JP5183406B2 - Biological information processing apparatus and biological information processing method - Google Patents
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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。 The present invention relates to a biological information processing apparatus and a biological information processing method.
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。 Research on an optical imaging apparatus that irradiates light to a living body from a light source such as a laser and images in-vivo information obtained based on incident light has been actively promoted in the medical field.
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）。 As one of the optical imaging, there is a technique called PAT (Photo Acoustic Tomography) called photoacoustic imaging. Photoacoustic imaging is a technique for obtaining an optical characteristic value distribution in a living body with high resolution by utilizing the characteristics of ultrasonic waves that are less scattered in the living body than light (see Patent Document 1 and Non-Patent Document 1). ).
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。 In this method, pulsed light generated from a light source is irradiated on a living body, and an acoustic wave generated from a living tissue that has absorbed energy of pulsed light that has propagated and diffused in the living body is detected. In other words, using the difference in absorption rate of light energy between the test site such as a tumor and other tissues, the elastic wave generated when the test site absorbs the irradiated light energy and expands instantaneously Is received by the transducer. By analyzing this detection signal, an optical characteristic distribution in the living body, in particular, a light energy absorption density distribution can be obtained.
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。 On the other hand, as optical imaging other than PAT, there is a technique called DOT (Diffuse Optical Tomography) called diffuse optical imaging. Diffuse light imaging is a technology that irradiates a living body with light from a light source, detects weak light that has propagated and diffused inside the living body with a highly sensitive photodetector, and images the distribution of optical characteristic values in the living body from the detection signal. It is.
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。
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。 In DOT, a signal is analyzed mainly from light diffusion theory from data obtained by measuring diffused light in a living body. Then, by performing image reconstruction, it is possible to separate the absorption characteristics and the scattering characteristics inside the living body and estimate the respective internal distributions for imaging. For example, if a living tissue is measured, components such as hemoglobin, water, and fat, which are main measurement targets, can be estimated from the absorption characteristics. In addition, metabolic information such as oxygen saturation in the blood can be estimated. Moreover, the component etc. resulting from a structure can also be specified from a scattering characteristic.
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。 On the other hand, in AOT, signal contrast can be obtained for both an absorbing object whose absorption coefficient is larger than that of the background medium and a scattering object whose scattering coefficient is larger than that of the background medium. It is done. It is known that AOT can image both an absorbing object and a scattering object with almost the same resolution as the ultrasonic focusing region. That is, the signal obtained by AOT is obtained by combining the absorption coefficient and the scattering coefficient as the contrast. However, a method for separating the absorption coefficient and the scattering coefficient from the signal obtained by AOT is not disclosed. If the absorption and scattering characteristics cannot be separated, the above items that could be estimated by DOT cannot be estimated with high accuracy.
特許文献２では、吸収係数μａ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。 In Patent Document 2, a light diffusion equation is established using an attenuation coefficient expressed by the equation (1) in which an absorption coefficient μ a and an equivalent scattering coefficient μ ′ S are combined, and the mathematical model is used to calculate the attenuation coefficient. A spatial distribution can be obtained by image reconstruction.
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。 In this case, the effects of both absorption and scattering cannot be separated. In a biological tissue in which the scattering coefficient can be considered to be almost uniform spatially, the distribution of the attenuation coefficient is almost equivalent to the distribution of the absorption coefficient. On the other hand, when the scattering distribution is not uniform, Patent Document 2 discloses that absorption and scattering are separated from the attenuation coefficient by further measuring DOT. However, in this method, the spatial resolution of the obtained absorption characteristics and scattering characteristics is determined by DOT. A method for separately measuring the absorption coefficient and the scattering coefficient (equivalent scattering coefficient) with the spatial resolution of AOT determined by the ultrasonic focusing size is not disclosed.
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。 An object of the present invention is to provide a biological information processing apparatus and a biological information processing method capable of separating each of the local absorption characteristics and the scattering characteristics, which are ultrasonic focusing regions, from AOT signals and calculating each with high accuracy. It is to be.
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。
In view of the above problems, the biological information processing apparatus of the present invention includes a light source for irradiating light to a living body, an ultrasonic transmission unit for irradiating ultrasonic waves to a local region of the living body, and a light source from the light source. A light detecting unit for detecting modulated light and non-modulated light modulated by the ultrasonic wave in the local region; and detecting acoustic waves generated from the local region by receiving light from the light source Acoustic wave detection unit of
A calculation unit that calculates the scattering characteristics of the local region from the output signal of the light detection unit using the absorption characteristics of the local region calculated from the acoustic signal that is the output of the acoustic wave detection unit. Features.
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。
Further, in view of the above problems, the biological information processing method of the present invention provides modulated light that is modulated by the ultrasonic wave in the local region when the local region of the living body is irradiated with light and irradiated with ultrasonic waves. And detecting unmodulated light; detecting acoustic waves generated from the local region when the living body is irradiated with light;
Using the absorption characteristics of the local region calculated from the acoustic signal obtained from the acoustic wave to calculate the scattering characteristics of the local region from the modulated light and the non-modulated light. .
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。 According to the biological information processing apparatus and the biological information processing method of the present invention, it is possible to separate the local absorption characteristics and the scattering characteristics, which are ultrasonic focusing regions, from the AOT signal and calculate each with high accuracy. . Therefore, it is possible to measure the spectral characteristics and main components inside the living body or the spatial distribution such as metabolic information and scattering power with high resolution.
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。 Hereinafter, the present invention will be described in more detail with reference to the drawings. In principle, the same components are denoted by the same reference numerals, and description thereof is omitted.
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。 The biological information processing apparatus of the present invention uses the absorption characteristics of a local region calculated from an acoustic signal obtained by photoacoustic imaging (PAT), and outputs the local region from an output signal obtained by acousto-optic tomography (AOT). It is characterized in that the scattering characteristic at is calculated.
