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(19)【発行国】日本国特許庁(JP)
(12)【公報種別】特許公報(B2)
(11)【特許番号】
(24)【登録日】2022-09-16
(45)【発行日】2022-09-28
(54)【発明の名称】癌発生疑い部位特定装置
(51)【国際特許分類】
A61B 10/00 20060101AFI20220920BHJP
A61B 5/1455 20060101ALI20220920BHJP
【ＦＩ】
A61B10/00 E
A61B10/00 T
A61B5/1455
【請求項の数】
9
(21)【出願番号】P 2019005209
(22)【出願日】2019-01-16
(65)【公開番号】P2020110481
(43)【公開日】2020-07-27
【審査請求日】2021-12-10
(73)【特許権者】
【識別番号】518212241
【氏名又は名称】公立大学法人公立諏訪東京理科大学
(73)【特許権者】
【識別番号】505227043
【氏名又は名称】野村ユニソン株式会社
(74)【代理人】
【識別番号】110002697
【氏名又は名称】めぶき国際特許業務法人
(74)【代理人】
【識別番号】100104709
【弁理士】
【氏名又は名称】松尾 誠剛
(72)【発明者】
【氏名】橋元 伸晃
(72)【発明者】
【氏名】和田 健嗣
【審査官】門田 宏
(56)【参考文献】
【文献】中国実用新案第２０４４６８０４０（ＣＮ，Ｕ）
【文献】中国特許出願公開第１０４５２３２２９（ＣＮ，Ａ）
【文献】米国特許出願公開第２０１６／０２２８００８（ＵＳ，Ａ１）
【文献】米国特許出願公開第２０１８／０１１０４５８（ＵＳ，Ａ１）
(58)【調査した分野】(Int.Cl.，ＤＢ名)
Ａ６１Ｂ １０／００
Ａ６１Ｂ ５／１４５５
Ａ６１Ｂ ５／００
ＪＳＴＰｌｕｓ／ＪＭＥＤＰｌｕｓ／ＪＳＴ７５８０（ＪＤｒｅａｍＩＩＩ）
(57)【特許請求の範囲】
【請求項1】
生体の被検査部位に照射光を照射し該被検査部位から外部に出射した出射光を解析することにより癌発生の疑いのある部位を特定する癌発生疑い部位特定装置であって、少なくとも７００ｎｍ～１２００ｎｍの範囲内の特定波長で出力強度を有している前記照射光を出力する光源と、
前記光源と光学的に接続され、前記照射光を前記被検査部位に向け照射する照射器と、
前記生体の体表に沿った複数の受光箇所にそれぞれ配置され、前記被検査部位から外部に出射した前記出射光を受ける複数の受光器と、
前記受光器が受けた前記出射光を検出して光計測信号に変換し該光計測信号を出力する光検出器と、を備え、
前記癌発生疑い部位特定装置は、
前記被検査部位に所定の圧力を印加する圧力印加モード、及び、前記被検査部位への圧力を開放する圧力開放モードのそれぞれのモードにおいて、（ａ）前記光計測信号から抽出された前記出射光の前記特定波長における出射光強度、及び、前記照射光の前記特定波長における照射光強度に基づき前記特定波長における吸光度を算出することを、互いに波長の異なる複数の前記特定波長についてそれぞれ行うとともに、（ｂ）互いに波長が異なる前記特定波長毎に算出された前記吸光度、並びに、酸化ヘモグロビンの特性吸収曲線情報及び還元ヘモグロビンの特性吸収曲線情報に基づいて還元ヘモグロビン比率ＤＨＲを算出することを前記受光箇所毎に行い、
前記圧力印加モードで算出した還元ヘモグロビン比率ＤＨＲｐと、前記圧力開放モードで算出した還元ヘモグロビン比率ＤＨＲｒとの間の差であるＤＨＲ変化量を前記受光箇所毎に算出し、
算出した前記受光箇所毎の前記ＤＨＲ変化量の２次元的又は３次元的な分布を表すＤＨＲ変化量マップ情報を生成し、
前記ＤＨＲ変化量マップ情報に基づいて癌発生疑い部位の場所を特定する、
ことを特徴とする癌発生疑い部位特定装置。
【請求項2】
前記癌発生疑い部位特定装置は、前記被検査部位を前記圧力印加モードの下に置いて前記還元ヘモグロビン比率ＨＤＲｐを取得し、次いで、前記被検査部位を前記圧力開放モードの下に置いて前記還元ヘモグロビン比率ＨＤＲｒを取得することにより、前記受光箇所毎の前記ＤＨＲ変化量を算出するものである、
ことを特徴とする請求項１に記載の癌発生疑い部位特定装置。
【請求項3】
前記癌発生疑い部位特定装置は、前記圧力印加モードにおいては、前記被検査部位に対して１５ｍｍＨｇ～２５ｍｍＨｇの範囲内の圧力を印加するものである、
ことを特徴とする請求項１又は２に記載の癌発生疑い部位特定装置。
【請求項4】
前記癌発生疑い部位特定装置は、酸化ヘモグロビンの特性吸収曲線及び還元ヘモグロビンの特性吸収曲線において、酸化ヘモグロビンの吸光係数及び還元ヘモグロビンの吸光係数が等しくなる波長をλＥとすると、
少なくとも、λＥ以下の波長の中から１つの波長を前記特定波長として選択し、且つ、λＥを超える波長の中から１つの波長を前記特定波長として選択し、選択したそれぞれの波長における前記吸光度をそれぞれ算出するものである、
ことを特徴とする請求項１～３のいずれかに記載の癌発生疑い部位特定装置。
【請求項5】
前記癌発生疑い部位特定装置は、互いに波長の異なる３つ以上の波長を前記特定波長として選択して、選択したそれぞれの波長における前記吸光度をそれぞれ算出するものである、
ことを特徴とする請求項１～４のいずれかに記載の癌発生疑い部位特定装置。
【請求項6】
前記癌発生疑い部位特定装置は、前記光源として、７００ｎｍ～１２００ｎｍの範囲内の波長であって互いに波長の異なる波長に出力強度のピークをそれぞれ有する前記照射光を出力する複数のレーザ光源を有し、
前記複数の前記レーザ光源の中からいずれか１つを選択し、該選択された前記レーザ光源に基づく前記照射光を前記被検査部位に照射することにより、前記吸光度を算出すべき前記特定波長を選択するものである、
ことを特徴とする請求項１～５のいずれかに記載の癌発生疑い部位特定装置。
【請求項7】
前記癌発生疑い部位特定装置は、互いに異なる波長域の光を通過する複数のバンドパスフィルタを更に備え、
前記複数のバンドパスフィルタの中からいずれか１つを選択し、該選択された当該バンドパスフィルタを前記受光器の前段に配置するものである、
ことを特徴とする請求項１～５のいずれかに記載の癌発生疑い部位特定装置。
【請求項8】
前記レーザ光源は、前記照射光としてパルスレーザ光を出力するパルスレーザ光源であり、前記癌発生疑い部位特定装置は、
（ａ）所与の前記パルスレーザ光の照射タイミングに基づいて前記光検出器が出力する前記光計測信号を入力し、前記光計測信号に基づいて前記特定波長別の前記吸光度のプロファイルを算出することを、互いに波長の異なる複数の前記特定波長についてそれぞれ行うとともに、（ｂ）前記特定波長別の前記吸光度のプロファイルに基づいて前記受光箇所毎の還元ヘモグロビン比率ＤＨＲのプロファイルを算出することを前記受光箇所毎に行い、
前記受光箇所毎の前記還元ヘモグロビン比率ＤＨＲのプロファイルに基づき拡散光トモグラフィーによる演算を行って、前記被検査部位における前記ＤＨＲ変化量の分布を前記ＤＨＲ変化量マップ情報として再構成し、
前記ＤＨＲ変化量マップ情報に基づいて癌発生疑い部位の場所を特定する、
ことを特徴とする請求項６に記載の癌発生疑い部位特定装置。
【請求項9】
前記癌発生疑い部位特定装置は、前記被検査部位として乳房の一部又は全部が適用されて、乳癌の癌発生疑い部位を特定するものである、
ことを特徴とする請求項１～８のいずれかに記載の癌発生疑い部位特定装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【0001】
本発明は、癌発生疑い部位特定装置に関する。
【背景技術】
【0002】
従来より、乳癌の癌発生疑い部位を発見し特定するために様々な取り組みがなされてきた。
乳癌の癌発生疑い部位特定装置としては、例えば、乳房Ｘ線検査装置（Ｘ線マンモグラフィー）が普及している。Ｘ線マンモグラフィーは、Ｘ線を用いて被検査者の乳房の内部の様子を撮影し、撮影によって得られた画像を解析することにより癌発生疑い部位を発見し癌発生疑い部位が存在する場所を特定することができる（以下、癌発生疑い部位を発見し癌発生疑い部位が存在する場所を特定することを単に「検査」ということがある。）。
しかし、Ｘ線マンモグラフィーによる検査においては、乳腺が白く映り込んでしまうため、もし乳腺が緻密に分布している部位の背後に癌細胞が存在している場合には、癌細胞が乳腺の映像の背後に隠れてしまい、癌細胞を見落としてしまう可能性がある。また、Ｘ線マンモグラフィーによる検査は、Ｘ線の被爆を伴うものであり、且つ、圧迫板で乳房を強く挟み込んでＸ線撮影を行うことから、被検査者に対し多かれ少なかれダメージを与えるという問題がある（侵襲的な検査）。これらの問題は、乳癌検査の受診を躊躇させる要因にもなっている。
乳癌の癌発生疑い部位特定装置としては、例えば、乳房Ｘ線検査装置（Ｘ線マンモグラフィー）が普及している。Ｘ線マンモグラフィーは、Ｘ線を用いて被検査者の乳房の内部の様子を撮影し、撮影によって得られた画像を解析することにより癌発生疑い部位を発見し癌発生疑い部位が存在する場所を特定することができる（以下、癌発生疑い部位を発見し癌発生疑い部位が存在する場所を特定することを単に「検査」ということがある。）。
しかし、Ｘ線マンモグラフィーによる検査においては、乳腺が白く映り込んでしまうため、もし乳腺が緻密に分布している部位の背後に癌細胞が存在している場合には、癌細胞が乳腺の映像の背後に隠れてしまい、癌細胞を見落としてしまう可能性がある。また、Ｘ線マンモグラフィーによる検査は、Ｘ線の被爆を伴うものであり、且つ、圧迫板で乳房を強く挟み込んでＸ線撮影を行うことから、被検査者に対し多かれ少なかれダメージを与えるという問題がある（侵襲的な検査）。これらの問題は、乳癌検査の受診を躊躇させる要因にもなっている。
【0003】
上記問題を解消しながら癌検査を行う装置として、近赤外光を用いて発生疑い部位を表示する装置も提案されている（従来の発生疑い部位表示装置）。
生体の組織（生体組織）に光を照射すると、生体組織ではその内部の物質によって光が吸収されて光の強度は光の進行とともに減衰する。生体組織の内部で光を吸収する主な物質は、主に水及びヘモグロビン（血液）であると言われている。これら水及びヘモグロビンの光吸収スペクトルは波長に強く依存する。近赤外域の波長の光に対しては水及びヘモグロビンによる光の吸収が比較的弱く、このため近赤外域の波長の光は生体組織の内部に深く浸透することとなる（この近赤外域の波長を「生体の光学的窓」と呼ぶ。）。
従来の癌発生疑い部位表示装置は、このような「生体の光学的窓」と呼ばれる波長域を含む近赤外光を被検査者の体表に照射し、生体組織で吸収及び散乱を繰り返し再び体表に戻った光を捉えて解析することにより、生体内の様子を表示するものである。例えば、非特許文献１に記載されたＤＯＳイメージングと呼ばれる手法を用いた装置の場合には、組織内に存在する酸化ヘモグロビンによる光吸収及び還元ヘモグロビンによる光吸収を捉えてこれらの信号を定量化し、これらに基づきＤＯＳイメージングを表示し、癌発生疑い部位を表示して特定しようとするものである（非特許文献１の３８２頁及び図２参照）。
生体の組織（生体組織）に光を照射すると、生体組織ではその内部の物質によって光が吸収されて光の強度は光の進行とともに減衰する。生体組織の内部で光を吸収する主な物質は、主に水及びヘモグロビン（血液）であると言われている。これら水及びヘモグロビンの光吸収スペクトルは波長に強く依存する。近赤外域の波長の光に対しては水及びヘモグロビンによる光の吸収が比較的弱く、このため近赤外域の波長の光は生体組織の内部に深く浸透することとなる（この近赤外域の波長を「生体の光学的窓」と呼ぶ。）。
