WO2010143572A1

WO2010143572A1 - 被検体情報分析装置及び被検体情報分析方法

Info

Publication number: WO2010143572A1
Application number: PCT/JP2010/059339
Authority: WO
Inventors: 岳晴印南; 五十嵐　誠
Original assignee: オリンパス株式会社; オリンパスメディカルシステムズ株式会社
Priority date: 2009-06-12
Filing date: 2010-06-02
Publication date: 2010-12-16
Also published as: EP2378272A4; CN102439418B; US20110188050A1; EP2378272A1; EP2378272B1; CN102439418A; JPWO2010143572A1; JP4704519B2

Abstract

　被検体情報分析装置は、第１の周波数の超音波が照射された被検体における検査対象部位から、第２の周波数の照射光に対する散乱光としての周波数変調された光を受光する光検出器と、周波数変調された光における第１の周波数の整数倍シフトした特定周波数の情報を抽出する情報抽出部と、抽出された特定周波数の情報に基づき、検査対象部位を構成する構成組織の組成比率に関する特徴情報を生成する特徴情報生成部とを有する。　

Description

被検体情報分析装置及び被検体情報分析方法

　本発明は、超音波が照射された被検体における検査対象部位からの散乱光を受光して、組織性状を判別するための特徴情報を生成する等の分析を行う被検体情報分析装置及び被検体情報分析方法に関する。

　近年、生体の光断層イメージングを実現するものとして、光ＣＴや光コヒーレンス断層影像法（ＯｐｔｉｃａｌＣｏｈｅｒｅｎｃｅＴｏｍｏｇｒａｐｈｙ：以下ＯＣＴ）、光音響断層影像法等、様々な技術が提案されている。　
　例えば、日本国特開２００８－１７０３６３号公報には、被検体としての生体に対し超音波と光を照射し、生体粘膜内部における光と超音波の相互作用による散乱光のドップラーシフト量を検出することで、正常組織と癌組織の特徴情報としての散乱係数の違いを検出する分析装置及び方法が開示されている。　
　上記の公報の従来例においては、被検体からの超音波振動による変調光としての超音波変調光を光検出器により検出し、検出した信号の周波数や波長を分析しドップラシフト量を得て、それらを散乱係数に変換している。従ってわずかな散乱係数の差を描出するためには、周波数分解能として僅かなドップラシフト量の変化を分析することが必要となる。

　上記従来例においては、周波数分解能を高めるためには信号検出のサンプリングレートを上げなければならない。この場合には、わずかな散乱係数の差を描出する信号処理に時間がかかってしまう。また、サンプリングレートを上げる場合、より高速（高い周波数）で精度の高い信号処理が必要となり、そのためにより高価な装置が必要になってしまう。

　このため、周波数分解能を高める必要なく、検査対象部位を構成する構成組織の特徴情報を生成したり、正常組織か病変組織であるか等の組織性状の判別等の分析ができる被検体情報分析装置やその方法が望まれる。　
　この場合、構成組織の特徴情報としては、その特徴情報により、構成組織が正常組織か病変組織であるか等を診断又は判別するのに適した情報、又は診断する場合に有効に利用される構成組織の組織比率に関する情報であることが望まれる。

　本発明は上述した点に鑑みてなされたもので、周波数変調された光に対して高い周波数分解能を必要としないで、被検体における検査対象部位の構成組織の組成比率に関する特徴情報の生成等を可能とする被検体情報分析装置及び被検体情報分析方法を提供することを目的とする。

　本発明の１形態に係る被検体情報分析装置は、
　第１の周波数の超音波が照射された被検体における検査対象部位から、第２の周波数の照射光に対する散乱光としての周波数変調された光を受光する受光手段と、
　前記周波数変調された光における前記第１の周波数の整数倍シフトした特定周波数の情報を抽出する情報抽出手段と、
　前記情報抽出手段により抽出された前記特定周波数の情報に基づき、前記検査対象部位を構成する構成組織の組成比率に関する特徴情報を生成する特徴情報生成手段と、
　　を具備したことを特徴とする。

　また、本発明の１形態に係る被検体情報分析装置は、
　被検体内における検査対象部位に所定の周波数の光を照射する光照射手段と、
　第１の周波数の超音波が照射されて超音波振動した前記検査対象部位から前記光の散乱光としての周波数変調された光を受光する受光手段と、
　前記周波数変調された光における前記第１の周波数の整数倍シフトした特定周波数の情報を光学的または電気的に抽出する情報抽出手段と、
　前記情報抽出手段により抽出された前記特定周波数の情報を用いて算出される前記検査対象部位を構成する構成組織の組成比率に関する特徴情報に基づいて前記構成組織の性状を判別する判別手段と、
を有する。

　また、本発明の１形態に係る被検体情報分析方法は、
　第１の周波数の超音波が照射された被検体における検査対象部位から、第２の周波数の照射光に対する散乱光としての周波数変調された光を受光手段が受光する受光ステップと、
　前記周波数変調された光の情報から前記第１の周波数の整数倍シフトした特定周波数の情報を情報抽出手段が抽出する情報抽出ステップと、
　前記抽出ステップにより抽出された前記特定周波数の情報とに基づき、前記検査対象部位を構成する構成組織の組成比率に関する特徴情報として、２種類のうちの一方の構成組織が占める体積の割合を表す体積分率を体積分率算出手段が算出する体積分率算出ステップと、
　前記体積分率算出ステップにより算出された前記体積分率に基づいて前記構成組織の組織性状を判別するための特徴情報を表示手段が表示する表示ステップと、
　を備えたことを特徴とする。

図１は本発明の第１の実施形態に係る生体情報分析装置の構成を示すブロック図。図２は体積分率と核／細胞質比（Ｎ／Ｃ比）の関係を示す図。図３は第１の実施形態の動作説明用のタイミングチャート。図４は第１の実施形態の処理手順の代表例を示すフローチャート。図５は本発明の第２の実施形態に係る生体情報分析装置の構成を示すブロック図。図６は第２の実施形態の処理手順の代表例を示すフローチャート。図７は第２の実施形態の変形例に係る生体情報分析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）
　本発明の実施形態を説明する前に、その原理を説明する。　
　超音波を被検体内部の検査対象部位へ向けて入射させると、超音波の伝搬に応じて被検体内部の検査対象部位を構成する粒子（後述する実施形態においては生体組織を構成する細胞核）に対して振動が誘起される。時刻tにおける粒子の振動速度ｖ(t)は、（１）式で表すことができる。　
ｖ(t)＝ｖ_maxcos(ω_ＵＳt)　　　　（１）
　ここで、ｖ_maxは粒子の振動速度の最大値、ω_ＵＳは超音波の角周波数である。一方、光を被検体内部へ入射させると、上記粒子により散乱される。さらに、入射された光は、粒子の振動によるドップラ効果を受け、入射された光に比べて散乱光の角周波数ω（t）は変化し、この角周波数ω（t）は（２）式で表すことができる。

