this way, the biomarker concentration C can be obtained non-invasively.
  • the malignancy of the endometriotic ovarian cyst can be determined with high accuracy.
  • the cyst fluid is retained in atypical and heterogeneous biological tissues such as stromal cells and visceral fat, the cyst fluid is irradiated with light through the biological tissues (that is, without invading the biological tissues). If so, the noise becomes very large in the spectral spectrum of the reflected light or the transmitted light. Therefore, even if the hemoglobin concentration is measured by a general spectroscopic method using Lambert-Beer's law based on such a noisy spectroscopic spectrum, sufficient measurement accuracy cannot be obtained. In the first place, it is also difficult to specify the optical path length in the living body. That is, if the cyst fluid is retained in amorphous stromal cells or the like, quantitative analysis by spectroscopy is difficult and impractical.
  • the inventor of the present application repeated diligent studies, created a pseudo-biological sample (simulated cyst) imitating a biological tissue such as stromal cells, repeated spectroscopic measurements on the pseudo-biological sample, and analyzed the acquired spectral spectrum. bottom.
  • a pseudo-biological sample simulated cyst
  • a biological tissue such as stromal cells
  • repeated spectroscopic measurements on the pseudo-biological sample and analyzed the acquired spectral spectrum.
  • the measurement method according to the present embodiment which can accurately measure the biomarker concentration by using the absorbance at a specific wavelength, has been conceived. bottom.
  • biomarkers in cyst fluid retained in endometriotic ovarian cysts are used by using light of a specific wavelength included in the wavelength range from visible light to near-infrared light. It has become possible to measure the concentration on the spot with non-invasive accuracy.
  • FIG. 4 is a flowchart showing a method for obtaining the formula used in the concentration calculation step S4 shown in FIG.
  • a plurality of pseudo-biological samples in which a transparent container containing a liquid having a known concentration of biomarker (hemoglobin in the present embodiment) was coated with a biological tissue were prepared and set for each pseudo-biological sample.
  • the processing of steps S11 to S13 is repeated as many times as the number of times.
  • the liquid may be an aqueous hemoglobin solution in which hemoglobin powder is dissolved in pure water, or a cystic solution collected from a living body, as long as the hemoglobin concentration is clear. In the latter case, the hemoglobin concentration is measured in advance using a known concentration measuring means such as a spectrophotometer.
  • the container for containing the liquid is not particularly limited as long as it is made of a transparent and uniform material.
  • a transparent cell or cuvette used in a general spectrophotometer or the like can be used.
  • the biological tissue that wraps the container commercially available ones such as pork, chicken, and fats thereof can be used.
  • the light to be irradiated may be only visible light, only near-infrared light, or visible light and near-infrared light. It should be noted that there is no problem even if the irradiated light contains light having a wavelength exceeding the wavelength range of visible light to near-infrared light (for example, ultraviolet light).
  • the light source that generates the irradiation light is not particularly limited, and for example, a halogen lamp or the like can be used.
  • the reflected light reflected by the pseudo-biological sample or the transmitted light transmitted through the pseudo-biological sample is received (step S12). Further, the spectral spectrum of the received light is acquired (step S13).
  • the means for receiving the reflected light or the transmitted light to acquire the spectral spectrum is not particularly limited, and a general spectroscope, a spectroscopic sensor, or the like can be used.
  • a plurality of spectral spectra corresponding to a plurality of pseudo biological samples are acquired. Then, based on the acquired plurality of spectral spectra, a plurality of wavelengths at which a characteristic optical signal can be seen are extracted from the wavelength range of the light irradiated in step S11 (step S14). It can be said that this characteristic optical signal indicates the presence of a biomarker.
  • a second derivative is performed on each spectral spectrum.
  • the method of quadratic differentiation is not particularly limited, and for example, the Sabitsuki-Goray method can be used. Since the significant difference in the original spectrum appears as a downward peak in the second derivative of the spectrum, the wavelength at which the downward peak appears is extracted. At this time, all the downward peaks may be extracted, or a predetermined number of wavelengths may be selected from the one having the largest peak. Alternatively, all wavelengths having a peak of a predetermined value (absolute value) or more may be selected.
  • step S15 an equation expressing the relationship between the absorbance at the plurality of wavelengths selected in step S14 and the concentration of the biomarker is obtained (step S15). Specifically, based on each of the multiple spectral spectra, the absorbances at multiple selected wavelengths are obtained, the obtained absorbance is the explanatory variable, and the known concentration of the biomarker in the solution in the pseudobiological sample is the response variable. Perform a regression analysis as.
  • the method of regression analysis is not particularly limited as long as analysis according to the number of samples (number of measurements) and the number of selected wavelengths is possible.
  • PLS analysis partial least squares regression analysis
  • step S14 described above is not essential. If step S14 is omitted, the same regression analysis may be performed in step S15 using the absorbances at all wavelengths that can be detected in the wavelength range of the irradiation light.
  • the formula thus obtained is not easily affected by factors such as the thickness, composition, water content, and the difference in the optical path length caused by these, and the concentration of the biomarker to be measured can be accurately measured. It is a reflection. Therefore, by substituting the measured value of the absorbance at a specific wavelength obtained by irradiating the ovarian cyst with light transvaginally or transabdominally into the above equation (see concentration calculation step S4 in FIG. 3). It is possible to quantitatively and accurately measure the hemoglobin concentration in the cyst fluid retained in the ovarian cyst without being greatly affected by the thickness and composition of stromal cells and visceral fat.
  • FIG. 5 is a block diagram illustrating a schematic configuration of a biomarker concentration measuring device according to the present embodiment.
  • the measuring device shown in FIG. 5 also functions as a determining device for determining the malignancy of endometriotic ovarian cyst.
  • the measuring device 10 shown in FIG. 5 includes a probe 100 for transvaginal or transabdominal and a main body 110.
  • the probe 100 and the main body 110 are connected by a cable including a light guide fiber and an electric signal transmission wire.
  • the probe 100 includes an irradiation unit 101 that irradiates the living tissue of the subject (patient) with light transmitted from the main body 110 via a light guide fiber for light transmission, and the reflected light or living body reflected from the living tissue.
  • the light receiving unit 102 that receives the transmitted light transmitted through the tissue and transmits it to the main body 110 via the light guide fiber for light reception, transmits ultrasonic waves to the living tissue, and ultrasonic echoes reflected from the living tissue. It has an ultrasonic transmission / reception unit 103 for receiving the light.
  • the irradiation unit 101 may be provided with an optical system such as a focus lens at the end of the light guide fiber. Further, the light receiving unit 102 may be provided with an optical system such as a collector lens that collects reflected light or transmitted light at the end of the light guide fiber.
  • the ultrasonic transmitter / receiver 103 is one or more piezoelectric vibrators having electrodes formed on both ends of a piezoelectric material such as a piezoelectric ceramic such as PZT (lead zirconate titanate) or a polymer piezoelectric element such as PVDF (polyvinylidene fluoride). Is constructed using.
  • the ultrasonic transmission / reception unit 103 generates ultrasonic waves based on an electric signal for driving transmitted from the main body 110, receives an ultrasonic echo reflected from a living tissue, and receives an electric signal (ultrasonic reception signal). ) And send it to the main unit 110.
  • the main body 110 includes a light source 111 that generates light transmitted to the probe 100, a spectroscopic unit 112 that receives and disperses the light transmitted from the probe, and a drive that generates an ultrasonic drive signal and transmits it to the probe 100. It includes a signal generation unit 113, an ultrasonic signal processing unit 114 that processes an ultrasonic reception signal transmitted from the probe 100, an operation input unit 115, a display unit 116, a storage unit 120, and a control unit 130.
  • the light source 111 generates light containing a plurality of specific wavelength components in the wavelength range from visible light to near infrared light.
  • the light source 111 preferably generates light having good directivity.
  • the light source 111 generates light containing two or more wavelength components selected from 580 nm, 590 nm, 640 nm, 680 nm, 762 nm, 876 nm, 900 nm, 932 nm, 958 nm, 968 nm, 978 nm, and 1095 nm.
  • the light source 111 a light source in which a plurality of LEDs having different peak wavelengths are combined may be used, or a halogen lamp that generates light from ultraviolet light to near infrared light may be used.
  • the light generated by the light source 111 is transmitted to the irradiation unit 101 via the light guide fiber.
  • the spectroscopic unit 112 acquires the spectral spectrum of the light received by the light receiving unit 102 and transmitted via the light guide fiber, and outputs a signal representing the intensity of each wavelength component contained in the light.
  • a general spectroscope or a spectroscopic sensor can be used as the spectroscopic unit 112 .
  • a combination of a plurality of sensors having sensitivity only to a specific wavelength may be used, or a sensor capable of detecting a wide wavelength range may be used.
  • the drive signal generation unit 113 is composed of, for example, a pulsar, and generates a drive signal applied to one or more piezoelectric vibrators constituting the ultrasonic wave transmission / reception unit 103.
  • the ultrasonic signal processing unit 114 is composed of, for example, an amplifier and an A / D converter, and performs signal processing such as amplification and A / D conversion on the ultrasonic reception signal transmitted from the ultrasonic transmission / reception unit 103. , Generates a digital ultrasonic reception signal.
  • the operation input unit 115 is configured by using an input device such as an operation button, an operation lever, a keyboard, a mouse, and a touch panel, and inputs a signal corresponding to an operation performed from the outside to the control unit 130.
  • the display unit 116 is, for example, a liquid crystal display or an organic EL display, and under the control of the control unit 130, displays information such as an ultrasonic image based on an ultrasonic reception signal and a measurement result of a biomarker concentration.
  • the storage unit 120 is a computer-readable storage medium such as a semiconductor memory such as ROM or RAM or a hard disk, and includes a program storage unit 121, a parameter storage unit 122, and a measurement result storage unit 123.
  • the program storage unit 121 stores an application program that executes various functions in addition to an operating system program and a driver program for operating the control unit 130.
  • the program storage unit 121 includes a measurement program for causing the control unit 130 to execute a measurement operation of the biomarker concentration based on the spectral spectrum acquired by the spectroscopic unit 112, and endometriosis based on the biomarker concentration.
  • a determination program or the like for causing the control unit 130 to execute the determination operation of the malignancy of the sex ovarian cyst is stored.
  • the parameter storage unit 122 stores various parameters and the like stored in the program storage unit 121 during execution of the program.
  • the parameter storage unit 122 stores the parameters of the formula used during the execution of the biomarker concentration measurement program.
  • This formula is a formula expressing the relationship between the absorbance at a specific plurality of wavelengths and the biomarker concentration in the living body, and is represented by, for example, the above formula (2).
  • Parameter storage unit 122 stores the coefficients a n and the constant b constituting the equation (2).
  • the parameter storage unit 122 stores the cut-off value of the hemoglobin concentration used in the determination program of the malignancy of the endometriotic ovarian cyst.
  • the measurement result storage unit 123 stores the measurement results of the biomarker (hemoglobin) concentration and the malignancy of the endometriotic ovarian cyst.
  • the control unit 130 is configured by using, for example, a CPU (Central Processing Unit), and by reading various programs stored in the program storage unit 121, it controls each unit of the measuring device 10 in an integrated manner and controls the biomarker concentration. Various arithmetic processes for measuring and determining the malignancy of endometriotic ovarian cyst based on the measurement result are executed.
  • the functional units realized by the control unit 130 include a light source control unit 131, an absorbance acquisition unit 132, a concentration calculation unit 133, a determination unit 134, a scanning control unit 135, and an image processing unit 136. , Display control unit 137 and the like are included.
  • the light source control unit 131 controls the on / off, irradiation time, irradiation intensity, etc. of the light source 111 according to the signal input from the operation input unit 115. In the present embodiment, it is sufficient that the spectral spectrum of the reflected light or the transmitted light from the living tissue can be acquired, so that the light irradiation time in one measurement is sufficient at the millisecond level at the longest.
  • the absorbance acquisition unit 132 acquires the measured value of the absorbance at the wavelength based on the signal indicating the intensity of the wavelength component output from the spectroscopic unit 112.
  • the absorbance can be calculated by using the above equation (1) based on Lambert-Beer's law.
  • Concentration calculation unit 133 the measurement value of the acquired absorbance by absorbance acquisition unit 132 is configured using the parameters stored in the parameter storage unit 122 (e.g., coefficients a n and the constant b in the above formula (2)) By substituting into the formula, the concentration of the biomarker is calculated.
  • the determination unit 134 determines the malignancy of the endometriotic ovarian cyst by comparing the concentration of the biomarker calculated by the concentration calculation unit 133 with the cutoff value stored in the parameter storage unit 122. For example, when the hemoglobin concentration in the cyst fluid is 0.0 to 2.0 g / dL, the determination unit can determine that the cancer has become cancerous with a probability of 85.7%.
  • the scanning control unit 135 controls the generation timing (signal delay pattern) of the drive signal in the drive signal generation unit 113, so that the subject is scanned by the ultrasonic waves transmitted from the ultrasonic transmission / reception unit 103.
  • the scanning pattern by ultrasonic waves is not particularly limited, and can be appropriately set according to the shape of the probe, the scanning target portion, and the like, such as radial scanning and sector scanning.
  • the image processing unit 136 generates an ultrasonic image based on the digital ultrasonic reception signal generated by the ultrasonic signal processing unit 114.
  • the display control unit 137 controls the display unit 116 so as to display predetermined information such as information input via the operation input unit 115 and information processed by the control unit 130 in a predetermined format.
  • the display control unit 137 displays the ultrasonic image generated by the image processing unit 136 on the display unit 116, and superimposes and displays the direction of the light emitted from the irradiation unit 101 of the probe 100 on the ultrasonic image by animation. You may.
  • the user who operates the measuring device 10 can confirm the position of the measurement target (for example, ovarian cyst) of the biomarker concentration and surely irradiate the measurement target with light.
  • the display control unit 137 may be controlled so that the information representing the biomarker concentration calculated by the concentration calculation unit 133 is superimposed and displayed on the measurement target region of the biomarker concentration in the ultrasonic image.
