JP5183406B2 - 生体情報処理装置及び生体情報処理方法 - Google Patents

Description

本発明は、生体情報処理装置及び生体情報処理方法に関する。

レーザーなどの光源から生体に光を照射し、入射した光に基づいて得られる生体内の情報を画像化する光イメージング装置の研究が医療分野で積極的に進められている。

この光イメージングの一つとして、光音響イメージングと呼ばれているＰＡＴ（Ｐｈｏｔｏ Ａｃｏｕｓｔｉｃ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）という技術がある。光音響イメージングは、光に比べて生体内での散乱が少ない超音波の特性を利用して、生体内の光学特性値分布を高解像度に求める手法である（特許文献１、非特許文献１参照）。

この方法では、光源から発生したパルス光を生体に照射し、生体内で伝播・拡散したパルス光のエネルギーを吸収した生体組織から発生した音響波を検出する。すなわち、腫瘍などの被検部位とそれ以外の組織との光エネルギーの吸収率の差を利用し、被検部位が照射された光エネルギーを吸収して瞬間的に膨張する際に発生する弾性波をトランスデューサで受信する。この検出信号を解析処理することにより、生体内の光学特性分布、特に、光エネルギー吸収密度分布を得ることができる。

一方、ＰＡＴ以外の光イメージングとして、拡散光イメージングと呼ばれているＤＯＴ（Ｄｉｆｆｕｓｅ Ｏｐｔｉｃａｌ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）という技術がある。拡散光イメージングは、光源から生体に光を照射して、生体内を伝播・拡散した微弱光を高感度な光検出器により検知し、その検知信号から生体内の光学特性値分布をイメージングする技術である。

また、光と超音波を利用するイメージング技術として、音響光学トモグラフィ（ＡＯＴ：Ａｃｏｕｓｔｏ−Ｏｐｔｉｃａｌ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）という技術がある。音響光学トモグラフィは、生体組織内部に光を照射すると共に局所領域に集束した超音波を照射し、超音波によって光が変調される効果（音響光学効果）を利用し、変調光を光検出器で検出する（特許文献２）。ＡＯＴやＰＡＴは光と超音波が相互作用した局所的な領域の信号を検出するために、ＤＯＴよりも解像度が高いことが知られている。
米国特許第５８４００２３号明細書 米国特許第６９５７０９６号明細書 Ｍ，Ｘｕ，Ｌ．Ｖ．Ｗａｎｇ"Ｐｈｏｔｏａｃｏｕｓｔｉｃ ｉｍａｇｉｎｇ ｉｎ ｂｉｏｍｅｄｉｃｉｎｅ"，Ｒｅｖｉｅｗ ｏｆ ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ，７７，０４１１０１（２００６）

ＤＯＴにおいては、生体内の拡散光を測定して得られたデータから、主に光拡散理論を用いて信号を解析する。そして、画像再構成を行うことで、生体内部の吸収特性と散乱特性とを分離してそれぞれの内部分布を推定してイメージングすることができる。例えば生体組織を測定すれば、吸収特性から主要な測定対象であるヘモグロビンや水、脂肪などの成分を見積もることができる。また血中における酸素飽和度など代謝情報を推定することができる。また、散乱特性から構造に起因する成分なども特定可能である。

一方、ＡＯＴにおいては、吸収係数がバックグランドの媒質に比べて大きいような吸収物体や、散乱係数がバックグランドの媒質に比べて大きいような散乱物体に対しても、どちらでも信号のコントラストが得られる。ＡＯＴは、吸収物体でも散乱物体でも超音波集束領域とほぼ同等の解像度でイメージングできることが知られている。つまり、ＡＯＴで得られる信号は、吸収係数と散乱係数が合成されたものをコントラストとして得ている。しかし、ＡＯＴで得られた信号から吸収係数と散乱係数を分離する手法については開示されていない。吸収と散乱の特性が分離できていないと、ＤＯＴで推定が可能であったような上記項目を高精度に推定することができない。

特許文献２では、吸収係数μ_ａと等価散乱係数μ’_Ｓが合わさった（１）式で表現される減衰係数を用いて光拡散方程式をたて、その数学モデルを利用して、減衰係数の空間的な分布を画像再構成によって得ることができる。

この場合、吸収と散乱の双方の影響を分離することができない。散乱係数が空間的にほぼ一様と見なせる生体組織では、減衰係数の分布が吸収係数の分布とほぼ等価になる。これに対し、散乱分布が一様でない場合、特許文献２ではさらにＤＯＴの測定を行うことで、減衰係数から吸収と散乱を分離することが開示されている。しかし、この方法では、得られる吸収特性と散乱特性の空間的解像度はＤＯＴで決められてしまう。超音波の集束サイズで決められるＡＯＴの空間解像度で吸収係数と散乱係数（等価散乱係数）を分離して測定する手法は開示されていない。

本発明の目的は、ＡＯＴの信号から超音波集束領域である局所的な吸収特性と散乱特性と分離してそれぞれを高精度に算出することが可能な生体情報処理装置及び生体情報処理方法を提供することである。

上記課題に鑑み、本発明の生体情報処理装置は、生体に光を照射するための光源と、前記生体の局所領域に対して超音波を照射するための超音波送信部と、前記光源からの光が前記局所領域において前記超音波によって変調を受けた変調光及び非変調光を検出するための光検出部と、前記光源からの光を受けて前記局所領域から発生した音響波を検出するための音響波検出部と、
前記音響波検出部の出力である音響信号から算出した前記局所領域の吸収特性を利用して、前記光検出部の出力信号から前記局所領域の散乱特性を算出する演算部と、を有することを特徴とする。

また、上記課題に鑑み、本発明の生体情報処理方法は、生体の局所領域に対して光を照射すると共に超音波を照射したときに、該局所領域において前記超音波によって変調を受けた変調光及び非変調光を検出する工程と、生体に光を照射したときに前記局所領域から発生した音響波を検出する工程と、
前記音響波から得た音響信号から算出した前記局所領域の吸収特性を利用して、前記変調光及び前記非変調光から前記局所領域の散乱特性を算出する工程と、を有することを特徴とする。

本発明の生体情報処理装置及び生体情報処理方法によれば、ＡＯＴの信号から超音波集束領域である局所的な吸収特性と散乱特性と分離してそれぞれを高精度に算出することが可能となる。そのため、高解像度に生体内部の分光特性や主要構成成分、或いは代謝情報や散乱パワーなどの空間分布を測定することができる。

以下、図面を参照しつつ本発明をより詳細に説明する。なお、同一の構成要素には原則として同一の参照番号を付して、説明を省略する。

本発明の生体情報処理装置は、光音響イメージング（ＰＡＴ）で得られた音響信号から算出した局所領域の吸収特性を利用して、音響光学トモグラフィ（ＡＯＴ）で得た出力信号から上記局所領域での散乱特性を算出することを特徴とする。

