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JP5340648B2 - 被検体情報算出装置及び被検体情報算出方法 - Google Patents

被検体情報算出装置及び被検体情報算出方法 Download PDF

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Description

本発明は、被検体情報算出装置及び被検体情報算出方法に関し、特に、音波と光とをあわせて用いつつ被検体内部の特性情報を取得する被検体情報算出装置及び被検体情報算出方法に関するものである。
近年、生体の光断層イメージングを実現するものとして、例えば、光ＣＴ、光コヒーレンス断層影像法（Ｏｐｔｉｃａｌ Ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ：以下ＯＣＴ）及び光音響断層影像法等の様々な技術が提案されている。
光ＣＴは、生体内部での光散乱の影響が比較的弱い波長域７００ｎｍ〜１２００ｎｍの近赤外光を利用するため、粘膜下数ｃｍまでの生体深部の断層像を得ることができる。
また、干渉を利用したＯＣＴは２ｍｍ程度の深さまでの生体断層イメージを高分解能（数μｍ〜十数μｍ）かつ短時間で取得することが可能である。ＯＣＴは眼科領域での網膜疾患診断において既に実用化されている技術であり、その医学的関心度は非常に高い。
光ＣＴは深部の情報は得られるが、空間分解能は数ｍｍ程度と非常に低い。一方、ＯＣＴは生体粘膜下約２ｍｍ以深を観察すること、更に、癌等の腫瘍組織に対して良好な画質を得ることは難しい。
これは、生体深部及び腫瘍組織における、血液の吸収や強い散乱の影響により、光のコヒーレンス性が著しく乱れるためである。
そこで、光ＣＴ及びＯＣＴとは異なる方法により生体内部の情報を得るための技術として、例えば、生体内部の対象部位へ超音波及び単一の波長の光を出射し、該対象部位において該単一の波長の光が該超音波により散乱を受けた度合を検出することにより、該対象部位の生体情報を得ることを可能とするための技術が、特許文献１に開示されている。
特開２０００−８８７４３号公報
前述した構成の特許文献１の光計測装置において取得される光散乱の度合は、生体内に存在する生体構成物である、核及び細胞質等の屈折率に依存した値をとる。また、核及び細胞質等の生体構成物の屈折率は、各々１．４近傍の値をとるとされている。
そして、特許文献１の光計測装置は、単一の波長の光を用いて光散乱の度合を取得する構成であるため、前述した要因により、該光散乱の度合に応じた情報を狭いダイナミックレンジにおいてでしか取得できず、明部と暗部との間の輝度の差が小さい断層画像を生成してしまうこととなる。
その結果、特許文献１の光計測装置においては、例えば、腫瘍組織の形状等が判別し辛い断層画像を出力してしまうことにより、該断層画像を用いて対象部位の観察を行う術者に対して負担を強いている、という課題が生じている。
本発明は、前述した事情に鑑みてなされたものであり、腫瘍組織の観察を行う際の術者の負担を軽減可能な被検体情報算出装置及び被検体情報算出方法を提供することを目的としている。
本発明の一態様の被検体情報算出装置は、血管及び腫瘍組織を含む被検部位に対して超音波を出射する超音波発生部と、前記超音波によって影響を受けた前記被検部位に対し、血液中の酸素飽和度の変化に対する感度が低く、血液に対する吸光度が相互に略同一となる所定の帯域から選択された、相互に異なる波長を具備する第１の波長の光及び第２の波長の光を出射する光出射部と、前記第１の波長の光の反射光、及び、前記第２の波長の光の反射光を検出する検出部と、前記検出部により前記第１の波長の光の反射光を検出して得られる第１の検出結果と前記検出部により前記第２の波長の光の反射光を検出して得られる第２の検出結果との差分値を算出し、当該算出した差分値に基づいて前記被検部位に存在する前記腫瘍組織の断層像を生成する演算部と、を有する。
本発明の一態様の被検体情報算出方法は、血管及び腫瘍組織を含む被検部位に対して超音波を出射するステップと、前記超音波によって影響を受けた前記被検部位に対し、血液中の酸素飽和度の変化に対する感度が低く、血液に対する吸光度が相互に略同一となる所定の帯域から選択された、相互に異なる波長を具備する第１の波長の光及び第２の波長の光を出射するステップと、前記第１の波長の光の反射光、及び、前記第２の波長の光の反射光を検出するステップと、前記検出部により前記第１の波長の光の反射光を検出して得られる第１の検出結果と前記検出部により前記第２の波長の光の反射光を検出して得られる第２の検出結果との差分値を算出するステップと、前記差分値に基づいて前記被検部位に存在する前記腫瘍組織の断層像を生成するステップと、を有する。
本発明における被検体情報算出装置及び被検体情報算出方法によると、腫瘍組織の観察を行う際の術者の負担を軽減可能である。
以下、図面を参照して本発明の実施形態を説明する。
（第１の実施形態）
図１から図９は、本発明の第１の実施形態に係るものである。図１は、本発明の第１の実施形態に係る光イメージング装置の要部の構成の一例を示す図である。図２は、血液中の酸化ヘモグロビンの濃度とヘモグロビンの濃度とに応じた吸光度の波長依存性を示す図である。図３は、生体組織内における腫瘍組織及び血管の存在状態の一例を示す図である。図４は、単一の波長の照明光を用いて取得されたドップラーシフト量に基づいて生成される断層画像の一例を示す図である。図５は、図１の光イメージング装置により得られる断層画像の一例を示す図である。図６は、図１の光イメージング装置において行われる処理の一例を示すフローチャートである。図７は、本発明の第１の実施形態に係る光イメージング装置の要部の構成の、図１とは異なる例を示す図である。図８は、図７の光カプラ周辺における詳細な構成を示す図である。図９は、図７の光イメージング装置が有する光ファイバの端部の構成の一例を示す図である。