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。 As an output signal obtained from AOT, for example, there is a modulation degree. Here, the “modulation degree” in this specification refers to the light intensity of modulated light modulated by the acoustooptic effect in the ultrasonic irradiation region, unmodulated light that has not been modulated in the ultrasonic irradiation region, and ultrasonic waves. It is defined as the ratio to the light intensity of the non-modulated light combined with the non-modulated light that has passed through other than the irradiation region. The output signal obtained by the AOT including the modulation degree is based on a parameter in which the absorption coefficient and the scattering coefficient in each local region are combined.
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。 Therefore, by calculating the absorption coefficient in the local region by PAT, it becomes possible to calculate the scattering characteristics independently of AOT. In this way, by using AOT and PAT in combination, the absorption coefficient distribution and the scattering coefficient distribution in the living body can be obtained with high accuracy without being restricted by the resolution of DOT.
（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。
(Embodiment 1)
A biological information processing apparatus and a biological information processing method according to Embodiment 1 of the present invention will be described. FIG. 1 is a schematic diagram illustrating a configuration example of the biological information processing apparatus according to the present embodiment.
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。 The biological information processing apparatus of the present embodiment is a measurement unit 19 that can measure information inside a tissue of a subject 7 that is a living body using both AOT and PAT, and various signals obtained from the measurement unit 19. The signal processing device 9 is an arithmetic unit. Moreover, you may have the display apparatus 14 which displays the image which imaged the information inside the biological body obtained as a result of signal processing.
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。
The measurement unit 19 has the following configuration. A light source 1 for irradiating light on a subject 7 which is a living body, an ultrasonic transducer 5 which is an ultrasonic transmission unit for irradiating ultrasonic waves to a local region (ultrasonic focusing region 6) of the subject 7, The main configuration is a photodetector 8 which is a light detection unit for detecting modulated light and non-modulated light in which light from the light source 1 is modulated by ultrasonic waves in the ultrasonic focusing region 6. Here, the ultrasonic transducer 5 also functions as an acoustic wave detector for detecting an acoustic wave generated from a local region upon receiving light from the light source 1. That is, a single acoustic wave transducer serves to transmit focused ultrasound in AOT and receive acoustic waves in PAT. Further, it has a
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。 The light source 1 is used in both AOT measurement and PAT measurement. Further, the ultrasonic transducer 5 transmits an ultrasonic wave in the AOT measurement and receives an acoustic wave in the PAT measurement. The photodetector 8 detects the modulated light in the AOT measurement.
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。 In the signal processing device 9 that is a calculation unit, the output signal of the photodetector 8 in the AOT measurement is obtained by using the absorption characteristic of the ultrasonic focusing region 6 calculated from the acoustic signal that is the output of the ultrasonic transducer 5 in the PAT measurement. Thus, the scattering characteristics in the local region are calculated.
被検体７は、***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。 The subject 7 is a living tissue such as a breast and is an absorption scatterer. The subject 7 is in a state of being fixed while being held lightly from two directions by the subject fixing plate 4. The subject fixing plate 4 is optically transparent, and has a relatively close acoustic impedance to the subject 7.
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。 It is preferable that the light source 1 has a long coherence length (for example, 1 m or more) and can switch between continuous light (CW light: Continuous Wave light) having a constant intensity and pulsed light of several ns inside. The light source 1 can select a plurality of wavelengths according to absorption spectra of water, fat, protein, oxyhemoglobin, deoxyhemoglobin and the like constituting the living tissue. As an example, a suitable range is 600 to 1500 nm, which absorbs water, which is a main component of the internal tissue of the living body, and thus transmits light well and is characterized by the spectra of fat, oxyhemoglobin, and reduced hemoglobin. As a specific example of the light source 1, it may be configured by a semiconductor laser that generates different wavelengths, a wavelength tunable laser, or the like. Two light sources that emit pulsed light emitted in PAT measurement and CW light emitted in AOT measurement may be provided. A laser is preferable as the light source, but a light emitting diode or the like may be used instead of the laser. As the laser, various lasers such as a solid laser, a gas laser, a dye laser, and a semiconductor laser can be used.
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。 The optical fiber 2 guides the light generated from the light source 1 to the subject 7. A condensing optical system that efficiently guides the light from the light source 1 to the end of the optical fiber 2 may be provided in front of the optical fiber 2. The light incident on the inside of the subject 7 propagates inside the subject while repeating absorption and scattering.
［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。
[AOT measurement]
First, AOT measurement will be described. The ultrasonic transducer 5 transmits a focused ultrasonic wave to an arbitrary position (ultrasonic focusing region 6) inside the subject 7. For example, the frequency range of the ultrasonic wave is approximately 1 to several tens of MHz. The intensity of ultrasonic waves to be irradiated is adjusted within a range of intensity below a safety standard that can be irradiated to a living body.
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。 The ultrasonic transducer 5 is composed of, for example, a linear array probe. An ultrasonic focusing region 6 is generated at an arbitrary position inside the subject 7 by electronic focusing using an array probe. Alternatively, the ultrasonic focusing region 6 may be arranged at an arbitrary position by mechanically scanning a circular concave ultrasonic transducer or an acoustic lens. As the acoustic wave transducer, a transducer using a piezoelectric phenomenon, a transducer using optical resonance, a transducer using a change in capacitance, and the like can be used.
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。 In the ultrasonic focusing region (probe region) 6, a sound field corresponding to the frequency and amplitude of the ultrasonic wave set by the ultrasonic transducer 5 is generated. Inside this region, the density of the medium changes due to the sound pressure, causing a change in the refractive index of the medium and displacement of the scatterer. When the light emitted from the light source 1 enters this region, the phase of the light is modulated by the ultrasonic frequency due to the change in the refractive index of the medium or the displacement of the scatterer. Here, this phenomenon is called an acoustooptic effect. As used herein, “modulated light” means light modulated by an acousto-optic effect caused by ultrasound focused on a local region.