ＡＯＴから得られる出力信号としては、例えば、変調度がある。ここで、本明細書において「変調度」とは、超音波照射領域において音響光学効果により変調された変調光の光強度と、超音波照射領域において変調を受けなかった非変調光及び、超音波照射領域以外を通過した非変調光を合わせた非変調光の光強度との比と定義される。この変調度を初め、ＡＯＴで得られる出力信号は、各局所領域での吸収係数と散乱係数とが合成されたパラメータによるものである。

そこで、ＰＡＴにより該局所領域での吸収係数を算出することにより、ＡＯＴから独立して散乱特性を算出することが可能となる。このように、ＡＯＴとＰＡＴを融合して用いることで、ＤＯＴの解像度に縛られることなく、生体内の吸収係数分布と散乱係数分布とを高精度に得ることができる。

（実施形態１）
本発明の実施形態１における生体情報処理装置及び生体情報処理方法について説明する。図１は、本実施形態の生体情報処理装置の構成例を示す模式図である。

本実施形態の生体情報処理装置は、ＡＯＴとＰＡＴの両方によって生体である被検体７の組織内部の情報を測定可能な測定部１９と、測定部１９から得られた各種信号を処理するための演算部である信号処理装置９から構成される。また、信号処理の結果得られた生体内部の情報を画像化した画像を表示する表示装置１４を有しても良い。

測定部１９は、以下の構成を有する。生体である被検体７に光を照射するための光源１、被検体７の局所領域（超音波集束領域６）に対して超音波を照射するための超音波送信部である超音波トランスデューサ５、超音波集束領域６において超音波によって光源１からの光が変調を受けた変調光及び非変調光を検出するための光検出部である光検出器８、が主な構成である。ここで、超音波トランスデューサ５は、光源１からの光を受けて局所領域から発生した音響波を検出するための音響波検出部としても機能する。すなわち、一つの弾性波トランスデューサによって、ＡＯＴにおける集束超音波の送信と、ＰＡＴにおける音響波の受信が兼ねられている。また、正弦波などの信号を発生する信号発生器１５と、入射光ファイバ２、検出光ファイバ３と、被検体固定板４と、を有する。

光源１は、ＡＯＴ測定においてもＰＡＴ測定においても使用される。また、超音波トランスデューサ５は、ＡＯＴ測定において超音波を送信し、ＰＡＴ測定において音響波を受信する。光検出器８は、ＡＯＴ測定において変調光を検出する。

演算部である信号処理装置９においては、ＰＡＴ測定における超音波トランスデューサ５の出力である音響信号から算出した超音波集束領域６の吸収特性を利用して、ＡＯＴ測定における光検出器８の出力信号から該局所領域での散乱特性が算出される。

被検体７は、乳房などの生体組織であり、吸収散乱体である。被検体７は、被検体固定板４で２方向から軽く抑えて固定された状態にある。被検体固定板４は、光学的に透明であり、被検体７と音響インピーダンスが比較的近いもので構成されている。

光源１はコヒーレンス長が長く（例えば、１ｍ以上）、強度が一定の連続光（ＣＷ光：Ｃｏｎｔｉｎｕｏｕｓ Ｗａｖｅ光）と数ｎｓのパルス光のいずれかを内部で切り替えられることが好ましい。光源１は、生体組織を構成する水、脂肪、タンパク質、酸化ヘモグロビン、還元ヘモグロビン、などの吸収スペクトルに応じた複数の波長を選択することができる。一例としては、生体内部組織の主成分である水の吸収が小さいため光が良く透過し、脂肪、酸化ヘモグロビン、還元ヘモグロビンのスペクトルに特徴がある６００乃至１５００ｎｍ範囲が適当である。具体的な光源１の例としては、異なる波長を発生する半導体レーザー、波長可変レーザーなどで構成するとよい。なお、ＰＡＴ測定で照射するパルス光、ＡＯＴ測定で照射するＣＷ光を、それぞれ発する２つの光源を設けても良い。光源としてはレーザーが好ましいが、レーザーのかわりに発光ダイオードなどを用いることも可能である。レーザーとしては、固体レーザー、ガスレーザー、色素レーザー、半導体レーザーなど様々なレーザーを使用することができる。

光ファイバ２は、光源１から発生した光を被検体７に導く。光ファイバ２の前段に光源１からの光を光ファイバ２の端部に効率良く導光する集光光学系を設けてもよい。被検体７内部に入射した光は、吸収と散乱を繰り返しながら被検体内部を伝播する。

［ＡＯＴ測定］
まず、ＡＯＴ測定について説明する。超音波トランスデューサ５は、被検体７の内部の任意の位置（超音波集束領域６）に集束超音波を送信する。例えば超音波の周波数の範囲は、およそ１から数１０ＭＨｚの範囲である。照射する超音波強度は、生体に照射可能な安全基準以下の強度の範囲内で調節される。

超音波トランスデューサ５は、例えば、リニアアレイ探触子から構成される。アレイ探触子を用いた電子フォーカスによって被検体７の内部の任意の位置に超音波集束領域６を生成する。あるいは、円形凹面超音波振動子や音響レンズを用いたものを機械的に走査して超音波集束領域６を任意の位置に配置してもよい。弾性波トランスデューサとしては、圧電現象を用いたトランスデューサ、光の共振を用いたトランスデューサ、容量の変化を用いたトランスデューサなどを用いることができる。

超音波集束領域（プローブ領域）６では、超音波トランスデューサ５で設定された超音波の周波数と振幅に応じた音場が生成される。この領域内部では、音圧による媒質の密度変化が生じ、媒質の屈折率変化や散乱体の変位が生じる。この領域に光源１から照射された光が入射すると、媒質の屈折率変化や散乱体の変位により、光の位相が超音波の周波数で変調される。ここでは、この現象を音響光学効果と呼ぶことにする。本明細書において「変調光」とは、局所領域に集束された超音波によって引き起こされる音響光学効果によって変調された光を意味する。

超音波照射領域６において音響光学効果により変調された変調光と、超音波照射領域６において変調を受けなかった非変調光及び、超音波照射領域６以外を通過した非変調光を光ファイバ３を経由して光検出器８で検出する。光検出器８には、ＰＭＴ（Ｐｈｏｔｏｍｕｌｔｉｐｌｉｅｒ Ｔｕｂｅ）やＡＰＤ（Ａｖａｌａｎｃｈｅ Ｐｈｏｔｏｄｉｏｄｅ）のような単一検出器を用いることが好ましい。ＣＣＤ、ＣＭＯＳなどのマルチセンサを用いてもよい。

信号処理装置９は、光検出器８や超音波トランスデューサ５からの信号解析や、被検体７内部の吸収特性などについて関連する情報を解析し、画像化する処理を行い、信号抽出部１０、演算処理部１１、画像生成部１２及びメモリ１３を有する。