光イメージング装置１は、図１に示すように、被検体としての生体組織１０１へ超音波及び照明光を出射するとともに、該照明光が該生体組織１０１において反射及び散乱した光である物体光を受光可能なユニット２と、スキャニング信号発生部９から出力されるスキャニング信号に応じてユニット２の位置（スキャン位置）を変更しつつ該超音波及び該照明光を出射させるスキャニングユニット３と、任意波形発生部４と、増幅部５と、信号処理部６と、モニタ等により構成される表示部８と、スキャニング信号発生部９と、を要部として有している。
ユニット２は、照明光発生部２１と、ハーフミラー２２と、参照ミラー２５と、中央部に開口部が形成された超音波トランスデューサ２６及び音響レンズ２６ａと、光検出部２７と、を有して構成されている。
照明光発生部２１は、生体組織１０１における検査対象部位に到達可能であり、血液に対する吸光度が相互に略同一となるような波長を具備する照明光である、波長λ１の照明光と波長λ２の照明光とを、任意波形発生部４からの光源駆動信号が入力されたタイミングに応じて交互に切り替えながら発することが可能な構成を有している。具体的には、照明光発生部２１は、例えば、図示しない波長可変レーザ光源、または、図示しないＳＬＤ（Ｓｕｐｅｒ Ｌｕｍｉｎｅｓｃｅｎｔ Ｄｉｏｄｅ）と干渉フィルタとの組み合わせにより構成されている。
なお、前述した波長λ１及び波長λ２は、血液中の酸素飽和度の変化に対する感度が低く、吸光度（モル吸光係数）が相互に略同一となる８００ｎｍから９３０ｎｍまでの間において、相互に異なる値（λ１≠λ２）であり、かつ、差分の絶対値（｜λ１−λ２｜の値）ができるだけ大きくなるような値として夫々選択されるものであるとする。（但し、本実施形態においては、波長λ１及びλ２として、８００ｎｍ及び９３０ｎｍの２つの波長が選択されることが望ましい。）血液中の酸化ヘモグロビン（ＨｂＯ２）の濃度とヘモグロビン（Ｈｂ）の濃度とに応じた吸光度（モル吸光係数）の波長依存性は、例えば図２に示すようなものとなる。
また、波長λ１の照明光及び波長λ２の照明光は、同一の照明光発生部２１から出射される構成に限らず、別体的に設けられた照明光発生部から夫々出射されるものであってもよい。換言すると、本実施形態のユニット２においては、一の照明光発生部から波長λ１の照明光が出射され、他の照明光発生部から波長λ２の照明光が出射される構成を具備するものであってもよい。
さらに、波長λ１の照明光及び波長λ２の照明光は、夫々連続波の光に限るものではなく、例えばパルス光であっても良い。
そして、照明光発生部２１は、任意波形発生部４からの光源駆動信号に基づき、波長λ１（または波長λ２）の照明光をハーフミラー２２に対して出射する。
ハーフミラー２２は、照明光発生部２１からの照明光の一部を反射して参照ミラー２５側へ出射するとともに、該照明光の他の一部を超音波トランスデューサ２６側へ透過させる。
ハーフミラー２２から参照ミラー２５側へ出射された照明光は、参照ミラー２５において反射した後、ハーフミラー２２に参照光として入射される。
ハーフミラー２２から超音波トランスデューサ２６側へ透過した照明光は、超音波トランスデューサ２６及び音響レンズ２６ａの中央部に設けられた開口部を通過した後、生体組織１０１に対して出射される。
なお、本実施形態において、ユニット２（の音響レンズ２６ａ側）と生体組織１０１との間は、光イメージング装置１の各部により生体組織１０１の生体情報を得るための処理等が行われる事前に、水等の超音波伝達媒体により満たされているものであるとする。
一方、超音波トランスデューサ２６は、任意波形発生部４からの超音波駆動信号に応じ、開口部を通過する照明光の光軸に沿って、連続波である所定の超音波を生体組織１０１へ出射する。そして、超音波トランスデューサ２６から出射された所定の超音波は、音響レンズ２６ａにより収束されつつ、周期的な粗密波として生体組織１０１の内部を伝播した後、生体組織１０１の深さ方向（図１のｚ軸方向）における所定の領域において収束する。
なお、超音波トランスデューサ２６から出射される所定の超音波は、連続波に限るものではなく、例えばパルス超音波であっても良い。また、本実施形態において、各照明光の出射方向と、超音波の出射方向とは、生体組織１０１に対して同一の角度をなすものに限らず、生体組織１０１に対して異なる角度をなすものであってもよい。
本実施形態の音響レンズ２６ａは、例えばスキャニングユニット３の制御により、生体組織１０１の深さ方向（図１のｚ軸方向）において所定の超音波が収束する領域を適宜変更可能な構成を有するものとする。
一方、ユニット２から出射された照明光は、生体組織１０１の深さ方向（図１のｚ軸方向）の各位置のうち、所定の超音波が収束した領域に相当する位置において反射し、超音波トランスデューサ２６及び音響レンズ２６ａの開口部を通過した後、物体光としてハーフミラー２２に入射される。すなわち、ハーフミラー２２を透過した照明光は、生体組織１０１の内部の、前記所定の超音波により密度が増大された位置において反射した後、物体光としてハーフミラー２２に入射される。
そして、ハーフミラー２２は、参照ミラー２５側から入射される参照光と、超音波トランスデューサ２６側から入射される物体光との２束の光を各々干渉させつつ、該２束の光の干渉後に生じる干渉光を光検出部２７側へ出射する。
光検出部２７は、ハーフミラー２２から出射される干渉光をヘテロダイン検出するとともに、検出した該干渉光を電気信号としての干渉信号に変換して信号処理部６へ出力する。
スキャニングユニット３は、スキャニング信号発生部９からのスキャニング信号が入力される毎に、超音波トランスデューサ２６及び音響レンズ２６ａの位置（スキャン位置）を図１のｘ軸方向またはｙ軸方向のいずれかに変更する。
任意波形発生部４は、所定の波長（または所定の周波数）を有する所定の超音波を超音波トランスデューサ２６から出力させるための超音波駆動信号を増幅部５へ出力する。
任意波形発生部４は、信号処理部６からの制御信号が入力されたタイミングにおいて、生体組織１０１へ出射される照明光を一の波長から他の波長へ切り替えて駆動させるための光源駆動信号を照明光発生部２１へ出力する。