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。 The modulated light modulated by the acousto-optic effect in the ultrasonic irradiation region 6, the non-modulated light that has not been modulated in the ultrasonic irradiation region 6, and the non-modulated light that has passed through other than the ultrasonic irradiation region 6 are transmitted through the optical fiber 3. It detects by the photodetector 8 via. The photodetector 8 is preferably a single detector such as a PMT (Photomultiplier Tube) or an APD (Avalanche Photodiode). A multi-sensor such as a CCD or CMOS may be used.
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。
The signal processing device 9 performs processing of analyzing and imaging information related to signal analysis from the photodetector 8 and the ultrasonic transducer 5 and absorption characteristics inside the subject 7, and the
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。
In the modulated light measurement, the
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。 In the present specification, the “modulated signal” refers to an electric signal obtained by converting modulated light modulated by ultrasonic waves by the photoelectric effect of the photodetector 8. The electrical signal is preferably an AC component electrical signal. Further, the “non-modulated signal” refers to an electric signal obtained by converting non-modulated light that has not been modulated by ultrasonic waves by the photoelectric effect of the photodetector 8. The electrical signal is preferably an electrical signal of a direct collection component.
［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。
[PAT measurement]
Next, PAT measurement will be described. The subject 7 is irradiated with light of several ns pulse from the light source 1, and the acoustic energy generated when the volume of the light energy absorbed in the probe region 6 causes a local temperature rise to expand. In order to measure an acoustic wave from the same probe region 6 as that at the time of AOT measurement, the electronic focus setting used as transmission in AOT is used for reception. When mechanical scanning is performed using a circular concave ultrasonic transducer or an acoustic lens, the same geometric arrangement as that of AOT may be used. The intensity of the photoacoustic signal obtained from the probe region 6 is measured by the
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。 In this specification, “acoustic wave” refers to an elastic wave generated from the probe region 6 by the photoacoustic effect. The “acoustic signal” refers to an electric signal obtained by converting an elastic wave generated from the probe region 6 into an electric signal using the ultrasonic transducer 5.
［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。
[Other device configurations]
The incident optical fiber 2 and the detection optical fiber 3 have a mechanism capable of two-dimensionally scanning the surface of the subject fixing plate 4 in synchronization. Further, the probe region 6 is set by controlling the ultrasonic transducer 5 in accordance with the positions of the incident optical fiber 2 and the detection optical fiber 3. The probe region 6 is scanned with respect to the subject 7 to perform AOT measurement and PAT measurement, respectively, and obtain a spatial measurement distribution of the subject 7. Further, in order to acquire the spectral characteristics inside the subject 7, the above measurement can be performed by switching the wavelength of the light source 1.
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。
The
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。
The
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。
The
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。 The display device 14 displays an image generated by the signal processing device 9, and a display device such as a liquid crystal display, a CRT, or an organic EL can be used.
［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。
[Biological information processing method]
Hereinafter, a calculation processing technique performed by the
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）＝Γμａ（ｚ）Φ（ｚ） ・・・（２）
ここで、
Γ：グリュナイゼン係数（熱−音響変換効率）
μａ（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。
First, an arithmetic processing method for obtaining the absorption characteristic of the probe region 6 from the photoacoustic signal in the PAT measurement will be described. PAT can obtain local light absorption information by measuring a photoacoustic wave generated by being absorbed at a local test site. The pressure P of the elastic wave generated in the probe region 6 is expressed by the following equation (2) using the distance z from the light irradiation point to the probe region.
P (z) = Γμ a (z) Φ (z) (2)
here,
Γ: Gruneisen coefficient (thermal-acoustic conversion efficiency)
μ a (z): Absorption coefficient at a position at a distance z Φ (z): Light intensity at a position at a distance z. The Grunesen coefficient Γ, which is an elastic characteristic value, is obtained by dividing the product of the square of the volume expansion coefficient β and the speed of sound c by the specific heat Cp.
（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μａ（ｚ）に比例した音圧が測定されることがわかる。吸収係数μａ（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。 From the equation (2), it can be seen that the sound pressure proportional to the absorption coefficient μ a (z) at the position z of the local region to be examined is measured by the generated elastic wave. In order to accurately estimate the absorption coefficient μ a (z), it is necessary to estimate the light intensity Φ (z) at the position z.
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μｅｆｆ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μａ（ｚ）を得ることができる。 As disclosed in Non-Patent Document 1, if an average light attenuation coefficient μ eff is obtained, the light intensity Φ (z) can be obtained using a Lambert Beer law or a diffusion equation. Thereby, μ a (z) can be obtained from the sound pressure P (z).
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μｅｆｆを算出することができる。 At the time of PAT measurement, the pulse light irradiated to the subject 7 from the incident optical fiber 2 is diffused inside the subject 7 and the light intensity obtained by the photodetector 8 through the detection optical fiber 3 is monitored by backscattering. . Using the diffusion theory, it is possible to calculate the average attenuation coefficient μ eff in the region where the pulsed light inside the subject 7 is diffused from the obtained light intensity.
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）＝Ｓ０ｅｘｐ（−μｅｆｆｚ） ・・・（３）
ここで、Ｓ０は被検体７に入射する光強度を表す。
For example, when the Lambert Beer rule is used, the light intensity Φ (z) in the probe region 6 is obtained as in the following equation (3).
Φ (z) = S 0 exp (−μ eff z) (3)
Here, S 0 represents the light intensity incident on the subject 7.
（２）式と（３）式より、被検体７内部の位置ｒｐにあるプローブ領域６における吸収係数μａ（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。 (2) from equation (3), the absorption coefficient in the probe region 6 at the position r p in the subject 7 mu a (z) can be obtained as follows. The sound pressure P is a measurement value in the PAT measurement.
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Ｇ１（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。 Next, in the AOT measurement, the intensity ratio between the modulated signal and the non-modulated signal measured by the photodetector 8 is calculated, and this is set as the modulation degree M. The modulation degree M is determined by Sava Sakadzic and Lihong V. Wang, “Ultramodulated of multiple scattered coherent light: Analytical model for anisotropically expressed media 5” as shown in Eq. 2 1 (τ) can be Fourier transformed and calculated from the ratio of the 0th order and the 1st order.