従来の癌発生疑い部位表示装置は、このような「生体の光学的窓」と呼ばれる波長域を含む近赤外光を被検査者の体表に照射し、生体組織で吸収及び散乱を繰り返し再び体表に戻った光を捉えて解析することにより、生体内の様子を表示するものである。例えば、非特許文献１に記載されたＤＯＳイメージングと呼ばれる手法を用いた装置の場合には、組織内に存在する酸化ヘモグロビンによる光吸収及び還元ヘモグロビンによる光吸収を捉えてこれらの信号を定量化し、これらに基づきＤＯＳイメージングを表示し、癌発生疑い部位を表示して特定しようとするものである（非特許文献１の３８２頁及び図２参照）。
【0004】
このような従来の癌疑い部位表示装置を用いれば、癌発生疑い部位を特定する装置を構成することも可能である（従来の癌発生疑い部位特定装置）。
従来の癌発生疑い部位特定装置によれば、近赤外光を用いるため、被検査者に対する侵襲的なダメージをほとんど与えることなく検査を行うことができる。
従来の癌発生疑い部位特定装置によれば、近赤外光を用いるため、被検査者に対する侵襲的なダメージをほとんど与えることなく検査を行うことができる。
【先行技術文献】
【非特許文献】
【0005】
【文献】上田重人、「光マンモグラフィー：拡散光スペクトロスコピーを用いた乳がんイメージングの臨床応用」、腫瘍内科／腫瘍内科編集委員会編、科学評論社、７巻４号（通号４０号）、p.382-387
【文献】山田幸生、”３ 光を用いた非侵襲生体診断”、［online］、平成19年9月5日、文部科学省科学技術・学術審議会・資源調査分科会報告書、［2018年6月11日検索］、インターネット（URL:http://www.mext.go.jp/b_menu/shingi/gijyutu/gijyutu3/toushin/attach/1333543.htm）
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【0006】
しかしながら、酸化ヘモグロビン及び還元ヘモグロビンの光吸収の特性曲線をみると、生体の光学的窓と呼ばれる波長域においてはヘモグロビンの光吸収の強さが光散乱の強さの１／１０以下となっており、信号の強度（ヘモグロビンの光吸収の強さ）がノイズの強度（光散乱の強さ）に対して極めて弱くなっている（図１２参照）。
このため、従来の癌発生疑い部位特定装置では、散乱によって歪められた光の情報の中から酸化ヘモグロビンの光吸収及び還元ヘモグロビンの光吸収という微弱な信号成分を引き出さなければならない。いうなれば、信号がノイズに埋もれがちであり、信号ノイズ比（Ｓ／Ｎ比）は決して高いとはいえない。これが、従来の癌発生疑い部位特定装置における癌発生疑い部位の検出精度を上げるための障害の１つとなっている。
このため、従来の癌発生疑い部位特定装置では、散乱によって歪められた光の情報の中から酸化ヘモグロビンの光吸収及び還元ヘモグロビンの光吸収という微弱な信号成分を引き出さなければならない。いうなれば、信号がノイズに埋もれがちであり、信号ノイズ比（Ｓ／Ｎ比）は決して高いとはいえない。これが、従来の癌発生疑い部位特定装置における癌発生疑い部位の検出精度を上げるための障害の１つとなっている。
【0007】
そこで本発明は、上記した事情に鑑みてなされたものであり、従来よりもＳ／Ｎ比が高く、従来よりも癌発生疑い部位の検出精度が高い癌発生疑い部位特定装置を提供することを目的とする。
【0008】
なお、図１２は、生体組織による光吸収（吸光）及び光散乱の波長特性を示す図である。図１２において、「ヘモグロビン」及び「水」と付記されたグラフはそれぞれの物質による光吸収の強さ（吸光係数）を示すグラフを表しており、「散乱」と付記されたグラフは生体組織内での光散乱の強さを示すグラフを表している。
【課題を解決するための手段】
【0009】
［１］本発明の癌発生疑い部位特定装置は、生体の被検査部位に照射光を照射し該被検査部位から外部に出射した出射光を解析することにより癌発生の疑いのある部位を特定する癌発生疑い部位特定装置であって、少なくとも７００ｎｍ～１２００ｎｍの範囲内の特定波長で出力強度を有している照射光を出力する光源と、光源と光学的に接続され、照射光を被検査部位に向け照射する照射器と、生体の体表に沿った複数の受光箇所にそれぞれ配置され、被検査部位から外部に出射した出射光を受ける複数の受光器と、受光器が受けた出射光を検出して光計測信号に変換し該光計測信号を出力する光検出器と、を備えることを特徴とする。
また、かかる癌発生疑い部位特定装置は、被検査部位に所定の圧力を印加する圧力印加モード、及び、被検査部位への圧力を開放する圧力開放モードのそれぞれのモードにおいて、（ａ）光計測信号から抽出された出射光の特定波長における出射光強度、及び、照射光の特定波長における照射光強度に基づき特定波長における吸光度を算出することを、互いに波長の異なる複数の特定波長についてそれぞれ行うとともに、（ｂ）互いに波長が異なる特定波長毎に算出された吸光度、並びに、酸化ヘモグロビンの特性吸収曲線情報及び還元ヘモグロビンの特性吸収曲線情報に基づいて還元ヘモグロビン比率ＤＨＲを算出することを受光箇所毎に行い、圧力印加モードで算出した還元ヘモグロビン比率ＤＨＲｐと、圧力開放モードで算出した還元ヘモグロビン比率ＤＨＲｒとの間の差であるＤＨＲ変化量を受光箇所毎に算出し、算出した受光箇所毎のＤＨＲ変化量の２次元的又は３次元的な分布を表すＤＨＲ変化量マップ情報を生成し、ＤＨＲ変化量マップ情報に基づいて癌発生疑い部位の場所を特定する、ことを特徴とする。
また、かかる癌発生疑い部位特定装置は、被検査部位に所定の圧力を印加する圧力印加モード、及び、被検査部位への圧力を開放する圧力開放モードのそれぞれのモードにおいて、（ａ）光計測信号から抽出された出射光の特定波長における出射光強度、及び、照射光の特定波長における照射光強度に基づき特定波長における吸光度を算出することを、互いに波長の異なる複数の特定波長についてそれぞれ行うとともに、（ｂ）互いに波長が異なる特定波長毎に算出された吸光度、並びに、酸化ヘモグロビンの特性吸収曲線情報及び還元ヘモグロビンの特性吸収曲線情報に基づいて還元ヘモグロビン比率ＤＨＲを算出することを受光箇所毎に行い、圧力印加モードで算出した還元ヘモグロビン比率ＤＨＲｐと、圧力開放モードで算出した還元ヘモグロビン比率ＤＨＲｒとの間の差であるＤＨＲ変化量を受光箇所毎に算出し、算出した受光箇所毎のＤＨＲ変化量の２次元的又は３次元的な分布を表すＤＨＲ変化量マップ情報を生成し、ＤＨＲ変化量マップ情報に基づいて癌発生疑い部位の場所を特定する、ことを特徴とする。
【0010】
本発明の癌発生疑い部位特定装置は、互いに波長の異なる複数の特定波長について吸光度を算出することをそれぞれ行うとともに、特定波長毎に算出された吸光度、並びに、酸化ヘモグロビンの特性吸収曲線情報及び還元ヘモグロビンの特性吸収曲線情報に基づいて還元ヘモグロビン比率ＤＨＲを算出するため、受光器側の出射光強度の絶対値（明るさ／暗さ）に影響を受けることなく還元ヘモグロビン比率ＤＨＲを高精度に算出することができることから、従来よりもＳ／Ｎ比が高く、従来よりも癌発生疑い部位の検出精度が高い癌発生疑い部位特定装置となる。
また、本発明の癌発生疑い部位特定装置は、被検査部位に所定の圧力を印加する圧力印加モード、及び、被検査部位への圧力を開放する圧力開放モードのそれぞれのモードにおいて、還元ヘモグロビン比率ＤＨＲを算出することを受光箇所毎に行い、圧力印加モードで算出した還元ヘモグロビン比率ＤＨＲｐと、圧力開放モードで算出した還元ヘモグロビン比率ＤＨＲｒとの間の差であるＤＨＲ変化量を受光箇所毎に算出し、受光箇所毎のＤＨＲ変化量の２次元的又は３次元的な分布を表すＤＨＲ変化量マップ情報に基づいて癌発生疑い部位の場所を特定する。
このように被検査部位に所定の圧力を印加することで新生血管内に停滞する赤血球に対してのみ限定的に還元ヘモグロビン比率ＤＨＲを高めることができることから、還元ヘモグロビン比率ＤＨＲというメジャーで被検査部位を計測する際、正常組織の中から新生血管のみを際立たせながら焙り出すことができる。したがって、本発明の癌発生疑い部位特定装置は、従来よりもＳ／Ｎ比が高く、従来よりも癌発生疑い部位の検出精度が高い癌発生疑い部位特定装置となる。
なお、本明細書において「還元ヘモグロビン比率ＤＨＲ」とは、単位体積でみたときの総ヘモグロビン数（酸化ヘモグロビン及び還元ヘモグロビンの合計数）に対する還元ヘモグロビン数の比率をいうものとし、便宜的にＤＨＲ（Deoxy-Hemoglobin Raio）の変数表記をするものとする。
また、本発明の癌発生疑い部位特定装置は、被検査部位に所定の圧力を印加する圧力印加モード、及び、被検査部位への圧力を開放する圧力開放モードのそれぞれのモードにおいて、還元ヘモグロビン比率ＤＨＲを算出することを受光箇所毎に行い、圧力印加モードで算出した還元ヘモグロビン比率ＤＨＲｐと、圧力開放モードで算出した還元ヘモグロビン比率ＤＨＲｒとの間の差であるＤＨＲ変化量を受光箇所毎に算出し、受光箇所毎のＤＨＲ変化量の２次元的又は３次元的な分布を表すＤＨＲ変化量マップ情報に基づいて癌発生疑い部位の場所を特定する。
このように被検査部位に所定の圧力を印加することで新生血管内に停滞する赤血球に対してのみ限定的に還元ヘモグロビン比率ＤＨＲを高めることができることから、還元ヘモグロビン比率ＤＨＲというメジャーで被検査部位を計測する際、正常組織の中から新生血管のみを際立たせながら焙り出すことができる。したがって、本発明の癌発生疑い部位特定装置は、従来よりもＳ／Ｎ比が高く、従来よりも癌発生疑い部位の検出精度が高い癌発生疑い部位特定装置となる。
なお、本明細書において「還元ヘモグロビン比率ＤＨＲ」とは、単位体積でみたときの総ヘモグロビン数（酸化ヘモグロビン及び還元ヘモグロビンの合計数）に対する還元ヘモグロビン数の比率をいうものとし、便宜的にＤＨＲ（Deoxy-Hemoglobin Raio）の変数表記をするものとする。
【0011】
［２］本発明の癌発生疑い部位特定装置は、被検査部位を圧力印加モードの下に置いて還元ヘモグロビン比率ＨＤＲｐを取得し、次いで、被検査部位を圧力開放モードの下に置いて還元ヘモグロビン比率ＨＤＲｒを取得することにより、受光箇所毎のＤＨＲ変化量を算出するものである、ことが好ましい。
【0012】
このような順番で還元ヘモグロビン比率ＤＨＲを取得することにより、Ｓ／Ｎ比を一層高めることができる。また、始めに圧力印加モードにて還元ヘモグロビン比率ＨＤＲｐが比較的高い部位を探し当て、その後圧力開放モードで当該部位について特に精密に還元ヘモグロビン比率ＨＤＲｒを取得するといったことも可能となり、検出精度を上げることができる。
【0013】
［３］本発明の癌発生疑い部位特定装置は、圧力印加モードにおいては、被検査部位に対して１５ｍｍＨｇ～２５ｍｍＨｇの範囲内の圧力を印加するものである、ことが好ましい。
【0014】
このような構成とすることにより、好適に新生血管の内部に存在する赤血球に対してのみ限定的に還元ヘモグロビン比率ＤＨＲを高めることができる。
【0015】
