JP4763095B2 - 生体観測装置 - Google Patents

Description

本発明は、超音波照射時における光散乱情報を利用して生体の組織性状を観測する生体観測装置に関する。

生体断層イメージング技術として、光ＣＴやＯｐｔｉｃａｌ Ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ（以下ＯＣＴ）等、様々な技術が提案されている。近赤外光（７００ｎｍ〜１２ＯＯｎｍ）を利用する光ＣＴは、生体粘膜下数ｃｍの断層像を得ることが可能である。
しかし、光ＣＴの空間分解能は、およそ数ｍｍが限界であり、鮮明な断層画像を得ることは難しい。ＯＣＴは実時間で数μｍレベルの空間分解能を有する断層画像を取得可能であるが、観察可能深さは、２ｍｍ程度と浅いことが大きな課題である。
一方、日本国特開２００８−１７０３６３号公報のように超音波と光を生体へ照射することにより、粘膜深部（数ｃｍ）の断層画像を光ＣＴよりも一桁程度高い空間分解能で得るための「超音波光変調トモグラフイー（以下、ＵＭＯＴ）」が提案されている。

非特許文献（Ｃ．Ｋｉｍ，Ｋ．Ｈ．Ｓｏｎｇ，Ｌ．Ｖ．Ｗａｎｇ，“Ｓｅｎｔｉｎｅｌ ｌｙｍｐｈ ｎｏｄｅ ｄｅｔｅｃｔｉｏｎ ｅｘ ｖｉｖｏ ｕｓｉｎｇ ｕｌｔａｓｏｕｎｄ-ｍｏｄｕｌａｔｅｄ ｏｐｔｉｃａｌ ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ，”Ｊ． Ｂｉｏｍｅｄ．Ｏｐｔ．，ＶＯＬ．１３，０２０５０７，２００８）において、Ｋｉｍらは、超音波により変調された照射光を検出することにより、粘膜下数ｃｍのセンチネルリンパ節の可視化に成功している。
しかし、この非特許文献は、あくまで光吸収物体のイメージングに特化された技術を開示している。このため、この技術においては、正常組織や癌組織のような非吸収物体に対して明瞭なコントラストを得ることは困難である。
一方、日本国特開２０００−１９７６３５号公報には***組織等の内部に、可視・近赤外光を照射すると共に、超音波を集束させて、光散乱波を発生させるシステム及び方法が開示されている。この公報は、超音波を照射した領域における光散乱波の振幅及び位相を記録し、画像化する。

また、日本国特開２００１−２０８７２９号公報には、検査対象物に表面弾性波を入射すると共に、レーザ光を照射して、レーザ送受信器により反射光を受信して信号処理装置により、照射したレーザ光と反射光の周波数差を検出する検出手段が開示されている。
この検出手段は、入射したレーザ光の周波数と検査対象物からの反射光との周波数差から検査対象物の表面の（表面弾性波の）振動速度を測定して、検査対象物の欠陥を検出する。
日本国特開２００１−２０８７２９号公報の従来装置は、検査対象物の表面に対して欠陥の有無や大きさにより変化する、表面弾性波の振動速度の分布に応じたドップラ効果による周波数の差を利用して、検査対象物の表面の微小な亀裂等の欠陥を検出する。

しかし、上記従来装置における表面弾性波の代わりに超音波を照射して、生体内部の組織が正常組織であるか病変組織であるかのような組織性状の判別を行おうとする場合、上記の欠陥の有無の場合のように超音波の振動速度が大きく変化することを期待できない。
また、生体の場合にはその生体構成物質は、臓器の種類などにより、超音波に対する音響特性も変化することを考慮する必要がある。

このため、生体の場合に対しては、上記従来装置によるドップラ効果による周波数の差の情報から、直接的に性状判別を行い難い。
また、従来装置のようにドップラ効果を利用しようとする場合、ドップラ効果による振動速度をどのようにして生体の場合における、例えば正常組織と病変組織との判別に適用するかの規範（判別規範）が確立されていない。
このため、生体内部の診断又は検査しようとする臓器等が正常組織（健常組織）であるか癌のような病変組織であるかの組織性状の判別を行い得るような観測装置が望まれる。

この場合、組織性状の場合を含む状態判別を行う際の判別規範も把握し易いものであることが望まれる。つまりその判別規範が把握し易いと、その判別結果を適切に利用し易くなる。逆に言うと、判別規範が把握し難いものであると、判別結果が得られた場合にも、その判別結果をどの程度考慮すべきものであるか否かの判断がし難くなり、適切に利用しがたくなる。
本発明は上述した点に鑑みてなされたもので、超音波照射時における光散乱情報を利用して、生体構成物質の状態判別を行うことができる生体観測装置を提供することを目的とする。さらに、把握し易い判別規範を用いて生体の組織性状の判別を行うことができる生体観測装置を提供することも目的とする。