ここで、以下の式が成立する。 Here, the following equation is established.
（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、
Expression (7) is a term indicating the influence due to the interaction by ultrasonic waves, and Expression (8) is a term indicating the influence due to Brownian motion.
here,
τ０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δｎやδｄ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。 τ 0 can be measured by correlating the signal from the photodetector 8 inside the signal processing device 9. In the equation (7), δ n and δ d represent the effects of the refractive index change and the scatterer displacement in the probe region 6, respectively, and are functions relating to the scattering coefficient and the ultrasonic frequency.
（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。 In the equation (5), the absorption coefficient and the scattering coefficient result in variables for the same measurement conditions except for parameters relating to ultrasonic waves. (The scattering coefficient depends on the diffusion coefficient.) Therefore, if the absorption coefficient is obtained from the PAT measurement as described above, it is compared with the measured value of the modulation degree M obtained from the Fourier transform of the equation (5). Thus, the equivalent scattering coefficient can be uniquely obtained.
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。 In this way, the absorption characteristic of the probe region is calculated from the PAT as shown in the equation (4), and the scattering of the same probe region is calculated from the analysis model of the AOT as shown in the equation (5) using this absorption property. Characteristics can be calculated. That is, the absorption characteristic and the scattering characteristic can be separately measured for the local probe region.
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。 FIG. 2 shows an example of a measurement flow when the biological information processing method of the present embodiment is performed. In S100, an ultrasonic focusing region (probe region) 6 to be a measurement target is set.
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。 The PAT measurement described above is performed in S101. The sound pressure is measured from the photoacoustic signal obtained from the ultrasonic transducer 5. At the same time, as described above, the pulse light irradiated to the subject 7 from the incident optical fiber 2 diffuses inside the subject 7 and is obtained by the photodetector 8 through the detection optical fiber 3 by backscattering. Measure.
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μｅｆｆ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。 In S102, the PAT measurement is terminated, and the average attenuation coefficient μ eff of the subject 7 is calculated from the backscattered light intensity obtained in S101. The light intensity in the probe region 6 is calculated from the obtained attenuation coefficient.
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。 In S103, based on the equation (4), the absorption coefficient of the probe region 6 is calculated using the sound pressure signal measured in S101 and the light intensity obtained in S102. In this way, in the PAT measurement process, scattered light inside the living body is also detected, and light attenuation characteristics inside the living body are calculated from the detected scattered light. Based on the light intensity in the probe region 6 calculated from the light attenuation property, the absorption property in the probe region 6 can be calculated.
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。 In S104, the above-described AOT measurement is performed. The modulated light intensity obtained from the light detector 8 and the unmodulated light intensity are measured, and the ratio thereof is calculated to calculate the modulation degree M. At this time, the ultrasonic transmission setting is set at the same position as the probe region 6 which is the ultrasonic reception setting set in the PAT measurement.
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。 In S105, using the above-described analysis model of the modulation degree M, the equivalent scattering of the probe region 6 using the modulation degree M obtained in S104, the absorption coefficient obtained in S103, and the main measurement conditions for ultrasonic waves. Calculate the coefficient.
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。 By performing the flow from S100 to S105 while scanning the probe region 6 inside the subject 7, a three-dimensional absorption coefficient distribution and an equivalent scattering coefficient distribution inside the subject 7 are obtained.
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。
By the method described above, the absorption coefficient and the scattering coefficient of the probe region 6 can be obtained with high accuracy. By scanning the probe region 6 inside the subject 7 and performing it, an absorption distribution and a scattering distribution of the subject 7 are obtained. The
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。
In addition, the above-described flow is executed by arbitrarily using a plurality of wavelengths of the light source 1, and component ratios of the subject 7, such as component ratios of oxygenated hemoglobin, reduced hemoglobin, water, fat, collagen, oxygen saturation index, etc. It is also preferable to obtain the metabolic information and the scattering power represented by the following formula (9) by the
μ ′ S = Bλ− sp (9)
Here, B is a constant, λ is the wavelength of light, and SP is the scattering power. The function information can be mapped in correspondence with the position coordinates of the probe region 6 in the same manner as described above, and can be imaged by the
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μｅｆｆを算出することができる。ここで得た減衰係数μｅｆｆ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μａ（ｚ）を求めてもよい。 Here, AP Gibson et al, “Recent advance in diffuse optical imaging”, Phys. Med. Biol. 50 (2005) R1-R43, the sound pressure generated from a medium whose optical characteristics can be regarded as homogeneous is an exponential function according to the distance from the position on the surface of the subject 7 irradiated with light. The energy of light is lost. For this reason, a signal profile is obtained in which the acoustic signal is also attenuated by an exponential function. By obtaining a signal profile corresponding to the distance of the acoustic signal from the background medium and fitting using the equation (3), the attenuation coefficient μ eff of the background medium can be calculated. Using the attenuation coefficient μ eff obtained here, the light intensity Φ (z) at an arbitrary depth z from the subject surface is obtained from the equation (3), and the absorption coefficient μ a (z) is obtained from the acoustic signal. Also good.
ここで、ＰＡＴ測定で得られた吸収係数μａ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。 Here, when the equivalent scattering coefficient μ ′ S is calculated from the modulation degree obtained by the AOT measurement using the absorption coefficient μ a obtained by the PAT measurement, the Sava Sakadzic and not the above-mentioned analytical solution is used. Lihong V. Wang, “Ultramodulated of multiple scattered coherent light: Analytical model for anisotropically calculated T 2” The equivalent scattering coefficient μ ′ s may be obtained so that the result matches the measurement result.
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。 The modulation degree M in the AOT measurement is a value determined by parameters of both the absorption coefficient and the scattering coefficient of the probe region 6. It is the essence of the present invention that the absorption coefficient is measured independently from the PAT measurement, and the scattering coefficient is obtained using this value. In the present embodiment, the description has been given using the analytical solution shown in the equation (5), but the present invention is not limited to the analytical solution described above. A model such as a model using a diffusion equation of a correlation function can be changed at any time according to measurement, and the present embodiment can be applied according to an applied calculation model.