変調光測定において、信号抽出部１０はフィルタとして機能し、変調光と非変調光を分離する。信号抽出部１０には、特定周波数の信号を選択的に検出するバンドパスフィルタ、特定周波数の光を増幅して検出するロックインアンプが適用可能である。光検出器８から得られる信号に対して、信号抽出部１０で変調光及び非変調光の光強度を得る。

本明細書において「変調信号」とは、超音波によって変調された変調光が、光検出器８による光電効果によって変換された電気信号をいう。電気信号は、好ましくは交流成分の電気信号である。また、「非変調信号」とは、超音波によって変調を受けていない非変調光が、光検出器８による光電効果によって変換された電気信号をいう。電気信号は、好ましくは直集成分の電気信号である。

［ＰＡＴ測定］
次に、ＰＡＴ測定について説明する。光源１から数ｎｓパルスの光を被検体７に照射し、プローブ領域６において吸収された光エネルギーが局所的な温度上昇を引き起こして、体積膨張する際に発生する音響波を検出する。ＡＯＴ測定時と同じプローブ領域６からの音響波を測定するために、ＡＯＴで送信として使用した電子フォーカス設定を、受信用として使用する。円形凹面超音波振動子や音響レンズを用いて機械的に走査する場合は、ＡＯＴと同じ幾何配置にしておけばよい。プローブ領域６から得られる光音響信号の強度を信号抽出部１０で測定する。

本明細書において「音響波」とは、プローブ領域６から光音響効果によって発生した弾性波をいう。また、「音響信号」とは、プローブ領域６から発生した弾性波を、超音波トランスデューサ５を用いて電気信号に変換し、得られる電気信号をいう。

［他の装置構成］
入射光ファイバ２と検出光ファイバ３は同期して、被検体固定板４の表面を２次元的に走査できる機構をもつ。また、入射光ファイバ２と検出光ファイバ３の位置に応じて、超音波トランスデューサ５を制御してプローブ領域６を設定する。プローブ領域６を被検体７に対して走査して、ＡＯＴ測定とＰＡＴ測定をそれぞれ行い、被検体７の空間的な測定分布を得る。また、被検体７内部の分光特性を取得するために、光源１の波長を切り替えて上記測定を行うこともできる。

演算処理部１１では、ＡＯＴ測定における変調信号及び非変調信号とＰＡＴ測定における光音響信号とを利用して、後述する信号処理を実施する。或いは、複数波長によって得られた分光特性から、被検体７内部の構成要素の濃度及び成分比率を算出する。また、算出されたこれら分光特性に関するデータは全て、プローブ領域６の位置座標のデータと対応させて、被検体７内部の分光特性の分布データを作成する。

画像生成部１２は、演算処理部１１で作成した被検体７内部の分光特性の分布データから被検体７の三次元断層像（画像）を生成する。

メモリ１３は、信号抽出部１０で得られたＡＯＴ測定及びＰＡＴ測定の信号値や、演算処理部１１が生成したデータや画像生成部１２が生成した分光特性の画像などを記録する。メモリ１３は、光ディスク、磁気ディスク、半導体メモリ、ハードディスク、などのデータ記録装置を用いることができる。

表示装置１４は、信号処理装置９で生成した画像を表示し、液晶ディスプレイ、ＣＲＴ、有機ＥＬ、などの表示デバイスを用いることができる。

［生体情報処理方法］
以下に、演算処理部１１で実施される、ＰＡＴ測定における光音響信号を利用して、ＡＯＴ測定における変調信号から、プローブ領域６における吸収特性と散乱特性を分離して得る演算処理手法を示す。

まず、ＰＡＴ測定における光音響信号からプローブ領域６の吸収特性を得る演算処理手法を示す。ＰＡＴは、局所的な被検部位で吸収されて発生する光音響波を測定することで、局所的な光の吸収情報を得ることができる。プローブ領域６で発生する弾性波の圧力Ｐは、光照射点からプローブ領域までの距離ｚを用いて、下の（２）式のように表される。
Ｐ（ｚ）＝Γμ_ａ（ｚ）Φ（ｚ） ・・・（２）
ここで、
Γ：グリュナイゼン係数（熱−音響変換効率）
μ_ａ（ｚ）：距離ｚにおける位置での吸収係数
Φ（ｚ）：距離ｚにおける位置での光強度
である。弾性特性値であるグリュナイゼン（Ｇｒｕｎｅｓｅｎ）係数Γは、体積膨張係数βと音速ｃの二乗の積を比熱Ｃｐで割ったものである。

（２）式より、発生する弾性波によって、局所的な被検部位の位置ｚの吸収係数μ_ａ（ｚ）に比例した音圧が測定されることがわかる。吸収係数μ_ａ（ｚ）を精度よく見積もるためには、位置ｚにおける光強度Φ（ｚ）を見積もる必要がある。

非特許文献１に開示してあるように、平均的な光の減衰係数μ_ｅｆｆが得られれば、ランベルトベール則や拡散方程式を使って光強度Φ（ｚ）を求めることができる。これにより、音圧Ｐ（ｚ）からμ_ａ（ｚ）を得ることができる。

ＰＡＴ測定時に、入射光ファイバ２から被検体７に照射されるパルス光が、被検体７内部で拡散し、後方散乱によって検出光ファイバ３を介して光検出器８で得られる光強度をモニタする。拡散理論を用いて、得られた光強度から、被検体７内部のパルス光が拡散された領域の平均的な減衰係数μ_ｅｆｆを算出することができる。

例えばランベルトベール則を用いれば、以下の（３）式のようにプローブ領域６における光強度Φ（ｚ）を求める。
Φ（ｚ）＝Ｓ_０ｅｘｐ（−μ_ｅｆｆｚ） ・・・（３）
ここで、Ｓ_０は被検体７に入射する光強度を表す。

（２）式と（３）式より、被検体７内部の位置ｒ_ｐにあるプローブ領域６における吸収係数μ_ａ（ｚ）は下記のようにして求めることができる。音圧ＰがＰＡＴ測定における測定値となる。

次に、ＡＯＴの測定において、光検出器８で測定される変調信号と非変調信号との強度の比を算出し、これを変調度Ｍとする。変調度Ｍは、Ｓａｖａ Ｓａｋａｄｚｉｃ ａｎｄ Ｌｉｈｏｎｇ Ｖ． Ｗａｎｇ，“Ｕｌｔｒａｓｏｉｃ ｍｏｄｕｌａｔｉｏｎ ｏｆ ｍｕｌｔｉｐｌｙ ｓｃａｔｔｅｒｅｄ ｃｏｈｅｒｅｎｔ ｌｉｇｈｔ：Ａｎ ａｎａｌｙｔｉｃａｌ ｍｏｄｅｌ ｆｏｒ ａｎｉｓｏｔｒｏｐｉｃａｌｌｙ ｓｃａｔｔｅｒｉｎｇ ｍｅｄｉａ”，Ｐｈｙｓｉｃａｌ Ｒｅｖｉｅｗ Ｅ ６６，０２６６０３ （２００２）に開示されているように、下記の（５）式で示される自己相関関数Ｇ_１（τ）をフーリエ変換し、０次と１次の比から計算することができる。