本発明の生体観測装置は、生体内部の所定の領域に超音波を照射する超音波照射手段と、前記超音波が照射されている所定の領域に所定の周波数の光を照射する光照射手段と、前記所定の領域内に含まれる生体構成物質を光散乱物質として、超音波振動状態における前記照射された光における前記所定の周波数から周波数シフトした散乱光を検出する検出手段と、前記検出手段により検出された散乱光の検出信号における周波数シフト量から前記生体構成物質の速度情報を算出する信号処理を行う信号処理手段と、前記速度情報から前記生体構成物質の密度情報を算出するために、測定対象とする特定の臓器、または部位において予め測定された速度情報と、この測定された速度情報に対応する密度情報とを関連付けて格納する密度情報格納手段と、前記速度情報および前記密度情報格納手段に格納された情報に基づき前記所定の領域内における前記生体構成物質の密度情報を算出する密度情報算出手段と、算出された前記密度情報としての密度の値を用いて前記生体構成物質の状態判別を行う判別手段と、を有することを特徴とする。

図１は本発明の第１の実施形態に係る生体観測装置の構成を示すブロック図。 図２は速度情報から密度情報を算出するための参照データを示す図。 図３は第１の実施形態の処理内容を示すフローチャート。 図４は本発明の第２の実施形態に係る生体観測装置の構成を示すブロック図。 図５は第２の実施形態の変形例に係る生体観測装置の構成を示すブロック図。

以下、図面を参照して本発明の実施形態を説明する。
（第１の実施形態）
図１に示すように本発明の第１の実施形態の生体観測装置１は、超音波を発生する超音波発生手段としての超音波トランスジューサ２を有する。
この超音波トランスジューサ２は、所定の走査範囲を走査する走査手段としての走査部３に取り付けられている。なお、走査部３は、例えば直交する２方向に走査する２つの圧電素子等を備えて構成される。また、この超音波トランスジューサ２は、例えば図１に示すように凹面形状に形成されている。凹面は、出射した超音波を集束させる機能を持つ。なお、凹面形状にする場合に限定されるものでなく、音響レンズを用いて、出射された超音波を集束させるようにしても良い。

この超音波トランスジューサ２により発生した超音波は、生体１７の内部の組織性状（組織の性質又は状態）の判別を行おうとする臓器等における関心領域内の所定の領域としての局所領域１８に集束するように照射される。
この超音波トランスジューサ２は、所定の領域としての局所領域１８に超音波を照射する超音波照射手段を形成する。

この局所領域１８の生体構成物質は、フォーカスされた超音波の照射により局所的に超音波振動する。なお、走査部３が走査されることにより、局所領域１８の中心位置は、関心領域の走査範囲内でその中心位置（関心位置ともいう）が移動する。
また、この生体観測装置１は、所定の周波数ｆの光を発生するレーザダイオード等により構成される光源装置４を有し、この光源装置４で発生した光は導光部としての光ファイバ５の一方の端部に入射される。

光ファイバ５は、入射された光を導光して他方の端部としての先端部から出射する。この先端部も上記走査部３における例えば超音波トランスジューサ２の一方の側（図１では左側）に隣接した位置に配置されている。
この光ファイバ５の先端部から出射された光は、生体１７の所定の領域としての局所領域１８に照射される。この光ファイバ５の先端部は、生体１７の内部の所定の領域に所定の周波数の光を照射する光照射手段を形成する。

局所領域１８における超音波振動している（超音波振動状態の）生体構成物質は、照射された光を散乱する光散乱物質として機能し、この光散乱物質による散乱光においては、超音波振動の速度によるドップラ効果により、散乱前の光の周波数ｆからシフト、つまり周波数シフトする。
また、走査部３における超音波トランスジューサ２の他方の側（図１では右側）に隣接して光ファイバ６の先端部が配置され、この光ファイバ６の先端部には、局所領域１８に照射された光の散乱光が入射される。
この場合、上記のように照射する光の周波数をｆとし、生体構成物質の超音波振動の速度（具体的には超音波振動した場合の超音波振動の周期での平均値的な速度、又は超音波振動した場合におけるその強度が最大となる速度）をｖとした場合、散乱光の周波数シフト量Δｆは、近似的に（１）式のように表される。

Δｆ＝ｆ・ｖ／（ｃ−ｖ）≒ｆ・ｖ／ｃ （１）
ここで、ｃは光速度であり、ｃ≫ｖとした近似を行っている。また、（１）では、超音波の伝搬方向と、入射光（照射光）及び散乱光の方向とのなす角は十分に小さいとした近似を行っている。後述する図４のような配置の構成にすると、より良い近似となる。
この光ファイバ６は、その先端部に入射された光をフォトダイオード等により構成される光検出器７に導光する。この光検出器７は、周波数シフトの散乱光を受光（検出）して光電変換した電気信号を、検出信号として信号処理装置８に出力する。
つまり、光検出器７は、周波数シフトした散乱光を検出する検出手段を形成する。なお、光ファイバ６を用いることなく、光検出器７で散乱光を直接受光（検出）するようにしても良い。なお、周波数シフトした散乱光から、その周波数シフト量を実際に算出する信号処理を行うのは、信号処理装置８となる。