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。 Here, the AOT measurement is performed after performing the PAT measurement as shown in the flow of FIG. 2, but the PAT measurement may be performed after performing the AOT measurement in the reverse order.
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。 AOT measurement methods include detection methods using a single detector such as PMT, parallel detection using a multi-sensor such as a CCD, hologram detection using a photorefractive element, detection using spectral hole burning, etc. Either may be sufficient. When a multi-sensor such as a CCD is used, for example, Jun Li, Geng Ku and Lihong V. Wang, “Ultrasound-modulated optical tomography of biological tissue of use of laser of laser speckles”, APPLIED OPTICS, Vol. 41, no. 28 (2002), an analytical expression for the degree of modulation may be used.
（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。
(Embodiment 2)
A biological information processing method according to Embodiment 2 of the present invention will be described. The apparatus configuration of this embodiment is the same as that of the first embodiment. The measurement flow in this embodiment is shown in FIG. First, in S <b> 200, PAT measurement is performed while the incident optical fiber 2 is scanned two-dimensionally with respect to the surface of the subject fixing plate 4, and PAT measurement values are obtained in the entire region of the subject 7. At this time, it is preferable to perform measurement at a plurality of wavelengths and acquire spectral information.
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。 In S201, for example, a known method disclosed in Non-Patent Document 1 is used to perform image reconstruction using the signal obtained in S201 to obtain a sound pressure distribution inside the subject 7. At this time, the attenuation of the ultrasonic wave propagating through the medium and the system error by the measurement unit 19 and the signal processing unit 9 are removed, and information for reproducing the generated sound pressure distribution at the time of pulse light irradiation is obtained.
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。 In S202, a region having a higher contrast than the surrounding is extracted from the obtained reconstructed image. At this time, a threshold value is set in advance. For all measurement regions, it is examined whether the target region exceeds this threshold value than the average signal value in the background.
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。
In S203, if there is no high contrast region that exceeds the predetermined threshold, the measurement is terminated. If there is a high contrast area, the position coordinates of that area are stored in the
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。 In S204, the probe region 6 of the ultrasonic transducer 5 is set in accordance with the position coordinates of the high contrast region, and AOT measurement is performed. AOT measurement is performed on all the high-contrast regions extracted in S202. In addition, it is preferable to similarly perform AOT measurement at an arbitrary position in the background area other than the high contrast area.
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μｅｆｆ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μｅｆｆ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。
In S205, the average attenuation coefficient μ eff of the subject 7 is obtained by fitting with the diffusion equation using the intensity of the non-modulated light obtained in the AOT measurement in S204. For the high contrast region, the sound pressure signal of the probe region 6 is read from the
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。 Also in the present embodiment, the absorption coefficient distribution and the scattering coefficient distribution obtained for the high contrast region in S205 can be imaged and displayed on the display device 14.
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。
Further, from the absorption coefficient image, the
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。 In the present embodiment, PAT identification is performed on an arbitrary local area inside the living body, and an area where the obtained acoustic signal is obtained with a contrast higher than a predetermined threshold is identified. As described above, the region where the abnormality of the biological tissue is suspected from the PAT measurement is identified in advance, and the AOT measurement is performed on the same region. Can be measured. Since it is not necessary to perform AOT measurement on the entire region of the subject 7, the measurement time can be shortened and necessary information can be obtained efficiently. In Example 1, AOT measurement and PAT measurement are continuously performed on the probe region 6, whereas in the present embodiment, AOT measurement and PAT measurement are performed completely independently.
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。 In the present embodiment, the light attenuation characteristics inside the living body are calculated from the intensity of the unmodulated light detected by the AOT measurement. Based on the light intensity in the local area calculated from the light attenuation characteristic, the absorption characteristic in the local area is calculated. As a result, unmodulated (steady) light can be measured using COT light for AOT measurement instead of pulse light for PAT measurement, so that the photodetector 8 can be detected with higher accuracy than measuring light intensity with repeated pulse light. Can be measured.
（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（ｒｐ）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（ｒｐ）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。
(Embodiment 3)
A biological information processing apparatus and a biological information processing method according to Embodiment 3 of the present invention will be described. The basic apparatus configuration of this embodiment is the same as that of the first embodiment. In the present invention, the absorption characteristic obtained by the PAT measurement is used to calculate the scattering characteristic in the AOT measurement. As is clear from equation (2), in order to obtain the absorption characteristics with high accuracy by PAT, it is necessary to calculate the light intensity Φ (r p ) in the local region with higher accuracy. In the present embodiment, based on the light intensity Φ (r p ) calculated from the output signal of the photodetector 8 in AOT measurement, absorption in the local region from the acoustic signal that is the output of the ultrasonic transducer 5 in PAT measurement. Calculate the characteristics.
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ｒｐ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ＩＡＣ（ｒｐ）は、以下の（１０）式によって表すことができる。
ＩＡＣ（ｒｐ）＝Ｓ０Ψ（ｒｓ，ｒｐ）ηΨ（ｒｐ，ｒｄ） ・・・（１０）
ここで、Ψ（ｒｓ，ｒｐ）は被検体７における光入射位置ｒｓからプローブ領域６の位置ｒｐまでの光強度の伝達関数を、Ψ（ｒｐ，ｒｄ）はｒｐから光検出位置ｒｄまでの光強度の伝達関数を表し、Ｓ０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。
In AOT measurement conditions as shown in FIG. 4, as described in Patent Document 2, the light intensity of the modulated light detected by receiving modulation action in the probe region 6 at the position r p in the subject 7 I AC (r p ) can be expressed by the following equation (10).