ここで、以下の式が成立する。

（７）式は超音波による相互作用による影響を示す項であり、（８）式はブラウン運動による影響を示す項である。
ここで、

τ_０は、光検出器８からの信号を信号処理装置９内部で相関をとることで測定することができる。（７）式におけるδ_ｎやδ_ｄは、それぞれプローブ領域６における屈折率変化や散乱体変位による効果を表し、散乱係数や超音波の周波数に関する関数である。

（５）式は、超音波に関するパラメータ以外は、同じ測定条件に対しては、吸収係数と散乱係数とが変数に帰着する。（散乱係数は、拡散係数に依存している。）従って、上記のようにＰＡＴ測定から吸収係数が得られれば、（５）式のフーリエ変換から得られる変調度Ｍの測定値と比較することで等価散乱係数を一意的に求めることができる。

このように、ＰＡＴから（４）式のようにプローブ領域の吸収特性を算出し、この吸収特性を利用して、（５）式に示されるようなＡＯＴの解析モデルから、同じプローブ領域の散乱特性を算出することができる。つまり、局所的なプローブ領域に対して、吸収特性と散乱特性を分離して測定することができる。

図２に、本実施形態の生体情報処理方法を実施する場合の測定フローの一例を示す。Ｓ１００で測定ターゲットとなる超音波集束領域（プローブ領域）６を設定する。

Ｓ１０１で前述したＰＡＴ測定を行う。超音波トランスデューサ５から得られる光音響信号から音圧を測定する。同時に、前述したように、入射光ファイバ２から被検体７に照射されるパルス光が、被検体７内部で拡散し、後方散乱によって検出光ファイバ３を介して光検出器８で得られる光強度を測定する。

Ｓ１０２において、ＰＡＴ測定を終了し、Ｓ１０１で得られた後方散乱の光強度から、被検体７の平均的な減衰係数μ_ｅｆｆを算出する。得られた減衰係数より、プローブ領域６における光強度を算出する。

Ｓ１０３において、（４）式に基づき、Ｓ１０１で測定した音圧信号と、Ｓ１０２で得られた光強度を用いて、プローブ領域６の吸収係数を算出する。このように、ＰＡＴ測定の工程において、生体の内部での散乱光も検出し、検出された散乱光から生体の内部の光減衰特性を算出する。そして、この光減衰特性から算出されるプローブ領域６での光強度に基づいて、プローブ領域６での吸収特性を算出することができる。

Ｓ１０４において、前述したＡＯＴ測定を実施する。光検出器８から得られる変調光強度と非変調光強度とを測定し、これらの比をとって、変調度Ｍを算出する。このとき超音波の送信の設定は、ＰＡＴ測定で設定した超音波受信の設定であるプローブ領域６と同じ位置に設定されている。

Ｓ１０５において、前述の変調度Ｍの解析モデルを利用し、Ｓ１０４で得られた変調度ＭとＳ１０３で得られた吸収係数及び、超音波に関する主な測定条件を用いて、プローブ領域６の等価散乱係数を算出する。

Ｓ１００からＳ１０５までのフローを、プローブ領域６を被検体７内部でスキャンして実施することで、被検体７の内部の三次元的な吸収係数分布及び、等価散乱係数分布を得る。

以上説明した手法により、プローブ領域６の吸収係数と散乱係数を高精度に分離して求めることができる。プローブ領域６を被検体７内部でスキャンして実施することで、被検体７の吸収分布及び、散乱分布を得る。画像生成部１２で、各プローブ領域６の位置座標に対応させて、生体内部の吸収係数や散乱係数をマッピングすることで、吸収係数や散乱係数に関する三次元的な空間分布が得られる。このように形成された三次元断層像を画像化して表示装置１４で表示する。

また、光源１の波長を任意に複数用いて前述のフローを実行し、被検体７の構成要素、例えば、酸化ヘモグロビン・還元ヘモグロビン・水・脂肪・コラーゲンなどの成分比率や、酸素飽和指数などの代謝情報や下記（９）式で表される散乱パワーなどを演算処理部１１で求めることも好ましい。
μ’_Ｓ＝Ｂλ^−ｓｐ ・・・（９）
ここで、Ｂは定数、λは光の波長、ＳＰは散乱パワーである。これら機能情報を上述したのと同様にプローブ領域６の位置座標と対応させてマッピングし、これを画像生成部１２で画像化し、表示装置１４で表示することができる。

ここで、Ａ Ｐ Ｇｉｂｓｏｎ ｅｔ ａｌ，“Ｒｅｃｅｎｔ ａｄｖａｎｃｅｓ ｉｎ ｄｉｆｆｕｓｅ ｏｐｔｉｃａｌ ｉｍａｇｉｎｇ”，Ｐｈｙｓ．Ｍｅｄ．Ｂｉｏｌ．５０（２００５）Ｒ１−Ｒ４３で示されているように、光学特性が均質と見なせる媒質から発生する音圧は、被検体７の表面の光が照射された位置からの距離に応じて、指数関数的に光のエネルギーが損失する。このため、音響信号も指数関数で減衰していくという信号プロファイルが得られる。このバックグランド媒質からの音響信号の距離に応じた信号プロファイルを取得し、（３）式を用いてフィッティングすることによって、バックグランド媒質の減衰係数μ_ｅｆｆを算出することができる。ここで得た減衰係数μ_ｅｆｆを用いて、被検体表面から任意の深さｚにおける光強度Φ（ｚ）を（３）式から求めて、音響信号から吸収係数μ_ａ（ｚ）を求めてもよい。

ここで、ＰＡＴ測定で得られた吸収係数μ_ａを用いて、ＡＯＴ測定で得られた変調度から等価散乱係数μ’_Ｓを算出する際に、前述の解析解でなく、前記のＳａｖａ Ｓａｋａｄｚｉｃ ａｎｄ Ｌｉｈｏｎｇ Ｖ． Ｗａｎｇ，“Ｕｌｔｒａｓｏｉｃ ｍｏｄｕｌａｔｉｏｎ ｏｆ ｍｕｌｔｉｐｌｙ ｓｃａｔｔｅｒｅｄ ｃｏｈｅｒｅｎｔ ｌｉｇｈｔ：Ａｎ ａｎａｌｙｔｉｃａｌ ｍｏｄｅｌ ｆｏｒ ａｎｉｓｏｔｒｏｐｉｃａｌｌｙ ｓｃａｔｔｅｒｉｎｇ ｍｅｄｉａ”，Ｐｈｙｓｉｃａｌ Ｒｅｖｉｅｗ Ｅ ６６，０２６６０３ （２００２）に記載されているＡＯＴの物理モデルを反映させたモンテカルロシミュレーションを実施して、計算結果と測定結果が一致するように等価散乱係数μ’_ｓを求めてもよい。