［４］本発明の癌発生疑い部位特定装置は、酸化ヘモグロビンの特性吸収曲線及び還元ヘモグロビンの特性吸収曲線において、酸化ヘモグロビンの吸光係数及び還元ヘモグロビンの吸光係数が等しくなる波長をλＥとすると、少なくとも、λＥ以下の波長の中から１つの波長を特定波長として選択し、且つ、λＥを超える波長（λＥよりも長い波長）の中から１つの波長を特定波長として選択し、選択したそれぞれの波長における吸光度をそれぞれ算出するものである、ことが好ましい。
【0016】
このような構成とすることにより、還元ヘモグロビングロビンの吸光係数及び酸化ヘモグロビンの吸光係数の大小関係が逆転しているポイントの２つの波長を少なくとも特定波長として選択することとなり、より誤差が抑えられ高精度に還元ヘモグロビン比率ＤＨＲを算出することが可能となる。
【0017】
［５］本発明の癌発生疑い部位特定装置は、互いに波長の異なる３つ以上の波長を特定波長として選択して、選択したそれぞれの波長における吸光度をそれぞれ算出するものである、ことが好ましい。
【0018】
このように３以上の波長を特定波長として選択することにより、３以上の条件式に基づいて還元ヘモグロビン比率ＤＨＲを算出することとなるため、より一層高精度に還元ヘモグロビン比率ＤＨＲを算出することが可能となる。
【0019】
［６］本発明の癌発生疑い部位特定装置は、光源として、７００ｎｍ～１２００ｎｍの範囲内の波長であって互いに波長の異なる波長に出力強度のピークをそれぞれ有する照射光を出力する複数のレーザ光源を有し、複数のレーザ光源の中からいずれか１つを選択し、該選択されたレーザ光源に基づく照射光を被検査部位に照射することにより、吸光度を算出すべき特定波長を選択するものである、ことが好ましい。
【0020】
このような構成とすることにより、意図する波長に出力強度のピークを有するレーザ光源を複数のレーザ光源の中から選択することで、比較的容易に吸光度を計測すべき波長を選択し設定することが可能となる。
【0021】
［７］本発明の癌発生疑い部位特定装置は、互いに異なる波長域の光を通過する複数のバンドパスフィルタを更に備え、複数のバンドパスフィルタの中からいずれか１つを選択し、該選択された当該バンドパスフィルタを受光器の前段に配置するものである、ことが好ましい。
【0022】
このような構成とすることにより、意図する波長域の光を通過するバンドパスフィルタを複数のバンドパスフィルタの中から選択することで、比較的容易に吸光度を計測すべき波長を選択し設定することが可能となり、また、投光側（光源及び照射器）においても複数の光源を準備する必要もなく１種類の光源のみで癌発生疑い部位特定装置を構成することが可能となる。
【0023】
［８］上記［６］に記載された癌発生疑い部位特定装置において、レーザ光源は、照射光としてパルスレーザ光を出力するパルスレーザ光源であることが好ましい。
加えて、癌発生疑い部位特定装置は、（ａ）所与のパルスレーザ光の照射タイミングに基づいて光検出器が出力する光計測信号を入力し、光計測信号に基づいて特定波長別の吸光度のプロファイルを算出することを、互いに波長の異なる複数の特定波長についてそれぞれ行うとともに、（ｂ）特定波長別の吸光度のプロファイルに基づいて受光箇所毎の還元ヘモグロビン比率ＤＨＲのプロファイルを算出することを受光箇所毎に行い、受光箇所毎の還元ヘモグロビン比率ＤＨＲのプロファイルに基づき拡散光トモグラフィーによる演算を行って、被検査部位におけるＤＨＲ変化量の分布をＤＨＲ変化量マップ情報（ここでは３次元イメージング）として再構成し、ＤＨＲ変化量マップ情報に基づいて癌発生疑い部位の場所を特定する、ことが好ましい。
加えて、癌発生疑い部位特定装置は、（ａ）所与のパルスレーザ光の照射タイミングに基づいて光検出器が出力する光計測信号を入力し、光計測信号に基づいて特定波長別の吸光度のプロファイルを算出することを、互いに波長の異なる複数の特定波長についてそれぞれ行うとともに、（ｂ）特定波長別の吸光度のプロファイルに基づいて受光箇所毎の還元ヘモグロビン比率ＤＨＲのプロファイルを算出することを受光箇所毎に行い、受光箇所毎の還元ヘモグロビン比率ＤＨＲのプロファイルに基づき拡散光トモグラフィーによる演算を行って、被検査部位におけるＤＨＲ変化量の分布をＤＨＲ変化量マップ情報（ここでは３次元イメージング）として再構成し、ＤＨＲ変化量マップ情報に基づいて癌発生疑い部位の場所を特定する、ことが好ましい。
【0024】
このような構成とすることにより、拡散光トモグラフィーによってＤＨＲ変化量の３次元的な分布を再構成したＤＨＲ変化量マップ情報が得られるため、被検査部位の内部におけるＤＨＲ変化量の分布状況を立体的に（例えば照射器～受光器間の深さ方向についても）俯瞰し相対評価することができ、より高精度に癌発生疑い部位の位置を特定することが可能となる。
【0025】
［９］本発明の癌発生疑い部位特定装置は、被検査部位として乳房の一部又は全部が適用されて、乳癌の癌発生疑い部位を特定するものである、ことが好ましい。
【図面の簡単な説明】
【0026】
【図1】実施形態１に係る癌発生疑い部位特定装置１の使用例を説明するために示す図である。
【図2】実施形態１に係る癌発生疑い部位特定装置１を説明するために示す図である。
【図3】実施形態１の制御演算部５０及び癌発生疑い判断部６０が行う制御・演算を説明するために示すフロー図である。
【図4】酸化ヘモグロビンの特性吸収曲線Ｃ１及び還元ヘモグロビンの特性吸収曲線Ｃ２を示す図である。
【図5】実施形態１に係る癌発生疑い部位特定装置１による吸光度の計測タイミング、還元ヘモグロビン比率ＤＨＲに関係する演算及びＤＨＲ変化量マップを説明するために示す図である。
【図6】実施形態２に係る癌発生疑い部位特定装置２を説明するために示すブロック図である。
【図7】実施形態３に係る癌発生疑い部位特定装置３を説明するために示すブロック図である。
【図8】拡散光トモグラフィーのデータ計測部及び画像再構成アルゴリズムを説明するために示す図である。
【図9】変形例１に係る癌発生疑い部位特定装置１’を説明するために示す要部ブロック図である。
【図10】変形例２としての吸光度の計測タイミングを説明するために示す図である。
【図11】変形例３に係る癌発生疑い部位特定装置４を説明するために示す要部ブロック図である。
【図12】生体組織による光吸収（吸光）及び光散乱の波長特性を示す図である。
【発明を実施するための形態】
【0027】
以下、本発明の癌発生疑い部位特定装置について、図に示す実施の形態に基づいて説明する。なお、各図面は模式図であり、必ずしも実際の寸法を厳密に反映したものではない。以下の説明及び図面において記載されている添え字ｉ，ｊ，ｋは、いずれも自然数である。
【0028】
［実施形態１］
１．実施形態１に係る癌発生疑い部位特定装置１の使用例
実施形態１に係る癌発生疑い部位特定装置１の理解を容易にするため、癌発生疑い部位特定装置１の構成を説明する前に、当該癌発生疑い部位特定装置１がどのように適用され使用されるのか、その一例を説明する。
１．実施形態１に係る癌発生疑い部位特定装置１の使用例
実施形態１に係る癌発生疑い部位特定装置１の理解を容易にするため、癌発生疑い部位特定装置１の構成を説明する前に、当該癌発生疑い部位特定装置１がどのように適用され使用されるのか、その一例を説明する。
【0029】
図１は、実施形態１に係る癌発生疑い部位特定装置１の使用例を説明するために示す図である。なお、図１及び図２に共通する符号の説明は図２の説明において行う。
実施形態１に係る癌発生疑い部位特定装置１は、生体Ｂｉの被検査部位ＩＮＰに照射光ＩＬを照射し該被検査部位ＩＮＰから外部に出射した出射光ＯＬを解析することにより癌発生の疑いのある部位（癌発生疑い部位Ｓ）を特定する癌発生疑い部位特定装置である（図１参照）。
乳癌の検査のために癌発生疑い部位特定装置１を構成する場合、内壁に照射器１５及び受光器２５が対向するようにして配置された検査空間６６０を設けてもよい(図１参照）。この場合には、まず、被検査者（ヒトＨｕ）の乳房Ｂｒを検査空間６６０に「挿入」し、次いで、癌発生疑い部位特定装置１を作動させることにより癌発生疑い部位特定装置１を使用する。
また例えば、ベルト形状やクリップ形状のセンサヘッド《照射器１５、受光器２５及び圧力印加手段４０（後述）からなるセット》を有する簡易血圧計の如き持ち運び容易な態様で癌発生疑い部位特定装置１を構成してもよい（図示を省略）。この場合には、まず、癌発生疑い部位特定装置１を被検査部位ＩＮＰに「装着」し、次いで、癌発生疑い部位特定装置１を作動させることにより癌発生疑い部位特定装置１を使用する。
実施形態１に係る癌発生疑い部位特定装置１は、生体Ｂｉの被検査部位ＩＮＰに照射光ＩＬを照射し該被検査部位ＩＮＰから外部に出射した出射光ＯＬを解析することにより癌発生の疑いのある部位（癌発生疑い部位Ｓ）を特定する癌発生疑い部位特定装置である（図１参照）。
乳癌の検査のために癌発生疑い部位特定装置１を構成する場合、内壁に照射器１５及び受光器２５が対向するようにして配置された検査空間６６０を設けてもよい(図１参照）。この場合には、まず、被検査者（ヒトＨｕ）の乳房Ｂｒを検査空間６６０に「挿入」し、次いで、癌発生疑い部位特定装置１を作動させることにより癌発生疑い部位特定装置１を使用する。
また例えば、ベルト形状やクリップ形状のセンサヘッド《照射器１５、受光器２５及び圧力印加手段４０（後述）からなるセット》を有する簡易血圧計の如き持ち運び容易な態様で癌発生疑い部位特定装置１を構成してもよい（図示を省略）。この場合には、まず、癌発生疑い部位特定装置１を被検査部位ＩＮＰに「装着」し、次いで、癌発生疑い部位特定装置１を作動させることにより癌発生疑い部位特定装置１を使用する。
【0030】
ここで「解析」とは、後述する出射光ＯＬの検出～ＤＨＲ変化量マップ情報に基づく癌発生疑い部位の場所の特定までの一連の検出、演算等を含む解析をいう。
「被検査部位ＩＮＰ」とは、生体Ｂｉのうち癌発生疑い部位特定装置１が計測を行う対象となる部位をいう。本明細書においては被検査部位ＩＮＰの中に癌発生疑い部位Ｓが含まれていることを想定して説明する。
「被検査部位ＩＮＰ」とは、生体Ｂｉのうち癌発生疑い部位特定装置１が計測を行う対象となる部位をいう。本明細書においては被検査部位ＩＮＰの中に癌発生疑い部位Ｓが含まれていることを想定して説明する。
【0031】
２．実施形態１に係る癌発生疑い部位特定装置１の構成
図２は、実施形態１に係る癌発生疑い部位特定装置１を説明するために示す図である。図２（ａ）は癌発生疑い部位特定装置１のブロック図である。なお、被検査部位ＩＮＰの領域内に描かれた矢印は、照射光が入射した後、吸収・散乱をしながら図面の下方向に光が進行する様子を模式的に表したものであり、また、圧力印加手段４０において描かれた太矢印は圧力印加手段４０によって発生する力の一部を模式的に表したものであり、矢印の方向は力が加わる方向を示したものである（以下の図面においても同様）。なお、符号Ｎは新生血管を示し、符号Ｃは癌細胞を示すものとする（他の図面においても同様）。
図２は、実施形態１に係る癌発生疑い部位特定装置１を説明するために示す図である。図２（ａ）は癌発生疑い部位特定装置１のブロック図である。なお、被検査部位ＩＮＰの領域内に描かれた矢印は、照射光が入射した後、吸収・散乱をしながら図面の下方向に光が進行する様子を模式的に表したものであり、また、圧力印加手段４０において描かれた太矢印は圧力印加手段４０によって発生する力の一部を模式的に表したものであり、矢印の方向は力が加わる方向を示したものである（以下の図面においても同様）。なお、符号Ｎは新生血管を示し、符号Ｃは癌細胞を示すものとする（他の図面においても同様）。