  • a shade of color or brightness corresponding to the value of the biomarker concentration may be superimposed on the region of the ovarian cyst in the ultrasonic image.
  • the display control unit 137 may display the determination result by the determination unit 134 and the alarm corresponding to the determination result on the display unit 116.
  • the main body 110 may be composed of one device, or may be composed of a plurality of devices connected via a communication cable or a communication network.
  • the irradiation unit 101 and the light receiving unit 102 are provided on the probe 100 side, and the light source 111 and the spectroscopic unit 112 are provided on the main body 110 side, but the light source 111, the spectroscopic unit 112, or both are provided on the probe 100 side. It may be provided on the side.
  • the irradiation unit 101 and the light receiving unit 102 are provided on the same probe, but these may be provided on different probes.
  • the transvaginal probe may be provided with an irradiation unit 101 to irradiate light from inside the vagina to receive the transmitted light transmitted through the ovarian cyst on the abdominal surface.
  • the biomarker concentration measuring device is combined with the ultrasonic image generation means, but it may be combined with a medical image generation means other than the ultrasonic image such as MRI.
  • the measurement result of the biomarker concentration by the measuring device according to the present embodiment may be superimposed and displayed on the medical image generated by the medical image generating means.
  • the malignancy of the endometriotic ovarian cyst is determined by comparing the hemoglobin concentration obtained as a measurement result with a preset cutoff value.
  • the malignancy may be determined in combination with data such as the age of the sample (patient) and the size of the cyst.
  • the size of the cyst can be measured based on an ultrasonic image or an MRI image. For example, epidemiologically, it is known that if the patient is 44 years old or older, or if the maximum diameter of the cyst is 84 mm or more, the endometriotic ovarian cyst is likely to be cancerous. Therefore, the cutoff value may be adjusted according to the age of the patient and the size of the cyst.
  • the formula obtained in advance which expresses the relationship between the absorbance at a plurality of specific wavelengths and the concentration of the biomarker, is obtained by irradiating a living tissue with light. Since the biomarker concentration is calculated by substituting the measured values of absorbance at a plurality of specific wavelengths, the concentration of the biomarker in the liquid held in the biological tissue is quantitatively non-invasive on the spot. It is possible to measure with high accuracy. Moreover, since the above formula has been acquired in advance, measurement can be performed quickly and in real time. Furthermore, since the biomarker concentration can be measured non-restraintly, painlessly or pain-reducingly, and non-invasively for the subject, it is possible to perform a test with less physical burden.
  • the thickness, composition, water content, and water content of living tissues such as stromal cells and visceral fat existing around the cyst fluid are accurately reflected while accurately reflecting the hemoglobin concentration. It is possible to acquire an optical signal that is not easily affected by factors such as differences in optical path length.
  • the hemoglobin concentration with high accuracy regardless of the difference in the thickness and composition of the stromal cells. Further, since the above 12 wavelengths are in the wavelength range from visible light to near infrared light, it is possible to perform highly safe inspection.
  • the light source is configured by combining a plurality of LEDs having different peak wavelengths. Is possible. That is, the degree of freedom in designing the optical system can be increased.
  • the hemoglobin concentration can be measured using the absorbance at at least two wavelengths, so that the calculation load is small. Therefore, even when a device having the same specifications as a consumer personal computer is used, the measurement result can be obtained at high speed. Therefore, it is possible to reduce the size of the measuring device and reduce the manufacturing cost and the operating cost.
  • the hemoglobin concentration in the cyst fluid held in the ovarian cyst can be measured in-situ and accurately in a non-invasive manner, so that endometriosis associated with the hemoglobin concentration in advance can be measured.
  • the malignancy can be easily and non-invasively determined frequently and with high accuracy. Therefore, for patients diagnosed with endometriotic ovarian cysts, unnecessary surgery such as removing the ovaries in consideration of the possibility that the ovarian cysts will become cancerous in the future even though they are not cancerous at this time. May reduce the physical and financial burden on the patient.
  • the present embodiment it is not necessary to consider the side effects of the contrast medium and the exposure to X-rays when determining the malignancy of the endometriotic ovarian cyst. Further, in the present embodiment, since the measurement time is on the millisecond level, the influence on the living body is small even when a light source containing ultraviolet rays is used. Therefore, the physical burden on the patient is small, and it is possible to perform the examination frequently.
  • the malignancy of endometriotic ovarian cyst can be easily and quickly determined without using a large-scale device such as MRI. Therefore, it can be applied to examinations in small clinics and regular examinations.
  • a large-scale device such as MRI. Therefore, it is possible to automatically perform from the measurement of the hemoglobin concentration to the determination of the malignancy. Therefore, it is possible to increase the variation of the treatment plan, such as performing follow-up and medication treatment according to the judgment result, and performing appropriate surgical treatment at the required stage.
  • the method for determining the malignancy of the endometriotic ovarian cyst described in the present embodiment does not realize a definitive diagnosis of whether or not the endometriotic ovarian cyst has become cancerous.
  • a definitive diagnosis of whether an endometriotic ovarian cyst has become cancerous is histopathologically determined.
  • a formula used to calculate the hemoglobin concentration is created, and the accuracy of the hemoglobin concentration calculated using this formula is determined. An experiment was conducted to verify.
  • Example 1-1 Preparation of sample (simulated cyst) Hemoglobin aqueous solution was prepared by dissolving hemoglobin powder (hemoglobin manufactured by Sysmex Corporation) in pure water.
  • the hemoglobin concentration was 0.0 g / dL (pure water only), 0.5 g / dL, 1.0 g / dL, 2.0 g / dL, 3.0 g / dL, 4.0 g / dL. These concentrations are in the concentration range around the hemoglobin concentration of 2.0 g / dL, which is a cut-off value for the malignancy of endometriotic ovarian cysts.
  • the hemoglobin concentration was measured using a hematology analyzer (manufactured by Sysmex Corporation, model name: XN-330).
  • Disposable polystyrene cuvettes manufactured by Biorad, internal dimensions 10 mm x 10 mm x 45 mm
  • glass cuvettes of two sizes manufactured by Tokyo Glass Instruments Co., Ltd., internal dimensions 10 mm x 10 mm x 45 mm
  • a simulated cyst was created by laying the container containing the aqueous hemoglobin solution on its side and wrapping it in pork.
  • the thickness of the pork was set to be 5 mm and 10 mm at the portion where the optical fiber (described later) was in contact.
  • a total of 36 types of pseudocysts were prepared, with 2 different thicknesses of pork and 3 different containers for the above 6 types of hemoglobin concentration.
  • Two optical fibers for near infrared rays (manufactured by Hamamatsu Photonics Co., Ltd., model names: A7969-08AS and A9763-01) are provided with their tip surfaces flush with each other and centered. They were arranged in parallel so that the distance between them was 18 mm, and fixed using a fiber holder (ADASMAB2 manufactured by Thorlabs). Then, the positions of the fiber holder and the sample table are adjusted so that the tip surfaces of the two optical fibers are in contact with the simulated cyst placed on the sample table, and the fiber holder and the sample are adjusted so that the optical axis does not shift during the measurement.
  • the measurement optical system was installed by fixing the table to the optical test bench.
  • a halogen lamp (manufactured by Hamamatsu Photonics Co., Ltd., High Power UV / Vis, model name: L10290) is connected to the rear end of one optical fiber (A9763-01) as a light source, and the other optical fiber (model name: L10290) is connected.
  • a spectroscope (Hamamatsu Photonics Co., Ltd., model name: C9405CB) was connected to the rear end of the A7969-08AS.
  • a black polypropylene plate was processed to create a dark box and covered with the measurement optical system so that extra light such as sunlight and lighting would not enter from the outside.
  • FIG. 6 is a plan view schematically showing the above-mentioned measurement optical system.
  • the light emitted from the tip surface of one of the optical fibers 201 is incident on the inside of the simulated cyst 200.
  • This light is reflected in the simulated cyst 200, and a part of the reflected light is incident on the tip surface of the other optical fiber 202.
  • the light incident on the optical fiber 202 contains information about the liquid contained in the container 203 in the simulated cyst 200.
  • the dark box 204 is shown by a alternate long and short dash line.
  • the simulated cyst was covered with a plastic wrap film to prevent stains.
  • the spectroscopic spectrum was acquired with nothing placed on the sample table and covered with a dark box, and the light intensity I 0 at each wavelength was measured.
  • the simulated cyst was placed on a sample table to acquire a spectral spectrum, and the light intensity I 1 at each wavelength was measured.
  • the measurement points (wavelengths) were set to 1025 wavelengths that can be detected in the range of 434 nm to 1144 nm according to the specifications of the spectroscope.
  • the absorbance at each wavelength was calculated according to Lambert-Beer's law. Such measurements were performed 4 times for pseudocysts having 6 concentrations, 2 thicknesses, and 3 containers, for a total of 144 times.
  • FIG. 7 is a graph showing the second derivative of the spectral spectrum obtained in each measurement.
  • the second derivative the Sabitsuki-Goray method was adopted.
  • the significant difference in the original spectrum appears as a downward peak.
  • peaks that are not clearly noise are observed at 12 wavelength positions of 580 nm, 590 nm, 640 nm, 680 nm, 762 nm, 876 nm, 900 nm, 932 nm, 958 nm, 968 nm, 978 nm, and 1095 nm. Can be seen. These peaks are thought to characterize the hemoglobin concentration in the pseudocyst.
  • the hemoglobin concentration was calculated by substituting each of the excluded 30 measurement results (same as above) into the acquired regression equation. Then, the correlation between the hemoglobin concentration calculated by substituting into the regression equation and the hemoglobin concentration obtained by directly measuring the hemoglobin aqueous solution with a hematology analyzer was obtained.
  • FIG. 8 is a graph showing the correlation between the hemoglobin concentration directly measured by the hematology analyzer (hereinafter, directly measured concentration) and the measured hemoglobin concentration (hereinafter, calculated concentration) obtained from the regression equation.
  • patients suffering from endometriotic ovarian cysts have individual differences in cell thickness, visceral fat and muscle tissue density, tumor size, and the like.
  • the measurement method in this example it is possible to measure the hemoglobin concentration in the cyst fluid in the ovarian cyst by applying a unified regression equation to patients with such different conditions, which is extremely high. It can be said that this is a highly versatile measurement method.
  • Example 1-2 Using the measurement results obtained by the experiment in Example 1-1, a regression equation was obtained by performing regression analysis in the same manner as in Example 1-1, and the hemoglobin concentration was calculated by this regression equation. However, as an explanatory variable, instead of the wavelength of 1025 points, a remarkable downward peak is observed in the second derivative (see FIG. 7) of the spectroscopic spectrum. , 958 nm, 968 nm, 978 nm, and 1095 nm at 12 wavelengths.
  • FIG. 9 is a graph showing the correlation between the hemoglobin concentration (directly measured concentration) directly measured by the hematology analyzer and the measured hemoglobin concentration (calculated concentration) calculated by the regression equation using the absorbance at 12 wavelengths. be.
  • Example 1-3 Using the measurement results obtained by the experiment in Example 1-1 above, a regression equation was obtained by performing regression analysis in the same manner as in Example 1-1, and the hemoglobin concentration was calculated by this regression equation. However, as the explanatory variable, only the absorbance at two wavelengths of 900 nm and 968 nm was used among the 12 wavelengths in which a remarkable downward peak was observed in the second derivative of the spectroscopic spectrum (see FIG. 7).
  • Example 1-4 Using the measurement results obtained by the experiment in Example 1-1, a regression equation was obtained by performing regression analysis in the same manner as in Example 1-1, and the hemoglobin concentration was calculated by this regression equation. However, as explanatory variables, 580 nm, 590 nm, 640 nm, 680 nm, 762 nm, 876 nm, 900 nm, 932 nm, 958 nm, 968 nm, 978 nm, 1095 nm, in which a remarkable downward peak is observed in the second derivative of the spectroscopic spectrum (see FIG. 7). Absorbance at any two or more wavelengths out of the 12 wavelengths of the above was used.
  • FIG. 11 is a table showing the correlation coefficient between the wavelength of the absorbance used to prepare the regression equation, the calculated concentration of hemoglobin by the regression equation, and the directly measured concentration of hemoglobin by the hematology analyzer.
  • Example 2-1 Preparation of sample (simulated cyst) Samples (cyst fluid) provided by 9 patients who underwent ovariectomy were prepared. When the hemoglobin concentration of these samples was actually measured using a hematology analyzer (manufactured by Sysmex Corporation, model name: XN-330), it was in the range of 0.1 g / dL to 3.8 g / dL. In addition, a solution (albumin concentration 5.0 g / dL) in which human-derived albumin (manufactured by Nakaraitesk Co., Ltd.) was dissolved in phosphate buffered saline was used as a blank with a hemoglobin concentration of 0.0 g / dL. Ten types of samples were prepared.
  • a hematology analyzer manufactured by Sysmex Corporation, model name: XN-330
  • Example 1-1 By injecting 4 mL of each of these samples into a disposable polystyrene cuvette (manufactured by Biorad, internal dimensions 10 mm ⁇ 10 mm ⁇ 45 mm) in the same manner as in Example 1-1, sealing with parafilm, and wrapping with pork. A simulated cyst was created. The thickness of the pork was set to be 5 mm and 10 mm at the portion where the optical fiber was in contact. As samples, a total of 20 types of pseudocysts having 2 types of pork thickness were prepared for the above 10 types of samples.
  • a disposable polystyrene cuvette manufactured by Biorad, internal dimensions 10 mm ⁇ 10 mm ⁇ 45 mm
  • FIG. 12 is a graph showing the second derivative of the spectral spectrum obtained in each measurement.
  • the positions of 12 wavelengths of 580 nm, 590 nm, 640 nm, 680 nm, 762 nm, 876 nm, 900 nm, 932 nm, 958 nm, 968 nm, 978 nm, and 1095 nm.
  • a characteristic peak can be seen in. Considering Example 1-1 and Example 2-1 these peaks are considered to be peculiar to the chemical species hemoglobin, regardless of the origin of the measurement target.