ＡＯＴ測定における変調度Ｍは、プローブ領域６の吸収係数と散乱係数の双方のパラメータによって決まる値である。ＰＡＴ測定から吸収係数を独立して測定し、この値を利用して散乱係数を得ることが本発明の本質である。本実施形態において、（５）式に示す解析解を用いて説明したが、前述の解析解に限定されない。相関関数の拡散方程式を用いたモデルなど、測定に応じてモデルは随時変更することができ、適用した計算モデルに応じて本実施例を適用することができる。

ここで、図２のフローようにＰＡＴ測定を行ってからＡＯＴ測定を行っているが、順序を反対にして、ＡＯＴ測定を行なってからＰＡＴ測定を行ってもよい。

また、ＡＯＴの測定手法は、ＰＭＴなどの単一検出器を用いた検出手法やＣＣＤなどのマルチセンサを用いたパラレル検出、或いはフォトリフラクティブ素子を用いたホログラム検出やスペクトルホールバーニングを用いた検出などいずれであってもよい。ＣＣＤなどのマルチセンサを用いた場合は、（５）式の代わりに、例えば、Ｊｕｎ Ｌｉ，Ｇｅｎｇ Ｋｕ ａｎｄ Ｌｉｈｏｎｇ Ｖ．Ｗａｎｇ，“Ｕｌｔｒａｓｏｕｎｄ−ｍｏｄｕｌａｔｅｄ ｏｐｔｉｃａｌ ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ ｏｆ ｂｉｏｌｏｇｉｃａｌ ｔｉｓｓｕｅ ｂｙ ｕｓｅ ｏｆ ｃｏｎｔｒａｓｔ ｏｆ ｌａｓｅｒ ｓｐｅｃｋｌｅｓ”，ＡＰＰＬＩＥＤ ＯＰＴＩＣＳ，Ｖｏｌ．４１，Ｎｏ．２８ （２００２）に記載されている変調度の解析式を用いてもよい。

（実施形態２）
本発明の実施形態２における生体情報処理方法について説明する。本実施形態の装置構成は実施形態１と同様である。本実施形態における測定フローを図３に示す。まずＳ２００において、入射光ファイバ２を被検体固定板４の表面に対して２次元的に走査しながらＰＡＴ測定を行い、被検体７の全領域でＰＡＴの測定値を得る。このとき、複数の波長で測定を行い、分光情報も取得することが好ましい。

Ｓ２０１で、例えば非特許文献１などに開示されている公知の手法を用いて、Ｓ２０１で得られた信号を利用して画像再構成を行い、被検体７の内部における音圧の分布を得る。このとき、超音波が媒質を伝播する際の減衰や、測定部１９や信号処理部９によるシステム誤差を除去し、パルス光照射時の発生音圧分布を再現する情報が得られている。

得られた再構成画像に対して、Ｓ２０２で周囲よりもコントラストの高い領域を抽出する。このとき、予め閾値を設定しておく。全測定領域について、バックグランドの平均的な信号値よりも対象領域がこの閾値を超えるか否かを調べる。

Ｓ２０３で、所定の閾値を超えるような高コントラスト領域が存在しない場合は、測定を終了する。高コントラスト領域が存在する場合は、その領域の位置座標をメモリ１３に保存し、Ｓ２０４へ移る。

Ｓ２０４では、高コントラスト領域の位置座標に合わせて超音波トランスデューサ５のプローブ領域６を設定し、ＡＯＴ測定を行なう。Ｓ２０２で抽出された全ての高コントラスト領域についてＡＯＴ測定を実施する。また、高コントラスト領域以外のバックグランド領域の任意の位置について同様にＡＯＴ測定を行うことが好ましい。

Ｓ２０５において、Ｓ２０４のＡＯＴ測定において得られた非変調光の強度を用いて、拡散方程式とフィッティングすることにより、被検体７の平均的な減衰係数μ_ｅｆｆを得る。高コントラスト領域に対して、メモリ１３からプローブ領域６の音圧信号などを読み出し、前述の減衰係数μ_ｅｆｆを用いて、（３）式及び（４）式から、プローブ領域６の吸収係数を算出する。また、Ｓ２０４のＡＯＴ測定で得られた変調度Ｍと前述の吸収係数を利用して、実施例１で述べた手法を用いて、プローブ領域６の散乱係数を算出する。

本実施形態においても、Ｓ２０５で高コントラスト領域に対して得られた吸収係数分布や散乱係数分布を画像化して、表示装置１４で表示することができる。

また、吸収係数画像から、酸化ヘモグロビン・還元ヘモグロビン・水・脂肪・コラーゲンなどの成分比率や、酸素飽和指数などの代謝情報が、散乱係数画像から散乱パワーの情報が演算処理部１１で求められる。これら機能情報を画像化して、表示装置１４で表示する。

本実施形態では生体の内部の任意の局所領域に対してＰＡＴ特定を行い、得られた音響信号が所定の閾値よりも高いコントラストで得られる領域を特定する。このように、ＰＡＴ測定から生体組織の異常が疑わしい領域を事前に特定し、同領域に対してＡＯＴ測定を実施することで、異常が疑わしい領域に対してのみ、吸収係数や散乱係数を定量的に測定することができる。被検体７の全領域に対してＡＯＴ測定を行う必要がなくなるので、測定時間を短縮でき、効率的に必要な情報を得る事ができる。実施例１では、プローブ領域６に対してＡＯＴ測定とＰＡＴ測定を連続して行うのに対して、本実施形態の場合は、ＡＯＴ測定とＰＡＴ測定は全く独立に行う。

また、本実施形態では、ＡＯＴ測定で検出された非変調光の強度から生体の内部の光減衰特性を算出する。そして、この光減衰特性から算出される局所領域での光強度に基づいて当該局所領域での吸収特性を算出する。これにより、ＰＡＴ測定用のパルス光ではなく、ＡＯＴ測定用のＣＷ光を用いて非変調（定常）光を測定できるので、繰り返しパルス光による光強度を測定するよりも高精度に光検出器８で測定することができる。

（実施形態３）
本発明の実施形態３における生体情報処理装置及び生体情報処理方法について説明する。本実施形態の基本的な装置構成は実施形態１と同様である。本発明では、ＡＯＴ測定において散乱特性を算出するためにＰＡＴ測定で求めた吸収特性を利用する。そして、（２）式からも明らかなように、ＰＡＴで精度良く吸収特性を求めるには、局所領域での光強度Φ（ｒ_ｐ）をより高精度に算出する必要がある。本実施形態においては、ＡＯＴ測定における光検出器８の出力信号から算出される光強度Φ（ｒ_ｐ）に基づいて、ＰＡＴ測定における超音波トランスデューサ５の出力である音響信号から局所領域での吸収特性を算出する。