上記信号処理装置８は、散乱光の検出信号から例えばフーリエ変換の信号処理により、（１）式の周波数シフト量Δｆを検出し、その周波数シフト量Δｆから生体構成物質（光散乱物質）の速度情報としての超音波振動の速度ｖを算出する信号処理手段を形成する。従って、この信号処理装置８は、周波数シフト量の算出手段の機能も備える。
この信号処理装置８は、算出した速度ｖの情報をパーソナルコンピュータ（ＰＣと略記）９に出力する。このＰＣ９は、このＰＣ９内部の情報記憶手段としての例えばフラッシュメモリにより形成されたルックアップテーブル（ＬＵＴと略記）１０を有する。このＬＵＴ１０には、生体１７における複数の臓器、特定部位等において予め計測された上記速度ｖの情報と、その速度ｖの情報に対応する密度ρの情報とが関連付けた速度−密度変換情報として予め格納されている。

そして、実際に超音波を照射して散乱光を測定した局所領域１８がどの臓器であるかを術者が指定することにより、その臓器の場合に対応する速度ｖの情報から、その速度ｖの情報に対応する密度ρの情報をＬＵＴ１０から読み出すことができる。
つまり、ドップラ効果による周波数シフト量Δｆから超音波振動の速度ｖを算出した場合、その速度ｖを算出した局所領域１８を構成する生体構成物質がどの臓器又は生体部位であるかの情報を利用することにより、その生体構成物質の性状に（速度ｖよりも）より密接に関係する密度ρの情報を算出することができる。
ＰＣ９の密度算出部９ａは、ＬＵＴ１０に格納された速度−密度変換情報を用いることにより、速度ｖの情報から密度ρの情報を算出する密度情報算出手段を形成する。また、ＬＵＴ１０は、速度情報から密度情報を算出するための密度情報格納手段としての速度−密度変換情報格納手段を形成する。

ＰＣ９は、ＬＵＴ１０に格納された情報を用いて、速度情報から密度情報を算出して、例えばＰＣ９内部のメモリ１１に、その密度情報と、密度情報が算出された局所領域１８中の中心位置としての関心位置の情報とを関連付けて格納する。ＰＣ９は、メモリ１１における例えば関心位置に対応するアドレスのメモリセルに密度ρの値を格納する。
生体１７を構成する生体構成物質としての生体組織の細胞は、正常組織の状態から癌組織のように病変組織に変化した場合、細胞核（単に核とも言う）が肥大化することが知られている。
このため、統計的には、正常組織の場合と、癌組織の場合とでは、物性値としての密度ρの値が変化すると考えられる。より具体的には、正常組織の場合に比較して病変組織の方が核の肥大化により密度ρが増大すると考えられる。
本実施形態においては、生体１７を構成する複数の各臓器や、特定部位において、正常組織の場合と病変組織としての癌組織の場合とにおける密度ρの分布から両組織の性状を判別するための密度ρの閾値ρ_ｔｈを例えばＬＵＴ１０内に設けた閾値情報格納部１０ａに格納している。この閾値情報格納部１０ａは、ＬＵＴ１０内に設ける場合に限定されないで、他の記憶手段に格納しても良い。

図２は、ＬＵＴ１０に格納されている情報の一部の概略を示す。図２に示すように臓器としての例えば肝臓と膵臓の場合において、予め計測したデータが速度ｖと密度ρとの関係になるようにテーブル化してＬＵＴ１０に格納されている。
なお、ＬＵＴ１０には、例えば図２における○でそれぞれ示す位置においての速度ｖと密度ρとの関係を示すデータが格納されている。図２に示すように各臓器においては、速度ｖと密度ρとの関係は、ほぼ１次関数で近似できる関係となる。なお、テーブル化したＬＵＴ１０を用いる代わりに、上記１次関数の情報を速度ｖから密度ρを算出するために参照する情報として用いるようにしても良い。なお、速度ｖと密度ρとの関係を近似する関数は、１次関数による近似に限定されるものでない。
また、本実施形態においては、図２に示すように正常組織の場合と共に病変組織の場合においても速度ｖと密度ρの関係を予め計測して調べ、その計測結果から、両組織を判別するための密度ρの閾値ρ_ｔｈを設定している。設定された閾値ρ_ｔｈは、例えば閾値情報格納部１０ａに格納されている。

計測結果から統計的に、閾値ρ_ｔｈを超える密度ρの場合には、黒丸で示すように病変組織の可能性が高くなる。また、この閾値ρ_ｔｈは、臓器に応じて異なる。

ＰＣ９は、ＬＵＴ１０の閾値情報格納部１０ａに格納されている密度ρの閾値ρ_ｔｈの情報を用いて比較器で比較することにより、密度情報が算出された位置の生体構成物質が正常組織であるか病変組織であるかの組織性状の判別を行う。
そして、ＰＣ９は、この閾値ρ_ｔｈ以上の密度の場合には、病変組織の可能性が高いと判別し、この閾値ρ_ｔｈ未満の密度の場合には、正常組織の可能性が高いと判別する。
つまり、このＰＣ９の判別部９ｂは、密度情報を用いて生体構成物質が正常組織であるか病変組織であるかの組織性状の判別（の場合を含む生体構成物質の状態判別）を行う判別手段としての機能を持つ。
このように本実施形態においては、超音波振動による速度ｖの情報から、密度情報に変換することにより、速度ｖの情報の場合よりも、組織性状の判別を行い易くすると共に、術者は、その判別を行う判別規範（具体的には正常組織の場合の密度の値から大きく偏移する程、病変組織である可能性が高いという判別規範）を把握し易い。