  • the hemoglobin concentration was calculated by substituting each of the excluded 10 measurement results (same as above) into the acquired regression equation. Then, the correlation between the hemoglobin concentration calculated by substituting into the regression equation and the hemoglobin concentration obtained by directly measuring the sample with a hematology analyzer was obtained.
  • FIG. 13 is a graph showing the correlation between the hemoglobin concentration (directly measured concentration) directly measured by the hematology analyzer and the measured hemoglobin concentration (calculated concentration) calculated by the regression equation.
  • Example 2-1 not only the hemoglobin aqueous solution but also the clinical sample provided by the patient is measured without taking it out from the pseudocyst, that is, non-invasively and with high accuracy. It turned out to be possible.
  • Example 2-2 A calibration curve was prepared from the absorbances at two wavelengths of 900 nm and 968 nm from the measurement results for 30 times excluding the measurement results for 10 times from the measurement results obtained in the experiment in Example 2-1. Then, the hemoglobin concentration was calculated by applying the excluded measurement results for 10 times to this calibration curve.
  • FIG. 14 is a graph showing the correlation between the hemoglobin concentration (directly measured concentration) directly measured by the hematology analyzer and the measured hemoglobin concentration (calculated concentration) calculated from the calibration curve obtained from the PLS analysis. ..
  • Example 3 (1) Preparation of sample (simulated cyst) 0.0 g / dL (pure water only), 0.5 g / dL, 1.0 g / dL, 2.0 g / dL, 3.
  • Pseudocysts were prepared by enclosing an aqueous hemoglobin solution prepared in 6 ways of 0 g / dL and 4.0 g / dL in a polystyrene cuvette (manufactured by Biorad, internal dimensions 10 mm ⁇ 10 mm ⁇ 45 mm) and wrapping it with pork.
  • a total of 12 types of pseudocysts were prepared by setting the thickness of the meat to 2 types of 5 mm and 10 mm.
  • FIG. 15 is a plan view schematically showing a tip portion (head portion) of the probe used in the third embodiment.
  • the width of the head portion of the probe 210 is 21.8 mm, and the ultrasonic transmission / reception portion 211 is provided in the center of the head portion.
  • the optical fiber 212 connected to the light source and the optical fiber 213 connected to the spectroscope are provided so that the tip surfaces of the optical fibers 212 and 213 are flush with the surface of the head portion. I installed it.
  • the distance between the centers of the optical fibers 212 and 213 was set to 18 mm.
  • the tip of such an experimental probe was coated with ultrasonic jelly (manufactured by JEX Co., Ltd.) and covered with a probe cover (manufactured by Fuji Latex Co., Ltd.) in the same manner as in the normal procedure for ultrasonic diagnosis.
  • the reason why the normal procedure was followed is to verify whether or not light detection is possible even if the light is attenuated by the ultrasonic jelly and the probe cover.
  • This experimental probe was fixed to an optical bench, and in the same manner as in Example 1-1, the light intensity I 0 measured without the pseudo-cyst on the sample table and the light intensity I measured with the pseudo-cyst mounted. Obtained 1 and. Then, from the light intensity I 0 and the light intensity I 1 , the absorbance at each wavelength was calculated according to Lambert-Beer's law. Such measurements were performed 3 times for pseudocysts having 6 concentrations and 2 thicknesses, for a total of 36 times.
  • FIG. 16 is a graph showing the correlation between the hemoglobin concentration (directly measured concentration) directly measured by the hematology analyzer and the measured hemoglobin concentration (calculated concentration) calculated by the regression equation.
  • the hemoglobin concentration of the liquid in the pseudocyst was found to be non-invasive and accurate. It was also confirmed that a sufficient amount of light could be detected for measuring the hemoglobin concentration even through the ultrasonic jelly and probe cover used for ultrasonic diagnosis.
  • the present invention is not limited to the embodiments described above, and can be implemented in various other forms without departing from the gist of the present invention.
  • some components may be excluded from all the components shown in the above embodiment, or the components shown in the above embodiment may be appropriately combined and formed.
  • 10 Measuring device, 100 ... Probe, 101 ... Irradiation unit, 102 ... Light receiving unit, 103 ... Ultrasonic transmission / reception unit, 110 ... Main body, 111 ... Light source, 112 ... Spectroscopy unit, 113 ... Drive signal generator, 114 ... Ultrasonic Signal processing unit, 115 ... Operation input unit, 116 ... Display unit, 120 ... Storage unit, 121 ... Program storage unit, 122 ... Parameter storage unit, 123 ... Measurement result storage unit, 130 ... Control unit, 131 ... Light source control unit, 132 ... Absorption acquisition unit, 133 ... Concentration calculation unit, 134 ... Judgment unit, 135 ... Scan control unit, 136 ...
  • Image processing unit 137 ... Display control unit, 200 ... Simulated cyst, 201, 202, 212, 213 ... Optical fiber , 203 ... container, 204 ... dark box, 210 ... probe, 211 ... ultrasonic transmitter / receiver

Abstract

生体組織に保持されている液体中のバイオマーカーの濃度を測定する測定方法は、可視光から近赤外光の波長域のうち特定の複数の波長の成分を含む光を、液体を保持している生体組織に向けて照射する照射ステップと、生体組織により反射された反射光、又は、生体組織を透過した透過光を受光する受光ステップと、受光ステップにおいて受光された反射光又は透過光の分光スペクトルに基づいて、特定の複数の波長における吸光度の測定値を取得する吸光度取得ステップと、該吸光度の測定値を、特定の複数の波長における吸光度とバイオマーカーの濃度との関係を表す予め取得された所定の式に代入することにより、バイオマーカーの濃度を算出する濃度算出ステップと、を含む。

Description

測定方法、測定装置、測定プログラム、判定装置、判定装置の作動方法、及び判定プログラム
　本発明は、バイオマーカーの濃度を生体内において測定する技術に関する。また、本発明は、ヘモグロビンをバイオマーカーとして子宮内膜症性卵巣嚢胞の悪性度の判定する技術に関する。
　子宮内膜症は約１０人に１人の割合で発生する婦人科疾患である。子宮内膜症の一種である子宮内膜症性卵巣嚢胞は、別名「チョコレート嚢胞」と呼ばれる良性卵巣嚢腫であり、卵巣内で発症した子宮内膜症からの出血による血液が溜まって嚢胞が形成されたものをいう。
　子宮内膜症性卵巣嚢胞のうち、約１％ががん化して卵巣がんになることが報告されている。なお、内膜症から発生する卵巣がんは、Endometriosis Associated Ovarian Cancer（ＥＡＯＣ）と総称される。疫学的には、４４歳以上、嚢胞径が８４ｍｍ以上、短期間で急激に嚢胞が増大した患者の場合、発がんのリスクが高いとされているため、現在のところ卵巣の摘出手術が推奨されている。しかし、これまでのところ、術後の病理医診断により実際に悪性と判断された症例は１％程度である。つまり、９９％は、良性にもかかわらず卵巣摘出手術を受けていることになる。