ω（t）＝ω_０・ｃ/(ｃ－ｖ(t)・cosα)＝ω_０・ｃ/(ｃ－ｖ_maxcos(ω_ＵＳt)・cosα）≒ω_０［１＋ｖ_maxcos(ω_ＵＳt)・cosα/c］　　　　（２）
　ここで、ω_０は入射される光の角周波数、ｃは被検体中の光速度、αは光と超音波の進行方向とのなす角であり、（２）式の最後において、ｖ_max<<ｃという近似を行っている。　
　ドップラ効果を受けた散乱光の強度Ｉは、（３）式のように周波数変調される。　
Ｉ＝Ｉ_０cos[θ(t)]＝Ｉ_０cos[∫ω（t）dt]＝Ｉ_０cos[ω_０t＋(ω_０/ω_ＵＳ)・(ｖ_max・cosα/c)・sin(ω_ＵＳt)＋φ_０］＝Ｉ_０cos[ω_０t＋ｍ・cos(ω_ＵＳt)＋φ_１］
＝Ｉ_０Σ_LＪ_L(ｍ)cos[(ω_０＋Lω_ＵＳ)t＋Lπ/2＋φ_１]　　　　（３）
　ここで、Ｉ_０は光の強度の振幅、θ(t)は光の位相、φ_０及びφ_１は初期位相、Ｊ_L(ｍ)は第一種ベッセル関数、Lは整数であり、また、Σ_LはΣの右辺を、Lが－∞から＋∞まで変化した場合の総和を取ることを表す。

　また、ｍは変調度であり、（４）式で表わされる。　
ｍ＝(ω_０/ω_ＵＳ)・(ｖ_max・cosα/c)＝cosα・ｖ_max/(ｆ_ＵＳ・λ_０)　　（４）
　ここで、ｆ_ＵＳ（＝ω_ＵＳ／２π）は超音波の周波数、λ_０は入射光の波長である。　
（３）式から周波数変調された散乱光のスペクトルは、入射光の角周波数ω_０と、この角周波数ω_０から超音波の角周波数ω_ＵＳの整数倍の角周波数Lω_ＵＳだけシフトしたものを有し、異なる複数のスペクトルの強度情報から、変調度ｍを算出することができる。　
　この場合、原理的には超音波の角周波数ω_ＵＳ程度よりも高い周波数分解能であれば、変調度ｍを算出することができる。従って、本実施形態では高い周波数分解能を必要としないで、変調度ｍを算出できる。なお、後述するように超音波の周波数ｆ_ＵＳは、通常、数ＭＨｚ～数十ＭＨｚの周波数範囲内のものが広く用いられる。

　また、変調度ｍを算出することにより、（４）式における粒子の振動速度の最大値ｖ_maxを算出することができる。　
　一方、密度ρ、音速Ｖ_ＵＳ、超音波強度Ｉ_ＵＳにより、振動速度の最大値ｖ_maxは、（５）式で表すことができる。　
ｖ_max＝（２Ｉ_ＵＳ/(ρＶ_ＵＳ)）^１／２（５）
　さらに、懸濁液に対するUrickのモデルを仮定した場合、懸濁液中の音速Ｖ_ＵＳは、（６）式で表される。　
(Ｖ_ＵＳ,v/Ｖ_ＵＳ)^２＝［１＋Ｘ_p(Ｋ_p ^-1－Ｋ_v ^-1)/Ｋ_v ^-1］［１＋Ｘ_p(ρ_p－ρ_v)/ρ_v］　（６）
　ここで、Ｖ_ＵＳ,vは媒質の音速、Ｘ_pは、媒質中における粒子が占める組成比率としての体積分率（又は体積占有率、単に占有率とも言う）、ρは媒質中に粒子が体積分率Ｘ_pで存在する場合の密度、Ｋは体積弾性率であり、粒子と媒質に対してそれぞれ添字pとvを付けて区別している。

　なお、粒子と媒質は、後述するように生体における検査対象部位の構成組織としての細胞を構成する細胞核と細胞質とからなることを想定している。従って、上記体積分率Ｘ_pは、以下の実施形態においては細胞の体積中で細胞核が占める体積の割合に対応する組成比率の情報となる。　
　また、密度ρは、以下の（７）式のように、粒子の体積分率Ｘ_pに粒子の密度ρ_pを乗算した値と、１から粒子の体積分率Ｘ_pを減算した値に、媒質の密度ρ_ｖを乗算した値とを加算したものとして表される。　
ρ＝Ｘ_pρ_p＋（１－Ｘ_p）ρ_v　　　（７）
　（後述する病変組織における細胞核の肥大化による変化の説明のため）粒子の半径がｒからｒ′に変化した場合、粒子の占める体積分率は、（８）式で示すＸ_pから（９）式で示すＸ′_pへ変化する。

　但し、粒子とその周囲の媒質の物性値の変化はないと近似する。　
Ｘ_p＝Ｎ_ｏ・４πｒ^３／（３・Ｖ）　　　　　（８）
Ｘ′_p＝Ｎ_ｏ′・４πｒ′^３／（３・Ｖ）　　　（９）
　ここで、Ｖは超音波が収束されて局所的に照射される超音波照射領域（検査対象部位１８の局所領域）の体積、Ｎ_ｏ、Ｎ_ｏ′はこの超音波照射領域Ｖ中での粒子の半径の変化前後での粒子数を表わしている。　
　粒子の半径がｒからｒ′に変化した場合、音速はＶ_ＵＳからＶ′_ＵＳへ変化し、密度はρからρ′へと変化する。さらに、（５）式より粒子の半径の違いにより、粒子の振動速度の最大値が、ｖ_maxからｖ′_maxへと変化する。　
　従って、（４）式より粒子の半径の違いにより、変調度ｍが異なるため、異なる複数のLにおけるＪ_L(ｍ)を測定することにより、その変調度ｍを算出し、さらに算出した変調度ｍから被検体（における超音波照射領域）を構成する粒子（ないしは粒子状の特性を示す粒子状構成物としての）の体積分率を算出することができる。