【0032】
（１）光学系の構成
図１及び図２（ａ）に示すように、実施形態１に係る癌発生疑い部位特定装置１は、少なくとも光源１０と、照射器１５と、受光器２５と、光検出器２０と、を備える。また、癌発生疑い部位特定装置１は、光源１０と照射器１５との間に配置された波長選択器３０を備える。
図１及び図２（ａ）に示すように、実施形態１に係る癌発生疑い部位特定装置１は、少なくとも光源１０と、照射器１５と、受光器２５と、光検出器２０と、を備える。また、癌発生疑い部位特定装置１は、光源１０と照射器１５との間に配置された波長選択器３０を備える。
【0033】
光源１０は、少なくとも７００ｎｍ～１２００ｎｍの範囲内の特定波長で出力強度を有している照射光ＩＬを出力する。より好ましくは、照射光ＩＬが７００ｎｍ～９００ｎｍの範囲内の特定波長で出力強度を有していてもよい。
ここでは、複数のレーザ光源１０ａ，１０ｂ，１０ｃ，・・をもって光源１０を構成する。複数のレーザ光源１０ａ，１０ｂ，１０ｃ，・・は、７００ｎｍ～１２００ｎｍの範囲内の波長であって互いに波長の異なる波長λ１，λ２，λ３，・・に出力強度のピークをそれぞれ有する照射光ＩＬを、それぞれが出力することができる。
ここでは、複数のレーザ光源１０ａ，１０ｂ，１０ｃ，・・をもって光源１０を構成する。複数のレーザ光源１０ａ，１０ｂ，１０ｃ，・・は、７００ｎｍ～１２００ｎｍの範囲内の波長であって互いに波長の異なる波長λ１，λ２，λ３，・・に出力強度のピークをそれぞれ有する照射光ＩＬを、それぞれが出力することができる。
【0034】
照射器１５は、ライトガイド１７等を介して光源１０と光学的に接続されており、光源１０が出力した照射光ＩＬを被検査部位ＩＮＰに向け照射する。照射器１５は、例えばライトガイド１７の端部（光出射端面を含む端部）がこれに相当することになる。しかし、照射器１５の具体的構成はこれに限定されるものではない。
照射器１５は、該癌発生疑い部位特定装置１と被検査部位ＩＮＰとが所定の関係で配置されたときに（被検査部位ＩＮＰが癌発生疑い部位特定装置１に「挿入」されたとき又は癌発生疑い部位特定装置１が被検査部位ＩＮＰに「装着」されたとき）、被検査部位ＩＮＰに面するようにして配置される。
照射器１５は、該癌発生疑い部位特定装置１と被検査部位ＩＮＰとが所定の関係で配置されたときに（被検査部位ＩＮＰが癌発生疑い部位特定装置１に「挿入」されたとき又は癌発生疑い部位特定装置１が被検査部位ＩＮＰに「装着」されたとき）、被検査部位ＩＮＰに面するようにして配置される。
【0035】
波長選択器３０は、複数のレーザ光源１０ａ，１０ｂ，１０ｃ，・・の中からいずれか１つを選択し、該選択されたレーザ光源に基づく照射光ＩＬを被検査部位ＩＮＰに照射することにより、吸光度ａを算出（後述）すべき特定波長を選択する。
波長選択器３０は、複数のノッチ（符号なし）がそれぞれのレーザ光源１０ａ，１０ｂ，１０ｃ，・・に接続され、且つ、コモン端子（符号なし）が照射器１５に接続された光路セレクタによって構成してもよい（図１及び図２参照）。
波長選択器３０は、複数のノッチ（符号なし）がそれぞれのレーザ光源１０ａ，１０ｂ，１０ｃ，・・に接続され、且つ、コモン端子（符号なし）が照射器１５に接続された光路セレクタによって構成してもよい（図１及び図２参照）。
【0036】
次に、受光器２５について説明する前に受光箇所Ｒｊｋについて説明しておく。
図２（ｂ）は、照射器１５、被検査部位ＩＮＰ、複数の受光箇所Ｒｊｋ及び複数の受光器２５の位置関係を説明するための斜視図である。被検査部位ＩＮＰ及び受光箇所Ｒｊｋ等の範囲は仮想的に一点鎖線及び点線で表示している。また、受光器２５は符号で示すのみであり、その輪郭は描いていない。図２（ｃ）は、図２（ｂ）の領域Ａを照射器１５側から視たときの複数の受光箇所Ｒｊｋの配置を例示したものである。受光箇所Ｒｊｋは、実際には生体Ｂｉの体表Ｂｓの曲面（ｘｙ面）において設定されるものであるが説明のために平面上に示している。
図２（ｂ）は、照射器１５、被検査部位ＩＮＰ、複数の受光箇所Ｒｊｋ及び複数の受光器２５の位置関係を説明するための斜視図である。被検査部位ＩＮＰ及び受光箇所Ｒｊｋ等の範囲は仮想的に一点鎖線及び点線で表示している。また、受光器２５は符号で示すのみであり、その輪郭は描いていない。図２（ｃ）は、図２（ｂ）の領域Ａを照射器１５側から視たときの複数の受光箇所Ｒｊｋの配置を例示したものである。受光箇所Ｒｊｋは、実際には生体Ｂｉの体表Ｂｓの曲面（ｘｙ面）において設定されるものであるが説明のために平面上に示している。
【0037】
受光箇所Ｒｊｋは、体表Ｂｓにおいて出射光ＯＬを受光する箇所である。本明細書において、受光箇所Ｒｊｋを、受光する「位置」として説明するが、このような位置を含んだ一定の面積を有する「小領域」として説明する場合がある。「小領域」としての受光箇所Ｒｊｋの集合体により、後述するＤＨＲ変化量のマップ化を行う範囲であるマップ領域を形成する。図２の例においては、４行５列の並びでＲ１１～Ｒ４５で示される２０箇所の受光箇所Ｒｊｋが設定されており、それらの集合体がマップ領域となる。
【0038】
癌発生疑い部位特定装置１は受光器２５を複数備える。
受光器２５は、当該癌発生疑い部位特定装置１と被検査部位ＩＮＰとが所定の関係で配置されたときに、生体Ｂｉの体表Ｂｓに沿った複数の受光箇所Ｒｊｋにそれぞれ配置され、被検査部位ＩＮＰから外部に出射した出射光ＯＬを受ける。
受光器２５は、当該癌発生疑い部位特定装置１と被検査部位ＩＮＰとが所定の関係で配置されたときに、生体Ｂｉの体表Ｂｓに沿った複数の受光箇所Ｒｊｋにそれぞれ配置され、被検査部位ＩＮＰから外部に出射した出射光ＯＬを受ける。
【0039】
図２の例では、受光器２５はＲ１１～Ｒ４５で示される２０箇所の受光箇所Ｒｊｋに配置される。また、図１及び図２の例では、いわゆる透過型の癌発生疑い部位特定装置を例にして説明しているため、ここでの受光器２５は被検査部位ＩＮＰを挟んで照射器１５にほぼ対向するようにそれぞれ配置されることとなる。
【0040】
個体（ディスクリート）の受光素子をそれぞれの「受光器２５」として構成してもよい。或いはまた、一定の面積を有するＣＣＤ（Charge Coupled Device）イメージセンサの１ピクセル単位の素子を、それぞれの「受光器２５」として構成してもよい。
【0041】
光検出器２０は、受光器２５が受けた出射光ＯＬを検出して光計測信号（図示を省略）に変換し該光計測信号を出力する。
具体的には、光検出器２０は、波長（換言すると周波数）に応じた光の強度を検出して光計測信号（受光強度のスペクトラムを含む信号）として出力するものとして構成してもよい。例えば、分光器を光検出器２０として採用することができる。
光検出器２０は、複数の受光器２５に共通の１つの光検出器が接続されている（図１及び図２参照）。しかし、光検出器２０具体的構成はこれに限定されるものではない、複数の受光器２５にそれぞれ対応するように個別の光検出器を配置してもよい。
具体的には、光検出器２０は、波長（換言すると周波数）に応じた光の強度を検出して光計測信号（受光強度のスペクトラムを含む信号）として出力するものとして構成してもよい。例えば、分光器を光検出器２０として採用することができる。
光検出器２０は、複数の受光器２５に共通の１つの光検出器が接続されている（図１及び図２参照）。しかし、光検出器２０具体的構成はこれに限定されるものではない、複数の受光器２５にそれぞれ対応するように個別の光検出器を配置してもよい。
【0042】
（２）圧力印加手段４０
癌発生疑い部位特定装置１は、圧力印加手段４０を備える（図１及び図２参照）。
圧力印加手段４０は、被検査部位ＩＮＰに所与の圧力を印加する。圧力印加手段４０は、検査空間６６０に収容される被検査部位ＩＮＰを含む生体Ｂｉに対して凡そ均等に圧力が印加されるように、検査空間６６０の内壁によって生体Ｂｉを押すような機構により構成してもよい。
ここでの「圧力」はいわゆる静圧であり、例えば乳房Ｂｒ内部の水分等の流動・揺動の影響が無い状態での圧力をいうものとする。
癌発生疑い部位特定装置１は、圧力印加手段４０を備える（図１及び図２参照）。
圧力印加手段４０は、被検査部位ＩＮＰに所与の圧力を印加する。圧力印加手段４０は、検査空間６６０に収容される被検査部位ＩＮＰを含む生体Ｂｉに対して凡そ均等に圧力が印加されるように、検査空間６６０の内壁によって生体Ｂｉを押すような機構により構成してもよい。
ここでの「圧力」はいわゆる静圧であり、例えば乳房Ｂｒ内部の水分等の流動・揺動の影響が無い状態での圧力をいうものとする。
【0043】
圧力印加手段４０は、後述する制御演算部５０内の圧力印加制御部（図示を省略）に接続され、該圧力印加制御部からの指示に従って動作する。制御演算部５０内の圧力印加制御部（図示を省略）は、圧力を印加するタイミング、圧力の大きさ、印加時間に対する圧力の大きさの変化を表すプロファイル等を適宜変更するなどの指示を圧力印加手段４０に出力して、圧力印加に関する制御を行う。
【0044】
本明細書において、被検査部位ＩＮＰに所与の圧力が印加された動作状態を「圧力印加モード」というものとする。また、圧力印加手段４０による圧力印加が解除されて、被検査部位ＩＮＰが強制的な圧力から解放された状態を「圧力開放モード」というものとする。
【0045】
なお、癌発生疑い部位特定装置１は、圧力印加モードにおいては、被検査部位ＩＮＰに対して所定の圧力を印加するものである。「所定の圧力」の程度として、新生血管の中を通過しようとする赤血球の流れは滞るが正常組織の毛細血管の中を通過しようとする赤血球の流れは阻害されない程度の圧力であることが好ましい。さらには、１５ｍｍＨｇ～２５ｍｍＨｇの範囲内の圧力を印加するものである、ことが一層好ましい。
【0046】
（３）制御演算部５０
図３は、実施形態１の制御演算部５０及び癌発生疑い判断部６０が行う制御・演算を説明するために示すフロー図である。図３（ａ）はゼネラルフロー図である。図３（ｂ）は、還元ヘモグロビン比率ＤＨＲ算出するステップＳ１０又は／及びステップＳ２０のみを詳細に示したフロー図である。
以下、図３を中心に参照しながら制御演算部５０が行う制御演算について説明する。
図３は、実施形態１の制御演算部５０及び癌発生疑い判断部６０が行う制御・演算を説明するために示すフロー図である。図３（ａ）はゼネラルフロー図である。図３（ｂ）は、還元ヘモグロビン比率ＤＨＲ算出するステップＳ１０又は／及びステップＳ２０のみを詳細に示したフロー図である。
以下、図３を中心に参照しながら制御演算部５０が行う制御演算について説明する。
【0047】
（３－１）制御演算部５０の概要
癌発生疑い部位特定装置１は、制御演算部５０を備える。
制御演算部５０は、光検出器２０と接続されており、光検出器２０から光計測信号（後述）を入力する。また、制御演算部５０は、圧力印加手段４０、波長選択器３０及び光源１０と接続されている。さらに、制御演算部５０には、制御演算部５０が生成したＤＨＲ変化量マップ情報（後述）を表示するための表示手段５００が接続されていてもよい。
制御演算部５０には、外部より照射光強度Ｉｉｎλｉに関する信号が与えられる。この照射光強度Ｉｉｎλｉに関する信号は、制御演算部５０が特定波長に対応した吸光度ａを算出する際（後述）に用いられる。この照射光強度Ｉｉｎλｉは、光源１０から出力された照射光ＩＬを参照光として直に制御演算部５０側に引き込むことによって与えてもよいし、照射光強度Ｉｉｎλｉが既知の場合には情報として制御演算部５０に与えてもよい（図１及び図２も併せて参照）。