　子宮内膜症性卵巣嚢胞の悪性度の判定に関連する技術として、非特許文献１には、子宮内膜症性卵巣嚢胞の悪性度とバイオマーカー濃度との相関性が開示されている。
　また、特許文献１には、採取した子宮内膜症性卵巣嚢胞液中の鉄濃度を測定する鉄濃度測定部と、該子宮内膜症性卵巣嚢胞の嚢胞液中のメトヘムとオキシヘムの存在比率を測定するための存在比率測定部とを包含し、がん化している可能性の判定を行う判定部とを備えた診断装置において、子宮内膜症性卵巣嚢胞ががん化している可能性を判定するための方法が開示されている。この特許文献１には、嚢胞液中のヘム総鉄濃度を測定する方法として、Ｔｒｉｔｏｎ－ＭｅＯＨアッセイ発色法や、高速液体クロマトグラフィー法が例示されている。また、子宮内膜症性卵巣嚢胞内に嚢胞液が内包された状態で、嚢胞液中の鉄濃度を測定する方法として、近赤外分光法、核磁気共鳴分光法（magnetic resonance spectroscopy：ＭＲＳ）、放射化分析法、蛍光Ｘ線分析法が例示されている。さらに、特許文献１には、近赤外光の発光部及び受光部を備える探触子を含む鉄濃度測定部が開示されている。
　また、特許文献２には、透光性の採血管又は採血袋内の血液に、外部から採血管又は採血袋を通して光を照射し、該採血管又は採血袋内の血液からの散乱反射光、散乱透過光或いは透過反射光を光センサにより検出して血液の近赤外吸収スペクトルを測定し、この測定値を、同様の方法により測定したスペクトルから予め作成した検量線に代入することによって、血液の化学成分または理化学的特性を求める近赤外分光法を用いた血液分析法が開示されている。この血液分析法においては、上記透光性の採血管又は採血袋内の血液に対し、波長が７００ｎｍ～１１００ｎｍの近赤外光を照射することとしている。
特開２０１８－１６３１７４号公報 特開２００２－１２２５３７号公報
　子宮内膜症性卵巣嚢胞の悪性度（がん化の可能性）は、従来、超音波診断装置や、コンピュータ断層撮影法（ＣＴ）や、核磁気共鳴映像法（ＭＲＩ）を用いた卵巣嚢胞の形態的評価に基づいて推定されている。しかしながら、卵巣摘出手術後の病理診断結果のうち、がん化した子宮内膜症性卵巣嚢胞は１％であるという事実から、このような形態的評価に基づいて、良性の子宮内膜症性卵巣嚢胞とがん化した子宮内膜症性卵巣嚢胞とを判別することは、実際のところ困難である。
　がん化した部分を認識する方法として、患者に造影剤を投与してＭＲＩを行う造影ＭＲＩ検査が存在する。しかし、この方法は、患者の負担が大きく、造影剤の副作用のリスクもある。また、通常の外来診療で実施することができないという問題もある。そのため、造影ＭＲＩ検査を頻回に行うことはできず、検査頻度によってはがん化した症例を見逃してしまうおそれもある。
　このように、子宮内膜症性卵巣嚢胞の悪性度を、簡便且つ非侵襲的に、高い確度で判定することができる方法は、現在のところ存在していない。そのため、現状では、子宮内膜症性卵巣嚢胞と診断された患者に対し、外来診療で定期的に検査を行い、疾病の進行度合いに応じた処置を行うことは困難である。その結果、子宮内膜症性卵巣嚢胞と診断された場合、現時点ではがん化しないものの、将来がん化する可能性を考慮して、子宮内膜症性卵巣嚢胞を卵巣ごと摘出する外科的な処置を受ける患者も少なくない。
　このような問題に対し、特許文献１によれば、嚢胞液中のヘモグロビンをバイオマーカーとすることにより、子宮内膜症性卵巣嚢胞の悪性度を、従来よりも簡便且つ高い確度で判定することができる。それに加えて、嚢胞液中のヘモグロビン濃度を、その場（生体内）で非侵襲的に測定することができれば、患者の負担を低減することが可能となる。
　液体中の特定の成分の濃度は、液体から反射された反射光、又は、液体を透過した透過光の分光スペクトルを利用した分光法により、非接触で測定することができる（例えば特許文献２参照）。しかしながら、嚢胞液は、生体内において間質細胞や内臓脂肪といった不定形且つ不均一な組織に保持されている。そのため、嚢胞液中のヘモグロビン濃度を非侵襲的に測定するために、生体内において卵巣嚢胞に光を照射したとしても、それによって得られた分光スペクトルにおいては、間質細胞や内臓脂肪等の組織の存在により、ノイズが非常に大きくなっている可能性がある。そのような分光スペクトルに基づき、分光法によりヘモグロビン濃度を測定する場合、卵巣嚢胞から嚢胞液を採取して生体外で濃度を測定する場合と比較して、十分な測定精度を得ることができない。つまり、現状では、生体内のバイオマーカーの濃度をその場で非侵襲的に精度良く測定する手法が確立されていない。
　本発明は上記の問題点を鑑みてなされたものであり、生体内のバイオマーカーの濃度を、その場で非侵襲的に精度良く測定することができる測定方法、測定装置、及び測定プログラムを提供することを目的の１つとする。
　また、本発明は、子宮内膜症性卵巣嚢胞の悪性度を、簡便且つ非侵襲的に頻回、高い確度で判定することができる判定装置、該判定装置の作動方法、及び判定プログラムを提供することを目的の１つとする。
　上記課題を解決するために、本発明の一態様である測定方法は、生体組織に保持されている液体中のバイオマーカーの濃度を測定する測定方法であって、可視光から近赤外光の波長域のうち特定の複数の波長の成分を含む光を、前記液体を保持している生体組織に向けて照射する照射ステップと、前記生体組織により反射された反射光、又は、前記生体組織を透過した透過光を受光する受光ステップと、前記受光ステップにおいて受光された反射光又は透過光の分光スペクトルに基づいて、前記特定の複数の波長における吸光度の測定値を取得する吸光度取得ステップと、前記吸光度の測定値を、前記特定の複数の波長における吸光度と前記バイオマーカーの濃度との関係を表す予め取得された所定の式に代入することにより、前記バイオマーカーの濃度を算出する濃度算出ステップと、を含むものである。
　上記測定方法において、前記所定の式は、前記バイオマーカーの濃度が既知である液体が内部に収容された透明の容器を生体組織によって被覆した疑似生体サンプルに、前記可視光から近赤外光の波長域に含まれる光を照射するステップ（ａ）と、前記疑似生体サンプルにより反射された反射光、又は、前記疑似生体サンプルを透過した透過光を受光するステップ（ｂ）と、ステップ（ｂ）において受光された反射光又は透過光の分光スペクトルを取得するステップ（ｃ）と、ステップ（ａ）～（ｃ）を複数の疑似生体サンプルに対して行うことにより取得された複数の分光スペクトルに基づいて、ステップ（ａ）において照射された光の波長域に含まれる所定の複数の波長における複数の吸光度を取得し、該複数の吸光度と前記濃度が既知である液体の該濃度とに基づいて、前記所定の複数の波長における吸光度と前記バイオマーカーの濃度との関係を求めるステップ（ｄ）と、を含む方法によって決定されたものであり、前記所定の式における前記特定の複数の波長は、前記所定の複数の波長であっても良い。
　上記測定方法において、ステップ（ｄ）は、前記複数の吸光度を説明変数、前記濃度が既知である液体の該濃度を応答変数として多変量解析を行うことにより回帰式を求めても良い。
　上記測定方法において、前記所定の複数の波長は、ステップ（ａ）において照射された光の波長域のうち検知可能な全ての波長であっても良い。
　上記測定方法において、ステップ（ｄ）は、前記複数の分光スペクトルにおいて特徴的な光シグナルが見られる複数の波長を抽出するステップ（ｄ１）を含み、前記所定の複数の波長は、ステップ（ｄ１）において抽出された複数の波長の全て、又は、ステップ（ｄ１）において抽出された複数の波長から選択された２以上の波長であっても良い。
　上記測定方法において、ステップ（ｄ１）は、前記複数の分光スペクトルの二次微分において下向きのピークが現れる波長を抽出しても良い。
　上記測定方法において、前記バイオマーカーは、卵巣嚢胞に保持された嚢胞液中のヘモグロビンであり、前記照射ステップは、前記光を卵巣嚢胞に向けて経膣的又は経腹的に照射し、前記受光ステップは、前記卵巣嚢胞により反射された反射光又は前記卵巣嚢胞を透過した透過光を経膣的又は経腹的に受光しても良い。
　上記測定方法において、前記特定の複数の波長は、５８０ｎｍ、５９０ｎｍ、６４０ｎｍ、６８０ｎｍ、７６２ｎｍ、８７６ｎｍ、９００ｎｍ、９３２ｎｍ、９５８ｎｍ、９６８ｎｍ、９７８ｎｍ、１０９５ｎｍのうちから選択される２つ以上の波長であっても良い。
　本発明の別の態様である測定装置は、生体組織に保持されている液体中のバイオマーカーの濃度を測定する測定装置であって、可視光から近赤外光の波長域のうち特定の複数の波長の成分を含む光を、前記液体を保持している生体組織に向けて照射可能な光照射部と、前記生体組織により反射された反射光、又は、前記生体組織を透過した透過光を受光可能な受光部と、前記受光部により受光された反射光又は透過光の分光スペクトルに基づいて、前記特定の複数の波長における吸光度の測定値を取得し、該吸光度の測定値を、前記特定の複数の波長における吸光度と前記バイオマーカーの濃度との関係を表す予め取得された所定の式に代入することにより、前記バイオマーカーの濃度を算出する濃度算出部と、を備えるものである。
　上記測定装置において、前記バイオマーカーは、卵巣嚢胞に保持された嚢胞液中のヘモグロビンであり、前記光照射部及び前記受光部は、膣内に挿入可能なプローブに設けられても良い。
　本発明の別の態様である測定プログラムは、生体組織に保持されている液体中のバイオマーカーの濃度を測定する測定装置においてコンピュータに実行させる測定プログラムであって、前記測定装置は、可視光から近赤外光の波長域のうち特定の複数の波長の成分を含む光を、前記液体を保持している生体組織に向けて照射可能な光照射部と、前記生体組織により反射された反射光、又は、前記生体組織を透過した透過光を受光可能な受光部と、を備え、前記受光部により受光された反射光又は透過光の分光スペクトルに基づいて、前記特定の複数の波長における吸光度の測定値を取得する吸光度取得ステップと、前記吸光度の測定値を、前記特定の複数の波長における吸光度と前記バイオマーカーの濃度との関係を表す予め取得された所定の式に代入することにより、前記バイオマーカーの濃度を算出する濃度算出ステップと、を実行させるものである。
　本発明の別の態様である判定装置は、子宮内膜症性卵巣嚢胞の悪性度を判定する判定装置であって、可視光から近赤外光の波長域のうち特定の複数の波長の成分を含む光を卵巣嚢胞に向けて経膣的又は経腹的に照射可能な光照射部と、前記卵巣嚢胞により反射された反射光、又は、前記卵巣嚢胞を透過した透過光を受光可能な受光部と、前記受光部により受光された反射光又は透過光の分光スペクトルに基づいて、前記特定の複数の波長における吸光度の測定値を取得し、該吸光度の測定値を、前記特定の複数の波長における吸光度とヘモグロビンの濃度との関係を表す予め取得された所定の式に代入することにより、前記卵巣嚢胞に保持された嚢胞液中のヘモグロビンの濃度を算出する濃度算出部と、前記濃度算出部により算出されたヘモグロビンの濃度が、予めヘモグロビン濃度と関連付けられた子宮内膜症性卵巣嚢胞の悪性度の分類のいずれに当てはまるかを判定する判定部と、を備えるものである。
　本発明の別の態様である判定装置の作動方法は、子宮内膜症性卵巣嚢胞の悪性度を判定する判定装置の作動方法であって、可視光から近赤外光の波長域のうち特定の複数の波長の成分を含む光を卵巣嚢胞に向けて照射させる照射ステップと、前記卵巣嚢胞により反射された反射光、又は、前記卵巣嚢胞を透過した透過光を受光させる受光ステップと、前記受光ステップにおいて受光された反射光又は透過光の分光スペクトルに基づいて、前記特定の複数の波長における吸光度の測定値を取得させる吸光度取得ステップと、前記吸光度の測定値を、前記特定の複数の波長における吸光度とヘモグロビンの濃度との関係を表す予め取得された所定の式に代入することにより、ヘモグロビンの濃度を算出させる濃度算出ステップと、前記濃度算出ステップにおいて算出されたヘモグロビンの濃度が、予めヘモグロビン濃度と関連付けられた子宮内膜症性卵巣嚢胞の悪性度の分類のいずれに当てはまるかを判定させる判定ステップと、を含むものである。
　本発明の別の態様である判定プログラムは、子宮内膜症性卵巣嚢胞の悪性度を判定する判定装置においてコンピュータに実行させる判定プログラムであって、前記判定装置は、可視光から近赤外光の波長域のうち特定の複数の波長の成分を含む光を卵巣嚢胞に向けて照射可能な光照射部と、前記卵巣嚢胞により反射された反射光、又は、前記卵巣嚢胞を透過した透過光を受光可能な受光部と、を備え、前記受光部により受光された反射光又は透過光の分光スペクトルに基づいて、前記特定の複数の波長における吸光度の測定値を取得する吸光度取得ステップと、前記吸光度の測定値を、前記特定の複数の波長における吸光度とヘモグロビンの濃度との関係を表す予め取得された所定の式に代入することにより、ヘモグロビンの濃度を算出する濃度算出ステップと、前記濃度算出ステップにおいて算出されたヘモグロビンの濃度が、予めヘモグロビン濃度と関連付けられた子宮内膜症性卵巣嚢胞の悪性度の分類のいずれに当てはまるかを判定する判定ステップと、を実行させるものである。
　本発明の１つの態様によれば、特定の複数の波長における吸光度とバイオマーカーの濃度との関係を表す予め取得された式に対し、生体組織に向けて光を照射することによって取得された吸光度の測定値を代入することにより、バイオマーカーの濃度を算出するので、生体内のバイオマーカーの濃度を、その場で非侵襲的に精度良く測定することが可能となる。
　また、本発明の別の態様によれば、特定の複数の波長における吸光度とヘモグロビンの濃度との関係を表す予め取得された式に対し、卵巣嚢胞に向けて光を照射することによって取得された吸光度の測定値を代入することにより、ヘモグロビンの濃度を算出するので、卵巣嚢胞に保持された嚢胞液中のバイオマーカーの濃度を、その場で非侵襲的に精度良く測定することができる。従って、そのように測定されるヘモグロビンの濃度が、予めヘモグロビン濃度と関連付けられた子宮内膜症性卵巣嚢胞の悪性度の分類のいずれに当てはまるかを判定することにより、子宮内膜症性卵巣嚢胞の悪性度を、簡便且つ非侵襲に頻回、高い確度で判定することが可能となる。