このため、術者は、この判別結果が得られた場合、その判別規範からその判別結果を参考にすべき程度を把握し易くなり、診断等を適切に行い易くなる。
図１に示すように上記信号処理装置８は、例えばパスル状超音波を発生させる電気信号を発生するパルス発生器１２から発生される高周波パルスに（所定時間ずれた状態で）同期して走査ドライバ１３に、走査させる走査制御信号を出力する。
パルス発生器１２は、超音波トランスジューサ２からパルス状の超音波を発生させるための高周波パルスを発生し、この高周波パルスはパワーアンプ１４により増幅されて超音波トランスジューサ２に印加される。超音波トランスジューサ２は、印加された高周波パルスによりパルス状の超音波を出射する。

なお、この高周波パルスは、超音波トランスジューサ２を所定の周波数で超音波振動させる数周期分の正弦波を含むパルスである。超音波トランスジューサ２は、この正弦波の周波数で超音波振動し、この超音波を凹面の出射面から出射する。
この場合の周波数は、例えば数ＭＨｚから数１０ＭＨｚ程度である。この周波数を高くした方が空間的な分解能を高くすることができる。但し、周波数を高くした場合には、生体１７内部での減衰も大きくなる。
なお、図１においては、模式的に超音波トランスジューサ２を生体１７の表面から離間した配置状態で示しているが、このように離間した配置の場合には、図示しない超音波トランスジューサ２と生体１７との間に超音波を（少ないロスで）伝達する超音波伝達部材又は超音波伝達媒体が介挿される。超音波伝達部材等を介挿しないで、生体１７の表面から、その内部に超音波を出射させるようにしても良い。

また、パルス発生器１２は、高周波パルスをディレイして信号処理装置８に出力する。ディレイする時間、つまりディレイ時間は、超音波トランスジューサ２からパルス状の超音波が出射された後、その超音波が局所領域１８に達する時間程度である。
換言すると、信号処理装置８は、このディレイ時間だけディレイされた高周波パルスが入射されたタイミングにおいては、局所領域１８でドップラシフトして光検出器７により検出された散乱光の検出信号が入力されるタイミングとなる。
そして、信号処理装置８は、その検出信号から速度情報を算出してＰＣ９に出力すると共に、走査ドライバ１３に対して走査させる走査制御信号（次の関心位置に移動させるための信号）を出力する。

走査ドライバ１３は、この走査制御信号を受けて１ステップ分だけ、圧電素子等により形成される走査部３を移動する。なお走査部３は、例えばＸＹ平面、つまり水平面に沿って２次元的な走査範囲をカバーするように走査可能である。なお、ＸＹ平面に限らず、ＸＺ平面又はＹＺ平面で走査可能にしても良い。
従って、信号処理装置８には、局所領域１８における超音波照射及び光照射の位置（関心位置）が少しづつ移動（走査）された状態での散乱光の検出信号が入力される。
上記ＰＣ９は、信号処理装置８から入力される速度ｖの速度情報を密度ρの密度情報に変換し、かつ関心位置Ｒ（走査位置）に対応付けてメモリ１１に格納すると共に、表示手段としてのモニタ１５に画像として出力する。

また、ＰＣ９は、メモリ１１に密度情報を格納する場合、その密度情報が閾値ρ_ｔｈ以上であるか否かの判別結果の情報も格納する。そして、ＰＣ９は、メモリ１１の情報を、表示手段としてのモニタ１５により画像として表示する処理を行う画像処理手段としての画像処理部９ｃの機能を有する。
ＰＣ９は、画像処理を行う場合、密度情報を密度の値ρに応じて例えばモノクロの輝度値で表示するような処理を行うと共に、閾値ρ_ｔｈ以上となる密度情報の場合には、例えば赤色で表示するような処理を行う。なお、赤色で表示する場合に限定されるものでなく、他の色でも良い。つまり、ＰＣ９は、走査範囲における各走査位置における密度情報を、判別手段による判別結果の情報としての判別情報を付加してモニタ１５で表示させる画像処理を行う。
術者は、モニタ１５に画像として表示される情報において、モノクロの表示とは異なる色（具体例では赤色）で表示される部分が病変組織である可能性が高いことを知ることができ、その部分を注意して診断することにより、効率的な診断を行い易くなる。

なお、ＰＣ９には、キーボード、マウス等からなる入力部１６が接続されており、術者は、実際に臓器の組織性状の判別を行おうとする場合、入力部１６からその臓器又は部位を指定する情報を入力する。
上述したように本実施形態においては、生体１７を構成する生体構成物質として種類が異なる臓器、特定の部位等において予め速度情報と道度情報との関係を測定により調べた速度−密度変換情報を有し、この速度−密度変換情報を用いることにより、所望とする臓器の組織性状の判別を行おうとした場合においても、その密度情報を算出して判別を行うことができるようにしている。
次に本実施形態の生体観測装置１により、生体１７の組織性状の判別を含む生体観測の動作を図３を参照して説明する。
最初のステップＳ１において、術者は、生体１７における診断又は検査を行おうとする臓器又は部位を指定する。