　なお、後述する（１３）式のように変調度ｍは、複数のLの値、例えばL＝０，１の２つの整数値におけるＪ_L(ｍ)の強度を測定することにより算出することができる。　
　以上の説明から、超音波により周波数変調された光（つまり、超音波変調光）を検出し、その変調度ｍを算出することにより、被検体内部の粒子状構成物の体積分率Ｘ_p又は体積分率変化ΔＸ_pの分布を画像化することが可能となる。　
　生体においては、正常組織と、病変組織としての癌組織を比較した場合、癌組織化により、細胞や細胞核（単に核とも言う）の肥大化などが起こる。特に、正常細胞に比べて癌細胞では、細胞質よりも核増大の比率が高くなる、換言すると核／細胞質比（Ｎ／Ｃ比と略記）が増大することが一般的に知られている。

　このため、検査対象部位（又は診断対象部位）の構成組織としての細胞組織におけるその細胞を構成する核と細胞質の組成比率の特徴情報としてのＮ／Ｃ比の値は、その細胞組織が正常組織であるか病変組織であるかの性状を判別又は診断するための有力な情報となる。従って、本実施形態においては、以下に説明するように、Ｎ／Ｃ比を算出するようにしている。　
　正常組織と癌組織のＮ／Ｃ比を、それぞれ（Ｎ／Ｃ）_ｎ、（Ｎ／Ｃ）_ｄとすると、それらは（１０）式、（１１）式のように表すことができる。

（Ｎ／Ｃ）_ｎ＝（３π^１／２Ｘ_p／４）^２／３（１０）
（Ｎ／Ｃ）_ｄ＝（３π^１／２Ｘ′_p／４）^２／３　　　（１１）
　ここでは、立方体形状の細胞を仮定し、その細胞の一辺の長さをｄ（その体積はｕ_ｏ＝ｄ^３）、その細胞内の核の半径をｒ（体積はｕ_１＝４πｒ^３／３）、超音波照射領域中の細胞数、即ち核の個数をＮ＝Ｖ／ｕ_ｏ、体積分率Ｘ_p＝ｕ_１／ｕ_ｏとする。　
　すると、Ｎ／Ｃ比は、Ｎ／Ｃ＝πｒ^２／ｄ^２となることから上記（１０），（１１）式のように求められる。　
　これらのことから、超音波変調光の変調度ｍは、正常組織、癌組織それぞれの変調度ｍ_ｎ、ｍ_ｄが異なる値となる。　
　従って、超音波変調光の変調度ｍを算出することによって、被検体内部における検査対象部位を構成する構成組織の特徴情報としての（Ｎ／Ｃ）_ｎ、（Ｎ／Ｃ）_ｄを算出して画像化することができる。なお、（Ｎ／Ｃ）_ｎ、（Ｎ／Ｃ）_ｄの代わりに、密接に関係する体積分率Ｘ_pを特徴情報として算出し、画像化しても良い。

　また、特徴情報を算出するための変調度ｍを算出する場合には、超音波変調光の特定周波数のスペクトル強度の情報を測定するが必要になる。　
　上述した説明から分かるように、超音波変調光のスペクトルにおける例えばその基本波と２倍波の間隔は、照射される超音波の周波数ｆ_ＵＳとなり、変調度ｍを算出するために高い周波数分解能が要求されない。原理的には、超音波の周波数ｆ_ＵＳ程度よりも高い周波数分解能であれば変調度ｍを算出することができる。　
　従って、本実施形態による装置及び方法は、上述したように従来例における問題点を解消する利点を有する。　
　次に、被検体による光の吸収（その吸収係数をμ_ａとする）による散乱光検出への影響を説明する。被検体が光を吸収する場合には、散乱光の強度は、吸収を考慮していない（３）式を変形した（１２）式のように表すことができる。

Ｉ＝Ｉ_０exp（－μ_ａD）Σ_LＪ_L(ｍ)cos[(ω_０＋Lω_ＵＳ)t＋Lπ/2＋φ_１]　（１２）
　ここで、Dは、超音波変調光が被検体内部を伝搬する距離である。この（１２）式により、吸収の影響は、強度の振幅部分にのみ影響する。　
　このため、（１２）式の右辺におけるスペクトル成分において、（１３）式のように、例えばL＝０及びL＝１の０次成分Ｉ_f=0と１次成分Ｉ_f=ｆＵＳとを比較することで、吸収の影響を除去して変調度ｍを算出することができる。　
Ｉ_f=ｆＵＳ/Ｉ_f=0＝Ｉ_０exp（－μ_ａD）Ｊ_１(ｍ)/Ｉ_０exp（－μ_ａD）Ｊ_０(ｍ)
＝Ｊ_１(ｍ)/Ｊ_０(ｍ)≒ｍ／２　　　（１３）
　ここで、最右辺は、ｍ<<１の場合に成立する近似となる。

　また、図２は、（１０）式をグラフで示した図を示す。ここで、横軸は、体積分率Ｘ_p、縦軸はＮ／Ｃ比であり、異なる複数のｄ（細胞の一辺の長さ）に対してその関係式をグラフで描いたものである。　
　具体的には、ｄ＝１０μｍ、１５μｍ、２０μｍ大の細胞として場合、それらの大きさによらず（曲線が重なる）、体積分率Ｘ_pから一意的にＮ／Ｃ比を算出できることを示している。　
　次に図１を参照して、本発明の被検体情報分析装置としての第１の実施形態の生体情報分析装置１の構成を説明する。　
　この生体情報分析装置１は、超音波照射手段（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、所定の超音波送信軸に沿って被検体としての（例えば体腔内における）生体１７内における検査対象部位（又は分析対象部位）１８に到達するように例えば第１の周波数（具体的には上述した周波数ｆ_ＵＳ）の超音波を照射（発生）する。

　この超音波トランスジューサ２は、走査手段としての走査部３に取り付けられており、走査部３により超音波が集束して照射される検査対象部位１８を走査（移動）する。この走査部３は、超音波トランスジューサ２が取り付けられる例えば走査台に、例えば２つの方向に走査する圧電素子が取り付けられている。　
　検査対象部位１８の生体構成組織における主に粒子ないしは粒子状構成物としての核は、集束（フォーカス）された超音波の照射により、（１）式のように局所的に超音波振動する。　
　また、この生体情報分析装置１は、第２の周波数（具体的には周波数ｆ_０＝ω_０/（２π））の光を発生する光源装置４を有する。この光源装置４は、例えば単一の周波数の光を発生するのに適した例えばレーザダイオード等により構成される。この場合には、光源装置４から出射される光は、レーザ光となる。