卵巣摘出手術後の確定診断及びヘモグロビン濃度を示す表である。 非がん群及びがん群に属するヘモグロビン濃度及びカットオフ値を表すグラフである。 本発明の１つの実施形態に係るバイオマーカー濃度の測定方法を示すフローチャートである。 図３に示す濃度算出ステップにおいて用いられる式を求める方法を示すフローチャートである。 本発明の１つの実施形態に係るバイオマーカー濃度の測定装置の概略構成を例示するブロック図である。 実施例１－１において使用された測定光学系を模式的に示す平面図である。 実施例１－１における分光スペクトルの二次微分を示すグラフである。 実施例１－１におけるヘモグロビンの直接測定濃度と算出濃度（全波長を用いた場合）との相関を示すグラフである。 実施例１－２におけるヘモグロビンの直接測定濃度と算出濃度（１２波長を用いた場合）との相関を示すグラフである。 実施例１－３におけるヘモグロビンの直接測定濃度と算出濃度（２波長を用いた場合）との相関を示すグラフである。 実施例１－４において、回帰式の作成に用いられた波長と相関係数とを示す表である。 実施例２－１における分光スペクトルの二次微分を示すグラフである。 実施例２－１におけるヘモグロビンの直接測定濃度と算出濃度（全波長を用いた場合）との相関を示すグラフである。 実施例２－２におけるヘモグロビンの直接測定濃度と算出濃度（２波長を用いた場合）との相関を示すグラフである。 実施例３において使用されたプローブの先端部を模式的に示す平面図である。 実施例３におけるヘモグロビンの直接測定濃度と算出濃度との相関を示すグラフである。
　以下、本発明の実施の形態に係る測定方法、測定装置、測定プログラム、判定装置、判定装置の作動方法、及び判定プログラムについて、図面を参照しながら説明する。なお、これらの実施の形態によって本発明が限定されるものではない。また、各図面の記載において、同一部分には同一の符号を付して示している。
　以下の説明において参照する図面は、本発明の内容を理解し得る程度に形状、大きさ、及び位置関係を概略的に示しているに過ぎない。即ち、本発明は各図で例示された形状、大きさ、及び位置関係のみに限定されるものではない。また、図面の相互間においても、互いの寸法の関係や比率が異なる部分が含まれている場合がある。本明細書においては、特に明記しない限り、数値範囲を表す「Ａ～Ｂ」は、「Ａ以上、Ｂ以下」を意味する。
　以下の実施形態においては、濃度の測定対象であるバイオマーカーの例として、子宮内膜症性卵巣嚢胞に保持された嚢胞液中のヘモグロビンを挙げて説明する。しかしながら、本発明に係るバイオマーカー濃度の測定方法は、卵巣嚢胞内の嚢胞液中のヘモグロビンの濃度に限定されず、生体組織に保持された液体における各種成分の濃度を、液体が生体組織に保持された状態のまま測定する場合に適用することができる。
　子宮内膜症性卵巣嚢胞の嚢胞液とは、子宮内膜症性卵巣嚢胞内に溜まっている液体のことである。嚢胞液におけるヘモグロビンは、子宮内膜症性卵巣嚢胞ががん化している可能性（即ち、悪性度）を判定する際のバイオマーカーとして使用することができる。被験体としては、子宮内膜症性卵巣嚢胞を発症しうる生物であれば特に限定されず、哺乳動物全般が対象となる。
　子宮内膜症性卵巣嚢胞の悪性度は、がん化した子宮内膜症性卵巣嚢胞の嚢胞液に含まれるヘモグロビンの濃度は良性の子宮内膜症性卵巣嚢胞の嚢胞液におけるヘモグロビン濃度と比較して有意に低い、という知見に基づいて判定することができる。
　まず、嚢胞液中のヘモグロビン濃度と子宮内膜症性卵巣嚢胞の悪性度との関連性について、臨床検体のヘモグロビン濃度の測定結果に対する統計的解析に基づいて説明する。
　本願発明者が、卵巣摘出手術を受けた患者より提供された嚢胞液についてヘモグロビン濃度を測定したところ、嚢胞液中のヘモグロビン濃度と嚢胞の悪性度とに関連性があることが明確になった。図１は、一部の症例における術後確定診断及びヘモグロビン濃度を示す表である。なお、ヘモグロビン濃度の測定は、メタロアッセイＬＳヘムアッセイキット（メタロジェニクス株式会社製）を使用し、マイクロプレートリーダー（コロナ電気株式会社製、型名：ＳＨ－１２００型）により電子吸収スペクトルを測定することにより行った。
　術後の病理医診断によると、症例１１７件のうち診断の内訳は、非がん群８８件、がん群２９件であった。次表に、測定結果の平均値、標準偏差、範囲、有意確率(p値)を示す。
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000001
　表１に示すように、非がん群におけるヘモグロビン濃度の平均値は５．７ｇ／ｄＬ、がん群におけるヘモグロビン濃度の平均値は０．９ｇ／ｄＬであることから、非がん群におけるヘモグロビン濃度は、がん群におけるヘモグロビン濃度よりも明らかに高い。また、ｐ値が０．００１未満であることから、ヘモグロビン濃度と悪性度との間に相関があることは明確である。
　この結果に対するＲＯＣ曲線による解析の結果、がん群と非がん群のカットオフ値は２．０ｇ／ｄＬと算出された。このときの感度及び特異度はそれぞれ、９５．４％、８１．１％であった。また、このカットオフ値を用いたときの陽性適中率及び陰性適中率はそれぞれ、９５．４％、８５．７％であった。
　図２は、非がん群及びがん群における嚢胞液中のヘモグロビン濃度の平均値の差をノンパラメトリック解析（マン・ホイットニーのＵ－検定）により検定した結果を示すグラフである。図２においては、カットオフ値を破線により示している。
　以上の解析より、検体中のヘモグロビン濃度が０．０～２．０ｇ／ｄＬであるとき、８５．７％の確率でがん化している可能性を判定することができる。
　なお、ヘモグロビン濃度の数値範囲と子宮内膜症性卵巣嚢胞の悪性度の判定との関係は、C. Yoshimoto et. al., “Cyst fluid iron-related compounds as useful markers to distinguish malignant transformation from benign endometriotic cysts” （Cancer Biomarkers, vol. 15 (2015), P. 493-499）にも記載されている。この文献においては、カットオフ値がヘム鉄濃度７２．７ｍｇ／ｄＬとされており（P. 497参照）、この値はヘモグロビン濃度２．０ｇ／ｄＬに対応する。
　図３は、本発明の１つの実施形態に係る測定方法を示すフローチャートである。本実施形態に係る測定方法は、生体組織に保持されている液体中のバイオマーカーの濃度を、液体が生体組織に保持された状態のまま、その場（生体内）で非侵襲的に測定する方法である。以下においては、一例として、被検体が有する子宮内膜症性卵巣嚢胞に保持された嚢胞液中のヘモグロビン濃度を測定する場合を説明する。
　図３に示すように、まず、液体を保持する生体組織に向け、可視光から近赤外光の波長域に含まれる光を照射する（光照射ステップＳ１）。照射光としては、後述する特定の複数の波長の成分を含む光であれば特に限定されず、可視光のみであっても良いし、近赤外光のみであっても良いし、両者を含む光であっても良い。特定の複数の波長は、後述する濃度算出ステップＳ４において用いられる式に応じて決定される。例えば、卵巣嚢胞内の嚢胞液中のヘモグロビン濃度を測定する場合、照射光は、５８０ｎｍ，５９０ｎｍ，６４０ｎｍ，６８０ｎｍ，７６２ｎｍ，８７６ｎｍ，９００ｎｍ，９３２ｎｍ，９５８ｎｍ，９６８ｎｍ，９７８ｎｍ，１０９５ｎｍのうちから選択される少なくとも２つの波長の成分を含む光であることが好ましい。照射光を発生する光源は、生体に向けて非侵襲的に光を照射することができれば特に限定されない。例えば、ピーク波長が異なる複数のＬＥＤを組み合わせた光源を用いても良いし、ハロゲンランプを用いても良い。また、光の照射方法についても、生体に対して非侵襲であれば特に限定されず、経膣的に照射しても良いし、経腹的に照射しても良い。例えば、光源に光ファイバを接続し、光ファイバの端部を生体に接触させることにより、生体の局所に光を照射することができる。また、この際に、超音波観察装置を併用して、卵巣嚢胞の位置を確認しながら光を照射しても良い。
　続いて、生体組織により反射された反射光、又は、生体組織を透過した透過光を受光する（受光ステップＳ２）。反射光又は透過光の受光手段は、非侵襲であり、且つ、上記特定の複数の波長における光強度を検出可能な手段であれば特に限定されない。受光手段としては、例えば、特定の波長にのみ感度を有する複数の分光センサを組み合わせたものを用いても良いし、幅広い帯域の波長を検出可能なセンサを用いても良い。また、これらのセンサに光ファイバを接続し、光ファイバの端部を生体に接触させることにより、生体の局所からの光を受光することができる。
　光照射ステップＳ１及び受光ステップＳ２においては、例えば、経膣用プローブに光照射手段及び受光手段を設け、膣内から光を照射すると共に膣内において反射光を受光しても良い。また、経腹用プローブに光照射手段及び受光手段を設け、腹部表面から光を照射すると共に腹部表面において反射光を受光しても良い。或いは、経腹用プローブ及び経膣用プローブに光照射手段及び受光手段がそれぞれ設け、腹部表面から光を照射し、膣内において透過光を受光しても良いし、その反対であっても良い。
　続いて、受光ステップＳ２において受光された光に基づいて、特定の複数の波長における吸光度の測定値を取得する（吸光度取得ステップＳ３）。上述したように、特定の複数の波長は、後述する濃度算出ステップＳ４において用いられる式に応じて決定される。波長（λ）における吸光度Ａ（λ）は、ランバート（ランベルト）・ベールの法則に基づき、照射光の強度Ｉ0と反射光又は透過光の強度Ｉ1を用いて、次式（１）により算出することができる。
　　　Ａ（λ）＝－ｌｏｇ10（Ｉ1／Ｉ0）　…（１）
　続いて、吸光度取得ステップＳ３において取得された吸光度の測定値を、特定の複数の波長における吸光度とバイオマーカーの濃度との関係を表す予め取得された所定の式に代入することにより、バイオマーカーの濃度を算出する（濃度算出ステップＳ４）。バイオマーカーの濃度Ｃは、例えば、特定の波長λnにおける吸光度Ａ（λn）（ｎ＝１～Ｎ、Ｎ≧２）を変数とする次式（２）によって表される。式（２）において、係数ａnは予め設定されている。また、符号ｂは定数である。
　Ｃ＝ａ1・Ａ（λ1）＋ａ2・Ａ（λ2）＋…＋ａN・Ａ（λN）＋ｂ　…（２）
　このようにして、バイオマーカーの濃度Ｃを非侵襲で得ることができる。
　次に、濃度算出ステップＳ４において使用される式を求める方法について説明する。
　上述したように、嚢胞液中のヘモグロビン濃度を測定することにより、子宮内膜症性卵巣嚢胞の悪性度を高い確度で判定することができる。しかしながら、嚢胞液は、間質細胞や内臓脂肪といった不定形且つ不均一な生体組織に保持されているため、生体組織を介して（即ち、生体組織を侵襲することなく）嚢胞液に光を照射した場合、その反射光又は透過光の分光スペクトルにおいてノイズが非常に大きくなる。そのため、このようにノイズが大きい分光スペクトルに基づき、ランバート・ベールの法則を用いた一般的な分光法によりヘモグロビン濃度を測定したとしても、十分な測定精度を得ることができない。そもそも、生体内における光路長を特定することも困難である。つまり、嚢胞液が不定形な間質細胞等に保持された状態のままでは、分光法による定量的な分析は困難であり、現実的ではない。
　そこで、本願発明者は、鋭意検討を重ね、間質細胞等の生体組織を模した疑似生体サンプル（模擬嚢胞）を作成して、疑似生体サンプルに対する分光測定を繰り返し、取得された分光スペクトルを分析した。それにより、生体組織の厚さ、組成、含水率、光路長が異なっていたとしても、特定の波長における吸光度を用いることで、バイオマーカー濃度を精度良く測定できる本実施形態に係る測定方法に想到した。
　また、従来、可視光は生体透過性が低いため嚢胞中に到達し難く、非破壊検査にはあまり適していないと考えられていたが、本願発明者は、間質細胞に保持された嚢胞液に可視光を到達させ、その反射光又は透過光を検知できる程度の光量があれば、そこから固有の光シグナルを取得可能であることを見出した。このような本願発明者の努力により、可視光から近赤外光の波長域に含まれる特定の波長の光を用いることで、子宮内膜症性卵巣嚢胞に保持された嚢胞液中のバイオマーカー濃度を、その場で非侵襲的に精度良く測定することが可能となった。
　図４は、図３に示す濃度算出ステップＳ４において用いられる式を求める方法を示すフローチャートである。
　まず、バイオマーカー（本実施形態においてはヘモグロビン）の濃度が既知である液体が内部に収容された透明の容器を生体組織によって被覆した疑似生体サンプルを複数作成し、各疑似生体サンプルについて設定された回数だけステップＳ１１～Ｓ１３の処理を繰り返す。液体は、ヘモグロビン濃度が明らかなものであれば良く、例えば、ヘモグロビン粉末を純水に溶解したヘモグロビン水溶液であっても良いし、生体から採取した嚢胞液であっても良い。後者の場合、分光光度計等の公知の濃度測定手段を用いて予めヘモグロビン濃度を測定しておく。
　液体を収容する容器は、透明で均一な素材で形成されているものであれば特に限定されない。好ましくは、一般的な分光光度計等で使用される透明なセルやキュベットを用いることができる。また、容器を包む生体組織としては、豚肉や鶏肉又はこれらの脂肪など、市販のものを用いることができる。
　このような疑似生体サンプルに、可視光から近赤外光の波長域に含まれる光を照射する（ステップＳ１１）。照射される光は、可視光のみであっても良いし、近赤外光のみであっても良いし、可視光及び近赤外光であっても良い。なお、照射される光が、可視光から近赤外光の波長域を超える波長の光（例えば紫外光）を含んでいたとしても問題ない。照射光を発生する光源は特に限定されず、例えばハロゲンランプ等を用いることができる。
　続いて、疑似生体サンプルにより反射された反射光、又は、疑似生体サンプルを透過した透過光を受光する（ステップＳ１２）。さらに、受光された光の分光スペクトルを取得する（ステップＳ１３）。反射光又は透過光を受光して分光スペクトルを取得する手段も特に限定されず、一般的な分光器や分光センサ等を用いることができる。
　このようなステップＳ１１～Ｓ１３を繰り返すことにより、複数の疑似生体サンプルに対応する複数の分光スペクトルを取得する。そして、取得された複数の分光スペクトルに基づいて、ステップＳ１１において照射された光の波長域から、特徴的な光シグナルが見られる複数の波長を抽出する（ステップＳ１４）。この特徴的な光シグナルは、バイオマーカーの存在を示していると言える。