また、任意波形発生部４は、スキャニングユニット３におけるスキャン範囲の終端に達した際に、トリガ信号を信号処理部６へ出力する。
パワーアンプ等により構成される増幅部５は、任意波形発生部４から出力された超音波駆動信号を増幅するとともに、増幅後の超音波駆動信号を超音波トランスデューサ２６に対して出力する。
信号処理部６は、演算等を行う演算部６ａと、演算部６ａによる演算結果等のデータを格納可能なメモリ６ｂと、を有して構成されている。
図示しないスペクトラムアナライザまたはディジタルオシロスコープ等を具備する演算部６ａは、一のスキャン位置における一の波長の照明光の出射に伴って光検出部２７から出力される第１の干渉信号を検出し、干渉光の光強度に相当する値としての該第１の干渉信号の信号レベルを算出した後、該信号レベルの算出結果をメモリ６ｂに書き込む。また、演算部６ａは、前記第１の干渉信号の信号レベルの算出結果をメモリ６ｂに書き込んだタイミングにおいて、生体組織１０１へ出射される照明光の波長の切り替えを行わせるための制御信号を任意波形発生部４へ出力する。
その後、演算部６ａは、一のスキャン位置における他の波長の照明光の出射に伴って光検出部２７から出力される第２の干渉信号を検出し、干渉光の光強度に相当する値としての該第２の干渉信号の信号レベルを算出する。そして、演算部６ａは、前記第１の干渉信号の信号レベルと前記第２の干渉信号の信号レベルとの差分値に対してＦＦＴ（高速フーリエ変換）を施すことにより、一のスキャン位置におけるドップラーシフト量の変化量を算出する。なお、前記ドップラーシフト量の変化量の算出に関する詳細な説明は、後程行うものとする。
さらに、演算部６ａは、前記ドップラーシフト量の変化量に対して所定の算術処理を施すことにより、一のスキャン位置における画像データを生成するとともに、生成した該画像データを、スキャニングユニット３によりスキャン可能な範囲内の位置を示す情報である、スキャン位置情報と関連付けつつメモリ６ｂに格納する。
そして、演算部６ａは、一のスキャン位置が、スキャニングユニット３におけるスキャン範囲の終端でない場合（スキャンが完了していない場合）には、スキャン位置を該一のスキャン位置から（図１のｘ軸方向またはｙ軸方向のいずれかに対して異なる）他のスキャン位置へ変更させるための制御をスキャニング信号発生部９に対して行うとともに、生体組織１０１へ出射される照明光の波長の切り替えを行わせるための制御信号を任意波形発生部４へ出力する。
また、演算部６ａは、任意波形発生部４から出力されるトリガ信号に基づいてスキャンが完了したことを検知すると、前回のトリガ信号入力時から今回のトリガ信号入力時までにメモリ６ｂに格納された各画像データ、及び、該各画像データに関連付けられたスキャン位置情報を用いてマッピングを行うことにより１画面分の画像データを生成し、該１画面分の画像データを映像信号に変換して表示部８へ出力する。これにより、表示部８には、図１に示す各座標軸のうち、例えばｘｚ平面における生体組織１０１の内部の像（断層像）が画像表示される。
スキャニング信号発生部９は、信号処理部６の制御に基づき、スキャン位置を変更させつつ超音波及び照明光を出射させるためのスキャニング信号をスキャニングユニット３に対して出力する。
次に、本実施形態の光イメージング装置１の作用について説明を行う。
まず、ユーザは、光イメージング装置１の各部の電源を投入した後、一のスキャン位置における図１のｚ軸方向（生体組織１０１の深さ方向）に超音波及び照明光が出射されるように超音波トランスデューサ２６（及び音響レンズ２６ａ）を配置するとともに、超音波トランスデューサ２６（及び音響レンズ２６ａ）と生体組織１０１との間を水等の超音波伝達媒体により満たす。
その後、ユーザは、例えば、図示しない操作部が有するスイッチ等をオンすることにより、生体組織１０１における生体情報の取得を開始させるための指示を行う。
任意波形発生部４は、図示しない操作部からの前記指示に基づき、所定の超音波を出力させるための超音波駆動信号を、増幅部５を介して超音波トランスデューサ２６へ出力する。
超音波トランスデューサ２６及び音響レンズ２６ａは、入力される超音波駆動信号に応じ、照明光の出射方向に沿って、所定の超音波を生体組織１０１へ出射する（図６のステップＳ１）。そして、超音波トランスデューサ２６及び音響レンズ２６ａから出射された所定の超音波は、周期的な粗密波として生体組織１０１の内部を内部を伝播した後、生体組織１０１の深さ方向（図１のｚ軸方向）における所定の領域に相当する位置である、ｚ＝Ｚ０の位置において収束する。
一方、任意波形発生部４は、前記指示に基づき、波長λ１の照明光をユニット２から出力させるための光源駆動信号を生成し、照明光発生部２１に対して出力する。
照明光発生部２１は、任意波形発生部４からの光源駆動信号に基づき、波長λ１の照明光をハーフミラー２２に対して出射する（図６のステップＳ２）。
照明光発生部２１から出射された波長λ１の照明光は、ハーフミラー２２及び参照ミラー２５等を介した後、超音波トランスデューサ２６及び音響レンズ２６ａに設けられた開口部から図１のｚ軸方向（生体組織１０１の深さ方向）に出射される。
生体組織１０１に対して出射された波長λ１の照明光は、ｚ＝Ｚ０の位置において反射し、超音波トランスデューサ２６及び音響レンズ２６ａの開口部を通過した後、物体光としてハーフミラー２２に入射される。
超音波トランスデューサ２６側から入射した物体光は、ハーフミラー２２において参照ミラー２５側から入射した参照光と干渉した後、第１の干渉光として光検出部２７に入射される。
光検出部２７は、ハーフミラー２２から出射される第１の干渉光をヘテロダイン検出する（図６のステップＳ３）とともに、検出した該第１の干渉光を、電気信号としての第１の干渉信号に変換して信号処理部６へ出力する。
ここで、一のスキャン位置の深さ方向（図１のｚ軸方向）の位置をｚ＝Ｚ０とし、さらに、厚さ（太さ）ｄの光吸収物体としての血管がｚ＝Ｚ０の位置より表層側（ｚ＜Ｚ０）に存在する場合を考慮すると、波長λ１の照明光の強度は、例えば下記数式（１）のＡ（λ１）として示すように、厚さｄの増加に伴って指数関数的に減少する。