癌発生疑い部位特定装置１は、制御演算部５０を備える。
制御演算部５０は、光検出器２０と接続されており、光検出器２０から光計測信号（後述）を入力する。また、制御演算部５０は、圧力印加手段４０、波長選択器３０及び光源１０と接続されている。さらに、制御演算部５０には、制御演算部５０が生成したＤＨＲ変化量マップ情報（後述）を表示するための表示手段５００が接続されていてもよい。
制御演算部５０には、外部より照射光強度Ｉｉｎλｉに関する信号が与えられる。この照射光強度Ｉｉｎλｉに関する信号は、制御演算部５０が特定波長に対応した吸光度ａを算出する際（後述）に用いられる。この照射光強度Ｉｉｎλｉは、光源１０から出力された照射光ＩＬを参照光として直に制御演算部５０側に引き込むことによって与えてもよいし、照射光強度Ｉｉｎλｉが既知の場合には情報として制御演算部５０に与えてもよい（図１及び図２も併せて参照）。
【0048】
制御演算部５０は、以下に説明する制御・演算機能を提供するものであれば、如何なるもので具現化してもよい。例えば、必要な変換回路（Ａ／Ｄ変換回路等）の他、ＤＳＰ（Digital Signal Processor）、マイコン等のプロセッサを準備し、以下に説明する制御・演算に関するアルゴリズムを記述したプログラムや関連するデータをプロセッサに実装して当該プログラムを実行することにより制御演算部５０を実現してもよい。
【0049】
制御演算部５０は、上記した圧力印加に関する制御、波長選択に関する制御、光の照射に関する制御（照射出力の大きさの調整、照射タイミングの制御等）を行う。また制御演算部５０は、受光箇所Ｒｊｋ毎の還元ヘモグロビン比率ＤＨＲの算出を行い（Ｓ１０，Ｓ２０）、癌発生疑いの判断に用いられるＤＨＲ変化量マップを生成する（Ｓ３０，Ｓ４０）。
【0050】
（３－２）制御演算部５０が行う還元ヘモグロビン比率ＤＨＲの算出（Ｓ１０，Ｓ２０）
制御演算部５０は、被検査部位ＩＮＰに所定の圧力を印加する圧力印加モード、及び、被検査部位ＩＮＰへの圧力を開放する圧力開放モードのそれぞれのモードにおいて、受光箇所Ｒｊｋ毎の還元ヘモグロビン比率ＤＨＲを算出する。
制御演算部５０は、被検査部位ＩＮＰに所定の圧力を印加する圧力印加モード、及び、被検査部位ＩＮＰへの圧力を開放する圧力開放モードのそれぞれのモードにおいて、受光箇所Ｒｊｋ毎の還元ヘモグロビン比率ＤＨＲを算出する。
【0051】
実施形態１に係る癌発生疑い部位特定装置１は、被検査部位ＩＮＰを圧力印加モードの下に置いて還元ヘモグロビン比率ＨＤＲｐを取得し、次いで、被検査部位ＩＮＰを圧力開放モードの下に置いて還元ヘモグロビン比率ＨＤＲｒを取得することにより、受光箇所Ｒｊｋ毎のＤＨＲ変化量を算出するものとして構成する。
具体的には、まず、「第１計測」として、圧力印加モードで出射光ＯＬを計測し還元ヘモグロビン比率ＤＨＲを算出して（Ｓ１０）、圧力印加モード時の還元ヘモグロビン比率ＤＨＲｐを受光箇所Ｒｊｋ毎に取得する（Ｄ１）。次いで、「第２計測」として、圧力開放モードで出射光ＯＬを計測し還元ヘモグロビン比率ＤＨＲを算出して（Ｓ２０）、圧力開放モード時の還元ヘモグロビン比率ＤＨＲｒを受光箇所Ｒｊｋ毎に取得する（Ｄ２）（図５も併せて参照）。
具体的には、まず、「第１計測」として、圧力印加モードで出射光ＯＬを計測し還元ヘモグロビン比率ＤＨＲを算出して（Ｓ１０）、圧力印加モード時の還元ヘモグロビン比率ＤＨＲｐを受光箇所Ｒｊｋ毎に取得する（Ｄ１）。次いで、「第２計測」として、圧力開放モードで出射光ＯＬを計測し還元ヘモグロビン比率ＤＨＲを算出して（Ｓ２０）、圧力開放モード時の還元ヘモグロビン比率ＤＨＲｒを受光箇所Ｒｊｋ毎に取得する（Ｄ２）（図５も併せて参照）。
【0052】
（３－３）吸光度ａを得るまでの制御・演算
制御演算部５０による受光箇所毎の還元ヘモグロビン比率ＤＨＲを得るまでの詳しい制御・演算は、以下のとおり行う《以下、図３（ｂ）参照》。
制御演算部５０による受光箇所毎の還元ヘモグロビン比率ＤＨＲを得るまでの詳しい制御・演算は、以下のとおり行う《以下、図３（ｂ）参照》。
【0053】
（ａ）特定波長における出射光強度Ｉｏｕｔλｉの計測（Ｓ２）
まず、波長λｉ（但し、ｉは自然数）を特定波長として選択する（Ｓ２０１）。具体的には波長選択器３０の光路セレクタのノッチをレーザ光源１０ａに切り替えることによって行う。次いで、照射器１５より被検査部位ＩＮＰに向け照射光ＩＬを照射を開始する（Ｓ２０２）。これに伴い、受光器２５は出射光ＯＬを受け、光検出器２０は受光器２５が受けた出射光ＯＬに基づいて光計測信号を出力することとなる（Ｓ２０３）。次いで、光計測信号に基づいて特定波長λｉにおける出射光強度Ｉｏｕｔλｉを抽出する（Ｓ２０４）。この段階では照射光ＩＬの照射を終了していてもよい。なお、これらのうちステップＳ２０３及びステップＳ２０４については受光箇所Ｒｊｋ毎に行う。
まず、波長λｉ（但し、ｉは自然数）を特定波長として選択する（Ｓ２０１）。具体的には波長選択器３０の光路セレクタのノッチをレーザ光源１０ａに切り替えることによって行う。次いで、照射器１５より被検査部位ＩＮＰに向け照射光ＩＬを照射を開始する（Ｓ２０２）。これに伴い、受光器２５は出射光ＯＬを受け、光検出器２０は受光器２５が受けた出射光ＯＬに基づいて光計測信号を出力することとなる（Ｓ２０３）。次いで、光計測信号に基づいて特定波長λｉにおける出射光強度Ｉｏｕｔλｉを抽出する（Ｓ２０４）。この段階では照射光ＩＬの照射を終了していてもよい。なお、これらのうちステップＳ２０３及びステップＳ２０４については受光箇所Ｒｊｋ毎に行う。
【0054】
（ｂ）特定波長における吸光度ａｉの算出（Ｓ４）
次に、光計測信号から抽出された出射光ＯＬの特定波長における出射光強度Ｉｏｕｔλｉ、及び、照射光ＩＬの特定波長における照射光強度Ｉｉｎλｉに基づき特定波長λｉにおける吸光度ａｉを算出する（Ｓ４）。
出射光強度Ｉｏｕｔλｉは上記したステップＳ２によって得られた値を用い、照射光強度Ｉｉｎλｉは外部から与えられた所与の値を用いる。また、吸光度ａｉの算出にあたっては、ランベルト・ベール法則の公式《ここでは、図３（ｂ）のＳ４の枠内の左端に示された式》を用いる。吸光度ａｉの算出は、受光箇所Ｒｊｋ毎に行う。
次に、光計測信号から抽出された出射光ＯＬの特定波長における出射光強度Ｉｏｕｔλｉ、及び、照射光ＩＬの特定波長における照射光強度Ｉｉｎλｉに基づき特定波長λｉにおける吸光度ａｉを算出する（Ｓ４）。
出射光強度Ｉｏｕｔλｉは上記したステップＳ２によって得られた値を用い、照射光強度Ｉｉｎλｉは外部から与えられた所与の値を用いる。また、吸光度ａｉの算出にあたっては、ランベルト・ベール法則の公式《ここでは、図３（ｂ）のＳ４の枠内の左端に示された式》を用いる。吸光度ａｉの算出は、受光箇所Ｒｊｋ毎に行う。
【0055】
（ｃ）多波長による出射光強度Ｉｏｕｔλの計測と吸光度ａの算出
次に、波長λｉとは異なる波長λｉ＋１を特定波長として選択しなおす（Ｓ３０１）。その上で、新たな波長λｉ＋１による照射光ＩＬの照射を開始する（Ｓ３０２）。受光器２５は出射光ＯＬを受け、光検出器２０は受光器２５が受けた出射光ＯＬに基づいて光計測信号を出力することとなる（Ｓ３０３）。次いで、光計測信号に基づいて特定波長λｉ＋１における出射光強度Ｉｏｕｔλｉ＋１を抽出する（Ｓ３０４）。同様に、これらのうちステップＳ３０３及びステップＳ３０４については受光箇所Ｒｊｋ毎に行う。
その上で、光計測信号から抽出された出射光ＯＬの特定波長における出射光強度Ｉｏｕｔλｉ＋１、及び、照射光ＩＬの特定波長における照射光強度Ｉｉｎλｉ＋１に基づき特定波長λｉ＋１における吸光度ａｉ＋１を算出する（ここでは、図３（ｂ）のＳ４の枠内の中央に示された式を用いる）。吸光度ａｉ＋１の算出は、受光箇所Ｒｊｋ毎に行う。
以降、特定波長としての波長λを変えながら、つまりｉの値を１ずつ増やしながら、同様の制御・演算を繰り返す（Ｓ２参照）。
次に、波長λｉとは異なる波長λｉ＋１を特定波長として選択しなおす（Ｓ３０１）。その上で、新たな波長λｉ＋１による照射光ＩＬの照射を開始する（Ｓ３０２）。受光器２５は出射光ＯＬを受け、光検出器２０は受光器２５が受けた出射光ＯＬに基づいて光計測信号を出力することとなる（Ｓ３０３）。次いで、光計測信号に基づいて特定波長λｉ＋１における出射光強度Ｉｏｕｔλｉ＋１を抽出する（Ｓ３０４）。同様に、これらのうちステップＳ３０３及びステップＳ３０４については受光箇所Ｒｊｋ毎に行う。
その上で、光計測信号から抽出された出射光ＯＬの特定波長における出射光強度Ｉｏｕｔλｉ＋１、及び、照射光ＩＬの特定波長における照射光強度Ｉｉｎλｉ＋１に基づき特定波長λｉ＋１における吸光度ａｉ＋１を算出する（ここでは、図３（ｂ）のＳ４の枠内の中央に示された式を用いる）。吸光度ａｉ＋１の算出は、受光箇所Ｒｊｋ毎に行う。
以降、特定波長としての波長λを変えながら、つまりｉの値を１ずつ増やしながら、同様の制御・演算を繰り返す（Ｓ２参照）。
【0056】
このように、制御演算部５０は、互いに波長の異なる複数の特定波長（本明細書において「多波長」ということがある。）について、特定波長の波長を変えながら上記（ａ）特定波長における出射光強度Ｉｏｕｔλの計測Ｓ２及び（ｂ）特定波長における吸光度ａの算出を、それぞれ行う。
これにより、多波長（λｉ，λｉ＋１，λｉ＋２，・・）についての吸光度（ａｉ，ａｉ＋１，ａｉ＋２，・・）を、受光箇所Ｒｊｋ毎に得ることができる。
これにより、多波長（λｉ，λｉ＋１，λｉ＋２，・・）についての吸光度（ａｉ，ａｉ＋１，ａｉ＋２，・・）を、受光箇所Ｒｊｋ毎に得ることができる。
【0057】
なお、癌発生疑い部位特定装置１は、酸化ヘモグロビンの特性吸収曲線Ｃ１及び還元ヘモグロビンの特性吸収曲線Ｃ２において、酸化ヘモグロビンの吸光係数及び還元ヘモグロビンの吸光係数が等しくなる波長をλＥとすると、少なくとも、λＥ以下の波長の中から１つの波長を特定波長として選択し、且つ、λＥを超える波長（λＥよりも長い波長）の中から１つの波長を特定波長として選択し、選択したそれぞれの波長における吸光度ａをそれぞれ算出するものである、ことが好ましい。
また、癌発生疑い部位特定装置１は、互いに波長の異なる３つ以上の波長を特定波長として選択して、選択したそれぞれの波長における吸光度ａをそれぞれ算出するものである、ことがより好ましい。
また、癌発生疑い部位特定装置１は、互いに波長の異なる３つ以上の波長を特定波長として選択して、選択したそれぞれの波長における吸光度ａをそれぞれ算出するものである、ことがより好ましい。
【0058】
（３－４）還元ヘモグロビン比率ＤＨＲ算出の詳細（Ｓ８）
図４は、酸化ヘモグロビンの特性吸収曲線Ｃ１及び還元ヘモグロビンの特性吸収曲線Ｃ２を示す図である。ここで「酸化ヘモグロビンの特性吸収曲線及び還元ヘモグロビンの特性吸収曲線」とは、酸化ヘモグロビンに特有の光吸収曲線（図４のＣ１参照）及び還元ヘモグロビンに特有の光吸収曲線（図４のＣ２）のことをいうものとする。
図４は、酸化ヘモグロビンの特性吸収曲線Ｃ１及び還元ヘモグロビンの特性吸収曲線Ｃ２を示す図である。ここで「酸化ヘモグロビンの特性吸収曲線及び還元ヘモグロビンの特性吸収曲線」とは、酸化ヘモグロビンに特有の光吸収曲線（図４のＣ１参照）及び還元ヘモグロビンに特有の光吸収曲線（図４のＣ２）のことをいうものとする。
【0059】