　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。この光ファイバ５は、入射された光を導光してそ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の一方の側に隣接した位置に配置されている。なお、光ファイバ５から出射される光の進行方向と超音波の進行方向との成す角はαである。　
　この光ファイバ５の先端部から出射された光は、生体１７内の　局所領域としての検査対象部位１８に照射される。この光ファイバ５の先端部は、生体１７の内部の検査対象部位１８に所定の周波数の光を照射する光照射手段を形成する。なお、この検査対象部位１８は、走査部３の移動により走査される。

　検査対象部位１８の局所領域において（主に核が）超音波振動している構成組織は、照射（入射）された光を散乱する光散乱物質として機能する。この光散乱物質による散乱光においては、超音波振動によるドップラ効果により、散乱前の光の周波数ｆ_０から周波数が変調された光となる。　
　また、走査部３における超音波トランスジューサ２の他方の側に隣接して光ファイバ６の先端部が配置されている。　
　この光ファイバ６の先端部には、検査対象部位１８に照射された光の散乱光が入射される。この光ファイバ６に入射される散乱光としての周波数変調された光は、（２）式、又は（３）式で表される。なお、光ファイバ６に入射される光の入射角もαに設定されている。

　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、散乱光としての周波数変調された光を受光（検出）し、受光した光を光電変換した電気信号としての検出信号を信号処理装置８に出力する。　
　つまり、光検出器７は、検査対象部位１８からの散乱光としての周波数変調された光を受光する受光手段を形成する。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するようにしても良い。この場合には、光検出器７を走査部３に取り付けるようにすれば良い。　
　上記信号処理装置８は、散乱光の検出信号を増幅して、Ａ／Ｄ変換した後、フーリエ変換するフーリエ変換回路８ａを有する。　
　この信号処理装置８は、フーリエ変換回路８ａによるフーリエ変換により、特定周波数の強度情報を抽出するためスペクトル強度に分離する。

　散乱光の強度Ｉは、フーリエ変換により（３）式の右辺に示すように周波数軸上において光の周波数ｆ_０の位置から超音波の周波数ｆ_ＵＳの整数倍（L＝０，±１，±２，…）だけ、シフトした周波数位置（但し０の場合にはシフトしていない）で、それぞれＩ_０Ｊ_L(ｍ)の強度を持つ特定周波数の強度の情報に分離（抽出）される。なお、吸収の影響を考慮すると共通となる因子が付加される。　
　つまり、このフーリエ変換回路８ａは、超音波の周波数ｆ_ＵＳの整数倍シフトした特定周波数の情報を電気的に抽出する情報抽出手段の機能を持つ。なお、第２の実施形態においては、光学的な干渉を利用して、超音波の周波数ｆ_ＵＳの整数倍シフトした特定周波数の情報を、光学的に抽出する情報抽出手段を形成する。

　特定周波数の情報、又はこれに相関する情報を抽出する情報抽出手段として、フーリエ変換回路８ａ、（以下に説明する）変調度ｍを算出する変調度算出部８ｂ、（この変調度ｍに相関する）振動速度の最大値ｖ_maxを算出する振動速度算出部９ａの少なくとも１つと見なすこともできる。　
　この信号処理装置８は、特定周波数の強度の情報から、（特定周波数の情報としての）変調度ｍを算出する変調度算出部８ｂの機能を有する。　
　この変調度算出部８ｂは、例えば（１３）式に示すように散乱光の強度ＩにおけるL＝０及びL＝１のスペクトル強度に相当する０次成分Ｉ_f=0と１次成分Ｉ_f=ｆＵＳとの比を算出することにより変調度ｍを算出する。

　L＝０及びL＝１の０次成分Ｉ_f=0と１次成分Ｉ_f=ｆＵＳの比から変調度ｍを算出する場合に限定されるものでなく、他のLの値（例えばL＝２，３等）を用いて変調度ｍを算出するようにしても良い。なお、吸収の影響を除去して変調度ｍを算出するために、少なくとも２つの異なるLの値を用いることが望ましい。　
　この信号処理装置８は、算出した変調度ｍ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。なお、信号処理装置８が、特定周波数の情報としての変調度ｍを算出する場合に限定されるものでなく、ＰＣ９が変調度ｍを算出する構成にしても良い。つまり、ＰＣ９が、信号処理装置８の機能を備えた構成にしても良い。　
　このＰＣ９は、変調度ｍの情報と、入力部１１から操作者により入力される（１）式における光と超音波の進行方向の成す角α、光の波長λ_０、超音波の周波数ｆ_ＵＳ等の情報を用いて（４）式の粒子に対応する核の振動速度の最大値ｖ_maxを算出する。つまり、ＰＣ９は、振動速度の最大値ｖ_maxを算出する振動速度算出部９ａの機能を持つ。

　なお、ＰＣ９は、例えばメモリ１２を内蔵し、入力部１１等から入力された角α、光の波長λ_０、超音波の周波数ｆ_ＵＳ等の情報を格納する。そして、ＰＣ９は、このメモリ１２に格納された情報を参照することにより、信号処理装置８から入力される変調度ｍから振動速度の最大値ｖ_maxを算出する。なお、ＰＣは、入力される変調度ｍや、算出した振動速度の最大値ｖ_maxもメモリ１２に格納する。　
　また、ＰＣ９は、算出した振動速度の最大値ｖ_maxに対して、（５）式の関係を利用して、（６）式、（７）式を用いて、細胞核の占める体積分率Ｘ_pをパラメータとしたフィッティングを行う。　
　ＰＣ９は、このフィッティグにより、（５）式で得られた振動速度の最大値ｖ_maxとなる場合の検査対象部位１８の構成組織としての細胞組織の組成比率に関する特徴情報としての核の体積分率Ｘ_pを算出する。

　また、ＰＣ９は、体積分率Ｘ_pを算出した後、この体積分率Ｘ_pの算出値を用いて核と細胞質の組成比率の特徴情報としてのＮ／Ｃ比を算出する。　
　つまり、ＰＣ９は、特徴情報としての体積分率Ｘ_p及びＮ／Ｃ比を算出する体積分率・Ｎ／Ｃ比算出部（図１ではＸ_p・Ｎ／Ｃ比算出と略記）９ｂを有する。この体積分率・Ｎ／Ｃ比算出部９ｂは、検査対象部位１８の構成組織の組成比率に関する特徴情報を生成する特徴情報生成手段の機能を持つ。