　波長の抽出方法の一例を説明する。まず、各分光スペクトルに対し、二次微分を行う。二次微分の手法は特に限定されず、例えば、サビツキ－ゴーレイ法を用いることができる。スペクトルの二次微分は、原スペクトルにおける有意差が下向きのピークとなって現れるため、下向きのピークが現れる波長を抽出する。この際、全ての下向きのピークを抽出しても良いし、ピークが大きい方から所定数の波長を選択しても良い。或いは、所定値（絶対値）以上のピークを有する波長を全て選択しても良い。
　続いて、ステップＳ１４において選択された複数の波長における吸光度とバイオマーカーの濃度との関係を表す式を求める（ステップＳ１５）。詳細には、複数の分光スペクトルの各々に基づいて、選択された複数の波長における吸光度を取得し、取得された吸光度を説明変数、疑似生体サンプル内の溶液におけるバイオマーカーの既知の濃度を応答変数として回帰分析を行う。回帰分析の手法は、サンプル数（測定回数）及び選択された波長の数に応じた解析が可能であれば特に限定されない。適用可能な回帰分析の一例として、多変量解析の一種であるＰＬＳ解析（部分的最小二乗回帰分析）が挙げられる。
　なお、上述したステップＳ１４は必須ではない。ステップＳ１４が省略された場合には、ステップＳ１５において、照射光の波長域で検知可能な全ての波長における吸光度を用いて同様の回帰分析を行えば良い。
　このようにして求められた式は、生体組織の厚さ、組成、含水率、及び、これらに起因する光路長の違いといった要因の影響を受けにくく、測定対象であるバイオマーカーの濃度を精度良く反映したものとなっている。従って、卵巣嚢胞に向けて経膣的又は経腹的に光を照射することにより取得された特定の波長における吸光度の測定値を上記式に代入することにより（図３の濃度算出ステップＳ４参照）、間質細胞や内臓脂肪の厚さや組成の影響を大きく受けることなく、卵巣嚢胞に保持された嚢胞液中のヘモグロビン濃度を定量的に精度良く測定することができる。
　図５は、本実施形態に係るバイオマーカー濃度の測定装置の概略構成を例示するブロック図である。図５に示す測定装置は、嚢胞液中のヘモグロビンをバイオマーカーとする場合、子宮内膜症性卵巣嚢胞の悪性度を判定する判定装置としても機能する。図５に示す測定装置１０は、経膣用又は経腹用のプローブ１００と、本体１１０とを備える。プローブ１００と本体１１０とは、ライトガイドファイバ及び電気信号伝送用ワイヤを含むケーブルにより接続される。
　プローブ１００は、本体１１０から送光用のライトガイドファイバを介して伝送された光を被検体（患者）の生体組織に向けて照射する照射部１０１と、生体組織から反射された反射光又は生体組織を透過した透過光を受光し、受光用のライトガイドファイバを介して本体１１０に伝送する受光部１０２と、生体組織に向けて超音波を送信すると共に、生体組織から反射された超音波エコーを受信する超音波送受信部１０３とを有する。
　照射部１０１は、ライトガイドファイバの端部にフォーカスレンズ等の光学系を設けたものであっても良い。また、受光部１０２は、ライトガイドファイバの端部に、反射光又は透過光を集光するコレクタレンズ等の光学系を設けたものであっても良い。
　超音波送受信部１０３は、ＰＺＴ（チタン酸ジルコン酸鉛）等の圧電セラミックや、ＰＶＤＦ（ポリフッ化ビニリデン）等の高分子圧電素子といった圧電体の両端に電極を形成した１つ以上の圧電振動子を用いて構成される。超音波送受信部１０３は、本体１１０から送信された駆動用の電気信号に基づいて超音波を発生すると共に、生体組織から反射された超音波エコーを受信してこれを電気信号（超音波受信信号）に変換し、本体１１０に送信する。
　本体１１０は、プローブ１００に伝送される光を発生する光源１１１と、プローブから伝送された光を受光して分光する分光部１１２と、超音波の駆動信号を発生してプローブ１００に送信する駆動信号発生部１１３と、プローブ１００から送信された超音波受信信号を処理する超音波信号処理部１１４と、操作入力部１１５と、表示部１１６と、記憶部１２０と、制御部１３０とを備える。
　光源１１１は、可視光から近赤外光の波長域のうち特定の複数の波長の成分を含む光を発生する。光源１１１としては、良好な指向性を有する光を発生するものであることが好ましい。光源１１１は、一例として、５８０ｎｍ、５９０ｎｍ、６４０ｎｍ、６８０ｎｍ、７６２ｎｍ、８７６ｎｍ、９００ｎｍ、９３２ｎｍ、９５８ｎｍ、９６８ｎｍ、９７８ｎｍ、１０９５ｎｍのうちから選択される２つ以上の波長の成分を含む光を発生する。光源１１１としては、ピーク波長が異なる複数のＬＥＤを組み合わせた光源を用いても良いし、紫外光から近赤外光までの光を発生するハロゲンランプを用いても良い。光源１１１により発生した光は、ライトガイドファイバを介して照射部１０１に伝送される。
　分光部１１２は、受光部１０２により受光されライトガイドファイバを介して伝送された光の分光スペクトルを取得し、該光に含まれる各波長成分の強度を表す信号を出力する。分光部１１２としては、一般的な分光器や分光センサを用いることができる。例えば、特定の波長にのみ感度を有する複数のセンサを組み合わせたものを用いても良いし、幅広い波長域を検知可能なセンサを用いても良い。
　駆動信号発生部１１３は、例えばパルサによって構成され、超音波送受信部１０３を構成する１つ以上の圧電振動子に印加される駆動信号を発生する。
　超音波信号処理部１１４は、例えば増幅器及びＡ／Ｄ変換器によって構成され、超音波送受信部１０３から送信された超音波受信信号に対して増幅及びＡ／Ｄ変換等の信号処理を施すことにより、ディジタルの超音波受信信号を生成する。
　操作入力部１１５は、例えば、操作ボタン、操作レバー、キーボード、マウス、タッチパネル等の入力デバイスを用いて構成され、外部からなされる操作に応じた信号を制御部１３０に入力する。
　表示部１１６は、例えば液晶ディスプレイや有機ＥＬディスプレイであり、制御部１３０の制御の下で、超音波受信信号に基づく超音波画像や、バイオマーカー濃度の測定結果等の情報を表示する。
　記憶部１２０、例えばＲＯＭやＲＡＭといった半導体メモリやハードディスク等のコンピュータ読取可能な記憶媒体であり、プログラム記憶部１２１と、パラメータ記憶部１２２と、測定結果記憶部１２３とを含む。
　プログラム記憶部１２１は、制御部１３０を動作させるためのオペレーティングシステムプログラム及びドライバプログラムに加えて、各種機能を実行するアプリケーションプログラムを格納する。具体的には、プログラム記憶部１２１は、分光部１１２により取得された分光スペクトルに基づくバイオマーカー濃度の測定動作を制御部１３０に実行させるための測定プログラムや、バイオマーカー濃度に基づく子宮内膜症性卵巣嚢胞の悪性度の判定動作を制御部１３０に実行させるための判定プログラム等を格納する。
　パラメータ記憶部１２２は、プログラム記憶部１２１に記憶されたプログラムの実行中に使用される各種パラメータ等を格納する。例えば、パラメータ記憶部１２２は、バイオマーカー濃度の測定プログラムの実行中に使用される式のパラメータを記憶する。この式は、特定の複数の波長における吸光度と生体内におけるバイオマーカー濃度との関係を表す式であり、例えば上式（２）によって表される。パラメータ記憶部１２２は、例えば式（２）を構成する係数ａn及び定数ｂを格納する。また、パラメータ記憶部１２２は、子宮内膜症性卵巣嚢胞の悪性度の判定プログラムにおいて使用されるヘモグロビン濃度のカットオフ値を記憶する。
　測定結果記憶部１２３は、バイオマーカー（ヘモグロビン）濃度の測定値や子宮内膜症性卵巣嚢胞の悪性度等の測定結果を格納する。
　制御部１３０は、例えばＣＰＵ（Central　Processing　Unit）を用いて構成され、プログラム記憶部１２１に記憶された各種プログラムを読み込むことにより、測定装置１０の各部を統括的に制御すると共に、バイオマーカー濃度の測定や、この測定結果に基づく子宮内膜症性卵巣嚢胞の悪性度の判定を行うための各種演算処理を実行する。詳細には、制御部１３０により実現される機能部には、光源制御部１３１と、吸光度取得部１３２と、濃度算出部１３３と、判定部１３４と、走査制御部１３５と、画像処理部１３６と、表示制御部１３７とが含まれる。
　光源制御部１３１は、操作入力部１１５から入力された信号に従って、光源１１１のオンオフや照射時間、照射強度等を制御する。なお、本実施形態においては、生体組織からの反射光又は透過光の分光スペクトルを取得できれば良いので、１回の測定における光の照射時間は、長くてもミリ秒レベルで足りる。
　吸光度取得部１３２は、分光部１１２から出力された波長成分の強度を表す信号に基づいて、当該波長における吸光度の測定値を取得する。吸光度は、ランバート・ベールの法則に基づき、上式（１）に用いて算出することができる。
　濃度算出部１３３は、吸光度取得部１３２により取得された吸光度の測定値を、パラメータ記憶部１２２に格納されたパラメータ（例えば、上式（２）における係数ａn及び定数ｂ）を用いて構成される式に代入することにより、バイオマーカーの濃度を算出する。
　判定部１３４は、濃度算出部１３３により算出されたバイオマーカーの濃度を、パラメータ記憶部１２２に格納されたカットオフ値と比較することにより、子宮内膜症性卵巣嚢胞の悪性度を判定する。例えば、判定部は、嚢胞液中におけるヘモグロビン濃度が０．０～２．０ｇ／ｄＬであるとき、８５．７％の確率でがん化していると判定することができる。
　走査制御部１３５は、駆動信号発生部１１３における駆動信号の発生タイミング（信号の遅延パターン）を制御することにより、超音波送受信部１０３から送信される超音波により被検体を走査させる。超音波による走査パターンは特に限定されず、ラジアル走査、セクタ走査等、プローブの形状や走査対象部位等に応じて適宜設定することができる。
　画像処理部１３６は、超音波信号処理部１１４により生成されたディジタルの超音波受信信号に基づいて、超音波画像を生成する。
　表示制御部１３７は、操作入力部１１５を介して入力された情報や、当該制御部１３０において処理された情報などの所定の情報を所定の形式で表示するように、表示部１１６を制御する。例えば、表示制御部１３７は、画像処理部１３６により生成された超音波画像を表示部１１６に表示させると共に、プローブ１００の照射部１０１から出射する光の方向をアニメーションにより超音波画像に重畳表示させても良い。これにより、測定装置１０を操作するユーザは、バイオマーカー濃度の測定対象（例えば、卵巣嚢胞）の位置を確認し、測定対象に向けて光を確実に照射することができる。また、表示制御部１３７は、超音波画像内のバイオマーカー濃度の測定対象領域に、濃度算出部１３３により算出されたバイオマーカー濃度を表す情報が重畳表示されるように制御しても良い。具体例として、超音波画像内の卵巣嚢胞の領域に対し、バイオマーカー濃度の値に応じた色や輝度の網掛けが重畳されるようにしても良い。また、表示制御部１３７は、判定部１３４による判定結果や、この判定結果に応じたアラームを表示部１１６に表示させても良い。
　なお、本体１１０は、１つの機器によって構成されていても良いし、通信ケーブル又は通信ネットワークを介して接続された複数の機器により構成されても良い。
　また、本実施形態においては、照射部１０１及び受光部１０２をプローブ１００側に設け、光源１１１及び分光部１１２を本体１１０側に設けているが、光源１１１若しくは分光部１１２又はその両方をプローブ１００側に設けても良い。
　また、本実施形態においては、照射部１０１及び受光部１０２を同一のプローブに設けているが、これらを別々のプローブに設けても良い。例えば、経膣用プローブに受光部１０２を設け、腹部表面から光を照射することにより、卵巣嚢胞を透過した透過光を膣内において受光することができる。或いは、経膣用プローブに照射部１０１を設け、膣内から光を照射することにより、卵巣嚢胞を透過した透過光を腹部表面において受光しても良い。
　なお、本実施形態においては、バイオマーカー濃度の測定装置を超音波画像生成手段と組み合わせているが、ＭＲＩなど超音波画像以外の医用画像生成手段と組み合わせても良い。この場合、医用画像生成手段により生成された医用画像に対し、本実施形態に係る測定装置によるバイオマーカー濃度の測定結果を重畳表示しても良い。
　また、本実施形態においては、測定結果として得られたヘモグロビン濃度を予め設定されたカットオフ値と比較することにより、子宮内膜症性卵巣嚢胞の悪性度を判定しているが、さらに、被検体（患者）の年齢や嚢胞の大きさといったデータと組み合わせて悪性度を判定しても良い。なお、嚢胞の大きさは、超音波画像やＭＲＩ画像に基づいて測定することができる。例えば、疫学的には、患者の年齢が４４歳以上、又は、嚢胞の最大径が８４ｍｍ以上である場合、子宮内膜症性卵巣嚢胞ががん化している可能性が高いことが知られているため、患者の年齢や嚢胞の大きさによりカットオフ値を調整しても良い。
　以上説明したように、本実施形態によれば、特定の複数の波長における吸光度とバイオマーカーの濃度との関係を表す予め取得された式に対し、生体組織に向けて光を照射することによって取得された特定の複数の波長における吸光度の測定値を代入することにより、バイオマーカーの濃度を算出するので、生体組織に保持された液体中のバイオマーカーの濃度を定量的に、その場で非侵襲的に精度良く測定することが可能となる。また、上記式は予め取得されているので、迅速且つリアルタイムに測定を行うことできる。さらに、被検体にとっても、非拘束で、無痛又は減痛、且つ非観血的にバイオマーカーの濃度を測定することができるので、身体的負担が少ない検査を行うことが可能となる。
　また、本実施形態によれば、嚢胞液中のヘモグロビン濃度を測定する場合に、５８０ｎｍ、５９０ｎｍ、６４０ｎｍ、６８０ｎｍ、７６２ｎｍ、８７６ｎｍ、９００ｎｍ、９３２ｎｍ、９５８ｎｍ、９６８ｎｍ、９７８ｎｍ、１０９５ｎｍの１２波長のうちから選択される２つ以上の波長を用いるので、ヘモグロビン濃度を精度良く反映しつつも、嚢胞液の周囲に存在する間質細胞や内臓脂肪等の生体組織の厚さ、組成、含水率、及び、光路長の違いといった要因の影響を受けにくい光信号を取得することができる。従って、間質細胞の厚さや組成等の差異によらず、精度良くヘモグロビン濃度を測定することが可能となる。さらに、上記１２波長は可視光から近赤外光の波長域であることから、安全性の高い検査を行うことが可能となる。
　また、本実施形態によれば、上記１２波長から選択される２つ以上の波長を用いてヘモグロビン濃度を測定することができるので、ピーク波長が異なる複数のＬＥＤを組み合わせることにより光源を構成することが可能である。つまり、光学系の設計に対する自由度を高めることができる。