Figure 0005340648

なお、上記数式（１）におけるα（λ１）は、所定の関数α（λ）のλに波長λ１を代入して得られる定数であるとする。また、深さ方向の位置ｚ＝Ｚ０の表層側に光吸収物体としての血管が無い場合については、厚さｄは０であるとする。
そして、上記数式（１）のＡ（λ１）は、第１の干渉信号の信号レベルにおける交流成分に対して乗算される値である。したがって、演算部６ａは、第１の干渉信号の直流成分をＤＣとし、深さ方向の位置ｚ＝Ｚ０の表層側に光吸収物体としての血管が無い場合における、該第１の干渉信号の交流成分の振幅をｍ（Ｚ０）とし、波長λ１の照明光の位相をφ１とした場合に、第１の干渉光の光強度に相当する値としての第１の干渉信号の信号レベルを、下記数式（２）のＩ（λ１，Ｚ０）として算出する（図６のステップＳ４）。

Figure 0005340648

演算部６ａは、第１の干渉光の光強度に相当する値としての第１の干渉信号の信号レベルを示す、上記数式（２）の値をメモリ６ｂに書き込む。そして、演算部６ａは、上記数式（２）の値をメモリ６ｂに書き込んだタイミングにおいて、生体組織１０１へ出射される照明光の波長の切り替えを行わせるための制御信号を任意波形発生部４へ出力する。
任意波形発生部４は、信号処理部６からの制御信号が入力されたタイミングにおいて、所定の超音波を出力させるための超音波駆動信号を、増幅部５を介して超音波トランスデューサ２６へ出力した後、生体組織１０１へ出射される照明光を波長λ１から波長λ２へ切り替えて駆動させるための光源駆動信号を照明光発生部２１へ出力する。
超音波トランスデューサ２６及び音響レンズ２６ａは、入力される超音波駆動信号に応じ、照明光の出射方向に沿って、所定の超音波を生体組織１０１へ出射する（図６のステップＳ５）。その後、照明光発生部２１は、任意波形発生部４からの光源駆動信号に基づき、波長λ２の照明光をハーフミラー２２に対して出射する（図６のステップＳ６）。
照明光発生部２１から出射された波長λ２の照明光は、ハーフミラー２２及び参照ミラー２５等を介した後、超音波トランスデューサ２６及び音響レンズ２６ａに設けられた開口部から図１のｚ軸方向（生体組織１０１の深さ方向）に出射される。
生体組織１０１に対して出射された波長λ２の照明光は、波長λ１の照明光と同様に、ｚ＝Ｚ０の位置において反射し、超音波トランスデューサ２６及び音響レンズ２６ａの開口部を通過した後、物体光としてハーフミラー２２に入射される。
超音波トランスデューサ２６側から入射した物体光は、ハーフミラー２２において参照ミラー２５側から入射した参照光と干渉した後、第２の干渉光として光検出部２７に入射される。
光検出部２７は、ハーフミラー２２から出射される第２の干渉光をヘテロダイン検出する（図６のステップＳ７）とともに、検出した該第２の干渉光を、電気信号としての第２の干渉信号に変換して信号処理部６へ出力する。
ここで、波長λ２の照明光の強度は、例えば下記数式（３）のＡ（λ２）として示すように、厚さｄの増加に伴って指数関数的に減少する。

Figure 0005340648

なお、上記数式（３）におけるα（λ２）は、前述した所定の関数α（λ）のλに波長λ２を代入して得られる定数であるとする。また、上記数式（１）の場合と同様に、深さ方向の位置ｚ＝Ｚ０の表層側に光吸収物体としての血管が無い場合については、厚さｄは０であるとする。
そして、上記数式（３）のＡ（λ２）は、第２の干渉信号の信号レベルにおける交流成分に対して乗算される値である。したがって、演算部６ａは、第２の干渉信号の直流成分をＤＣとし、深さ方向の位置ｚ＝Ｚ０の表層側に光吸収物体としての血管が無い場合における、該第２の干渉信号の交流成分の振幅をｍ（Ｚ０）とし、波長λ２の照明光の位相をφ２とした場合に、第２の干渉光の光強度に相当する値としての第２の干渉信号の信号レベルを、下記数式（４）のＩ（λ２，Ｚ０）として算出する（図６のステップＳ８）。

Figure 0005340648

ところで、所定の関数α（λ）は、血液に対する吸光度（モル吸光係数）の波長依存性を示す関数、すなわち、図２に示すグラフの基となる関数である。そのため、α（λ）の値は、図２のグラフの縦軸として示す吸光度（モル吸光係数）の値と一致する。
また、照明光発生部２１から出射される照明光の波長λ１及びλ２は、血液中の酸素飽和度の変化に対する感度が低く、吸光度（モル吸光係数）が相互に略同一となる８００ｎｍから９３０ｎｍまでの間において夫々選択されている。そのため、上記数式（１）における定数α（λ１）の値と、上記数式（３）における定数α（λ２）の値とが略一致する。
これに伴い、α（λ１）＝α（λ２）とした場合、上記数式（１）及び上記数式（３）の右辺の値が各々等しくなる。さらに、Ａ（λ１）＝Ａ（λ２）＝Ａ０とすると、上記数式（２）及び数式（４）は、下記数式（５）及び数式（６）として書き換えることができる。

Figure 0005340648
Figure 0005340648

これにより、演算部６ａは、メモリ６ｂに格納された内容を参照しつつ、上記数式（５）と数式（６）との差分値ΔＩを、下記数式（７）に示されるものとして算出する（図６のステップＳ９）。

Figure 0005340648

そして、演算部６ａは、上記数式（７）の右辺に対してＦＦＴ（高速フーリエ変換）を施すことにより、一のスキャン位置におけるドップラーシフト量の変化量Δｆｄｓを、下記数式（８）に示されるものとして算出する（図６のステップＳ１０）。

Figure 0005340648

なお、上記数式（８）におけるΔｆ（λ１）は、波長λ１の照明光が深さ方向の位置ｚ＝Ｚ０において反射した際に生じるドップラーシフト量であるとする。また、なお、上記数式（８）におけるΔｆ（λ２）は、波長λ２の照明光が一のスキャン位置において反射した際に生じるドップラーシフト量であるとする。
一方、超音波トランスデューサ２６及び音響レンズ２６ａから出射される所定の超音波の速度をＶｕｓとし、該所定の超音波の波長をλｕｓとし、波長λの照明光が入射した場合の腫瘍組織における屈折率をｎ（λ）とし、超音波の出射に応じて生じる該屈折率の変化量をΔｎ（λ）とした場合、ドップラーシフト量Δｆ（λ１）及びΔｆ（λ２）は、下記数式（９）及び数式（１０）として示されるものとなる。