　なお、本実施形態における体積分率・Ｎ／Ｃ比算出部９ｂは、体積分率Ｘ_p及びＮ／Ｃ比を算出する構成で示しているが、この構成に限定されるものでなく、体積分率を算出する体積分率算出部のみ又は、Ｎ／Ｃ比を算出するＮ／Ｃ比算出部のみを備えた構成にしても良い。

　また、図１に示すように信号処理装置８は、例えばパスル状超音波を発生させるための超音波駆動信号を発生するパルス発生器１３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１４に対して、走査させるための走査制御信号を出力する。

　パルス発生器１３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１５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、図３に示すように超音波トランスジューサ２を周波数ｆ_ＵＳで超音波振動させる例えば数周期分程度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ｆ_ＵＳで超音波振動し、このパルス状の超音波を凹面状の出射面から超音波送信軸に沿って出射する。　
　この場合の超音波の周波数ｆ_ＵＳは、例えば数ＭＨｚから数１０ＭＨｚ程度である。この周波数ｆ_ＵＳ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、生体１７の場合、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１３は、高周波パルスをディレイした図３に示すタイミングパルスを信号処理装置８に出力する。このディレイ時間は、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、その超音波が検査対象部位１８に達する時間程度である。この時間を図３においてＴｄで示している。

　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パルスが入射されたタイミングにおいては、（走査により移動される）検査対象部位１８において超音波振動で変調された光が、光検出器７により散乱光の検出信号として検出されるタイミングとなる。つまり、このパルスは、検出信号を検出させるタイミングパルスの機能を持つ。　
　そして、信号処理装置８は、そのタイミングパルスの例えば立ち上がりエッジのタイミングから検出信号を取り込み、さらにフーリエ変換等の信号処理（図３において信号処理と表記）を行い、変調度ｍを算出してＰＣ９に出力する。　
　また、変調度ｍを算出する信号処理（又は検出信号の取り込み）を終了すると、信号処理装置８は、走査ドライバ１４に対して図３に示す走査制御信号（次の検査対象部位１８に移動するための信号）を出力する。

　走査ドライバ１４は、この走査制御信号を受けて１ステップ分だけ走査部３を移動す駆動信号を出力する。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、超音波照射及び光照射がされる局所領域としての検査対象部位の位置（走査位置とも言う）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から入力される変調度ｍから、検査対象部位１８の走査位置に関連付けて、検査対象部位１８の走査位置における構成組織の特徴情報となる体積分率Ｘ_pとＮ／Ｃ比とをメモリ１２に格納すると共に、表示手段としてのモニタ１６に画像として出力する。

　なお、本実施形態においては、特徴情報としての体積分率Ｘ_pとＮ／Ｃ比との両方を算出する場合で説明するが、一方のみを算出するようにしても良い。また、画像として表示する場合においても両方を画像として表示する場合に限らず、一方のみを表示しても良い。また、術者等が選択した一方又は両方を画像として表示するようにしても良い。　
　また、ＰＣ９のメモリ１２には、細胞組織の性質又は状態、つまり（細胞）組織性状が異なる臓器、又は部位における正常組織と病変組織との場合において、予め算出された体積分率Ｘ_p、又はＮ／Ｃ比から両組織を判別する閾値Ｘ_ｔｈ、（Ｎ／Ｃ）_ｔｈの情報がテーブル化等して格納されている。なお、Ｘ_ｔｈは体積分率Ｘ_pの場合での閾値、（Ｎ／Ｃ）_ｔｈはＮ／Ｃ比の場合での閾値を表す。

　そして、ＰＣ９の判別手段としての判別部９ｃは、このメモリ１２に格納された両組織を判別するための特徴情報の閾値Ｘ_ｔｈ、又は（Ｎ／Ｃ）_ｔｈを用いて、実際に測定された検査対象部位１８の構成組織の性状を判別する。　
　この場合、判別部９ｃは、検査対象部位１８からの散乱光の検出により算出された変調度ｍ等に基づいて算出された特徴情報としての体積分率Ｘ_p、又はＮ／Ｃ比を、予め判別を行うために算出しておいた参照情報としての閾値Ｘ_ｔｈ、又は（Ｎ／Ｃ）_ｔｈと比較器等で比較して、比較結果から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。　
　具体的にはＰＣ９の判別部９ｃは、体積分率Ｘ_pが閾値Ｘ_ｔｈ未満であると正常組織であると判別し、が閾値Ｘ_ｔｈ以上であると病変組織であると判別する。

　同様に、判別部９ｃは、Ｎ／Ｃ比が閾値（Ｎ／Ｃ）_ｔｈ未満であると正常組織であると判別し、が閾値（Ｎ／Ｃ）_ｔｈ以上であると病変組織であると判別する。　
　また、ＰＣ９の判別部９ｃは、この判別結果の情報（判別情報とも言う）を、上記メモリ１２における特徴情報としての体積分率Ｘ_p、又はＮ／Ｃ比に付加又は関連付けて記憶する。　
　そして、ＰＣ９は、メモリ１２に格納された特徴情報をモニタ１６において画像として表示する場合、ＰＣ９は、この判別結果の情報も付加して表示する処理を行う。つまりＰＣ９の画像表示処理部９ｄは、特徴情報を、その特徴情報に関する判別結果の判別情報も付加して画像として表示する表示処理手段の機能を有する。

　この場合、ＰＣ９の画像表示処理部９ｄは、特徴情報が閾値未満の場合には、その特徴情報を例えばモノクロの輝度値で表示させると共に、特徴情報が閾値以上の場合には、例えば赤色で着色して表示させる。なお、着色する場合、赤色に限定されない。　
　つまり、ＰＣ９は、走査範囲内における各検査対象部位１８（走査位置）の特徴情報を、判別結果の情報を付加してモニタ１６で表示させる画像表示処理を行う。　
　術者は、モニタ１６に画像として表示される情報から例えば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。　
　次に本実施形態の生体情報分析装置１の動作、換言すると被検体情報分析方法の第１の実施形態としての生体情報分析方法の処理手順を図４を参照して説明する。最初のステップＳ１において、術者は、初期設定を行う。