図４に示すようなＡＯＴの測定条件において、特許文献２に記載されているように、被検体７内部の位置ｒ_ｐにあるプローブ領域６で変調作用を受けて検出される変調光の光強度Ｉ_ＡＣ（ｒ_ｐ）は、以下の（１０）式によって表すことができる。
Ｉ_ＡＣ（ｒ_ｐ）＝Ｓ_０Ψ（ｒ_ｓ，ｒ_ｐ）ηΨ（ｒ_ｐ，ｒ_ｄ） ・・・（１０）
ここで、Ψ（ｒ_ｓ，ｒ_ｐ）は被検体７における光入射位置ｒ_ｓからプローブ領域６の位置ｒ_ｐまでの光強度の伝達関数を、Ψ（ｒ_ｐ，ｒ_ｄ）はｒ_ｐから光検出位置ｒ_ｄまでの光強度の伝達関数を表し、Ｓ_０は被検体７に入射する光強度、ηはプローブ領域６において光が変調作用を受ける効率を表す。被検体７内部の光強度の伝達関数Ψは、光拡散方程式や輸送方程式、モンテカルロシミュレーションなどでモデル化することができる。

ここで、本明細書において、入射光ファイバ２から照射された光が被検体内でプローブ領域６に至るまでに光が散乱して伝播する経路を入射光伝播領域と呼ぶ。また、プローブ領域６で変調を受けた光が検出光ファイバ３に至るまでに光が散乱して伝播する経路を検出光伝播領域と呼ぶ。

図３に示すように、入射光ファイバ２と検出光ファイバ３の位置を近づけて配置すると

、（１０）式は（１１）式のように書ける。
Ｉ_ＡＣ（ｒ_ｐ）＝Ｓ_０Ψ（ｒ_ｓ，ｒ_ｐ）^２η ・・・（１１）
ここで、図６に示すように、光入射位置ｒ_ｓからプローブ領域６の位置ｒ_ｐまでの光の伝播経路分布１８とプローブ領域６から光検出位置ｒ_ｄまでの光の伝播経路分布１８はほぼ同じとなる。つまり、光源１から照射される光による入射光伝播領域と、検出器８により変調光を検出するときの光検出領域とが重複し、同一とみなせるため、同じ伝播経路分布を往復して変調信号Ｉ_ＡＣとして検出される。このため、前者の伝達関数Ψ（ｒ_ｓ，ｒ_ｐ）と後者の伝達関数Ψ（ｒ_ｐ，ｒ_ｄ）は等しくなり（Ψ（ｒ_ｓ，ｒ_ｐ）＝Ψ（ｒ_ｐ，ｒ_ｄ））、また、伝達関数Ψ（ｒ）は可逆であるので（１１）式が得られる。

従って、（１１）式より光入射位置ｒ_ｓからプローブ領域ｒ_ｐまでの光伝達関数Ψは、

となる。この伝達関数は、光照射位置ｒ_ｓから局所的なプローブ領域６に至るまでの、被検体内部の光学特性を反映したものとなる。

このように、入射光経路と検出光経路が同一であることから得られる関係式（４）を用いて、局所領域での変調光の光強度Ｉ_ＡＣ（ｒ_ｐ）を算出することが好ましい。入射光経路と検出光経路が同一と見なせない場合は、ＡＯＴの測定による変調信号は、入射光経路だけでなく検出光経路にある被検体内部の光学特性を反映したものになる。一方、ＰＡＴの測定で得られる光音響信号からプローブ領域６の吸収特性を得るには、入射光経路を伝播したときの光の減衰率、つまり、入射した光が入射光経路にある被検体内部の光学特性の影響を受けた結果プローブ領域６に到達する光の強度が必要になる。このとき、後述するように、入射光経路と検出光経路とは同一と見なせる条件では、測定したいある１点のプローブ領域６に対して１回のＡＯＴの測定を実施すればよい。しかし、両者が同一と見なせない場合は、プローブ領域６に対して複数回のＡＯＴ測定を行って、入射光経路における被検体内部の光学特性分布を推定し、プローブ領域６での光強度を算出する必要がある。前者は後者よりもＡＯＴの測定回数が少ないために効率的であり、且つ、後者における光学分布の推定による誤差の影響も受けないために高精度である。

一方、ＰＡＴの測定において、ＡＯＴの測定と同じプローブ領域６からの光音響信号を検出する場合を考える。ＰＡＴ測定時における光入射強度をＳ’_０とすれば、プローブ領域６での光強度Φ（ｒ_ｐ）は（１２）式を用いて、以下のように書ける。
Φ（ｒ_ｐ）＝Ｓ’_０Ψ（ｒ_ｓ，ｒ_ｐ） ・・・（１３）
（２）式と（１２）式、（１３）式を用いれば、発生する光音響波の音圧Ｐ（ｒ_ｐ）は（１４）式のように表すことができる。

これより、プローブ領域６における吸収係数μ_ａ（ｒ_ｐ）は以下の式になる。

ＡＯＴ測定において照射する超音波の音圧や周波数が一定であれば、変調効率ηはプローブ領域６の屈折率、吸収係数、散乱係数、散乱の異方性パラメータなどに依存する。しかし、一般的な生体軟組織においては、プローブ領域が十分小さい（〜ｍｍ）ときは変調効率ηの変化は小さくほぼ一定と見なせる。ＡＯＴ測定やＰＡＴ測定において、それぞれ常に一定の光強度を生体に入射し、さらに、グリュナイゼン係数Γも位置に寄らずほぼ一定とすれば、（１５）式から下記のような関係式が得られる。

（１６）式より、ＡＯＴ測定とＰＡＴ測定において、同じプローブ領域６に対して、変調光強度信号Ｉ_ＡＣ（ｒ_ｐ）と光音響波Ｐ（ｒ_ｐ）を測定することによって、プローブ領域ｒ_ｐの吸収特性μ_ａ（ｒ_ｐ）を得ることができる。

プローブ領域ｒ_ｐを３次元領域でスキャンして測定することによって、被検体７の吸収係数の相対的な内部分布を可視化することができる。（１６）式で定数とした各パラメータをキャリブレーションによって予め求めておけば、吸収係数を推定することもできる。

ＰＡＴの光音響信号から吸収係数μ_ａを求めるためには、光音響波の発生位置における光強度を推定する必要がある。これをＡＯＴ測定から得られた変調信号を利用して行うことが本実施形態の特徴である。このとき、入射光ファイバ２と検出光ファイバ３の位置をプローブ領域６に対してほぼ同じ位置と見なせるような配置に設定して、ＡＯＴ測定を行うことが好ましい。この場合、プローブ領域６の位置に応じた光伝達関数を、ＡＯＴ測定の変調信号から得ることができる。