この場合、術者は、生体観測装置１において予め用意された生体１７における臓器や部位の一覧から該当するものを選択して行うことができるようにしても良い。
この処理により、超音波振動の速度ｖが算出された場合、臓器の種類により超音波に対する音響特性が異なる場合においても、適切に対応する密度情報に変換することができるようになる。なお、この処理は、最初に行う場合に限定されるものでない。
次のステップＳ２において例えば信号処理装置８は、走査位置を表すパラメータｋを初期値ｋ＝１にセットする。ここで、パラメータｋは、例えば水平面上の走査範囲となるＸ方向の走査範囲のパラメータとＹ方向の走査範囲のパラメータとを含む。
次のステップＳ３において光源装置４による光は、光ファイバ５を経て生体１７の局所領域１８内の初期設定の走査位置としての関心位置Ｒ_ｋ（＝Ｒ_１）に照射される。この関心位置Ｒ_ｋは、Ｒ_ｋ（ｘ_ｋ，ｙ_ｋ，ｚ_ｋ）における３次元座標を簡略的に表している。

ステップＳ３に示すように光源装置４が発生する光は、例えばレーザ光を用いることができる。なお、このレーザ光は、連続光でもパルス光でも良い。
また、ステップＳ４に示すようにパルス発生器１２からの例えば所定周期で発生する高周波パルスに基づいて超音波トランスジューサ２は、パルス状の超音波を出射する。出射された超音波は、関心位置Ｒ_ｋ（の局所領域１８）において集束する。
この関心位置Ｒ_ｋにおいて、生体組織構成物質は、超音波振動し、その超音波振動した生体組織構成物質によりレーザ光は散乱される。
生体組織構成物質に照射されたレーザ光の周波数をｆとした場合、周波数シフト量Δｆ_ｋ（＝Δｆ_１）だけ周波数シフトした散乱光（散乱レーザ光）が光ファイバ６を経て光検出器７により検出され、光検出器７による検出信号は信号処理装置８に出力される。

パルス発生器１２は、高周波パルスをパワーアンプ１４を経て超音波トランスジューサ２に出力した時から、パルス状の超音波が関心位置Ｒ_ｋに到達する時間に相当するディレイ時間後に、信号処理装置８に対して散乱光の検出信号取り込み指示となる高周波パルスを出力する。
ステップＳ５に示すようにこの高周波パルスに同期して信号処理装置８は、光検出器７からの検出信号を取り込み、その周波数シフト量Δｆ_ｋを計測する。
この場合、信号処理装置８は、この信号処理装置８内部に設けた例えば高速フーリエ変換回路（ＦＦＴ）によって、入力される検出信号に対して、フーリエ変換して検出信号の強度の時系列データＩ（ｔ）から周波数列データＩ（ｆ）に変換する。
さらに信号処理装置８は、検出信号の強度の周波数列データＩ（ｆ）より、その強度がピークとなる周波数シフト量Δｆ_ｋを算出する。

また、ステップＳ６に示すように信号処理装置８は、（１）式を用いて周波数シフト量Δｆ_ｋから関心位置Ｒ_ｋでの生体構成物質の速度ｖ_ｋ（＝ｖ_１）を算出する。そして、信号処理装置８は、算出した速度ｖ_ｋの情報をＰＣ９に出力する。
ステップＳ７に示すようにＰＣ９は、ＬＵＴ１０を参照して速度ｖ_ｋの情報から対応する密度ρ_ｋ（＝ρ_１）を算出する。そして、算出した密度ρ_ｋの情報をＰＣ９内のメモリ１１に関心位置Ｒ_ｋ（パラメータｋでも良い）の情報と共に格納する。
また、ステップＳ８に示すようにＰＣ９は、密度ρ_ｋが閾値ρ_ｔｈ以上であるか否かの判別結果の情報としての判別情報Ｄ_ｋもメモリ１１に格納する。
次のステップＳ９において信号処理装置８は、走査が終了か否かを判別する。信号処理装置８は、走査が終了でない場合には、ステップＳ１０に示すようにパラメータｋをｋ＋１に変更セットする。

このパラメータｋの変更セットにより、信号処理装置８が走査ドライバ１３に対して１ステップ分、例えば水平方向（におけるＸ方向）に移動させる信号を出力する。そして、ステップＳ１１に示すように走査ドライバ１３は、走査部３を１ステップ分例えば水平方向（具体的には水平方向におけるＸ方向）に移動する。
この処理の後、ステップＳ３の処理に戻る。ステップＳ３においては、関心位置Ｒ_ｋはＲ_２となり、この関心位置Ｒ_ｋ（＝Ｒ_２）に対して同様の処理が行われる。このようにして、例えば、Ｘ方向に対して所定の走査範囲が終了すると、Ｙ方向に対しても同様の走査が行われる。
このようにして、Ｘ方向及びＹ方向、つまり２次元の所定の走査範囲の走査が終了すると、ステップＳ９の次にステップＳ１２の処理に移る。