　この初期設定において、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）を指定したり、変調度ｍや、振動速度の最大値ｖ_maxや、体積分率Ｘ_p等の算出に必要な情報を入力する。入力された情報は、例えばメモリ１２に格納され、それらの情報が保持され、必要に応じて参照される。
　この場合、術者は、生体情報分析装置１において予め用意された情報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。　
　次のステップＳ２において例えば信号処理装置８は、検査対象部位１８の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　検査対象部位１８内の初期設定の走査位置Ｒ_ｋ（＝Ｒ_１）に照射される。この走査位置Ｒ_ｋは、Ｒ_ｋ（ｘ，ｙ，ｚ）における３次元の位置座標を省略して表している。　
　ステップＳ３に示すように光源装置４は、例えばレーザ光を発生するレーザダイオード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。図３では連続光の場合で示している。　
　また、ステップＳ４に示すようにパルス発生器１３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、走査位置Ｒ_ｋ、つまり各検査対象部位１８において集束する。

　その走査位置Ｒ_ｋにおいて、生体構成組織は、超音波振動し、その超音波振動した生体構成組織によりレーザ光は散乱される。　
　ステップＳ５に示すように超音波振動により周波数変調された散乱光の光強度Ｉは、光ファイバ６を経て光検出器７により検出（受光）される。光検出器７は、検出した検出信号を信号処理装置８に出力する。　
　換言すると、このステップＳ５の処理において、受光手段としての光検出器７により第１の周波数の超音波が照射された生体１７の検査対象部位１８から、第２の周波数の照射光に対する散乱光としての周波数変調された光を受光する。　
　信号処理装置８は、パルス発生器１３からのタイミングパルスに同期して、この検出信号を取り込み、Ａ／Ｄ変換して信号処理装置８内のメモリに格納する。

　また、ステップＳ６に示すようにこの信号処理装置８内部のフーリエ変換回路８ａは、散乱光の光強度Ｉの検出信号をＡ／Ｄ変換した時系列の強度データＩ（ｔ）から周波数データＩ（ｆ）に変換する。ここでｆは、信号データＩ（ｆ）が周波数を変数とした信号データであることを表している。　
　また、ＩとＩ（ｔ）とはアナログ量であるかデジタル量であるかの違いを除くと同じである。フーリエ変換回路８ａは、強度データＩ（ｔ）から（３）式の右辺に示すような超音波の周波数ｆ_ＵＳの整数L倍シフトした特定周波数Lｆ_ＵＳの強度情報としてのスペクトル強度を分離抽出する。従って、ステップＳ６の処理は、超音波の周波数ｆ_ＵＳの整数L倍シフトした特定周波数の情報を抽出する情報抽出ステップの機能を持つ。

　そして、ステップＳ７に示すように信号処理装置８の変調度算出部８ｂは、例えば（１３）式により、特定周波数の強度情報から特定周波数の情報としての変調度ｍを算出する。なお、（１３）式から、変調度ｍを算出する場合に限定されるものでない。信号処理装置８は、算出した変調度ｍの情報をＰＣ９に出力する。　
　ステップＳ８に示すようにＰＣ９は、この変調度ｍと、メモリ１２に格納されている角α、光の波長λ_０、超音波の周波数ｆ_ＵＳ等の情報を用いて（４）式の粒子に対応する核の振動速度の最大値ｖ_maxを算出する。　
　また、次のステップＳ９においてＰＣは、算出した振動速度の最大値ｖ_maxに対して、（５）式の関係を利用して、（６）式、（７）式を用いて、核の占める体積分率Ｘ_pをパラメータとしたフィッティングを行う。

　そして、ＰＣ９は、ステップＳ９において最も良くフィットするパラメータの値から、算出された振動速度の最大値ｖ_maxに該当する特徴情報としての核の体積分率Ｘ_pを算出する。　
　なお、（５）、（６），（７）の関係を満たすように振動速度の最大値ｖ_max、超音波強度Ｉ_ＵＳ、音速Ｖ_ＵＳ等の値を変えた場合にフィットする体積分率Ｘ_pの値を予めテーブル化して用意しても良い。この場合には、テーブルを参照することにより、体積分率Ｘ_pの値を算出することができる。　
　また、ＰＣ９は、体積分率Ｘ_pを算出した後、この体積分率Ｘ_pを用いて組成比率の特徴情報としてのＮ／Ｃ比を算出する。つまり、ＰＣ９は、ステップＳ９において、特定周波数の情報に基づき、検査対象部位１８の構成組織の特徴情報としての体積分率及びＮ／Ｃ比を算出する。

　また、ステップＳ１０に示すようにＰＣ９は、算出した体積分率Ｘ_pとＮ／Ｃ比とを走査位置Ｒ_ｋ（又はパラメータｋ）に関連付けてメモリ１２に保存（格納）する。この場合、ＰＣ９は、判別部９ｃによる判別結果の情報もメモリ１２に保存する。　
　次のステップＳ１１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、走査が終了していない場合には、ステップＳ１２に示すようにパラメータｋをｋ＋１に変更する。　
　このパラメータｋの変更により、信号処理装置８が走査ドライバ１４に対して１ステップ分、例えば水平方向（におけるＸ方向）に移動させる図３に示す走査制御信号を出力する。

　そして、ステップＳ１３に示すように走査ドライバ１４は、走査部３の圧電素子に、図３に示す駆動信号を印加して、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、走査位置Ｒ_ｋはＲ_２となり、この走査位置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Ｓ１１の次にステップＳ１４の処理に移る。

　このステップＳ１４においてＰＣ９は、メモリ１２に保存した所定の走査範囲における特徴情報としての体積分率Ｘ_pとＮ／Ｃ比の値の情報と、その判別情報とを読み出す。そして、モニタ１６の表示画面上に、走査範囲における特徴情報としての例えば体積分率Ｘ_p又はＮ／Ｃ比の値に対応する輝度値と、その判別情報とを画像として表示する。　
　つまり、ＰＣ９は、ステップＳ１４において、算出した体積分率Ｘ_pに基づいて、検査対象部位１８の生体構成組織の組織性状を判別するための特徴情報としてのＮ／Ｃ比を画像化して表示した後、図４に示す処理を終了する。
　Ｎ／Ｃ比を画像化して表示する場合、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１６の表示画面上に走査範囲における例えばＮ／Ｃ比の輝度値を、その判別情報を付加して画像化した表示情報１６ａ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（Ｎ／Ｃ）_ｔｈ以上のＮ／Ｃ比が算出されたため、赤色（図面では黒丸）で表示され、他の部分では（Ｎ／Ｃ）_ｔｈ未満のＮ／Ｃ比が算出されたため、モノクロ（図面では白丸）で表示される。　
　術者は、モニタ１６に画像として表示される表示情報１６ａ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散乱光を検出する場合、周波数変調された光に対して高い周波数分解能を必要としないで、検査対象部位の構成組織の組成比率に関する特徴情報としての体積分率や核／細胞質比（Ｎ／Ｃ比）を生成したり、検査対象部位の構成組織の性状の判別を行うことを可能とする。