I AC (r p ) = S 0 Ψ (r s , r p ) ηΨ (r p , r d ) (10)
Here, Ψ (r s , r p ) is a transfer function of light intensity from the light incident position r s in the subject 7 to the position r p in the probe region 6, and Ψ (r p , r d ) is from r p. represents the transfer function of the light intensity to the light detection position r d, S 0 is the light intensity incident on the subject 7, eta represents the efficiency of light is modulated action in the probe region 6. The transfer function Ψ of the light intensity inside the subject 7 can be modeled by a light diffusion equation, a transport equation, a Monte Carlo simulation, or the like.
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。 Here, in the present specification, a path through which light irradiated from the incident optical fiber 2 is scattered and propagated until reaching the probe region 6 in the subject is referred to as an incident light propagation region. A path through which light modulated by the probe region 6 is scattered and propagated until reaching the detection optical fiber 3 is called a detection light propagation region.
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 As shown in FIG. 3, when the incident optical fiber 2 and the detection optical fiber 3 are placed close to each other,
、（１０）式は（１１）式のように書ける。
ＩＡＣ（ｒｐ）＝Ｓ０Ψ（ｒｓ，ｒｐ）２η ・・・（１１）
ここで、図６に示すように、光入射位置ｒｓからプローブ領域６の位置ｒｐ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ｒｄ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ＩＡＣとして検出される。このため、前者の伝達関数Ψ（ｒｓ，ｒｐ）と後者の伝達関数Ψ（ｒｐ，ｒｄ）は等しくなり（Ψ（ｒｓ，ｒｐ）＝Ψ（ｒｐ，ｒｄ））、また、伝達関数Ψ（ｒ）は可逆であるので（１１）式が得られる。
, (10) can be written as (11).
I AC (r p ) = S 0 Ψ (r s , r p ) 2 η (11)
Here, as shown in FIG. 6, the position r p of light to propagation path distribution 18 and the light from the probe region 6 to the light detection position r d propagation path distribution 18 of the probe region 6 from the light incident position r s is It will be almost the same. That is, since the incident light propagation region by the light emitted from the light source 1 and the light detection region when detecting the modulated light by the detector 8 overlap and can be regarded as the same, the modulation signal is reciprocated through the same propagation path distribution. It is detected as I AC. For this reason, the former transfer function Ψ (r s , r p ) and the latter transfer function Ψ (r p , r d ) are equal (Ψ (r s , r p ) = Ψ (r p , r d )). Also, since the transfer function Ψ (r) is reversible, equation (11) is obtained.
従って、（１１）式より光入射位置ｒｓからプローブ領域ｒｐまでの光伝達関数Ψは、 Therefore, (11) the optical transfer function Ψ from the light incident position r s to the probe region r p from expression
となる。この伝達関数は、光照射位置ｒｓ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。 It becomes. The transfer function from the light irradiation position r s up to the local probe region 6, and reflects the optical characteristics of the subject.
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ＩＡＣ（ｒｐ）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。 Thus, it is preferable to calculate the light intensity I AC (r p ) of the modulated light in the local region using the relational expression (4) obtained from the fact that the incident light path and the detection light path are the same. When the incident light path and the detection light path cannot be regarded as the same, the modulation signal obtained by the AOT measurement reflects not only the incident light path but also the optical characteristics inside the subject in the detection light path. On the other hand, in order to obtain the absorption characteristic of the probe region 6 from the photoacoustic signal obtained by the PAT measurement, the attenuation factor of light when propagating through the incident light path, that is, the inside of the subject in which the incident light is in the incident light path As a result, the intensity of light reaching the probe region 6 is required. At this time, as will be described later, under the condition that the incident light path and the detection light path can be regarded as the same, it is only necessary to perform one AOT measurement for one probe region 6 to be measured. However, when the two cannot be regarded as the same, AOT measurement is performed a plurality of times on the probe region 6 to estimate the optical characteristic distribution inside the subject in the incident light path, and the light intensity in the probe region 6 is calculated. It is necessary to calculate. The former is more efficient because the number of AOT measurements is smaller than the latter, and is more accurate because it is not affected by errors due to estimation of the optical distribution in the latter.
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（ｒｐ）は（１２）式を用いて、以下のように書ける。
Φ（ｒｐ）＝Ｓ’０Ψ（ｒｓ，ｒｐ） ・・・（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（ｒｐ）は（１４）式のように表すことができる。
On the other hand, in the PAT measurement, consider a case where a photoacoustic signal from the same probe region 6 as in the AOT measurement is detected. If the light incident intensity at the time of PAT measurement is S ′ 0 , the light intensity Φ (r p ) in the probe region 6 can be written as follows using the equation (12).
Φ (r p ) = S ′ 0 Ψ (r s , r p ) (13)
By using the equations (2), (12), and (13), the sound pressure P (r p ) of the generated photoacoustic wave can be expressed as the following equation (14).
これより、プローブ領域６における吸収係数μａ（ｒｐ）は以下の式になる。 Accordingly, the absorption coefficient μ a (r p ) in the probe region 6 is expressed by the following equation.
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。 If the sound pressure or frequency of the ultrasonic wave irradiated in the AOT measurement is constant, the modulation efficiency η depends on the refractive index, the absorption coefficient, the scattering coefficient, the scattering anisotropy parameter, etc. of the probe region 6. However, in a general soft tissue, when the probe region is sufficiently small (˜mm), the change in modulation efficiency η is small and can be regarded as almost constant. In AOT measurement and PAT measurement, if a constant light intensity is always incident on the living body and the Gruneisen coefficient Γ is substantially constant regardless of the position, the following relational expression can be obtained from the expression (15).
（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ＩＡＣ（ｒｐ）と光音響波Ｐ（ｒｐ）を測定することによって、プローブ領域ｒｐの吸収特性μａ（ｒｐ）を得ることができる。 From the equation (16), the probe region r p is measured by measuring the modulated light intensity signal I AC (r p ) and the photoacoustic wave P (r p ) for the same probe region 6 in the AOT measurement and the PAT measurement. The absorption characteristic μ a (r p ) can be obtained.