制御演算部５０は、続いて、互いに波長が異なる特定波長（λｉ，λｉ＋１，λｉ＋２，・・）毎に算出された吸光度（ａｉ，ａｉ＋１，ａｉ＋２，・・）、並びに、酸化ヘモグロビンの特性吸収曲線情報及び還元ヘモグロビンの特性吸収曲線情報ＩＮＦ１に基づいて還元ヘモグロビン比率ＤＨＲを算出することを受光箇所毎Ｒｊｋに行う（Ｓ８）。
【0060】
還元ヘモグロビン比率ＤＨＲの算出は、具体的には次のように行う（図４参照）。
まず、「酸化ヘモグロビンの特性吸収曲線Ｃ１及び還元ヘモグロビンの特性吸収曲線Ｃ２」より、意図する特定波長に対応した「酸化ヘモグロビンの特性吸収曲線情報及び還元ヘモグロビンの特性吸収曲線情報」を把握する。酸化ヘモグロビンの吸光係数及び還元ヘモグロビンの吸光係数が等しくなる波長をλＥ（図４では８００ｎｍ付近）としたときに、例えば、特定波長λ１として７００nｍ付近の波長を、特定波長λ２として８８０ｎｍ付近の波長を、特定波長λ３としてλＥを選択したとする。λ１における酸化ヘモグロビン（以下便宜上「ＨｂＯ２」とする）の吸光係数は０．３、還元ヘモグロビン（以下便宜上「Ｈｂ」とする）の吸光係数は１．８として把握される。同様にλ２におけるＨｂＯ２の吸光係数は１．３、Ｈｂの吸光係数は０．８として把握され、λ３におけるＨｂＯ２の吸光係数は０．８５、Ｈｂの吸光係数は０．８５として把握される。これらを「酸化ヘモグロビンの特性吸収曲線情報及び還元ヘモグロビンの特性吸収曲線情報」とする。
特定波長がそれぞれλ１，λ２，λ３のときのそれぞれの吸光度をａ１，ａ２，ａ３とし、還元ヘモグロビン数と酸化ヘモグロビン数との割合をｘ：ｙとすると、次の（１）式～（３）式のような連立方程式を立てることができる。
ａ１＝１．８ｘ＋０．３ｙ ・・・（１）
ａ２＝０．８ｘ＋１．３ｙ ・・・（２）
ａ３＝０．８５ｘ＋０．８５ｙ ・・・（３）
続いて、特定波長毎に計測され算出された吸光度ａ１，ａ２，ａ３を上記連立方程式に与える。制御演算部５０は、この連立方程式を解くことにより当該受光箇所Ｒｊｋに対応したｘ，ｙの値を算出することができる。
最終的には、これら算出されたｘ，ｙの解を用いて、次の（４）式により、当該受光箇所Ｒｊｋに対応した還元ヘモグロビン比率ＤＨＲを算出することができる。
還元ヘモグロビン比率ＤＨＲ＝ｘ／（ｘ＋ｙ） ・・・（４）
まず、「酸化ヘモグロビンの特性吸収曲線Ｃ１及び還元ヘモグロビンの特性吸収曲線Ｃ２」より、意図する特定波長に対応した「酸化ヘモグロビンの特性吸収曲線情報及び還元ヘモグロビンの特性吸収曲線情報」を把握する。酸化ヘモグロビンの吸光係数及び還元ヘモグロビンの吸光係数が等しくなる波長をλＥ（図４では８００ｎｍ付近）としたときに、例えば、特定波長λ１として７００nｍ付近の波長を、特定波長λ２として８８０ｎｍ付近の波長を、特定波長λ３としてλＥを選択したとする。λ１における酸化ヘモグロビン（以下便宜上「ＨｂＯ２」とする）の吸光係数は０．３、還元ヘモグロビン（以下便宜上「Ｈｂ」とする）の吸光係数は１．８として把握される。同様にλ２におけるＨｂＯ２の吸光係数は１．３、Ｈｂの吸光係数は０．８として把握され、λ３におけるＨｂＯ２の吸光係数は０．８５、Ｈｂの吸光係数は０．８５として把握される。これらを「酸化ヘモグロビンの特性吸収曲線情報及び還元ヘモグロビンの特性吸収曲線情報」とする。
特定波長がそれぞれλ１，λ２，λ３のときのそれぞれの吸光度をａ１，ａ２，ａ３とし、還元ヘモグロビン数と酸化ヘモグロビン数との割合をｘ：ｙとすると、次の（１）式～（３）式のような連立方程式を立てることができる。
ａ１＝１．８ｘ＋０．３ｙ ・・・（１）
ａ２＝０．８ｘ＋１．３ｙ ・・・（２）
ａ３＝０．８５ｘ＋０．８５ｙ ・・・（３）
続いて、特定波長毎に計測され算出された吸光度ａ１，ａ２，ａ３を上記連立方程式に与える。制御演算部５０は、この連立方程式を解くことにより当該受光箇所Ｒｊｋに対応したｘ，ｙの値を算出することができる。
最終的には、これら算出されたｘ，ｙの解を用いて、次の（４）式により、当該受光箇所Ｒｊｋに対応した還元ヘモグロビン比率ＤＨＲを算出することができる。
還元ヘモグロビン比率ＤＨＲ＝ｘ／（ｘ＋ｙ） ・・・（４）
【0061】
圧力印加モードの下で制御演算部５０が上記演算を行うことにより、圧力印加モード時の還元ヘモグロビン比率ＤＨＲｐを得ることができる《図３（ａ）のＤ１参照》。同様に、圧力開放モードの下で制御演算部５０が上記演算を行うことにより、圧力開放モード時の還元ヘモグロビン比率ＤＨＲｒを得ることができる（同Ｄ２）。
【0062】
（３－５）制御演算部５０が行うＤＨＲ変化量マップ情報の生成（Ｓ３０，Ｓ４０）
（ａ）ＤＨＲ変化量の算出（Ｓ３０）
制御演算部５０は、圧力印加モードで算出した還元ヘモグロビン比率ＤＨＲｐと、圧力開放モードで算出した還元ヘモグロビン比率ＤＨＲｒとの間の差である「ＤＨＲ変化量」を受光箇所毎に算出する《図３（ａ）のＳ３０，Ｄ３》。
（ａ）ＤＨＲ変化量の算出（Ｓ３０）
制御演算部５０は、圧力印加モードで算出した還元ヘモグロビン比率ＤＨＲｐと、圧力開放モードで算出した還元ヘモグロビン比率ＤＨＲｒとの間の差である「ＤＨＲ変化量」を受光箇所毎に算出する《図３（ａ）のＳ３０，Ｄ３》。
【0063】
図５は、実施形態１に係る癌発生疑い部位特定装置１による吸光度の計測タイミング、還元ヘモグロビン比率ＤＨＲに関係する演算及びＤＨＲ変化量マップを説明するために示す図である。
【0064】
上記（３－１）～（３－４）の制御・演算によって、受光箇所Ｒｊｋ毎に圧力印加モードによる還元ヘモグロビン比率ＤＨＲｐの値（以下単に「ＤＨＲｐ」ということがある）、及び、圧力開放モードによる還元ヘモグロビン比率ＤＨＲｒの値（以下単に「ＤＨＲｒ」ということがある）が得られた《図３（ａ）のＤ１，Ｄ２及び図５のＭＡＰｐ，ＭＡＰｒを参照》。
制御演算部５０は、これらＤＨＲｐ及びＤＨＲｒに基づき、ＤＨＲｐとＤＨＲｒとの差をとる演算を行うことにより、受光箇所Ｒｊｋ毎のＤＨＲ変化量を算出する《図３（ａ）のＳ３０及び図５のＳ３０を参照》。
制御演算部５０は、これらＤＨＲｐ及びＤＨＲｒに基づき、ＤＨＲｐとＤＨＲｒとの差をとる演算を行うことにより、受光箇所Ｒｊｋ毎のＤＨＲ変化量を算出する《図３（ａ）のＳ３０及び図５のＳ３０を参照》。
【0065】
（ｂ）ＤＨＲ変化量マップ情報の生成（Ｓ４０）
制御演算部５０は、受光箇所Ｒｊｋに対応するようにしてそれぞれ得られたＤＨＲ変化量に基づき、受光箇所Ｒｊｋ毎のＤＨＲ変化量の２次元的又は３次元的な分布を表すＤＨＲ変化量マップＭＡＰｄを生成する。制御演算部５０は、ＤＨＲ変化量マップＭＡＰｄを表すための情報であるＤＨＲ変化量マップ情報を生成する《図３（ａ）のＳ４０，Ｄ４及び図５のＭＡＰｄを参照》。
制御演算部５０は、受光箇所Ｒｊｋに対応するようにしてそれぞれ得られたＤＨＲ変化量に基づき、受光箇所Ｒｊｋ毎のＤＨＲ変化量の２次元的又は３次元的な分布を表すＤＨＲ変化量マップＭＡＰｄを生成する。制御演算部５０は、ＤＨＲ変化量マップＭＡＰｄを表すための情報であるＤＨＲ変化量マップ情報を生成する《図３（ａ）のＳ４０，Ｄ４及び図５のＭＡＰｄを参照》。
【0066】
「ＤＨＲ変化量」の態様は、連続的な数値であってもよいし、所定の数値幅毎に定義された水準／段階／レベル／ランク等と呼ばるもので表されるものであってもよい。図５のＤＨＲ変化量マップＭＡＰｄにおいては、ＤＨＲ変化量が小さい方から大きい方までの間を便宜上４つの段階（Ｐｏ１～Ｐｏ４）に区分けした「水準」として表しており、図においてそれぞれの水準に応じて網掛けの種類を変えて描いている。
【0067】
なお、図５においては、便宜上、圧力印加モードによる還元ヘモグロビン比率ＤＨＲｐのマップＭＡＰｐを作成し、且つ、圧力開放モードによる還元ヘモグロビン比率ＤＨＲｒのマップＭＡＰｒを作成したうえで、ＤＨＲ変化量マップＭＡＰｄを作成する例を記載した。しかし制御演算部５０の具体的構成はこれに限定されるものではない。例えば、ＭＡＰｐ及びＭＡＰｒを作成せず、受光箇所Ｒｊｋ毎にＤＨＲ変化量を個別に求め、これら受光箇所毎ＲｊｋのＤＨＲ変化量に基づいてＤＨＲ変化量マップＭＡＰｄを作成してもよい。
【0068】
【0069】
癌発生疑いの判断は、被検査者の状況、癌発生疑い部位特定装置１による検査パラメータの設定、癌発生疑い部位の見逃し回避のためのマージン等を考慮に入れながら、ＤＨＲ変化量の絶対値、他の部位のＤＨＲ変化量との相対的な違いなどに基づいて行う。何を観点としてどの程度の閾値をもって癌発生疑い部位の存否を判断するかは、最終的には医師に依るところが大きい。しかしながら、癌発生疑い部位特定装置１は後述するように従来の装置よりもＳ／Ｎ比が高いため、一定程度の高い精度をもって癌発生疑い部位を特定することができ、検査を行う医師の大きな助けとなる。
【0070】
癌発生疑い判断部６０は、ＤＨＲ変化量マップ情報ＭＡＰｄに基づき、ＤＨＲ変化量が大きい部位（つまり、圧力開放モードでは還元ヘモグロビン比率ＤＨＲが低かった部位で、且つ、圧力印加モードでは還元ヘモグロビン比率ＤＨＲが高くなった部位）を新生血管Ｎが存在するものと推定し、癌発生疑い部位Ｓの場所として特定する。
【0071】
癌発生疑い判断部６０は、ＤＨＲ変化量マップ情報ＭＡＰｄを参照し、所与の「閾値」よりもＤＨＲ変化量が大きい部位を、癌発生疑い部位Ｓとして特定してもよい。
例えば、被検査部位ＩＮＰの中に、図２（ｂ）に示すような位置に癌発生疑い部位Ｓが存在しており、例えば図５で示されたＤＨＲ変化量マップＭＡＰｄのようにＤＨＲ変化量が分布していたものとする。
上記「閾値」を、第２水準Ｐｏ２と第３水準Ｐｏ３との間に設定したとする。ＤＨＲ変化量マップＭＡＰｄにおいて「閾値」よりも大きなＤＨＲ変化量を示す部位を抽出すると、受光箇所Ｒ２３，Ｒ３３，Ｒ３４に対応した部位（第３水準Ｐｏ３）及び受光箇所Ｒ２４に対応した部位（第４水準Ｐｏ４）が抽出される。この場合、受光箇所Ｒ２３，Ｒ３３，Ｒ３４，Ｒ２４に対応した部位は、癌発生疑い部位Ｓが存在する可能性が高い部位と評価することができる。さらに、ＤＨＲ変化量が最も大きい第４水準Ｐｏ４を示している受光箇所Ｒ２４に対応した部位は、癌発生疑い部位Ｓが存在する可能性がより高いと評価することができる。癌発生疑い判断部６０はこれらの評価結果を基に癌発生疑い部位Ｓを特定することができる。
例えば、被検査部位ＩＮＰの中に、図２（ｂ）に示すような位置に癌発生疑い部位Ｓが存在しており、例えば図５で示されたＤＨＲ変化量マップＭＡＰｄのようにＤＨＲ変化量が分布していたものとする。
上記「閾値」を、第２水準Ｐｏ２と第３水準Ｐｏ３との間に設定したとする。ＤＨＲ変化量マップＭＡＰｄにおいて「閾値」よりも大きなＤＨＲ変化量を示す部位を抽出すると、受光箇所Ｒ２３，Ｒ３３，Ｒ３４に対応した部位（第３水準Ｐｏ３）及び受光箇所Ｒ２４に対応した部位（第４水準Ｐｏ４）が抽出される。この場合、受光箇所Ｒ２３，Ｒ３３，Ｒ３４，Ｒ２４に対応した部位は、癌発生疑い部位Ｓが存在する可能性が高い部位と評価することができる。さらに、ＤＨＲ変化量が最も大きい第４水準Ｐｏ４を示している受光箇所Ｒ２４に対応した部位は、癌発生疑い部位Ｓが存在する可能性がより高いと評価することができる。癌発生疑い判断部６０はこれらの評価結果を基に癌発生疑い部位Ｓを特定することができる。
【0072】
参考までに、受光箇所Ｒｊｋの括りでＤＨＲ変化量に基づき癌発生疑い部位を特定する意義について、以下に補足説明する。