　また、本実施形態によれば、高い周波数分解能を必要としないので、信号処理に時間がかかってしまうことなく、また高価な装置を必要としないで、検査対象部位の構成組織の組成比率に関する特徴情報としての体積分率や核細胞質比（Ｎ／Ｃ比）を生成したり、検査対象部位の構成組織の性状の判別を行うことができる。　
　また、本実施形態により、体積分率やＮ／Ｃ比を画像化して表示したり、さらに判別結果の情報を付加して表示することによって、術者等に対して効率的な診断を行い易い環境を提供できる。

（第２の実施形態）
　次に図５を参照して本発明の被検体情報分析装置の第２の実施形態の生体情報分析装置１Ｂを説明する。図５は、第２の実施形態の生体情報分析装置１Ｂの構成を示す。この生体情報分析装置１Ｂは、基本的には、第１の実施形態の生体情報分析装置１において、信号対雑音比を向上する手段を付加した構成である。　
　本実施形態における光源装置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５の実施形態例においては、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検査対象部位１８に向けて出射すると共に、この光ファイバ５ｂの先端部には検査対象部位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に入射された散乱光は、光カプラ２１からその一部が光検出器７に導光する光ファイバ５ｄに入射される。　
　また、光源装置４ｂから光カプラ２１を経て光ファイバ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検査対象部位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により発生される光は、例えば低干渉性の光であり、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を経て検査対象部位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検査対象部位１８の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）光の角周波数ω_０からドップラ効果により（３）式で表されるように超音波の角周波数ω_ＵＳの整数倍シフトしたスペクトルを有している。参照光と光学的に干渉させた干渉光は、両者における共通の角周波数ω_０の差の光成分となる、±１＊ω_ＵＳ、±２＊ω_ＵＳ、±３＊ω_ＵＳ、…の低周波の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。第１の実施形態においては光検出器７により受光した検出信号から特定周波数の情報を電気的に抽出した。これに対して、本実施形態においては、参照光と干渉させることにより、光学的に特定周波数の情報を抽出する構成にしている。つまり、本実施形態の受光手段としての光検出器は、散乱光と参照光との干渉光を受光する干渉光受光手段の機能を持つ。なお、後述する変形例においては、より簡略な構成で　類似した機能を持つ干渉光受光手段を形成する。

　また、本実施形態においては、超音波トランスジューサ２から検査対象部位１８に超音波を照射して検査対象部位１８内の生体構成組織を超音波振動させる超音波の進行方向と、光の照射及び検出する方向とのなす角αが殆ど０、つまり両方向が殆ど一致している。

　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フーリエ変換により周波数データに分離（変換）して、その場合の特定周波数の強度から変調度ｍ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と読み替える（置換する）ことにより、第１の実施形態と同様の動作となる。図６は、本実施形態の動作、換言すると被検体情報分析方法の第２の実施形態の生体情報分析方法の処理手順の代表例のフローチャートを示す。　
　図６に示すフローチャートは、図４のフローチャートにおけるステップＳ５の処理がステップＳ２５のように変更される。ステップＳ２５において、周波数変調された散乱光は、参照ミラー２２で反射された参照光と干渉して、光の周波数ｆ_０に比較すると遙かに低い周波数成分となる干渉光として光検出器７により検出される。そして、光検出器７は、検出した検出信号を信号処理装置８に出力する。

　信号処理装置は、第１の実施形態の場合と比較すると十分に低い信号帯域の検出信号に対して、第１の実施形態と同様にステップＳ６に示すようにフーリエ変換する。次の、ステップＳ７において変調度ｍを算出する。算出された変調度ｍを用いて次のステップＳ８等、図４に示した処理と同様の処理を行う。そして、モニタ１６には、Ｎ／Ｃ比の画像が判別情報を付加した状態で表示される。　
　本実施形態は、散乱光を、光の周波数ｆ_０の参照光と干渉させることにより、信号帯域が十分に低い干渉光成分を検出するようにしているので、より高精度に特定周波数の情報としての変調度ｍを算出することが可能となる。そして、この変調度ｍから特徴情報としての体積分率Ｘ_pやＮ／Ｃ比を算出することができる。

　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７を参照して本実施形態の変形例の生体情報分析装置１Ｃを説明する。この生体情報分析装置１Ｃは、図５に示す生体情報分析装置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５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５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、検査対象部位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、検査対象部位１８近傍からの散乱光と、この検査対象部位１８の周囲部分の散乱光との干渉光を検出する。
　つまり、検査対象部位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、入射光の周波数ｆから周波数シフトを伴わない散乱光となる。つまり、周囲部分は、殆ど超音波振動していないために、その周囲部分での散乱光は周波数シフトを伴わない。

そして、超音波がフォーカスされた検査対象部位１８から周波数変調された散乱光と、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、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５の場合と同様である。　
本変形例によれば、図５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４に示したフローチャートの処理手順に従って、生体情報分析装置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分析や観測を行えるようにしても良い。この場合、図５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５の構成の代わりに図７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１２日に日本国に出願された特願２００９－１４１４１４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、図面に引用されたものとする。