プローブ領域ｒｐ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。 By measuring by scanning the probe region r p in 3D space, it is possible to visualize the relative internal distribution of the absorption coefficient of the object 7. The absorption coefficient can also be estimated if the parameters defined as constants in the equation (16) are obtained in advance by calibration.
ＰＡＴの光音響信号から吸収係数μａ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。 To determine the absorption coefficient mu a from the photoacoustic signal of the PAT, it is necessary to estimate the light intensity in the development position of the photoacoustic wave. It is a feature of the present embodiment that this is performed using a modulation signal obtained from AOT measurement. At this time, it is preferable to perform the AOT measurement by setting the positions of the incident optical fiber 2 and the detection optical fiber 3 so as to be regarded as substantially the same position with respect to the probe region 6. In this case, an optical transfer function corresponding to the position of the probe region 6 can be obtained from the modulation signal of AOT measurement.
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ＩＡＣが得られ、ＩＡＣ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。 The above-described conventional method for estimating the light intensity using the average light attenuation coefficient can be applied only to an ideal homogeneous medium with high accuracy. However, the analysis method of the present invention can be applied regardless of whether the inside of the subject 7 is homogeneous or heterogeneous. Even in the case of inhomogeneity, a modulated optical signal I AC that reciprocates through the inhomogeneous medium is obtained, and a transfer function Ψ reflecting inhomogeneity is obtained using I AC and the light intensity is estimated using this. Because. That is, the absorption coefficient considering the inhomogeneity of the medium is obtained.
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。 Using the absorption characteristics thus obtained, the scattering characteristics may be calculated from the AOT measurement in the same manner as described in the first embodiment.
（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。
(Embodiment 4)
A biological information processing apparatus and a biological information processing method according to Embodiment 4 of the present invention will be described. The basic apparatus configuration of this embodiment is the same as that of the first embodiment.
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μｅｆｆ（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。 In the first embodiment, the absorption coefficient and the scattering coefficient are separated from the modulation degree M, which is not separated in the AOT measurement. In this embodiment, the attenuation coefficient μ eff (r) is calculated as a parameter in which both are not separated in the AOT measurement, and then the scattering coefficient is separated using the absorption coefficient obtained by the PAT measurement.
減衰係数μｅｆｆ（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−μ２ 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。
When the propagation of multiple scattered light is expressed using a diffusion equation using the attenuation coefficient μ eff (r), the following equation (17) is obtained.
(▽ 2− μ 2 eff (r)) U (r) = S (r) (17)
Here, U (r) represents the intensity of scattered light, and S (r) represents the intensity of the light source. Further, the modulated light intensity distribution is expressed using the equation (10).
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。 Using these equations (10) and (17), Patent Document 2 derives the relationship of the following equation (18).
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ｒｐから光入射位置ｒｓまでのベクトルと、プローブ領域６の位置ｒｐから光検出位置ｒｄまでのベクトルのなす角である。 Here, theta is the angle shown in Figure 4, a vector from the position r p of the probe region 6 to the light incident position r s, the vector from the position r p of the probe region 6 to the light detection position r d It is an angle to make.
（１８）式を用いれば、ＡＯＴの変調信号からプローブ領域ｒｐの減衰係数μｅｆｆ（ｒ）を求めることができる。 (18) Using the equation, it is possible to determine the attenuation coefficient of the probe region r p from AOT modulated signals mu eff (r).
減衰係数μｅｆｆ（ｒ）は、（１）式のように、吸収係数μａ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μｅｆｆ（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μａ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。 The attenuation coefficient μ eff (r) is a function of the absorption coefficient μ a and the equivalent scattering coefficient μ ′ S as shown in the equation (1). For the attenuation coefficient μ eff (r) obtained from the AOT modulation signal, the absorption coefficient μ a obtained from the PAT photoacoustic signal using the expression (16) of Embodiment 3 is used, ), The equivalent scattering coefficient μ ′ S can be calculated.
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。 In the present embodiment, preferably, the absorption characteristic of the probe region is first obtained with high accuracy from the PAT acoustic signal using an AOT modulation signal (Embodiment 3). Next, the attenuation coefficient of the probe region is obtained from the AOT modulation signal using the equation (18), and the absorption obtained from the acoustic signal of the PAT using the equation (1) for this attenuation coefficient. The scattering characteristic can be obtained from the characteristic.
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。 FIG. 7 shows an example of a measurement flow when the biological information processing method of this embodiment is performed. In S300, an ultrasonic focusing area (probe area) 6 to be a measurement target is set.
Ｓ３０１において、ＡＯＴ測定を行う。このとき、変調光信号ＩＡＣ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。 In S301, AOT measurement is performed. At this time, a modulated optical signal IAC is obtained. In S302, the attenuation coefficient of the probe region 6 is obtained using equation (18).
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。 In S303, PAT measurement is performed to obtain a photoacoustic signal. At this time, the ultrasonic reception setting is set to the same position as the probe region 6 which is the ultrasonic transmission setting set in the AOT measurement.
Ｓ３０４において、（１６）式に基づき、Ｓ３０１で得られた変調光信号ＩＡＣ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。 In S304, based on the equation (16), by using the photoacoustic signal obtained by modulated optical signal I AC and S302 obtained in S301, and calculates the absorption coefficient of the probe region 6.
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。 In S305, the equivalent scattering coefficient of the probe region 6 is calculated based on the equation (1) using the attenuation coefficient obtained in S302 and the absorption coefficient obtained in S304.
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。 By performing the flow from S300 to S305 while scanning the probe region 6 inside the subject 7, a three-dimensional absorption coefficient distribution and an equivalent scattering coefficient distribution inside the subject 7 are obtained.
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。 Here, as shown in the second embodiment, the technique shown in the present embodiment may be applied to a region having a high contrast after the PAT measurement and the image reconstruction are executed once.
［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。
[Modification of device configuration]
8 to 10 are schematic diagrams illustrating other configuration examples in which the optical fiber is not used for the measurement unit 19 in FIG. The signal processing device 9 other than the measurement unit 19 has the same configuration as that in FIG.