図２（ｂ）に示すように、照射光ＩＬは照射器１５から被検査部位ＩＮＰに対し照射される。このようにして被検査部位ＩＮＰに入射した光は様々な方向に散乱しながら被検査部位ＩＮＰ内を進行するため、個別的／微視的にみれば複数の受光器２５で受ける光の像は、必ずしも照射器１５から受光器２５の間を直線的に結んだときの投影像を直接的に反映したものとなっていない。
ただ、被検査部位ＩＮＰ内には水、脂肪等が凡そ均一に分布しているとするならば、複数の受光器２５によって受けた出射光に基づく２次元的なイメージ（２次元的なマップ）においても、被検査部位ＩＮＰ内の癌発生疑い部位Ｓの位置関係が大体において反映されるものと考えられる。例えば、被検査部位ＩＮＰ内の中央付近に癌発生疑い部位Ｓが存在しているとすると、受光器２５によって受けた出射光に基づいて描かれたＤＨＲ変化量マップにおいても、凡そマップ領域の中央付近に特異箇所として表示されるものと考えられる。
したがって、癌発生疑い部位特定装置１（図１及び図２の例）では、深さ方向における癌発生疑い部位Ｓの位置／場所は不明ではあるが、ＤＨＲ変化量マップにおける２次元的な癌発生疑い部位Ｓの場所／位置を、受光箇所Ｒｊｋの括り分解能をもって簡易的に特定することができる。
図２（ｂ）に示すように、照射光ＩＬは照射器１５から被検査部位ＩＮＰに対し照射される。このようにして被検査部位ＩＮＰに入射した光は様々な方向に散乱しながら被検査部位ＩＮＰ内を進行するため、個別的／微視的にみれば複数の受光器２５で受ける光の像は、必ずしも照射器１５から受光器２５の間を直線的に結んだときの投影像を直接的に反映したものとなっていない。
ただ、被検査部位ＩＮＰ内には水、脂肪等が凡そ均一に分布しているとするならば、複数の受光器２５によって受けた出射光に基づく２次元的なイメージ（２次元的なマップ）においても、被検査部位ＩＮＰ内の癌発生疑い部位Ｓの位置関係が大体において反映されるものと考えられる。例えば、被検査部位ＩＮＰ内の中央付近に癌発生疑い部位Ｓが存在しているとすると、受光器２５によって受けた出射光に基づいて描かれたＤＨＲ変化量マップにおいても、凡そマップ領域の中央付近に特異箇所として表示されるものと考えられる。
したがって、癌発生疑い部位特定装置１（図１及び図２の例）では、深さ方向における癌発生疑い部位Ｓの位置／場所は不明ではあるが、ＤＨＲ変化量マップにおける２次元的な癌発生疑い部位Ｓの場所／位置を、受光箇所Ｒｊｋの括り分解能をもって簡易的に特定することができる。
【0073】
３．実施形態１に係る癌発生疑い部位特定装置１の作用・効果
（１）多波長を用いて算出する還元ヘモグロビン比率ＤＨＲ
従来の癌発生疑い部位特定装置においては、１つの特定波長（本明細書において「単波長」ということがある。）で計測した吸光度のみに基づいて還元ヘモグロビン比率ＤＨＲを算出することも一定の条件の下で可能かもしれない。
しかしこの場合、算出される還元ヘモグロビン比率ＤＨＲの値が条件によってバラつくこととなる。例えば、図４で示す波長λ１で吸光度ａを計測して還元ヘモグロビン比率ＤＨＲを算出したとする。出射光が比較的暗かった場合を考えると、出射光強度Ｉの絶対値は比較的小さな値として計測され、それを基に算出した吸光度ａは比較的高い値として算出されることになる。ただ、このように吸光度ａが高くなった原因は、生体組織が元々光透過しづらい組織であるがために全体として吸光度ａが高くなったのか、それとも、被検査部位ＩＮＰにおける還元ヘモグロビン比率ＤＨＲが実際に高いために吸光度ａが高くなったのか、判別することができない。仮に、還元ヘモグロビン比率ＤＨＲを算出したとしてもその値には多分に誤差を内包していることになる。
このような事情から、単波長で計測した吸光度のみで還元ヘモグロビン比率ＤＨＲを算出する場合、還元ヘモグロビン比率ＤＨＲの値の精度を上げるのには限界がある。
（１）多波長を用いて算出する還元ヘモグロビン比率ＤＨＲ
従来の癌発生疑い部位特定装置においては、１つの特定波長（本明細書において「単波長」ということがある。）で計測した吸光度のみに基づいて還元ヘモグロビン比率ＤＨＲを算出することも一定の条件の下で可能かもしれない。
しかしこの場合、算出される還元ヘモグロビン比率ＤＨＲの値が条件によってバラつくこととなる。例えば、図４で示す波長λ１で吸光度ａを計測して還元ヘモグロビン比率ＤＨＲを算出したとする。出射光が比較的暗かった場合を考えると、出射光強度Ｉの絶対値は比較的小さな値として計測され、それを基に算出した吸光度ａは比較的高い値として算出されることになる。ただ、このように吸光度ａが高くなった原因は、生体組織が元々光透過しづらい組織であるがために全体として吸光度ａが高くなったのか、それとも、被検査部位ＩＮＰにおける還元ヘモグロビン比率ＤＨＲが実際に高いために吸光度ａが高くなったのか、判別することができない。仮に、還元ヘモグロビン比率ＤＨＲを算出したとしてもその値には多分に誤差を内包していることになる。
このような事情から、単波長で計測した吸光度のみで還元ヘモグロビン比率ＤＨＲを算出する場合、還元ヘモグロビン比率ＤＨＲの値の精度を上げるのには限界がある。
【0074】
一方、本発明の癌発生疑い部位特定装置においては、（ａ）光計測信号から抽出された出射光の特定波長における出射光強度、及び、照射光の特定波長における照射光強度に基づき特定波長における吸光度を算出することを、互いに波長の異なる複数の特定波長についてそれぞれ行うとともに、（ｂ）互いに波長が異なる特定波長毎に算出された吸光度、並びに、酸化ヘモグロビンの特性吸収曲線情報及び還元ヘモグロビンの特性吸収曲線情報に基づいて還元ヘモグロビン比率ＤＨＲを算出する、よう構成されている。
【0075】
このように、実施形態１に係る癌発生疑い部位特定装置１は、互いに波長の異なる複数の特定波長について吸光度を求め、それら複数の吸光度に基づいて還元ヘモグロビン比率ＤＨＲを算出ものであることから、受光器側の出射光強度Ｉｏｕｔλｉの絶対値（明るさ／暗さ）に影響を受けることなく還元ヘモグロビン比率ＤＨＲを高精度に算出することができる。
したがって、実施形態１に係る癌発生疑い部位特定装置１によれば、従来よりもＳ／Ｎ比が高く、従来よりも癌発生疑い部位の検出精度が高い癌発生疑い部位特定装置を提供することができる。
したがって、実施形態１に係る癌発生疑い部位特定装置１によれば、従来よりもＳ／Ｎ比が高く、従来よりも癌発生疑い部位の検出精度が高い癌発生疑い部位特定装置を提供することができる。
【0076】
（２）圧力印加モード及び圧力開放モードによる計測
（２－１）癌細胞，新生血管，還元ヘモグロビン比率ＤＨＲ，圧力印加の関係の考察
一般に、癌細胞はその増殖のために多くの栄養と酸素を必要とするため、癌細胞の周囲には新生血管が密集していることが知られている。こうしたことから、新生血管が密集している部位を発見することにより、発見した新生血管付近の部位を癌発生疑い部位として特定することができる（癌細胞と新生血管との関係）。
（２－１）癌細胞，新生血管，還元ヘモグロビン比率ＤＨＲ，圧力印加の関係の考察
一般に、癌細胞はその増殖のために多くの栄養と酸素を必要とするため、癌細胞の周囲には新生血管が密集していることが知られている。こうしたことから、新生血管が密集している部位を発見することにより、発見した新生血管付近の部位を癌発生疑い部位として特定することができる（癌細胞と新生血管との関係）。
【0077】
新生血管の形状についてみると、新生血管の内側（内腔）は、その内径が極めて小さく赤血球が１個通過するのがやっとという程度の狭い部分も多く散在している。また、新生血管は、所どころで屈曲しトグロを巻くような部分もあり不規則的な管の形状を有しており、流体を流通させるのに元々不適な形状となっている（新生血管の形状に関する知見）。
新生血管はこのような形状となっているため、発明者らは、新生血管を含む生体組織が圧迫（圧力印加）されると、屈曲している部分を中心に新生血管の内側が更に狭くなり、新生血管の中を通過しようとする赤血球の流れが滞るものと考察している。また、新生血管は、正常な毛細血管等に比べて圧迫による赤血球の停滞を惹き起こし易いものと考察している。
新生血管はこのような形状となっているため、発明者らは、新生血管を含む生体組織が圧迫（圧力印加）されると、屈曲している部分を中心に新生血管の内側が更に狭くなり、新生血管の中を通過しようとする赤血球の流れが滞るものと考察している。また、新生血管は、正常な毛細血管等に比べて圧迫による赤血球の停滞を惹き起こし易いものと考察している。
【0078】
新生血管の内側で赤血球が停滞すると、近傍に存在している癌細胞（慢性的に酸素枯渇状態にある）により当該停滞した赤血球から酸素が奪われ、酸化ヘモグロビンは高率に還元ヘモグロビンへと変換され（脱酸素化され）、新生血管の内部では還元ヘモグロビン比率ＤＨＲが高まるものと考えられる。
【0079】
以上より、発明者らは、生体組織が圧迫（圧力印加）されるのに呼応して還元ヘモグロビン比率ＤＨＲが特に高まった部位には新生血管が存在するものと推定し、さらに、新生血管の存在が推定される部位付近には、癌細胞が存在している可能性が高いものとして癌発生疑い部位として特定することができると、考察している。
【0080】
（２－２）圧力印加モード及び圧力開放モードを駆使した新生血管の存在部位の焙り出し
（ａ）総ヘモグロビン数の多寡によって新生血管を検出するとした場合の問題
癌細胞の周囲には新生血管が密集していることから、新生組織付近においては、正常組織に比べて血流量が多く総ヘモグロビン数が多いという他説もある。この説に則れば、被検査部位に特段の圧力を印加せずとも、血流量、総ヘモグロビン数等を計測し、それらの値が大きい部位を癌発生疑い部位とすることも可能である。しかし、この場合、正常組織の毛細血管が存在する部位であるために血流量、総ヘモグロビン数等が大きいのか、新生血管があるから血流量、総ヘモグロビン数等が大きいのか判別が難しい場合もある。その場合には、正常組織であるのにもかかわらず新生血管であるとの誤検出をする可能性もある（誤検出問題）。いわばノイズを拾う可能性がある。
（ａ）総ヘモグロビン数の多寡によって新生血管を検出するとした場合の問題
癌細胞の周囲には新生血管が密集していることから、新生組織付近においては、正常組織に比べて血流量が多く総ヘモグロビン数が多いという他説もある。この説に則れば、被検査部位に特段の圧力を印加せずとも、血流量、総ヘモグロビン数等を計測し、それらの値が大きい部位を癌発生疑い部位とすることも可能である。しかし、この場合、正常組織の毛細血管が存在する部位であるために血流量、総ヘモグロビン数等が大きいのか、新生血管があるから血流量、総ヘモグロビン数等が大きいのか判別が難しい場合もある。その場合には、正常組織であるのにもかかわらず新生血管であるとの誤検出をする可能性もある（誤検出問題）。いわばノイズを拾う可能性がある。
【0081】
（ｂ）実施形態１に係る癌発生疑い部位特定装置１による新生血管の検出
一方、実施形態１に係る癌発生疑い部位特定装置１においては、上記「（２－１）癌細胞，新生血管，還元ヘモグロビン比率ＤＨＲ，圧力印加の関係の考察」を踏まえて次のように構成されている。
すなわち、実施形態１に係る癌発生疑い部位特定装置１は、被検査部位に所定の圧力を印加する圧力印加モード、及び、被検査部位ＩＮＰへの圧力を開放する圧力開放モードのそれぞれのモードにおいて、還元ヘモグロビン比率ＤＨＲを算出することを受光箇所毎に行うよう構成されている。そして、圧力印加モードで算出した還元ヘモグロビン比率ＤＨＲｐと、圧力開放モードで算出した還元ヘモグロビン比率ＤＨＲｒとの間の差であるＤＨＲ変化量を受光箇所毎に算出するよう構成されている。