Claims

　第１の周波数の超音波が照射された被検体における検査対象部位から、第２の周波数の照射光に対する散乱光としての周波数変調された光を受光する受光手段と、
　前記周波数変調された光における前記第１の周波数の整数倍シフトした特定周波数の情報を抽出する情報抽出手段と、
　前記情報抽出手段により抽出された前記特定周波数の情報に基づき、前記検査対象部位を構成する構成組織の組成比率に関する特徴情報を生成する特徴情報生成手段と、
　を具備したことを特徴とする被検体情報分析装置。
　前記特徴情報生成手段は、前記特定周波数の情報を用いて、前記構成組織が細胞核と細胞質とからなるとした場合における前記細胞核が占める体積の割合を表す体積分率、又は細胞核と細胞質とからなるとした場合の細胞核／細胞質比の算出値を前記特徴情報として生成することを特徴とする請求項１に記載の被検体情報分析装置。
　前記情報抽出手段は、さらに前記周波数変調された光の情報から前記第１の周波数の整数倍シフトした少なくとも異なる２つの特定周波数における強度情報を用いて、前記特徴情報の生成に用いられる前記周波数変調された光の変調度を算出することを特徴とする請求項１に記載の被検体情報分析装置。
　前記特徴情報生成手段は、前記特定周波数の情報を用いて、前記構成組織が細胞核と細胞質とからなるとした場合における前記細胞核が占める体積の割合を表す体積分率、又は細胞核と細胞質とからなるとした場合の細胞核／細胞質比の算出値を前記特徴情報として生成することを特徴とする請求項２に記載の被検体情報分析装置。
　さらに、前記第１の周波数の超音波が照射されると共に、前記第２の周波数の照明光が照射される前記検査対象部位を走査する走査手段と、
　走査された各走査位置の前記検査対象部位を構成する構成組織の前記体積分率又は前記細胞核／細胞質比の算出値を画像として表示する表示処理手段を有することを特徴とする請求項１に記載の被検体情報分析装置。
　前記受光手段は、前記超音波が集束されて照射された前記検査対象部位からの前記散乱光としての周波数変調された光と、前記照射光を反射させて周波数変調を伴わない参照光とを干渉させた干渉光を受光する干渉光受光手段により構成されることを特徴とする請求項１に記載の被検体情報分析装置。
　前記受光手段は、前記超音波が集束されて照射された前記検査対象部位からの前記散乱光としての周波数変調された光と、前記検査対象部位の周囲における超音波が殆ど照射されていない部分から殆ど周波数変調を伴わない散乱光とを干渉させた干渉光を受光する干渉光受光手段により構成されることを特徴とする請求項１に記載の被検体情報分析装置。
　前記情報抽出手段は、前記変調度の情報に基づいて、前記超音波が照射された状態における前記構成組織を構成する前記細胞核の振動速度の最大値を算出することを特徴とする請求項３に記載の被検体情報分析装置。
　被検体内における検査対象部位に所定の周波数の光を照射する光照射手段と、
　第１の周波数の超音波が照射されて超音波振動した前記検査対象部位から前記光の散乱光としての周波数変調された光を受光する受光手段と、
　前記周波数変調された光における前記第１の周波数の整数倍シフトした特定周波数の情報を光学的または電気的に抽出する情報抽出手段と、
　前記情報抽出手段により抽出された前記特定周波数の情報を用いて算出される前記検査対象部位を構成する構成組織の組成比率に関する特徴情報に基づいて前記構成組織の性状を判別する判別手段と、
　を有することを特徴とする被検体情報分析装置。
　前記情報抽出手段により抽出された前記特定周波数の情報を用いて算出される前記特徴情報は、前記構成組織が細胞核と細胞質とからなるとした場合における前記細胞核が占める体積の割合を表す体積分率、又は細胞核と細胞質からなるとした場合の細胞核／細胞質比の算出値であることを特徴とする請求項９に記載の被検体情報分析装置。
　さらに、所定の超音波送信軸に沿って前記被検体内における前記検査対象部位に到達するように前記第１の周波数の超音波を照射する超音波照射手段を有し、
　前記受光手段は、前記検査対象部位における前記第１の周波数の超音波の照射により周波数変調された光を受光することを特徴とする請求項１０に記載の被検体情報分析装置。
　前記判別手段は、前記特徴情報の算出値に対して予め算出された閾値と比較することにより、前記構成組織の性状を判別することを特徴とする請求項１０に記載の被検体情報分析装置。
　さらに、前記照明光照射手段による所定の周波数の照明光が照射されると共に、前記超音波照射手段による第１の周波数の超音波が照射される前記検査対象部位を走査する走査手段と、
　走査された各走査位置の前記検査対象部位を構成する構成組織における組織性状を判別した判別結果の情報を画像として表示する表示処理手段を有することを特徴とする請求項１０に記載の被検体情報分析装置。
　前記受光手段は、前記超音波が集束されて照射された前記検査対象部位からの前記散乱光としての周波数変調された光と、前記照射光を反射させた周波数変調を伴わない参照光とを干渉させた干渉光を受光する干渉光受光手段により構成されることを特徴とする請求項９に記載の被検体情報分析装置。
　前記受光手段は、前記超音波が集束されて照射された前記検査対象部位からの前記散乱光としての周波数変調された光と、前記検査対象部位の周囲における超音波が殆ど照射されていない部分から殆ど周波数変調を伴わない散乱光とを干渉させた干渉光を受光する干渉光受光手段により構成されることを特徴とする請求項９に記載の被検体情報分析装置。
　前記情報抽出手段は、さらに前記周波数変調された光の情報から前記第１の周波数の整数倍シフトした少なくとも異なる２つの特定周波数における強度情報を用いて、前記特徴情報の算出に用いられる前記周波数変調された光の変調度を算出することを特徴とする請求項１０に記載の被検体情報分析装置。
　前記情報抽出手段は、前記変調度の情報に基づいて、前記超音波が照射された状態における前記構成組織を構成する前記細胞核の振動速度の最大値を算出することを特徴とする請求項１６に記載の被検体情報分析装置。
　第１の周波数の超音波が照射された被検体における検査対象部位から、第２の周波数の照射光に対する散乱光としての周波数変調された光を受光手段が受光する受光ステップと、
　前記周波数変調された光の情報から前記第１の周波数の整数倍シフトした特定周波数の情報を情報抽出手段が抽出する情報抽出ステップと、
　前記抽出ステップにより抽出された前記特定周波数の情報とに基づき、前記検査対象部位を構成する構成組織の組成比率に関する特徴情報として、２種類のうちの一方の構成組織が占める体積の割合を表す体積分率を体積分率算出手段が算出する体積分率算出ステップと、
　前記体積分率算出ステップにより算出された前記体積分率に基づいて前記構成組織の組織性状を判別するための特徴情報を表示手段が表示する表示ステップと、
　を備えたことを特徴とする被検体情報分析方法。
　前記抽出ステップは、前記周波数変調された光の情報から前記第１の周波数の整数倍シフトした少なくとも異なる２つの特定周波数における強度情報から、前記体積分率を算出するための前記周波数変調された光の変調度の情報を抽出することを特徴とする請求項１８に記載の被検体情報分析方法。
　表示ステップは、前記体積分率から前記前記構成組織が細胞核と細胞質とからなるとした場合に、算出された細胞核／細胞質比を前記特徴情報として表示することを特徴とする請求項１８に記載の被検体情報分析方法。