前述した従来の平均的な光の減衰係数を利用して光強度を推定する手法は、理想的な均質媒質に対してのみ精度良く適用できる。しかし、本発明の解析方法では、被検体７内部が均質でも不均質でも適用可能である。不均質な場合でも、その不均質媒質を往復した変調光信号Ｉ_ＡＣが得られ、Ｉ_ＡＣを利用して不均質さを反映した伝達関数Ψを求め、これを利用して光強度を推定するからである。すなわち、媒質の不均質さが考慮された吸収係数を求めていることになるのである。

このようにして得られた吸収特性を利用して、実施形態１に記載したのと同様にＡＯＴ測定から散乱特性を算出すればよい。

（実施形態４）
本発明の実施形態４における生体情報処理装置及び生体情報処理方法について説明する。本実施形態の基本的な装置構成は実施形態１と同様である。

実施形態１ではＡＯＴ測定において吸収係数と散乱係数が分離されてない変調度Ｍから両者を分離した。本実施形態では、ＡＯＴ測定において両者が分離されていないパラメータとして減衰係数μ_ｅｆｆ（ｒ）を算出し、その後ＰＡＴ測定で得た吸収係数を使用して、散乱係数を分離する。

減衰係数μ_ｅｆｆ（ｒ）を用いて、多重散乱光の伝播を拡散方程式を用いて表せば、以下の（１７）式のようになる。
（▽^２−μ^２ _ｅｆｆ（ｒ））Ｕ（ｒ）＝Ｓ（ｒ） ・・・（１７）
ここでＵ（ｒ）は散乱光の強度、Ｓ（ｒ）は光源の強度を表す。また、変調光強度分布は（１０）式を用いて表される。

これら（１０）式や（１７）式を用いて、特許文献２では、以下の（１８）式の関係を導いている。

ここで、θは図４に示されている角度で、プローブ領域６の位置ｒ_ｐから光入射位置ｒ_ｓまでのベクトルと、プローブ領域６の位置ｒ_ｐから光検出位置ｒ_ｄまでのベクトルのなす角である。

（１８）式を用いれば、ＡＯＴの変調信号からプローブ領域ｒ_ｐの減衰係数μ_ｅｆｆ（ｒ）を求めることができる。

減衰係数μ_ｅｆｆ（ｒ）は、（１）式のように、吸収係数μ_ａと等価散乱係数μ’_Ｓの関数である。ＡＯＴの変調信号から得られた減衰係数μ_ｅｆｆ（ｒ）に対して、ＰＡＴの光音響信号から実施形態３の（１６）式を用いて得られた吸収係数μ_ａを利用して、（１）式から等価散乱係数μ’_Ｓを算出することができる。

本実施形態においては、好ましくはＡＯＴの変調信号を利用して、ＰＡＴの音響信号から、まず、プローブ領域の吸収特性を精度よく求める（実施形態３）。次に、ＡＯＴの変調信号から（１８）式を利用してプローブ領域の減衰係数を得て、この減衰係数に対して、（１）式を利用して、ＰＡＴの音響信号から得られた吸収特性から散乱特性を求めることができる。

図７に本実施形態の生体情報処理方法を実施する場合の測定フローの一例を示す。Ｓ３００で測定ターゲットとなる超音波集束領域（プローブ領域）６を設定する。

Ｓ３０１において、ＡＯＴ測定を行う。このとき、変調光信号Ｉ_ＡＣを得る。Ｓ３０２において、（１８）式を用いてプローブ領域６の減衰係数を求める。

Ｓ３０３において、ＰＡＴ測定を行い、光音響信号を得る。このとき超音波の受信の設定は、ＡＯＴ測定で設定した超音波送信の設定であるプローブ領域６と同じ位置に設定されている。

Ｓ３０４において、（１６）式に基づき、Ｓ３０１で得られた変調光信号Ｉ_ＡＣとＳ３０２で得られた光音響信号を用いて、プローブ領域６の吸収係数を算出する。

Ｓ３０５において、Ｓ３０２で得られた減衰係数と、Ｓ３０４で得られた吸収係数を用いて、（１）式に基づき、プローブ領域６の等価散乱係数を算出する。

Ｓ３００からＳ３０５までのフローを、プローブ領域６を被検体７内部でスキャンして実施することで、被検体７の内部の３次元的な吸収係数分布及び、等価散乱係数分布を得る。

ここで、実施例２で示したように、一度ＰＡＴ測定と画像再構成を実行した上で、コントラストの高い領域に対して本実施例に示した手法を適用してもよい。

［装置構成の変形例］
図８〜１０は、図１の測定部１９について光ファイバを用いない他の構成例を示す模式図である。測定部１９以外の信号処理装置９などは図１と同じ構成とする。

図８の例において、光源１からのビームは、ビームスプリッタ２０で反射して、照明／検出光学系２１を経て、被検体７に対して比較的大きな面積で光を照射する。このとき、ＡＯＴ測定における検出光は、照明時と同じ光学系２１を通して光を集光し、ビームスプリッタ２０を透過して光検出器８で信号光を検出する。光照射と光検出を同じ光学系を用いて開口面積を同一にすることで、図５と同じような幾何条件を設定することができる。

或いは、被検体７に対してプローブ領域６が十分深く、拡散近似が成り立つ領域においては、図９のような構成でもよい。入射側と検出側で同じ光学系を用い、被検体７に対する開口面積を同じ領域に設定されている。少し斜めから被検体７に入射した光は、被検体内部で散乱を繰り返すうちに等方的に拡散し、後方散乱光も等方的に拡散して被検体７から射出する光を検出する。このような構成でも、光照射領域と光検出領域をほぼ同じ領域とすることができる。

或いは、基本的には図８と同じ構成だが、図１０のように被検体７に対して、測定プローブ１６を接触させて測定する構成でもよい。測定プローブ１６の中に光検出器８や超音波トランスデューサ５及びビームスプリッタ２０、光学系２１が収められている。また、測定プローブ１６と被検体７の間には、音響インピーダンスをマッチングさせるマッチング媒質が満たされている。図１０においても、光照射領域と光検出領域をほぼ同じ領域とすることができる。

（実施形態５）
本発明の実施形態５における生体情報処理方法について説明する。本実施形態の装置構成は実施形態１と同様である。まずＡＯＴ測定或いはＰＡＴ測定を行う前に、超音波トランスデューサ５を用いて、パルス超音波を送信し、反射波である超音波エコーを超音波トランスデューサ５で受信する。被検体７に対して、パルス超音波の送信方向を変えながら測定することで、被検体７内部の構造情報を取得し、メモリ１３に保存する。

演算処理部１１において、メモリ１３から超音波エコー測定で得られた、被検体７内部の構造データを読み出し、構造的な特徴を利用して、被検体７の内部を領域ごとに分割してメモリ１３に保存する。また、構造データを表示装置１４に表示する。構造的な特徴は、超音波エコー装置により得られたエコー信号が、事前に設定された閾値よりも高いコントラストで信号が得られる領域を特定する。このように超音波エコー信号を用いて、組織構造的に特徴のある領域を抽出する。