Figure 0005340648
Figure 0005340648

そして、演算部６ａは、上記数式（９）及び上記数式（１０）を上記数式（８）に代入し、さらにλｕｓ／２Ｖｕｓを用いて除することにより、下記数式（１１）を得る。

Figure 0005340648

演算部６ａは、上記（１１）の右辺の値、すなわち、波長λ１の照明光を出射した場合に腫瘍組織において生じる屈折率の変化量から、波長λ２の照明光を出射した場合に腫瘍組織において生じる屈折率の変化量を減じた値を、一のスキャン位置の画素値としてみなしつつ、該一のスキャン位置における画像データを生成する（図６のステップＳ１１）。そして、演算部６ａは、生成した前記画像データを、スキャニングユニット３によりスキャン可能な範囲内の位置を示す情報である、スキャン位置情報と関連付けつつメモリ６ｂに格納する。
演算部６ａは、画像データを取得した際のスキャン位置がスキャニングユニット３におけるスキャン範囲の終端であるか否かを判定する（図６のステップＳ１２）。そして、演算部６ａは、画像データを取得した際のスキャン位置がスキャニングユニット３におけるスキャン範囲の終端でない場合（スキャンが完了していない場合）には、スキャン位置を該一のスキャン位置から（図１のｘ軸方向またはｙ軸方向のいずれかに対して異なる）他のスキャン位置へ変更させるための制御をスキャニング信号発生部９に対して行う（図６のステップＳ１３）とともに、生体組織１０１へ出射される照明光の波長の切り替えを行わせるための制御信号を任意波形発生部４へ出力する。そして、これ以降、スキャン位置がスキャニングユニット３のスキャン範囲の終端に達するまでの間、作用として以上に述べた動作が光イメージング装置１の各部において繰り返し行われる。
その後、演算部６ａは、任意波形発生部４から出力されるトリガ信号に基づいてスキャンが完了したことを検知すると、前回のトリガ信号入力時から今回のトリガ信号入力時までにメモリ６ｂに格納された各画像データ、及び、該各画像データに関連付けられたスキャン位置情報を用いてマッピングを行うことにより１画面分の画像データを生成し、該１画面分の画像データを映像信号に変換して表示部８へ出力する（図６のステップＳ１４）。これにより、表示部８には、図１に示す各座標軸のうち、例えばｘｚ平面における生体組織１０１の内部の像（断層像）が画像表示される。
ところで、腫瘍組織１０１ａと血管１０１ｂとが同一断面上において重なって存在する図３に示すような場合に、単一の波長の照明光を用いてドップラーシフト量を取得すると、該ドップラーシフト量に基づいて生成される断層画像は、例えば図４に示すようなものとなる。
図４に示す画像においては、腫瘍組織１０１ａの一部が血管１０１ｂにより隠されて見え難い状態になっているとともに、血管１０１ｂにおいて照明光の一部が吸収されることに伴い、血管１０１ｂの存在する位置以深の深部領域１０１ｃが黒抜けしてしまっている。さらに、図４に示す画像においては、ドップラーシフト量に応じて得られる情報のダイナミックレンジが狭いため、腫瘍組織１０１ａの境界に相当する領域と、他の領域との輝度の差が小さくなってしまっている。
すなわち、単一の波長の照明光を用いてドップラーシフト量を取得し、該ドップラーシフト量に基づいて断層画像を生成した場合においては、腫瘍組織１０１ａの形状等が判別し辛い断層画像が表示部８に表示されてしまうこととなる。
これに対し、光イメージング装置１においては、前述した条件に適合する２種類の照明光である、波長λ１の照明光及び波長λ２の照明光を用いて血管１０１ｂを同定した後、波長λ１の照明光を用いて得られたドップラーシフト量と、波長λ２の照明光を用いて得られたドップラーシフト量との差分を取ることにより、血管１０１ｂに相当する像、及び、深部領域１０１ｃにおける黒抜けを併せて除去している。
すなわち、前述した構成及び作用を有する光イメージング装置１によれば、ドップラーシフト量に応じて得られる情報のダイナミックレンジを広くとることができるため、例えば図５に示すような、腫瘍組織１０１ａの形状等が判別し易い断層画像を表示部８に表示することができる。その結果、本実施形態の光イメージング装置１は、腫瘍組織の観察を行う際の術者の負担を軽減することができる。
また、前述した構成及び作用を有する光イメージング装置１によれば、スキャニングユニット３のスキャン範囲内に光吸収物体としての血管１０１ｂが存在する場合であっても、血管１０１ｂ以深の深部領域１０１ｃにおける光散乱情報を高精度に検出することができる。
なお、図１に示す光イメージング装置１は、前述した効果と同様の効果を得るための構成として、例えば図７に示すような光イメージング装置１Ａとして構成されるものであっても良い。
具体的には、光イメージング装置１Ａは、スキャニングユニット３と、任意波形発生部４と、増幅部５と、信号処理部６と、表示部８と、スキャニング信号発生部９と、照明光発生部２１と、参照ミラー２５と、超音波トランスデューサ２６と、音響レンズ２６ａと、光検出部２７と、に加え、光ファイバ５２ａ、５２ｂ、５２ｃ及び５２ｄと、光カプラ５３と、コリメートレンズ５６と、を要部として有して構成されている。
また、光カプラ５３は、図８に示すように、第１カプラ部５３ａと、第２カプラ部５３ｂと、を有して構成されている。
光ファイバ５２ａは、図８及び図９に示すように、一端側が照明光発生部２１に接続されているとともに、他端側が第１カプラ部５３ａに接続されている。
光ファイバ５２ｂは、図９に示すように、受光用のファイババンドル６０ａと、送光用のファイババンドル６０ｂと、を有している。また、ファイババンドル６０ａは、一端側が第２カプラ部５３ｂに接続されているとともに、他端側が超音波トランスデューサ２６及び音響レンズ２６ａの中央部に形成された開口部に挿通されつつ接続されている。さらに、ファイババンドル６０ｂは、一端側が第１カプラ部５３ａに接続されているとともに、他端側が超音波トランスデューサ２６及び音響レンズ２６ａの中央部に形成された開口部に挿通されつつ接続されている。なお、ファイババンドル６０ａ及び６０ｂの各端部は、超音波トランスデューサ２６及び音響レンズ２６ａの中央部に形成された開口部において、例えば図９に示すような状態として配置されている。
光ファイバ５２ｃは、図８に示すように、受光用のファイババンドル６０ｃと、送光用のファイババンドル６０ｄと、を有している。また、ファイババンドル６０ｃは、一端側が第２カプラ部５３ｂに接続されているとともに、他端側がコリメートレンズ５６からの光の入射が可能な位置に配置されている。さらに、ファイババンドル６０ｄは、一端側が第１カプラ部５３ａに接続されているとともに、他端側がコリメートレンズ５６への光の出射が可能な位置に配置されている。
光ファイバ５２ｄは、図７及び図８に示すように、一端側が第２カプラ部５３ｂに接続されているとともに、他端側が光検出部２７に接続されている。
前述した構成により、光イメージング装置１Ａにおいて、照明光発生部２１から発せられた波長λ１の照明光は、光ファイバ５２ａ、第１カプラ部５３ａ及びファイババンドル６０ｂを介して生体組織１０１に対して出射されるとともに、光ファイバ５２ａ、第１カプラ部５３ａ及びファイババンドル６０ｄを介してコリメートレンズ５６に対して出射される。