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。 In the example of FIG. 8, the beam from the light source 1 is reflected by the beam splitter 20, passes through the illumination / detection optical system 21, and irradiates the subject 7 with light in a relatively large area. At this time, the detection light in the AOT measurement is collected through the same optical system 21 as in the illumination, passes through the beam splitter 20, and the signal light is detected by the photodetector 8. By using the same optical system for light irradiation and light detection and making the aperture area the same, it is possible to set geometric conditions similar to those in FIG.
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。 Alternatively, in a region where the probe region 6 is sufficiently deep with respect to the subject 7 and diffusion approximation is established, the configuration shown in FIG. 9 may be used. The same optical system is used on the incident side and the detection side, and the opening area with respect to the subject 7 is set to the same region. Light that is incident on the subject 7 from a slight angle is diffused isotropically while being scattered inside the subject, and backscattered light isotropically diffused to detect light emitted from the subject 7. Even in such a configuration, the light irradiation region and the light detection region can be made substantially the same region.
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。
Alternatively, the configuration is basically the same as that in FIG. 8, but a configuration in which the
（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。
(Embodiment 5)
A biological information processing method according to Embodiment 5 of the present invention will be described. The apparatus configuration of this embodiment is the same as that of the first embodiment. First, before performing AOT measurement or PAT measurement, pulse ultrasonic waves are transmitted using the ultrasonic transducer 5, and ultrasonic echoes that are reflected waves are received by the ultrasonic transducer 5. By measuring the subject 7 while changing the transmission direction of the pulsed ultrasound, the structural information inside the subject 7 is acquired and stored in the
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。
The
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。 Next, in the AOT measurement, the divided structure information is used. For example, as shown in FIG. 11, the structure information is divided into structurally specific regions A (17a) and B (17b) inside the subject and other relatively homogeneous regions based on the divided structure information.
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。 For this structurally specific region A (17a) or region B (17b), for example, using the method described in Embodiment 4, AOT measurement and PAT measurement are performed according to the flow of FIG. Calculate absorption coefficient and scattering coefficient. The distributions of the absorption coefficient and the scattering coefficient are displayed on the display device 14 so as to overlap the structure data.
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。 In this embodiment, ultrasonic echo measurement is performed in advance, and absorption characteristics and scattering characteristics are calculated for structurally inhomogeneous regions using structure information data. This makes it possible to efficiently extract an optically inhomogeneous region using structural information, selectively perform AOT measurement and PAT measurement, and efficiently perform inhomogeneous tissue inside the subject. In addition, absorption characteristics and scattering characteristics can be measured.
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。 As mentioned above, although preferable embodiment of this invention was described, this invention is not limited to these, A various deformation | transformation and change are possible within the range of the summary.
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
1 Light source 5 Ultrasonic transducer 6 Ultrasonic focusing area (probe area)
DESCRIPTION OF SYMBOLS 7 Subject 8 Photodetector 9
Claims (13)
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。 A biological information processing apparatus,
A light source for irradiating the living body with light;
An ultrasonic transmission unit for irradiating the local region of the living body with ultrasonic waves;
A light detection unit for detecting modulated light and non-modulated light in which light from the light source is modulated by the ultrasonic wave in the local region;
An acoustic wave detector for detecting an acoustic wave generated from the local region by receiving light from the light source;
An arithmetic unit that calculates the scattering characteristics of the local region from the output signal of the light detection unit using the absorption characteristics of the local region calculated from the acoustic signal that is the output of the acoustic wave detection unit;
A biological information processing apparatus characterized by comprising:
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。 An incident light propagation region in which light emitted from the light source propagates to the local region in the living body; and a detection light propagation region in which the modulated light propagates from the local region to the light detection unit in the living body; Arrange the incident optical fiber and the detection optical fiber so that they can be regarded as the same,
The living body according to claim 4, wherein the calculation unit calculates the light intensity in the local region using a relational expression obtained from the fact that the incident light propagation region and the detection light propagation region are the same. Information processing device.
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。 A biological information processing method,
A step of detecting modulated light and non-modulated light modulated by the ultrasonic wave in the local region when irradiating light to the local region of the living body and irradiating ultrasonic waves;
Detecting an acoustic wave generated from the local region when the living body is irradiated with light;
Using the absorption characteristics of the local area calculated from the acoustic signal obtained from the acoustic wave, calculating the scattering characteristics of the local area from the modulated light and the non-modulated light;
A biological information processing method characterized by comprising:
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。 Detecting the acoustic wave, detecting scattered light inside the living body, and calculating light attenuation characteristics inside the living body from the detected scattered light;
Calculating absorption characteristics in the local region based on light intensity in the local region calculated from the light attenuation characteristics;
The biological information processing method according to claim 6 or 7, characterized by comprising:
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。 Calculating a light attenuation characteristic inside the living body from the detected intensity of the non-modulated light,
Calculating absorption characteristics in the local region based on light intensity in the local region calculated from the light attenuation characteristics;
The biological information processing method according to claim 6 or 7, characterized by comprising:
を有する請求項６又は７に記載の生体情報処理方法。 Calculating the absorption characteristics of the local region from the acoustic signal obtained from the acoustic wave based on the light intensity in the local region calculated from the modulated signal obtained from the detected modulated light;
The biological information processing method according to claim 6 or 7, comprising:
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。 Incidence and detection of the light so that the incident light propagation region in the living body by the irradiated light and the detection light propagation region when detecting the modulated light can be regarded as the same,
The biological information processing method according to claim 10, wherein the light intensity in the local region is calculated using a relational expression obtained from the fact that the incident light path and the detection light path are the same.
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。 In the step of detecting the acoustic wave, the acoustic wave is detected in an arbitrary local region inside the living body,
Identifying a region in the living body where the acoustic signal is obtained with a contrast higher than a predetermined threshold,
The biological information processing method according to claim 6, wherein the local region is set with respect to the identified region, and the modulated light and the non-modulated light are detected.
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