次にＡＯＴ測定において、上記の分割された構造情報を利用する。例えば図１１に示すように、分割された構造情報より、被検体内部の構造的に特異な領域Ａ（１７ａ）及び領域Ｂ（１７ｂ）と、それ以外の比較的均質な領域に分割される。

この構造的に特異な領域Ａ（１７ａ）や領域Ｂ（１７ｂ）に対して、例えば実施形態４で述べた手法を用いて、図７のフローに従い、ＡＯＴ測定とＰＡＴ測定を行い、同領域の吸収係数及び散乱係数を算出する。吸収係数、散乱係数それぞれの分布を構造データと重ねて表示装置１４に表示する。

本実施形態においては事前に超音波エコー測定を行い、構造情報データを利用して、構造的に不均質な領域に対して、吸収特性及び散乱特性を算出する。これにより、構造的な情報を利用して光学的に不均質な領域を効率的に抽出し、選択的にＡＯＴ測定とＰＡＴ測定を実施し、被検体内部の不均質な組織に対して効率的に吸収特性及び散乱特性を測定することができる。

以上、本発明の好ましい実施形態を説明したが、本発明はこれらに限定されずその要旨の範囲内で種々の変形及び変更が可能である。

実施形態１の生体情報処理装置の構成例を示す模式図である。 実施形態１の生体情報処理方法を実施する場合の測定フローの一例を示すフローチャートである。 実施形態２の生体情報処理方法を実施する場合の測定フローの一例を示すフローチャートである。 光の入射位置と検出位置とプローブ領域との位置関係の一例を示した模式図である。 光の入射位置と検出位置とプローブ領域との位置関係の別の一例を示した模式図である。 図５の場合において、光の入射・検出位置とプローブ領域との間の光の伝播経路分布を示した模式図である。 実施形態３の生体情報処理方法を実施する場合の測定フローの一例を示すフローチャートである。 図１の測定部１９について他の構成例を示す模式図である。 図１の測定部１９について他の構成例を示す模式図である。 図１の測定部１９について他の構成例を示す模式図である。 実施形態５における生体内部のセグメントされた領域とプローブ領域との位置関係を示した模式図である。

符号の説明

１ 光源
５ 超音波トランスデューサ
６ 超音波集束領域（プローブ領域）
７ 被検体
８ 光検出器
９ 信号処理装置
１０ 信号抽出部
１１ 演算処理部
１２ 画像生成部
１７ａ、１７ｂ 被検体内部の領域
１８ 光の伝播経路分布

Claims (13)

1. 生体情報処理装置であって、
   生体に光を照射するための光源と、
   前記生体の局所領域に対して超音波を照射するための超音波送信部と、
   前記光源からの光が前記局所領域において前記超音波によって変調を受けた変調光及び非変調光を検出するための光検出部と、
   前記光源からの光を受けて前記局所領域から発生した音響波を検出するための音響波検出部と、
   前記音響波検出部の出力である音響信号から算出した前記局所領域の吸収特性を利用して、前記光検出部の出力信号から前記局所領域の散乱特性を算出する演算部と、
   を有することを特徴とする生体情報処理装置。
2. 前記超音波送信部と前記音響波検出部とは、一つの弾性波トランスデューサで兼ねられていることを特徴とする請求項１に記載の生体情報処理装置。
3. 前記演算部は、前記光検出部の出力信号から算出される変調度から、前記局所領域の散乱特性を算出することを特徴とする請求項１又は２に記載の生体情報処理装置。
4. 前記演算部は、前記光検出部の出力信号から算出される前記局所領域の光強度に基づいて、前記音響波検出部の出力である音響信号から前記局所領域の吸収特性を算出することを特徴とする請求項１乃至３のいずれかに記載の生体情報処理装置。
5. 前記光源から照射された光が前記生体の中で前記局所領域まで伝播する入射光伝播領域と、前記変調光が前記生体の中で前記局所領域から前記光検出部まで伝播する検出光伝播領域とが同一とみなせるように、入射光ファイバと検出光ファイバとを配置し、
   前記演算部は、入射光伝播領域と検出光伝播領域が同一であることから得られる関係式を用いて、前記局所領域での光強度を算出することを特徴とする請求項４に記載の生体情報処理装置。
6. 生体情報処理方法であって、
   生体の局所領域に対して光を照射すると共に超音波を照射したときに、該局所領域において前記超音波によって変調を受けた変調光及び非変調光を検出する工程と、
   生体に光を照射したときに前記局所領域から発生した音響波を検出する工程と、
   前記音響波から得た音響信号から算出した前記局所領域の吸収特性を利用して、前記変調光及び前記非変調光から前記局所領域の散乱特性を算出する工程と、
   を有することを特徴とする生体情報処理方法。
7. 前記変調光及び前記非変調光の強度から算出される変調度から、前記局所領域の散乱特性を算出することを特徴とする請求項６に記載の生体情報処理方法。
8. 前記音響波を検出する工程において、前記生体の内部での散乱光も検出し、検出された前記散乱光から前記生体の内部の光減衰特性を算出する工程、
   前記光減衰特性から算出される前記局所領域での光強度に基づいて前記局所領域での吸収特性を算出する工程、
   を有することを特徴とする請求項６又は７に記載の生体情報処理方法。
9. 検出された前記非変調光の強度から前記生体の内部の光減衰特性を算出する工程、
   前記光減衰特性から算出される前記局所領域での光強度に基づいて前記局所領域での吸収特性を算出する工程、
   を有することを特徴とする請求項６又は７に記載の生体情報処理方法。
10. 検出された前記変調光から得た変調信号から算出した前記局所領域での光強度に基づいて、前記音響波から得た音響信号から前記局所領域の吸収特性を算出する工程、
    を有する請求項６又は７に記載の生体情報処理方法。
11. 照射される光による前記生体の中での入射光伝播領域と、前記変調光を検出するときの検出光伝播領域とが同一とみなせるように、前記光の入射及び検出を行い、
    入射光経路と検出光経路が同一であることから得られる関係式を用いて、前記局所領域での光強度を算出することを特徴とする請求項１０に記載の生体情報処理方法。
12. 前記音響波を検出する工程において、前記生体の内部の任意の前記局所領域において前記音響波を検出し、
    前記生体の内部において前記音響信号が所定の閾値よりも高いコントラストで得られる領域を特定する工程を有し、
    特定された前記領域に対して前記局所領域を設定し、前記変調光及び前記非変調光を検出することを特徴とする請求項６に記載の生体情報処理方法。
13. 前記局所領域に対して得られた前記吸収特性又は前記散乱特性を、前記局所領域の位置座標と対応づけることによって、前記生体の内部の吸収特性又は散乱特性に関する三次元断層像を形成することを特徴とする請求項６ないし１２のいずれかに記載の生体情報処理方法。

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