コリメートレンズ５６に入射された照明光は、平行な光束を有する光として出射され、参照ミラー２５において反射し、再びコリメートレンズ５６を通過した後、参照光としてファイババンドル６０ｃに入射される。また、ファイババンドル６０ｃに入射された参照光は、第２カプラ部５３ｂへ出射される。
一方、ファイババンドル６０ｂを介して出射された波長λ１の照明光は、生体組織１０１の深さ方向（図７のｚ軸方向）の各位置のうち、超音波トランスデューサ２６及び音響レンズ２６ａから出射された所定の超音波が収束した領域に相当する位置において反射した後、物体光としてファイババンドル６０ａに入射される。
そして、ファイババンドル６０ａから入射した物体光は、第２カプラ部５３ｂにおいて、ファイババンドル６０ｃから入射した参照光と干渉し、第１の干渉光として光検出部２７に入射される。
その後、光検出部２７から出力される第１の干渉信号に対し、光イメージング装置１と同様の処理（上記数式（１）及び（２）に基づく処理）等が施されることにより、第１の干渉光の光強度に相当する値としての、該第１の干渉信号の信号レベルの値が算出され、メモリ６ｂに順次格納される。
前記第１の干渉信号の信号レベルの値の算出が完了した後、信号処理部６から制御信号が出力されるに伴い、波長λ２の照明光が前述した経路を伝播しつつ照明光発生部２１から生体組織１０１に対して出射される。
生体組織１０１に対して出射された波長λ２の照明光は、波長λ１の照明光が反射した位置と同じ位置において反射した後、物体光としてファイババンドル６０ａに入射される。また、ファイババンドル６０ａに入射された物体光は、第２カプラ部５３ｂへ出射される。
そして、ファイババンドル６０ａから入射した物体光は、第２カプラ部５３ｂにおいて、ファイババンドル６０ｃから入射した参照光と干渉し、第２の干渉光として光検出部２７に入射される。
その後、光検出部２７から出力される第２の干渉信号に対し、光イメージング装置１と同様の処理（上記数式（３）及び（４）に基づく処理）等が施されることにより、第２の干渉光の光強度に相当する値としての、該第２の干渉信号の信号レベルの値が算出される。
そして、上記数式（５）から（１１）までに基づく処理が引き続き順次行われることにより、一のスキャン位置に相当する１画素分の画像データが生成される。さらに、１画素分の画像データを生成するための処理がスキャン範囲の終端に達するまでの間繰り返し行われることにより１画面分の画像データが生成され、該１画面分の画像データが映像信号に変換されつつ表示部８へ出力される。
以上に述べた構成及び作用を有することにより、図７に示す光イメージング装置１Ａにおいても、前述した（光イメージング装置１における）効果と同様の効果を得ることができる。
（第２の実施形態）
図１０及び図１１は、本発明の第２の実施形態に係るものである。図１０は、本発明の第２の実施形態に係る光イメージング装置の要部の構成の一例を示す図である。図１１は、図１０の光イメージング装置において行われる処理の一例を示すフローチャートである。
なお、以降の説明において、第１の実施形態と同様の構成を持つ部分については、詳細な説明を省略する。また、本実施形態における光イメージング装置の構成は、第１の実施形態における光イメージング装置と類似の構成を有している。そのため、本実施形態においては、第１の実施形態における光イメージング装置と異なる部分について主に説明を行うものとする。
光イメージング装置１Ｂは、図１０に示すように、ユニット２と、スキャニングユニット３と、任意波形発生部４と、増幅部５と、信号処理部６Ａと、表示部８と、スキャニング信号発生部９と、を要部として有している。また、信号処理部６Ａは、演算部６ａと、メモリ６ｂと、判別部６ｃと、を有して構成されている。
判別部６ｃは、一のスキャン位置における第１の干渉信号の信号レベルの算出結果としてメモリ６ｂに書き込まれた値が有意な値であるか否かの判別を行う。
そして、判別部６ｃは、一のスキャン位置における第１の干渉信号の信号レベルの算出結果としてメモリ６ｂに書き込まれた値が有意な値であることを検出した場合、ユニット２に入射された物体光が検出可能な強度を有するものであると判断し、該一のスキャン位置における演算等を継続させるための指示である、演算継続指示を演算部６ａに対して行う。
また、判別部６ｃは、第１の干渉信号の信号レベルの算出結果として不明な値がメモリ６ｂに書き込まれていることを検出した場合、ユニット２に入射された物体光が実質的に検出不可能な強度を有するものであると判断し、スキャン位置を一のスキャン位置から他のスキャン位置へ変更させるための指示を演算部６ａに対して行う。
次に、本実施形態の光イメージング装置１Ｂの作用について説明を行う。
光イメージング装置１Ｂの各部の電源が投入された後、図示しない操作部が有するスイッチ等がオンされることに伴い、生体組織１０１における生体情報の取得を開始させるための指示が行われる。
任意波形発生部４は、前記指示に基づき、所定の超音波を出力させるための超音波駆動信号を、増幅部５を介して超音波トランスデューサ２６へ出力する。
超音波トランスデューサ２６及び音響レンズ２６ａは、入力される超音波駆動信号に応じ、照明光の出射方向に沿って、所定の超音波を生体組織１０１へ出射する（図１１のステップＳ２１）。
一方、任意波形発生部４は、前記指示に基づき、波長λ１の照明光をユニット２から出力させるための光源駆動信号を生成し、照明光発生部２１に対して出力する。
照明光発生部２１は、任意波形発生部４からの光源駆動信号に基づき、一のスキャン位置において、波長λ１の照明光をハーフミラー２２に対して出射する（図１１のステップＳ２２）。
その後、第１の実施形態と同様に、所定の超音波が収束した領域に相当する位置（ｚ＝Ｚ０の位置）における照明光の反射により生じた物体光がハーフミラー２２に入射される。
超音波トランスデューサ２６及び音響レンズ２６ａ側からハーフミラー２２に入射した物体光は、参照ミラー２５側から入射される参照光と干渉した後、第１の干渉光として光検出部２７に入射される。
光検出部２７は、ハーフミラー２２から出射される第１の干渉光をヘテロダイン検出する（図１１のステップＳ２３）とともに、検出した該第１の干渉光を、電気信号としての第１の干渉信号に変換して信号処理部６Ａへ出力する。
信号処理部６Ａの演算部６ａは、入力される第１の干渉信号に基づき、上記数式（２）のＩ（λ１，Ｚ０）として示した、該第１の干渉信号の信号レベルを算出した（図１１のステップＳ２４）後、得られた値をメモリ６ｂに書き込む。
判別部６ｃは、一のスキャン位置における第１の干渉信号の信号レベルの算出結果としてメモリ６ｂに書き込まれた値が有意な値であるか否かの判別を行う（図１１のステップＳ２５）。
そして、判別部６ｃは、一のスキャン位置における第１の干渉信号の信号レベルの算出結果としてメモリ６ｂに書き込まれた値が有意な値であることを検出した場合、ユニット２に入射された物体光が検出可能な強度を有するものであると判断し、該一のスキャン位置における演算等を継続させるための指示である、演算継続指示を演算部６ａに対して行う。
また、判別部６ｃは、第１の干渉信号の信号レベルの算出結果として不明な値がメモリ６ｂに書き込まれていることを検出した場合、ユニット２に入射された物体光が実質的に検出不可能な強度を有するものであると判断し、スキャン位置を一のスキャン位置から他のスキャン位置へ変更させるための指示を演算部６ａに対して行う。そして、演算部６ａは、判別部６ｃから前記指示が入力された際に、図１１のステップＳ３３に示す（後述の）処理を引き続き行う。