　また、本実施形態によれば、少なくとも２つの波長における吸光度を用いてヘモグロビン濃度を測定することができるので、演算負荷が小さい。そのため、民生品のパーソナルコンピュータと同程度のスペックの機器を用いた場合であっても、高速に測定結果を得ることができる。従って、測定装置の小型化と、製造コスト及び運転コストの低減を図ることが可能となる。
　また、本実施形態によれば、卵巣嚢胞に保持された嚢胞液中のヘモグロビン濃度を、その場で非侵襲的に精度良く測定することができるので、予めヘモグロビン濃度と関連付けられた子宮内膜症性卵巣嚢胞の悪性度の分類又はカットオフ値を参照することにより、悪性度を簡便且つ非侵襲的に頻回、高い確度で判定することが可能となる。従って、子宮内膜症性卵巣嚢胞と診断された患者に対し、卵巣嚢胞が現時点ではがん化していないにもかかわらず将来がん化する可能性を考慮して卵巣を摘出するといった無用な手術を減らし、患者の身体的、経済的負担を軽減できる可能性がある。
　また、本実施形態によれば、子宮内膜症性卵巣嚢胞の悪性度の判定にあたって、造影剤による副作用や、Ｘ線による被爆を考慮する必要がない。また、本実施形態においては、測定時間がミリ秒レベルであるため、紫外線を含む光源を用いた場合であっても生体に与える影響は少ない。従って、患者の身体的負担が少なく、検査を頻回行うことも可能となる。
　また、本実施形態によれば、子宮内膜症性卵巣嚢胞の悪性度を、ＭＲＩ等の大型の機器を用いることなく、簡便且つ迅速に判定することができる。従って、小規模なクリニックにおける検診や定期検診における検査に適用することが可能である。特に、図５に例示する測定装置を用いることで、ヘモグロビン濃度の測定から悪性度の判定までを自動で行うことができる。従って、経過観察や判定結果に応じた投薬治療を行い、必要になった段階で適切な外科的治療を施すといった治療計画のバリエーションを増やせる可能性がある。
　なお、本実施形態において説明した子宮内膜症性卵巣嚢胞の悪性度の判定方法は、子宮内膜症性卵巣嚢胞ががん化しているか否かの確定診断を実現するものではない。子宮内膜症性卵巣嚢胞ががん化しているか否かの確定診断は、病理組織学的に判断される。
　卵巣嚢胞を模した疑似生体サンプル（以下、模擬嚢胞という）に対する透過光の分光スペクトルに基づいて、ヘモグロビン濃度の算出に用いられる式を作成し、この式を用いて算出されるヘモグロビン濃度の精度を検証する実験を行った。
　実施例１－１
（１）試料（模擬嚢胞）の作成
　ヘモグロビン粉末(シスメックス株式会社製、溶血ヘモグロビン)を純水で溶解することによりヘモグロビン水溶液を調整した。ヘモグロビン濃度は、０．０ｇ／ｄＬ（純水のみ）、０．５ｇ／ｄＬ、１．０ｇ／ｄＬ、２．０ｇ／ｄＬ、３．０ｇ／ｄＬ、４．０ｇ／ｄＬの６通りとした。なお、これらの濃度は、子宮内膜症性卵巣嚢胞の悪性度のカットオフ値であるヘモグロビン濃度２．０ｇ／ｄＬの周辺の濃度域である。ヘモグロビン濃度は、ヘマトロジーアナライザー（シスメックス株式会社製、型名：ＸＮ－３３０）を用いて実測した。
　各濃度のヘモグロビン水溶液を、使い捨て型のポリスチレンキュベット（Ｂｉｏｒａｄ社製、内寸１０ｍｍ×１０ｍｍ×４５ｍｍ）及び大きさが２種類のガラスキュベット（東京硝子器械株式会社製、内寸１０ｍｍ×１０ｍｍ×４５ｍｍ、２０ｍｍ×１０ｍｍ×４５ｍｍ）に４ｍＬずつ注入し、パラフィルムで封をした。さらに、ヘモグロビン水溶液が封入された容器を横倒しにし、豚肉で包むことにより模擬嚢胞を作成した。豚肉の厚さは、光ファイバ（後述）が接する部分において５ｍｍ及び１０ｍｍの２通りとなるようにした。試料として、上記６通りのヘモグロビン濃度に対し、豚肉の厚さが２通り、容器が３通りの計３６通りの疑似嚢胞を用意した。
（２）模擬嚢胞に対する光の照射及び吸光度の取得
　近赤外線用の２本の光ファイバ(浜松ホトニクス株式会社製、型名：Ａ７９６９－０８ＡＳ及びＡ９７６３－０１)を、先端面同士が同一平面且つ中心間距離が１８ｍｍとなるように平行に並べ、ファイバホルダ（Ｔｈｏｒｌａｂｓ社製、ＡＤＡＳＭＡＢ２）を用いて固定した。そして、２本の光ファイバの先端面が、試料台に載せられる模擬嚢胞に接するように、ファイバホルダ及び試料台の位置を調節し、測定中に光軸がずれないように、ファイバホルダ及び試料台を光学試験ベンチに固定することにより、測定光学系を設置した。
　また、一方の光ファイバ（Ａ９７６３－０１）の後端部には、光源としてハロゲンランプ（浜松ホトニクス株式会社製、Ｈｉｇｈ　Ｐｏｗｅｒ　ＵＶ／Ｖｉｓ、型名：Ｌ１０２９０）を接続し、もう一方の光ファイバ（Ａ７９６９－０８ＡＳ）の後端部には分光器（浜松ホトニクス株式会社、型名：Ｃ９４０５ＣＢ）を接続した。さらに、外部から太陽光や照明等余計な光が入らないように、黒いポリプロピレンの板材を加工して暗箱を作成し、測定光学系に被せた。
　図６は、上述した測定光学系を模式的に示す平面図である。模擬嚢胞２００に対して、２本の光ファイバ２０１，２０２の先端面を接触させることにより、一方の光ファイバ２０１の先端面から出射した光が模擬嚢胞２００の内部に入射する。この光は、模擬嚢胞２００内において反射され、その反射光の一部が、他方の光ファイバ２０２の先端面に入射する。この光ファイバ２０２に入射した光は、模擬嚢胞２００内の容器２０３に収容された液体に関する情報を含んでいる。なお、図６においては、暗箱２０４を一点鎖線により示している。また、実際に測定を行う際には、汚れ防止のため、模擬嚢胞を食品用のラップフィルムで覆った。
　まず、光源及び分光器の電源を入れて３０分以上通電させた後、試料台に何も載せず、暗箱を被せた状態で分光スペクトルを取得し、各波長における光強度Ｉ0を測定した。次に、模擬嚢胞を試料台に載せて分光スペクトルを取得し、各波長における光強度Ｉ1を測定した。測定点（波長）は、分光器の仕様から、４３４ｎｍ～１１４４ｎｍにおいて検知可能な１０２５点の波長とした。そして、光強度Ｉ0及び光強度Ｉ1から、ランバート・ベールの法則に従って、各波長における吸光度を算出した。このような測定を、濃度６通り、肉厚２通り、容器３通りの疑似嚢胞に対して４回ずつ、トータルで１４４回行った。
　図７は、各回の測定において得られた分光スペクトルの二次微分を示すグラフである。二次微分としては、サビツキ－ゴーレイの方法を採用した。ここで、分光スペクトルの二次微分は、原スペクトルの有意差が下向きのピークとなって現れる。図７に示すように、本実施例においては、５８０ｎｍ、５９０ｎｍ、６４０ｎｍ、６８０ｎｍ、７６２ｎｍ、８７６ｎｍ、９００ｎｍ、９３２ｎｍ、９５８ｎｍ、９６８ｎｍ、９７８ｎｍ、１０９５ｎｍの１２波長の位置に、明らかにノイズではないピークが見られる。これらのピークが、疑似嚢胞中のヘモグロビン濃度を特徴づけるものと考えられる。
（３）回帰式の作成及び検証
　上記測定により得られた１４４回分の測定結果（各回につき１０２５点の波長における吸光度）のうち、３０回分の測定結果をランダムに抽出して除外し、残りの１１４回分の測定結果を用いて回帰分析を行うことにより、回帰式を取得した。回帰分析としては、１０２５点の全ての波長における吸光度を説明変数、ヘマトロジーアナライザーで実測することにより得られたヘモグロビン濃度を応答変数とし、多変量解析の一種であるＰＬＳ解析を行った。
　取得された回帰式に対し、除外された３０回分の測定結果（同上）の各々を代入することにより、ヘモグロビン濃度を算出した。そして、回帰式に代入することにより算出されたヘモグロビン濃度と、ヘモグロビン水溶液をヘマトロジーアナライザーで直接測定することにより得られたヘモグロビン濃度との相関性を求めた。
　図８は、ヘマトロジーアナライザーにより直接測定されたヘモグロビンの濃度（以下、直接測定濃度）と、回帰式から得られたヘモグロビンの測定濃度（以下、算出濃度）との相関を示すグラフである。ヘマトロジーアナライザーによる直接測定濃度と、回帰式による算出濃度との相関係数はＲ＝０．９１であり、両者の間には高い相関性が認められる。このことから、肉に包まれた模擬嚢胞内部の水溶液中のヘモグロビン濃度を、肉から取り出すことなく精度良く測定可能であることがわかった。また、肉の厚さやキュベットの大きさが異なる様々な模擬嚢胞に対しても、統一的な回帰式を作成してヘモグロビン濃度を算出できることがわかった。
　ここで、子宮内膜症性卵巣嚢胞に罹患した患者には、細胞の厚さ、内臓脂肪や筋組織の密度、腫瘍の大きさ等の点で個人差がある。本実施例における測定方法においては、このように種々の条件が異なる患者に対し、統一的な回帰式を適用して卵巣嚢胞内の嚢胞液中のヘモグロビン濃度を測定することが可能であり、極めて汎用性が高い測定方法であると言える。
　実施例１－２
　上記実施例１－１における実験により得られた測定結果を用いて、実施例１－１と同様に回帰分析を行うことにより回帰式を取得し、この回帰式によりヘモグロビン濃度を算出した。ただし、説明変数としては、１０２５点の波長の代わりに、分光スペクトルの二次微分（図７参照）において顕著な下向きのピークが見られる５８０ｎｍ、５９０ｎｍ、６４０ｎｍ、６８０ｎｍ、７６２ｎｍ、８７６ｎｍ、９００ｎｍ、９３２ｎｍ、９５８ｎｍ、９６８ｎｍ、９７８ｎｍ、１０９５ｎｍの１２波長における吸光度を用いた。
　図９は、ヘマトロジーアナライザーにより直接測定されたヘモグロビンの濃度（直接測定濃度）と、１２波長における吸光度を用いた回帰式により算出されたヘモグロビンの測定濃度（算出濃度）との相関を示すグラフである。ヘマトロジーアナライザーによる直接測定濃度と、回帰式による算出濃度との相関係数は、Ｒ＝０．８８であった。このように、説明変数を上記１２波長における吸光度に限定した場合であっても、ヘマトロジーアナライザーによるヘモグロビンの直接測定濃度と、回帰式によるヘモグロビンの算出濃度との間には良好な相関性が認められる。
　実施例１－３
　上記実施例１－１における実験により得られた測定結果を用いて、実施例１－１と同様に回帰分析を行うことにより回帰式を取得し、この回帰式によりヘモグロビン濃度を算出。ただし、説明変数としては、分光スペクトルの二次微分（図７参照）において顕著な下向きのピークが見られる１２波長のうち、９００ｎｍ及び９６８ｎｍの２波長における吸光度のみを用いた。
　図１０は、ヘマトロジーアナライザーにより直接測定されたヘモグロビンの濃度（直接測定濃度）と、２波長における吸光度を用いた回帰式により算出されたヘモグロビンの測定濃度（算出濃度）との相関を示すグラフである。説明変数を上記２波長における吸光度に限定した場合であっても、ヘマトロジーアナライザーによる直接測定濃度と、回帰式による算出濃度との相関係数はＲ＝０．８９であり、両者の間には良好な相関性が認められる。
　実施例１－４
　上記実施例１－１における実験により得られた測定結果を用いて、実施例１－１と同様に回帰分析を行うことにより回帰式を取得し、この回帰式によりヘモグロビン濃度を算出した。ただし、説明変数としては、分光スペクトルの二次微分（図７参照）において顕著な下向きのピークが見られる５８０ｎｍ、５９０ｎｍ、６４０ｎｍ、６８０ｎｍ、７６２ｎｍ、８７６ｎｍ、９００ｎｍ、９３２ｎｍ、９５８ｎｍ、９６８ｎｍ、９７８ｎｍ、１０９５ｎｍの１２波長のうち、任意の２つ以上の波長における吸光度を用いた。
　図１１は、回帰式の作成に用いられた吸光度の波長と、当該回帰式によるヘモグロビンの算出濃度とヘマトロジーアナライザーによるヘモグロビンの直接測定濃度との相関係数とを示す表である。図１１に示すように、いずれの波長の組み合わせにおいても相関係数はＲ＝０．８３以上であり、両者の間に良好な相関性が見られる。これにより、上記１２波長のうち任意の２つ以上の波長における吸光度を用いることで、精度良くヘモグロビン濃度を算出可能な回帰式を作成できることがわかった。
　実施例２－１
（１）試料（模擬嚢胞）の作成
　卵巣摘出手術を受けた９名の患者から提供された検体（嚢胞液）を用意した。これらの検体のヘモグロビン濃度を、ヘマトロジーアナライザー（シスメックス株式会社製、型名：ＸＮ－３３０）を用いて実測したところ、０．１ｇ／ｄＬ～３．８ｇ／ｄＬの範囲であった。また、ヒト由来のアルブミン(ナカライテスク株式会社社製)をリン酸緩衝生理食塩水に溶解させた溶解液（アルブミン濃度５．０ｇ／ｄＬ）を、ヘモグロビン濃度０．０ｇ／ｄＬのブランクとし、計１０通りの検体を用意した。
　これらの検体を、実施例１－１と同様に、使い捨て型のポリスチレンキュベット（Ｂｉｏｒａｄ社製、内寸１０ｍｍ×１０ｍｍ×４５ｍｍ）に４ｍＬずつ注入し、パラフィルムで封をし、豚肉で包むことにより模擬嚢胞を作成した。豚肉の厚さは、光ファイバが接する部分において５ｍｍ及び１０ｍｍの２通りとなるようにした。試料としては、上記１０通りの検体に対し、豚肉の厚さが２通りの計２０通りの疑似嚢胞を用意した。
（２）模擬嚢胞に対する光の照射及び吸光度の取得
　上記実施例１－１と同様に測定光学系を設置し、疑似嚢胞を透過した光の分光スペクトルを取得して吸光度を算出する実験を、各試料に対して２回ずつ、計４０回行った。
　図１２は、各回の測定において得られた分光スペクトルの二次微分を示すグラフである。図１２に示すように、本実施例においても、実施例１－１と同様に、５８０ｎｍ、５９０ｎｍ、６４０ｎｍ、６８０ｎｍ、７６２ｎｍ、８７６ｎｍ、９００ｎｍ、９３２ｎｍ、９５８ｎｍ、９６８ｎｍ、９７８ｎｍ、１０９５ｎｍの１２波長の位置に特徴的なピークが見られる。実施例１－１及び実施例２－１を考慮すると、これらのピークは、測定対象の由来に依存せず、ヘモグロビンという化学種に特有のピークであると考えられる。
（３）回帰式の作成及び検証
　上記測定により得られた４０回分の測定結果（各回につき１０２５点の波長における吸光度）のうち、１０回分の測定結果をランダムに抽出して除外し、残りの３０回分の測定結果を用いて回帰分析を行うことにより、回帰式を取得した。回帰分析としては、実施例１－１と同様に、１０２５点の全ての波長における吸光度を説明変数、ヘマトロジーアナライザーで実測することにより得られたヘモグロビン濃度を応答変数とするＰＬＳ解析を行った。
　取得された回帰式に対し、除外された１０回分の測定結果（同上）の各々を代入することにより、ヘモグロビン濃度を算出した。そして、回帰式に代入することにより算出されたヘモグロビン濃度と、検体をヘマトロジーアナライザーで直接測定することにより得られたヘモグロビン濃度との相関性を求めた。