このステップＳ１２においてＰＣ９は、メモリ１１に格納した所定の走査範囲における密度ρ_１〜ρ_ｎ（走査ステップ数をｎ−１とした場合）の情報と、判別情報Ｄ_１〜Ｄ_ｎとを読み出し、モニタ１５の表示画面上に、所定の走査範囲における密度情報とその判別情報とを画像として表示する。
この場合、判別情報Ｄ_１〜Ｄ_ｎによって、密度ρ_ｋが閾値ρ_ｔｈ未満であると、例えばその位置での密度ρの輝度値がモノクロで表示されるが、閾値ρ_ｔｈ以上であると、その位置での密度が赤色で表示される。
図１はモニタ１５の表示画面上に走査範囲の密度ρ_１〜ρ_ｎを画像化した表示情報１５ａの概略を示す。走査範囲における中央付近においては閾値ρ_ｔｈ以上の密度が算出されたため、赤色（図面では黒丸）で表示され、他の部分では閾値ρ_ｔｈ未満の密度が算出されたため、モノクロ（図面では白丸）で表示される。

術者は、モニタ１５に画像として表示される情報から赤色で表示される部分が病変組織である可能性が高いことを知ることができ、その部分を注意して診断することにより、効率的な診断を行うことができる。
このように本実施形態によれば、超音波照射時における光散乱情報を利用して、生体の組織性状の判別を行うことができる。

この場合、超音波が照射されている局所領域における生体構成物質の光散乱情報から、その生体構成物質の振動速度を検出し、その振動速度に対応する生体構成物質の密度情報を算出する。
そして、本実施形態においては、この密度情報における閾値ρ_ｔｈを用いて、その生体構成物質が正常組織であるか病変組織であるかの組織性状の判別を行うようにしているので、術者は組織性状の（密度情報の値による）判別規範を把握し易く、従ってその判別結果を適正に利用した診断を効率的に行うことが可能となる。
なお、生体組織が正常組織であるか病変組織であるかの判別を行う場合、１つの閾値ρ_ｔｈを用いて行う代わりに、例えば複数の閾値ρ_ｔｈ１、ρ_ｔｈ２（例えば、ρ_ｔｈ１＜ρ_ｔｈ２）を用いて判別を行い、さらに閾値ρ_ｔｈ２以上の場合にはさらに閾値ρ_ｔｈ１以上の場合とは異なる色で表示するようにしても良い。なお、術者は、閾値ρ_ｔｈ２以上の場合には、その生体組織が、さらに病変組織である可能性が高いと判断し易くなる。
このようにすると、生体組織が正常組織であるか病変組織であるかの判別結果の情報の信頼性を向上できる。

また、上記のように複数の閾値ρ_ｔｈ１、ρ_ｔｈ２を用いて判定を行う場合、閾値ρ_ｔｈ２として、生体組織を構成する細胞核が正常組織の状態から癌組織のように肥大化した程度に対応した値に設定しても良い。

また、生体組織を構成する細胞核が正常組織の状態の密度ρを基準値(例えば１)に設定し、その基準値の状態から細胞核が肥大化した割合に応じた肥大化率Ｅｐの情報を例えばＬＵＴ１０に肥大化情報格納部１０ｂとして予め格納しても良い。そして、判別部９ｂが判別した場合、閾値ρ_ｔｈを超えているか否かの状態判別を行い、判別結果の情報の他にさらに肥大化情報格納部１０ｂの肥大化率Ｅｐの情報を参照して、細胞核の肥大化の情報も表示しても良い。この場合、閾値ρ_ｔｈを超えている場合のみ、肥大化率Ｅｐの情報を表示するようにしても良い。このようにすると、術者は、細胞核の肥大化率Ｅｐの値を、診断する場合の診断規範として利用できる。

（第２の実施形態）
次に図４を参照して本発明の第２の実施形態を説明する。図４は第２の実施形態の生体観測装置１Ｂの構成を示す。この生体観測装置１Ｂは、基本的には、第１の実施形態の生体観測装置１において、信号対雑音比（Ｓ／Ｎ）を向上する手段を付加した構成である。
光源装置４ｂの光は光ファイバ５ａの一端に入射され、この光ファイバ５ａの途中には光カプラ２１が設けてあり、この光ファイバ５ａにより導光された光は光カプラ２１において走査部３側に延出された光ファイバ５ｂと、参照ミラー２２側に延出された光ファイバ５ｃとに分岐される。
光ファイバ５ｂの先端部は、第１の実施形態と同様に走査部３に取り付けられている。但し、図４の本実施形態においては、この光ファイバ５ｂの先端部を、例えば超音波トランスジューサ２における中心部に設けた開口２３に臨むように配置している。

そして、この光ファイバ５ｂは、光源装置４ｂからの光をその先端部から局所領域１８に向けて出射すると共に、先端部には局所領域１８において散乱された散乱光が入射される。
従って、この光ファイバ５ｂは、第１の実施形態における光ファイバ５と光ファイバ６との機能を兼ねる。この光ファイバ５ｂの先端部に入射された散乱光は、光カプラ２１から、光検出器７に導光する光ファイバ５ｄに導光する。
また、光源装置４ｂから光ファイバ５ａにより導光された光は、光カプラ２１を経て光ファイバ５ｃにも導光される。この光ファイバ５ｃに導光された光は、この光ファイバ５ｃの先端に対向配置された参照ミラー２２により反射されて、再び光カプラ２１に戻る。