一方、演算部６ａは、第１の干渉信号の信号レベルの算出結果をメモリ６ｂに書き込んだ後、判別部６ｃから演算継続指示が入力された際に、生体組織１０１へ出射される照明光の波長の切り替えを行わせるための制御信号を任意波形発生部４へ出力する。
任意波形発生部４は、信号処理部６からの制御信号が入力されたタイミングにおいて、所定の超音波を出力させるための超音波駆動信号を、増幅部５を介して超音波トランスデューサ２６へ出力した後、生体組織１０１へ出射される照明光を波長λ１から波長λ２へ切り替えて駆動させるための光源駆動信号を照明光発生部２１へ出力する。
超音波トランスデューサ２６及び音響レンズ２６ａは、入力される超音波駆動信号に応じ、照明光の出射方向に沿って、所定の超音波を生体組織１０１へ出射する（図１１のステップＳ２６）。その後、照明光発生部２１は、任意波形発生部４からの光源駆動信号に基づき、波長λ２の照明光をハーフミラー２２に対して出射する（図１１のステップＳ２７）。
波長λ２の照明光は、波長λ１の照明光と同様に、ｚ＝Ｚ０の位置において反射し、超音波トランスデューサ２６及び音響レンズ２６ａの開口部を通過した後、物体光としてハーフミラー２２に入射される。
超音波トランスデューサ２６及び音響レンズ２６ａ側からハーフミラー２２に入射した物体光は、参照ミラー２５側から入射される参照光と干渉した後、第２の干渉光として光検出部２７に入射される。
光検出部２７は、ハーフミラー２２から出射される第２の干渉光をヘテロダイン検出する（図１１のステップＳ２８）とともに、検出した該第２の干渉光を、電気信号としての第２の干渉信号に変換して信号処理部６Ａへ出力する。
信号処理部６Ａの演算部６ａは、入力される第２の干渉信号に基づき、上記数式（４）のＩ（λ２，Ｚ０）として示した、該第２の干渉信号の信号レベルを算出する（図１１のステップＳ２９）。また、演算部６ａは、メモリ６ｂに格納された内容を参照しつつ、上記数式（５）として示した第１の干渉信号の信号レベルと、上記数式（６）として示した第２の干渉信号の信号レベルとの差分値ΔＩを、上記数式（７）により算出する（図１１のステップＳ３０）。
そして、演算部６ａは、上記数式（７）の右辺に対してＦＦＴ（高速フーリエ変換）を施すことにより、一のスキャン位置におけるドップラーシフト量の変化量Δｆｄｓを、上記数式（８）に示されるものとして算出する（図１１のステップＳ３１）。また、演算部６ａは、上記数式（８）、（９）及び（１０）を用いることにより、上記数式（１１）に示す演算結果を得る。
その後、演算部６ａは、上記（１１）の右辺の値、すなわち、波長λ１の照明光を出射した場合に腫瘍組織において生じる屈折率の変化量から、波長λ２の照明光を出射した場合に腫瘍組織において生じる屈折率の変化量を減じた値を、一のスキャン位置の画素値としてみなしつつ、該一のスキャン位置における画像データを生成する（図１１のステップＳ３２）。そして、演算部６ａは、生成した前記画像データを、スキャニングユニット３によりスキャン可能な範囲内の位置を示す情報である、スキャン位置情報と関連付けつつメモリ６ｂに格納する。
演算部６ａは、画像データを取得した際のスキャン位置がスキャニングユニット３におけるスキャン範囲の終端であるか否かを判定する（図１１のステップＳ３３）。そして、演算部６ａは、画像データを取得した際のスキャン位置がスキャニングユニット３におけるスキャン範囲の終端でない場合（スキャンが完了していない場合）には、スキャン位置を該一のスキャン位置から（図１０のｘ軸方向またはｙ軸方向のいずれかに対して異なる）他のスキャン位置へ変更させるための制御をスキャニング信号発生部９に対して行う（図１１のステップＳ３４）とともに、生体組織１０１へ出射される照明光の波長の切り替えを行わせるための制御信号を任意波形発生部４へ出力する。そして、これ以降、スキャン位置がスキャニングユニット３のスキャン範囲の終端に達するまでの間、作用として以上に述べた動作が光イメージング装置１Ｂの各部において繰り返し行われる。
なお、演算部６ａは、ステップＳ２５の処理の後、引き続きステップＳ３３及びステップＳ３４の処理を行う場合においては、（波長λ１の照明光を照明光発生部２１から再度出射させるために、）生体組織１０１へ出射される照明光の波長の切り替えを行わせるための制御信号を任意波形発生部４へ出力しないものとする。
その後、演算部６ａは、任意波形発生部４から出力されるトリガ信号に基づいてスキャンが完了したことを検知すると、前回のトリガ信号入力時から今回のトリガ信号入力時までにメモリ６ｂに格納された各画像データ、及び、該各画像データに関連付けられたスキャン位置情報を用いてマッピングを行うことにより１画面分の画像データを生成し、該１画面分の画像データを映像信号に変換して表示部８へ出力する（図１１のステップＳ３５）。これにより、表示部８には、図１０に示す各座標軸のうち、例えばｘｚ平面における生体組織１０１の内部の像（断層像）が画像表示される。
以上に述べた構成及び作用を有することにより、図１０に示す本実施形態の光イメージング装置１Ｂにおいても、第１の実施形態の光イメージング装置１の効果と同様の効果を得ることができる。
なお、本実施形態の光イメージング装置１Ｂにおいては、例えばメモリ６ｂに書き込まれた値が不明であると所定の回数以上判断された場合に、１画面分の画像データを生成する処理（図１１のステップＳ３５の処理）をスキップすることにより、観察に適さない画像の生成を行わずとも良く、または、１画面分の画像データを生成する処理（図１１のステップＳ３５の処理）をスキップしつつ、観察に適した画像が取得できなかった旨の告知を行うものであっても良い。
本発明は、上述した各実施形態に限定されるものではなく、発明の趣旨を逸脱しない範囲内において種々の変更や応用が可能であることは勿論である。
本発明の第１の実施形態に係る光イメージング装置の要部の構成の一例を示す図。 血液中の酸化ヘモグロビンの濃度とヘモグロビンの濃度とに応じた吸光度の波長依存性を示す図。 生体組織内における腫瘍組織及び血管の存在状態の一例を示す図。 単一の波長の照明光を用いて取得されたドップラーシフト量に基づいて生成される断層画像の一例を示す図。 図１の光イメージング装置により得られる断層画像の一例を示す図。 図１の光イメージング装置において行われる処理の一例を示すフローチャート。 本発明の第１の実施形態に係る光イメージング装置の要部の構成の、図１とは異なる例を示す図。 図７の光カプラ周辺における詳細な構成を示す図。 図７の光イメージング装置が有する光ファイバの端部の構成の一例を示す図。 本発明の第２の実施形態に係る光イメージング装置の要部の構成の一例を示す図。 図１０の光イメージング装置において行われる処理の一例を示すフローチャート。
符号の説明
１，１Ａ，１Ｂ 光イメージング装置
２ ユニット
３ スキャニングユニット
４ 任意波形発生部
５ 増幅部
６，６Ａ 信号処理部
６ａ 演算部
６ｂ メモリ
６ｃ 判別部
８ 表示部
９ スキャニング信号発生部
２１ 照明光発生部
２２ ハーフミラー
２５ 参照ミラー
２６ 超音波トランスデューサ
２６ａ 音響レンズ
２７ 光検出部
１０１ 生体組織
１０１ａ 腫瘍組織
１０１ｂ 血管
１０１ｃ 深部領域