　図１３は、ヘマトロジーアナライザーにより直接測定されたヘモグロビンの濃度（直接測定濃度）と、回帰式により算出されたヘモグロビンの測定濃度（算出濃度）との相関を示すグラフである。ヘマトロジーアナライザーによる直接測定濃度と、回帰式による算出濃度との相関係数はＲ＝０．９７であり、両者の間には高い相関性が認められる。
　このように、実施例２－１によれば、ヘモグロビン水溶液だけでなく、患者から提供された臨床検体についても、疑似嚢胞から取り出すことなく、即ち非侵襲的に、且つ高精度にヘモグロビン濃度を測定可能であることがわかった。
　実施例２－２
　上記実施例２－１における実験により得られた測定結果から１０回分の測定結果を除外した３０回分の測定結果のうち、９００ｎｍ及び９６８ｎｍの２波長における吸光度から検量線を作成した。そして、この検量線に対し、除外された１０回分の測定結果を適用することにより、ヘモグロビン濃度を算出した。図１４は、ヘマトロジーアナライザーにより直接測定されたヘモグロビンの濃度（直接測定濃度）と、ＰＬＳ解析から求められた検量線より算出されたヘモグロビンの測定濃度（算出濃度）との相関を示すグラフである。ヘマトロジーアナライザーによる直接測定濃度と、検量線による算出濃度との相関係数はＲ＝０．９２であり、両者の間には高い相関性が認められる。
　実施例３
（１）試料（模擬嚢胞）の作成
　実施例１－１と同様に、０．０ｇ／ｄＬ（純水のみ）、０．５ｇ／ｄＬ、１．０ｇ／ｄＬ、２．０ｇ／ｄＬ、３．０ｇ／ｄＬ、４．０ｇ／ｄＬの６通りに調整したヘモグロビン水溶液をポリスチレンキュベット（Ｂｉｏｒａｄ社製、内寸１０ｍｍ×１０ｍｍ×４５ｍｍ）に封入して豚肉で巻くことにより、疑似嚢胞を作成した。肉の厚さを、５ｍｍ及び１０ｍｍの２通りとすることにより、計１２通りの疑似嚢胞を用意した。
（２）模擬嚢胞に対する光の照射及び吸光度の取得
　超音波診断に使用される市販の体腔用プローブ（経膣プローブ）を利用し、プローブの先端部に光ファイバを埋め込んだ実験用プローブを作成した。図１５は、実施例３において使用されたプローブの先端部（ヘッド部）を模式的に示す平面図である。プローブ２１０のヘッド部の幅は２１．８ｍｍであり、ヘッド部の中央には超音波送受信部２１１が設けられている。このような体腔用プローブに対し、光源と接続された光ファイバ２１２及び分光器と接続された光ファイバ２１３を、各光ファイバ２１２，２１３の先端面がヘッド部の表面と同一面になるように取り付けた。光ファイバ２１２，２１３の中心間距離は１８ｍｍとした。
　このような実験用ブローブに対し、超音波診断における通常の手順と同様に、先端に超音波用ゼリー(ジェクス株式会社製)を塗布し、プローブカバー(不二ラテックス株式会社製)を被せた。なお、通常の手順に従ったのは、超音波用ゼリー及びプローブカバーによる光の減衰があっても光検出が可能か否かを検証するためである。
　この実験用プローブを光学ベンチに固定し、実施例１－１と同様に、試料台に疑似嚢胞を載せない状態で測定した光強度Ｉ0と、疑似嚢胞を載せた状態で測定した光強度Ｉ1とを取得した。そして、光強度Ｉ0及び光強度Ｉ1から、ランバート・ベールの法則に従って、各波長における吸光度を算出した。このような測定を、濃度６通り、肉厚２通りの疑似嚢胞に対して３回ずつ、トータルで３６回行った。
（３）回帰式の作成及び検証
　上記測定により得られた３６回分の測定結果（各回につき１０２５点の波長における吸光度）のうち、９回分の測定結果をランダムに抽出して除外し、残りの２７回分の測定結果を用いて回帰分析を行うことにより、回帰式を取得した。回帰分析としては、実施例１－１と同様に、１０２５点の全ての波長における吸光度を説明変数、ヘマトロジーアナライザーで実測することにより得られたヘモグロビン濃度を応答変数とするＰＬＳ解析を行った。
　取得された回帰式に対し、除外された９回分の測定結果（同上）の各々を代入することにより、ヘモグロビン濃度を算出した。そして、回帰式に代入することにより算出されたヘモグロビン濃度と、ヘモグロビン水溶液をヘマトロジーアナライザーで直接測定することにより得られたヘモグロビン濃度との相関性を求めた。図１６は、ヘマトロジーアナライザーにより直接測定されたヘモグロビンの濃度（直接測定濃度）と、回帰式により算出されたヘモグロビンの測定濃度（算出濃度）との相関を示すグラフである。ヘマトロジーアナライザーによる直接測定濃度と、回帰式による算出濃度との相関係数はＲ＝０．８９であり、両者の間には良好な相関性が認められる。
　このように、光学実験用の特殊な光ファイバホルダで測定光学系を構成しない場合であっても、体腔用プローブに光ファイバ等の光学系を搭載することにより、擬似嚢胞内の液体のヘモグロビン濃度を、非侵襲的に精度良く測定可能であることがわかった。また、超音波診断の際に使用される超音波用ゼリー及びプローブカバーを介した場合であっても、ヘモグロビン濃度の測定に十分な光量の光を検出できることが確認された。
　本発明は、以上説明した実施形態に限定されるものではなく、本発明の要旨を逸脱しない範囲内において、他の様々な形で実施することができる。例えば、上記実施形態に示した全構成要素からいくつかの構成要素を除外して形成しても良いし、上記実施形態に示した構成要素を適宜組み合わせて形成しても良い。
　１０…測定装置、１００…プローブ、１０１…照射部、１０２…受光部、１０３…超音波送受信部、１１０…本体、１１１…光源、１１２…分光部、１１３…駆動信号発生部、１１４…超音波信号処理部、１１５…操作入力部、１１６…表示部、１２０…記憶部、１２１…プログラム記憶部、１２２…パラメータ記憶部、１２３…測定結果記憶部、１３０…制御部、１３１…光源制御部、１３２…吸光度取得部、１３３…濃度算出部、１３４…判定部、１３５…走査制御部、１３６…画像処理部、１３７…表示制御部、２００…模擬嚢胞、２０１，２０２，２１２，２１３…光ファイバ、２０３…容器、２０４…暗箱、２１０…プローブ、２１１…超音波送受信部

Claims (14)

  1. 　生体組織に保持されている液体中のバイオマーカーの濃度を測定する測定方法であって、
    　可視光から近赤外光の波長域のうち特定の複数の波長の成分を含む光を、前記液体を保持している生体組織に向けて照射する照射ステップと、
    　前記生体組織により反射された反射光、又は、前記生体組織を透過した透過光を受光する受光ステップと、
    　前記受光ステップにおいて受光された反射光又は透過光の分光スペクトルに基づいて、前記特定の複数の波長における吸光度の測定値を取得する吸光度取得ステップと、
    　前記吸光度の測定値を、前記特定の複数の波長における吸光度と前記バイオマーカーの濃度との関係を表す予め取得された所定の式に代入することにより、前記バイオマーカーの濃度を算出する濃度算出ステップと、
    を含む測定方法。
  2. 　前記所定の式は、
    　前記バイオマーカーの濃度が既知である液体が内部に収容された透明の容器を生体組織によって被覆した疑似生体サンプルに、前記可視光から近赤外光の波長域に含まれる光を照射するステップ（ａ）と、
    　前記疑似生体サンプルにより反射された反射光、又は、前記疑似生体サンプルを透過した透過光を受光するステップ（ｂ）と、
    　ステップ（ｂ）において受光された反射光又は透過光の分光スペクトルを取得するステップ（ｃ）と、
    　ステップ（ａ）～（ｃ）を複数の疑似生体サンプルに対して行うことにより取得された複数の分光スペクトルに基づいて、ステップ（ａ）において照射された光の波長域に含まれる所定の複数の波長における複数の吸光度を取得し、該複数の吸光度と前記濃度が既知である液体の該濃度とに基づいて、前記所定の複数の波長における吸光度と前記バイオマーカーの濃度との関係を求めるステップ（ｄ）と、
    を含む方法によって決定されたものであり、
    　前記所定の式における前記特定の複数の波長は、前記所定の複数の波長である、請求項１に記載の測定方法。
  3. 　ステップ（ｄ）は、前記複数の吸光度を説明変数、前記濃度が既知である液体の該濃度を応答変数として多変量解析を行うことにより回帰式を求める、請求項２に記載の測定方法。
  4. 　前記所定の複数の波長は、ステップ（ａ）において照射された光の波長域のうち検知可能な全ての波長である、請求項２又は３に記載の測定方法。
  5. 　ステップ（ｄ）は、前記複数の分光スペクトルにおいて特徴的な光シグナルが見られる複数の波長を抽出するステップ（ｄ１）を含み、
    　前記所定の複数の波長は、ステップ（ｄ１）において抽出された複数の波長の全て、又は、ステップ（ｄ１）において抽出された複数の波長から選択された２以上の波長である、請求項２又は３に記載の測定方法。
  6. 　ステップ（ｄ１）は、前記複数の分光スペクトルの二次微分において下向きのピークが現れる波長を抽出する、請求項５に記載の測定方法。
  7. 　前記バイオマーカーは、卵巣嚢胞に保持された嚢胞液中のヘモグロビンであり、
    　前記照射ステップは、前記光を卵巣嚢胞に向けて経膣的又は経腹的に照射し、
    　前記受光ステップは、前記卵巣嚢胞により反射された反射光又は前記卵巣嚢胞を透過した透過光を経膣的又は経腹的に受光する、
    請求項１～６のいずれか１項に記載の測定方法。
  8. 　前記特定の複数の波長は、５８０ｎｍ、５９０ｎｍ、６４０ｎｍ、６８０ｎｍ、７６２ｎｍ、８７６ｎｍ、９００ｎｍ、９３２ｎｍ、９５８ｎｍ、９６８ｎｍ、９７８ｎｍ、１０９５ｎｍのうちから選択される２つ以上の波長である、請求項７に記載の測定方法。
  9. 　生体組織に保持されている液体中のバイオマーカーの濃度を測定する測定装置であって、
    　可視光から近赤外光の波長域のうち特定の複数の波長の成分を含む光を、前記液体を保持している生体組織に向けて照射可能な光照射部と、
    　前記生体組織により反射された反射光、又は、前記生体組織を透過した透過光を受光可能な受光部と、
    　前記受光部により受光された反射光又は透過光の分光スペクトルに基づいて、前記特定の複数の波長における吸光度の測定値を取得し、該吸光度の測定値を、前記特定の複数の波長における吸光度と前記バイオマーカーの濃度との関係を表す予め取得された所定の式に代入することにより、前記バイオマーカーの濃度を算出する濃度算出部と、
    を備える測定装置。
  10. 　前記バイオマーカーは、卵巣嚢胞に保持された嚢胞液中のヘモグロビンであり、
    　前記光照射部及び前記受光部は、膣内に挿入可能なプローブに設けられる、請求項９に記載の測定装置。
  11. 　生体組織に保持されている液体中のバイオマーカーの濃度を測定する測定装置においてコンピュータに実行させる測定プログラムであって、
    　前記測定装置は、可視光から近赤外光の波長域のうち特定の複数の波長の成分を含む光を、前記液体を保持している生体組織に向けて照射可能な光照射部と、前記生体組織により反射された反射光、又は、前記生体組織を透過した透過光を受光可能な受光部と、を備え、
    　前記受光部により受光された反射光又は透過光の分光スペクトルに基づいて、前記特定の複数の波長における吸光度の測定値を取得する吸光度取得ステップと、
    　前記吸光度の測定値を、前記特定の複数の波長における吸光度と前記バイオマーカーの濃度との関係を表す予め取得された所定の式に代入することにより、前記バイオマーカーの濃度を算出する濃度算出ステップと、
    を実行させる測定プログラム。
  12. 　子宮内膜症性卵巣嚢胞の悪性度を判定する判定装置であって、
    　可視光から近赤外光の波長域のうち特定の複数の波長の成分を含む光を卵巣嚢胞に向けて経膣的又は経腹的に照射可能な光照射部と、
    　前記卵巣嚢胞により反射された反射光、又は、前記卵巣嚢胞を透過した透過光を受光可能な受光部と、
    　前記受光部により受光された反射光又は透過光の分光スペクトルに基づいて、前記特定の複数の波長における吸光度の測定値を取得し、該吸光度の測定値を、前記特定の複数の波長における吸光度とヘモグロビンの濃度との関係を表す予め取得された所定の式に代入することにより、前記卵巣嚢胞に保持された嚢胞液中のヘモグロビンの濃度を算出する濃度算出部と、
    　前記濃度算出部により算出されたヘモグロビンの濃度が、予めヘモグロビン濃度と関連付けられた子宮内膜症性卵巣嚢胞の悪性度の分類のいずれに当てはまるかを判定する判定部と、
    を備える判定装置。
  13. 　子宮内膜症性卵巣嚢胞の悪性度を判定する判定装置の作動方法であって、
    　可視光から近赤外光の波長域のうち特定の複数の波長の成分を含む光を卵巣嚢胞に向けて照射させる照射ステップと、
    　前記卵巣嚢胞により反射された反射光、又は、前記卵巣嚢胞を透過した透過光を受光させる受光ステップと、
    　前記受光ステップにおいて受光された反射光又は透過光の分光スペクトルに基づいて、前記特定の複数の波長における吸光度の測定値を取得させる吸光度取得ステップと、
    　前記吸光度の測定値を、前記特定の複数の波長における吸光度とヘモグロビンの濃度との関係を表す予め取得された所定の式に代入することにより、ヘモグロビンの濃度を算出させる濃度算出ステップと、
    　前記濃度算出ステップにおいて算出されたヘモグロビンの濃度が、予めヘモグロビン濃度と関連付けられた子宮内膜症性卵巣嚢胞の悪性度の分類のいずれに当てはまるかを判定させる判定ステップと、
    を含む判定装置の作動方法。
  14. 　子宮内膜症性卵巣嚢胞の悪性度を判定する判定装置においてコンピュータに実行させる判定プログラムであって、
    　前記判定装置は、可視光から近赤外光の波長域のうち特定の複数の波長の成分を含む光を卵巣嚢胞に向けて照射可能な光照射部と、前記卵巣嚢胞により反射された反射光、又は、前記卵巣嚢胞を透過した透過光を受光可能な受光部と、を備え、
    　前記受光部により受光された反射光又は透過光の分光スペクトルに基づいて、前記特定の複数の波長における吸光度の測定値を取得する吸光度取得ステップと、
    　前記吸光度の測定値を、前記特定の複数の波長における吸光度とヘモグロビンの濃度との関係を表す予め取得された所定の式に代入することにより、ヘモグロビンの濃度を算出する濃度算出ステップと、
    　前記濃度算出ステップにおいて算出されたヘモグロビンの濃度が、予めヘモグロビン濃度と関連付けられた子宮内膜症性卵巣嚢胞の悪性度の分類のいずれに当てはまるかを判定する判定ステップと、
    を実行させる判定プログラム。
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