この場合、光カプラ２１から光ファイバ５ｃ側に導光された光が参照ミラー２２により反射されて光カプラ２１に参照光として戻る光路長（参照光用光路長）と、光カプラ２１から光ファイバ５ｂ側に導光された光が局所領域１８で散乱されて再び光ファイバ５ｂを経て光カプラ２１に（測定対象の測定光として）戻る光路長（測定光用光路長）とが殆ど一致するように設定されている。
また、この実施形態においては、光源装置４ｂは低干渉性光源装置であり、この光源装置４ｂにより発生される光は、例えば低干渉性の光である。この低干渉性の光は上記の光路長差が例えば数１０μｍ程度以上異なると干渉しなくなるコヒーレント長が短い光である。
従って、光源装置４ｂからの低干渉性の光は、光ファイバ５ａを経て、光ファイバ５ｂと光ファイバ５ｃとに分岐し、光ファイバ５ｂを経て局所領域１８側において散乱されて再び光ファイバ５ｂに入射された光は、参照光用光路長と殆ど等しくなる光路長の場合に該当する局所領域１８内近傍からの散乱光のみが参照光と干渉する。

第１の実施形態で説明したように散乱光は、（散乱前の照射される）光の周波数ｆからドップラ効果による周波数シフト量Δｆだけシフトしているので、干渉光は、この周波数シフト量Δｆでヘテロダイン検波された光となる。
この干渉光は、光ファイバ５ｄを経て光検出器７により受光され、光電変換されて検出信号となり、信号処理装置８に入力される。
また、本実施形態においては、超音波トランスジューサ２から局所領域１８に超音波を照射して局所領域１８内の生体構成物質を超音波振動させる方向と、この局所領域１８内の生体構成物質に光を照射してその散乱光を検出する場合における光の照射及び検出する方向とのなす角がほぼ０、つまり両方向がほぼ一致している。

このため、（１）式が、第１の実施形態の場合よりも良い近似となる。なお、第１の実施形態の場合においても、このように両方向をほぼ一致させる構成にしても良い。例えば、図１における光ファイバ５の先端部に隣接して、２点鎖線で示すように光ファイバ６の先端部を配置した構成にしても良い。
信号処理装置８は、例えば第１の実施形態のようにヘテロダイン検波された検出信号におけるピークとなる周波数を算出して、その周波数から速度ｖを算出する。
その他の構成は、第１の実施形態と同様であり、その説明を省略する。
また、本実施形態は、第１の実施形態においては散乱光を検出していたのをヘテロダイン検波した干渉光を検出することに読み替えることにより、第１の実施形態と同様の動作となる。このため、本実施形態の動作の説明を省略する。

本実施形態は、散乱光を超音波振動による周波数シフトが発生しない参照光と干渉させることにより、周波数シフト量Δｆ程度の信号帯域の干渉光を検出するようにしているので、高精度の周波数シフト量Δｆを簡単に算出することが可能となる。
また、干渉光の信号帯域は、第１の実施形態の場合に比較すると十分に低帯域となるので、第１の実施形態よりも低速の信号処理装置を用いることができる。その他、第１の実施形態と同様の効果を有する。
次に図５を参照して本実施形態の変形例の生体観測装置１Ｃを説明する。この生体観測装置１Ｃは、図４に示す生体観測装置１Ｂにおいて、参照光を生成する光ファイバ５ｃ及び参照ミラー２２を有しない構成である。

また、本変形例においては、図４に示す生体観測装置１Ｂにおける光源装置４ｂの代わりに、光源装置４ｃを採用している。
この光源装置４ｃは、例えばレーザダイオード（ＬＤ）によるレーザ光又は発光ダイオード（ＬＥＤ）によるＬＥＤ光を発生する。
図４における第２の実施形態においては、散乱光を、散乱光側とは別の参照ミラー２２で反射された参照光と干渉させる構成にしていた。この場合、局所領域１８近傍からの散乱光のみと選択的に干渉させるために参照光用光路長を測定光用光路長の値に設定すると共に、コヒーレント長が十分に短い低干渉性光源を用いていた。

これに対して、本変形例は、低干渉性光源の低干渉性光よりはコヒーレント長が長い光を発生するＬＤ等の光源を用い、局所領域１８近傍からの散乱光と、この局所領域１８の周囲部分の散乱光との干渉光を検出する。
つまり、局所領域１８の周囲部分においては、集束された超音波のフォーカス位置から外れているので、その周囲部分で散乱された散乱光は周波数シフト量Δｆを伴わない散乱光となる。
そして、フォーカスされた超音波が照射された局所領域１８から周波数シフトした散乱光と、周波数シフトを伴わない散乱光とが干渉した干渉光も光ファイバ５ｂに入射される。そして、光検出器７は、この干渉光成分を検出信号として検出する。

光検出器７により検出された検出信号に対する信号処理は、図４の場合とほぼ同様である。但し、図４におけるステップＳ４の代わりに、干渉光成分の検出信号における周波数が高い検出信号成分から、その周波数シフト量Δｆを算出する。

本変形例によれば、図４の場合よりも簡略な構成により、殆ど同様の作用効果を得ることができる。
なお、本発明は、上述した実施形態を変形した構成にしても良い。例えば、第１の実施形態における信号処理装置８が、ＰＣ９の機能を含む構成にしても良い。また、この場合、信号処理装置８内に、図３に示したフローチャートの処理手順に従って、生体観測装置１を動作させる制御プログラムを格納した制御プログラム格納部を設けた構成にしても良い。また、ＰＣ９が信号処理装置８の機能を含む構成にしても良い。