Claims (9)

  1. 血管及び腫瘍組織を含む被検部位に対して超音波を出射する超音波発生部と、
    前記超音波によって影響を受けた前記被検部位に対し、血液中の酸素飽和度の変化に対する感度が低く、血液に対する吸光度が相互に略同一となる所定の帯域から選択された、相互に異なる波長を具備する第１の波長の光及び第２の波長の光を出射する光出射部と、
    前記第１の波長の光の反射光、及び、前記第２の波長の光の反射光を検出する検出部と、
    前記検出部により前記第１の波長の光の反射光を検出して得られる第１の検出結果と前記検出部により前記第２の波長の光の反射光を検出して得られる第２の検出結果との差分値を算出し、当該算出した差分値に基づいて前記被検部位に存在する前記腫瘍組織の断層像を生成する演算部と、
    を有することを特徴とする被検体情報算出装置。
  2. 前記演算部は、前記差分値に対して周波数解析を行い、前記第１の波長の光及び前記第２の波長の光が照射され前記超音波によって影響を受けた部位におけるドップラーシフト量の変化量を算出し、前記ドップラーシフト量の変化量に基づき前記被検部位に存在する前記腫瘍組織の断層像を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算出装置。
  3. 前記第１の波長の光の反射光が検出できているか否かを判別する判別部をさらに具備し、
    前記光出射部は、前記判別部の判別結果に基づき、前記第１の波長の光の反射光が検出できている場合にのみ前記第２の波長の光を出射することを特徴とする請求項１に記載の被検体情報算出装置。
  4. 前記所定の帯域は、８００ｎｍから９３０ｎｍまでの帯域であることを特徴とする請求項１乃至請求項３のいずれか一項に記載の被検体情報算出装置。
  5. 前記第１の光を出射する一の光出射部と、前記第２の光を出射する他の光出射部とが別体的に設けられていることを特徴とする請求項１乃至請求項４のいずれか一に記載の被検体情報算出装置。
  6. 前記第１の光及び前記第２の光の出射方向と、前記超音波の出射方向とは、前記被検体に対して異なる角度をなすことを特徴とする請求項１乃至請求項５のいずれか一に記載の被検体情報算出装置。
  7. 血管及び腫瘍組織を含む被検部位に対して超音波を出射するステップと、
    前記超音波によって影響を受けた前記被検部位に対し、血液中の酸素飽和度の変化に対する感度が低く、血液に対する吸光度が相互に略同一となる所定の帯域から選択された、相互に異なる波長を具備する第１の波長の光及び第２の波長の光を出射するステップと、
    前記第１の波長の光の反射光、及び、前記第２の波長の光の反射光を検出するステップと、
    前記検出部により前記第１の波長の光の反射光を検出して得られる第１の検出結果と前記検出部により前記第２の波長の光の反射光を検出して得られる第２の検出結果との差分値を算出するステップと、
    前記差分値に基づいて前記被検部位に存在する前記腫瘍組織の断層像を生成するステップと、
    を有することを特徴とする被検体情報算出方法。
  8. 前記第１の光の反射光が検出できているか否かを判別するステップと、
    前記第１の光の反射光が検出できている場合にのみ前記第２の光を出射するステップと、
    をさらに具備することを特徴とする請求項７に記載の被検体情報算出方法。
  9. 前記所定の帯域は、８００ｎｍから９３０ｎｍまでの帯域であることを特徴とする請求項７または８に記載の被検体情報算出方法。
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