また、走査部３を３次元的に走査することができる構成にしても良い。また、３次元における任意の平面を選択設定して、生体１７の組織性状の判別を含む観測を行えるようにしても良い。この場合、図４の構成を用いると、深さ方向に走査する場合には参照ミラー２２も深さ方向の走査に連動して移動するようにすれば良い。
これに対して、図４の構成の代わりに図５の構成を用いると、参照ミラー２２の移動が不必要となり、制御系の構成も簡単に済むメリットがある。
なお、上述した実施形態等を部分的に組み合わせる等して構成される実施形態も本発明に属する。

本出願は、２００９年６月８日に日本国に出願された特願２００９−１３７４８１号を優先権主張の基礎として出願するものであり、上記の開示内容は、本願明細書、請求の範囲に引用されるものとする。

Claims (15)

1. 生体内部の所定の領域に超音波を照射する超音波照射手段と、
   前記超音波が照射されている所定の領域に所定の周波数の光を照射する光照射手段と、
   前記所定の領域内に含まれる生体構成物質を光散乱物質として、超音波振動状態における前記照射された光における前記所定の周波数から周波数シフトした散乱光を検出する検出手段と、
   前記検出手段により検出された散乱光の検出信号における周波数シフト量から前記生体構成物質の速度情報を算出する信号処理を行う信号処理手段と、
   前記速度情報から前記生体構成物質の密度情報を算出するために、測定対象とする特定の臓器、または部位において予め測定された速度情報と、この測定された速度情報に対応する密度情報とを関連付けて格納する密度情報格納手段と、
   前記速度情報および前記密度情報格納手段に格納された情報に基づき前記所定の領域内における前記生体構成物質の密度情報を算出する密度情報算出手段と、
   算出された前記密度情報としての密度の値を用いて前記生体構成物質の状態判別を行う判別手段と、
   を有することを特徴とする生体観測装置。
2. 前記密度情報格納手段は、測定対象とする複数の特定の臓器と、この測定された速度情報に対応する密度情報とを関連付けて格納することを特徴とする請求項１に記載の生体観測装置。
3. 前記密度情報格納手段は、さらに前記生体構成物質が正常組織であるか病変組織であるかの組織性状を判別するための密度情報の閾値を格納することを特徴とする請求項２に記載の生体観測装置。
4. 前記判別手段は、算出された前記密度の値を前記閾値を超えるか否かの比較結果により、該比較結果に対応する前記生体構成物質が正常組織か病変組織であるか否かの判別を行うことを特徴とする請求項３に記載の生体観測装置。
5. さらに、前記超音波照射手段及び前記光照射手段とを所定の走査範囲内で走査する走査手段を有することを特徴とする請求項４に記載の生体観測装置。
6. さらに、前記超音波照射手段及び前記光照射手段とを所定の走査範囲内で走査する走査手段と、
   前記走査範囲内において走査された所定の領域内の各走査位置における前記密度情報と、前記判別手段による前記閾値を用いた判別結果の情報と、を表示手段に画像情報として表示するための処理を行う画像処理手段と、
   を有することを特徴とする請求項４に記載の生体観測装置。
7. 前記検出手段は、前記超音波振動状態における前記所定の領域近傍からの散乱光と、超音波振動されていない部分における前記光の反射光又は散乱光により形成される参照光とを干渉させた干渉光成分を検出することを特徴とする請求項５に記載の生体観測装置。
8. 前記検出手段は、前記超音波振動状態における前記所定の領域近傍からの散乱光と、超音波振動されていない部分における前記光の反射光又は散乱光により形成される参照光とを干渉させた干渉光成分を検出することを特徴とする請求項６に記載の生体観測装置。
9. 前記超音波照射手段は、前記所定の領域に、前記超音波をパルス状に照射することを特徴とする請求項５に記載の生体観測装置。
10. さらに、前記所定の領域を構成する生体臓器または生体部位の密度と、超音波による速度との関係を特定する情報を入力する入力部を有することを特徴とする請求項５に記載の生体観測装置。
11. さらに、前記所定の領域を構成する生体臓器または生体部位の正常組織の場合の細胞核が肥大化した場合の肥大化率の情報を格納する格納部を有し、
    前記判定手段により算出された前記密度の値が前記閾値を超える場合には、前記格納部による肥大化率の情報を参照して、肥大化率の情報を表示手段で表示することを特徴とする請求項３に記載の生体観測装置。
12. さらに、前記所定の領域を構成する生体臓器または生体部位の正常組織の場合の細胞核が肥大化した場合の肥大化率の情報を格納する格納部を有することを特徴とする請求項５に記載の生体観測装置。
13. 前記生体における診断又は検査を行おうとする臓器又は部位を指定する指定手段を更に有し、
    前記光照射手段は、前記指定手段の出力信号に基づいて前記所定の領域に前記光を照射することを特徴とする請求項１に記載の生体観察装置。
14. 前記光照射手段は、前記所定の領域に、レーザ光を照射することを特徴とする請求項５に記載の生体観測装置。
15. 前記光照射手段は、前記所定の領域に、干渉する距離が短い低干渉性光を照射することを特徴とする請求項５に記載の生体観測装置。

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