これにより、少なくとも受光箇所Ｒｊｋ単位での分解能をもってＤＨＲ変化量を把握することができるようになる。
また、癌発生疑い部位特定装置１は、算出した受光箇所Ｒｊｋ毎のＤＨＲ変化量の２次元的又は３次元的な分布を表すＤＨＲ変化量マップ情報を生成するよう構成されている。これにより、被検査部位ＩＮＰの内部におけるＤＨＲ変化量の２次元的又は３次元的な分布状況を俯瞰し相対評価することができる。
さらに、癌発生疑い部位特定装置１は、ＤＨＲ変化量マップ情報ＭＡＰｄに基づき、ＤＨＲ変化量が大きい部位（つまり、圧力開放モードでは還元ヘモグロビン比率ＤＨＲが低かった部位で、且つ、圧力印加モードでは還元ヘモグロビン比率ＤＨＲが高くなった部位）を新生血管Ｎが存在するものと推定し、癌発生疑い部位Ｓの場所として特定するよう構成されている。
一方、実施形態１に係る癌発生疑い部位特定装置１においては、上記「（２－１）癌細胞，新生血管，還元ヘモグロビン比率ＤＨＲ，圧力印加の関係の考察」を踏まえて次のように構成されている。
すなわち、実施形態１に係る癌発生疑い部位特定装置１は、被検査部位に所定の圧力を印加する圧力印加モード、及び、被検査部位ＩＮＰへの圧力を開放する圧力開放モードのそれぞれのモードにおいて、還元ヘモグロビン比率ＤＨＲを算出することを受光箇所毎に行うよう構成されている。そして、圧力印加モードで算出した還元ヘモグロビン比率ＤＨＲｐと、圧力開放モードで算出した還元ヘモグロビン比率ＤＨＲｒとの間の差であるＤＨＲ変化量を受光箇所毎に算出するよう構成されている。
これにより、少なくとも受光箇所Ｒｊｋ単位での分解能をもってＤＨＲ変化量を把握することができるようになる。
また、癌発生疑い部位特定装置１は、算出した受光箇所Ｒｊｋ毎のＤＨＲ変化量の２次元的又は３次元的な分布を表すＤＨＲ変化量マップ情報を生成するよう構成されている。これにより、被検査部位ＩＮＰの内部におけるＤＨＲ変化量の２次元的又は３次元的な分布状況を俯瞰し相対評価することができる。
さらに、癌発生疑い部位特定装置１は、ＤＨＲ変化量マップ情報ＭＡＰｄに基づき、ＤＨＲ変化量が大きい部位（つまり、圧力開放モードでは還元ヘモグロビン比率ＤＨＲが低かった部位で、且つ、圧力印加モードでは還元ヘモグロビン比率ＤＨＲが高くなった部位）を新生血管Ｎが存在するものと推定し、癌発生疑い部位Ｓの場所として特定するよう構成されている。
【0082】
このように、実施形態１に係る癌発生疑い部位特定装置１によれば、被検査部位に所定の圧力を印加することで新生血管内に停滞する赤血球に対してのみ限定的に還元ヘモグロビン比率ＤＨＲを高めることができる。つまり圧力を印加することにより、還元ヘモグロビン比率ＤＨＲというメジャーで被検査部位を計測する際、例えば光吸収の強さ／光散乱の強さが１／１０という悪条件（図１２、[発明が解決しようとする課題]等参照）の下においても信号（光吸収）を高精度に抽出することができ、いわば正常組織の中から新生血管のみを際立たせながら焙り出すことができる。
したがって、実施形態１に係る癌発生疑い部位特定装置１は、従来よりもＳ／Ｎ比が高く、従来よりも癌発生疑い部位の検出精度が高い癌発生疑い部位特定装置となる。
したがって、実施形態１に係る癌発生疑い部位特定装置１は、従来よりもＳ／Ｎ比が高く、従来よりも癌発生疑い部位の検出精度が高い癌発生疑い部位特定装置となる。
【0083】
（３）特定波長の選択の仕方
実施形態１に係る癌発生疑い部位特定装置１は、酸化ヘモグロビンの特性吸収曲線Ｃ１及び還元ヘモグロビンの特性吸収曲線Ｃ２において、酸化ヘモグロビンの吸光係数及び還元ヘモグロビンの吸光係数が等しくなる波長をλＥとすると、少なくとも、λＥ以下の波長の中から１つの波長を特定波長として選択し、且つ、λＥを超える波長（λＥよりも長い波長）の中から１つの波長を特定波長として選択し、選択したそれぞれの波長における吸光度をそれぞれ算出する。
このような構成となっているため、還元ヘモグロビングロビンの吸光係数及び酸化ヘモグロビンの吸光係数の大小関係が逆転しているポイントの２つの波長を少なくとも特定波長として選択することとなり、より誤差が抑えられ高精度に還元ヘモグロビン比率ＤＨＲを算出することが可能となる。
実施形態１に係る癌発生疑い部位特定装置１は、酸化ヘモグロビンの特性吸収曲線Ｃ１及び還元ヘモグロビンの特性吸収曲線Ｃ２において、酸化ヘモグロビンの吸光係数及び還元ヘモグロビンの吸光係数が等しくなる波長をλＥとすると、少なくとも、λＥ以下の波長の中から１つの波長を特定波長として選択し、且つ、λＥを超える波長（λＥよりも長い波長）の中から１つの波長を特定波長として選択し、選択したそれぞれの波長における吸光度をそれぞれ算出する。
このような構成となっているため、還元ヘモグロビングロビンの吸光係数及び酸化ヘモグロビンの吸光係数の大小関係が逆転しているポイントの２つの波長を少なくとも特定波長として選択することとなり、より誤差が抑えられ高精度に還元ヘモグロビン比率ＤＨＲを算出することが可能となる。
【0084】
さらに、実施形態１に係る癌発生疑い部位特定装置１は、互いに波長の異なる３つ以上の波長を特定波長として選択して、選択したそれぞれの波長における吸光度をそれぞれ算出するものである。
このような構成となっているため、３以上の条件式に基づいて還元ヘモグロビン比率ＤＨＲを算出することとなり、一層高精度に還元ヘモグロビン比率ＤＨＲを算出することが可能となる。
このような構成となっているため、３以上の条件式に基づいて還元ヘモグロビン比率ＤＨＲを算出することとなり、一層高精度に還元ヘモグロビン比率ＤＨＲを算出することが可能となる。
【0085】
（４）複数のレーザ光源を切り替えることによる波長選択
実施形態１に係る癌発生疑い部位特定装置１は、光源１０として、７００ｎｍ～１２００ｎｍの範囲内の波長であって互いに波長の異なる波長に出力強度のピークをそれぞれ有する照射光ＩＬを出力する複数のレーザ光源を有し、複数のレーザ光源の中からいずれか１つを選択し、該選択されたレーザ光源に基づく照射光ＩＬを被検査部位ＩＮＰに照射することにより、吸光度ａを算出すべき特定波長を選択する。
このような構成となっているため、意図する波長に出力強度のピークを有するレーザ光源を複数のレーザ光源の中から選択することで、比較的容易に吸光度を計測すべき波長を選択し設定することが可能となる。
実施形態１に係る癌発生疑い部位特定装置１は、光源１０として、７００ｎｍ～１２００ｎｍの範囲内の波長であって互いに波長の異なる波長に出力強度のピークをそれぞれ有する照射光ＩＬを出力する複数のレーザ光源を有し、複数のレーザ光源の中からいずれか１つを選択し、該選択されたレーザ光源に基づく照射光ＩＬを被検査部位ＩＮＰに照射することにより、吸光度ａを算出すべき特定波長を選択する。
このような構成となっているため、意図する波長に出力強度のピークを有するレーザ光源を複数のレーザ光源の中から選択することで、比較的容易に吸光度を計測すべき波長を選択し設定することが可能となる。
【0086】
（５）実施形態１に係る癌発生疑い部位特定装置１は、被検査部位を圧力印加モードの下に置いて還元ヘモグロビン比率ＨＤＲｐを取得し、次いで、被検査部位を圧力開放モードの下に置いて還元ヘモグロビン比率ＨＤＲｒを取得することにより、受光箇所毎のＤＨＲ変化量を算出するものである。
このような順番で還元ヘモグロビン比率ＤＨＲを取得することにより、Ｓ／Ｎ比を一層高めることができる。また、始めに圧力印加モードにて還元ヘモグロビン比率ＨＤＲｐが比較的高い部位を探し当て、その後圧力開放モードで当該部位について特に精密に還元ヘモグロビン比率ＨＤＲｒを取得するといったことも可能となり、検出精度を上げることができる。
このような順番で還元ヘモグロビン比率ＤＨＲを取得することにより、Ｓ／Ｎ比を一層高めることができる。また、始めに圧力印加モードにて還元ヘモグロビン比率ＨＤＲｐが比較的高い部位を探し当て、その後圧力開放モードで当該部位について特に精密に還元ヘモグロビン比率ＨＤＲｒを取得するといったことも可能となり、検出精度を上げることができる。
【0087】
なお、圧力印加を開始してから光計測を行うまでの時間ｔ１（図５）は、新生血管Ｎの中を通過しようとする赤血球の大多数が、新生血管Ｎで停滞をする状態になるまでの時間であることが好ましい。この時間ｔ１は、検査を行う部位が生体Ｂｉのどの部位であるか、印加する圧力の大きさ等によって適宜設定することができるが、例えば、乳房Ｂｒであれば約２０秒～３０秒の範囲内で設定してもよい。
一方で、第１計測が完了した時刻から、圧力印加モードより圧力開放モードに移行する時刻までの時間ｔ２（図５）は可能な限り短い方が好ましい。被検査者の状態や外部環境の状態が変化しないうちに、可能な限り同じ条件の下で検査することができるからである。
圧力印加モードより圧力開放モードに移行した時刻から第２計測を開始する時刻までの時間ｔ３は、新生血管内の赤血球の振る舞いが圧力を掛けない状態と同様の通常通りに復帰するのに必要な最低限の時間程度に設定することが好ましい。
一方で、第１計測が完了した時刻から、圧力印加モードより圧力開放モードに移行する時刻までの時間ｔ２（図５）は可能な限り短い方が好ましい。被検査者の状態や外部環境の状態が変化しないうちに、可能な限り同じ条件の下で検査することができるからである。
圧力印加モードより圧力開放モードに移行した時刻から第２計測を開始する時刻までの時間ｔ３は、新生血管内の赤血球の振る舞いが圧力を掛けない状態と同様の通常通りに復帰するのに必要な最低限の時間程度に設定することが好ましい。
【0088】
（６）実施形態１に係る癌発生疑い部位特定装置１は、圧力印加モードにおいて、被検査部位に対して１５ｍｍＨｇ～２５ｍｍＨｇの範囲内の圧力を印加するものである。
【0089】
圧力印加モードにおいて被検査部位ＩＮＰに印加する圧力の程度としては、１５ｍｍＨｇを下回る場合には、新生血管内の赤血球を十分に停滞させることができない。つまり脱酸素化を十分に促進することができない。一方、２５ｍｍＨｇを上回る場合には、正常組織の毛細血管内の赤血球まで停滞させ脱酸素化させてしまう惧れがある。
したがって、被検査部位ＩＮＰに印加する圧力の程度として１５ｍｍＨｇ～２５ｍｍＨｇの範囲内の圧力とすることで、好適に新生血管の内部に存在する赤血球に対してのみ限定的に還元ヘモグロビン比率ＤＨＲを高めることができる。
したがって、被検査部位ＩＮＰに印加する圧力の程度として１５ｍｍＨｇ～２５ｍｍＨｇの範囲内の圧力とすることで、好適に新生血管の内部に存在する赤血球に対してのみ限定的に還元ヘモグロビン比率ＤＨＲを高めることができる。
【0090】
（７）乳癌検査向け
実施形態１に係る癌発生疑い部位特定装置１は、被検査部位ＩＮＰとして乳房Ｂｒの一部又は全部が適用されて、乳癌の癌発生疑い部位Ｓを特定するものである、ことが好ましい。
実施形態１に係る癌発生疑い部位特定装置１は、被検査部位ＩＮＰとして乳房Ｂｒの一部又は全部が適用されて、乳癌の癌発生疑い部位Ｓを特定するものである、ことが好ましい。
【0091】
乳房Ｂｒはその大部分が水及び脂肪からなる軟組織であるため、その内部では比較的深くまで光が透過／散乱し易い。また、乳房は、外形を変形させ易いことから、照射器１５、受光器２５、圧力印加手段４０等が配置された検査空間６６０に対し乳房を容易に配置することができる。あるいは照射器１５、受光器２５、圧力印加手段４０等を乳房に対し容易に装着することができる。また、医療現場の乳癌検査の大部分がＸ線マンモグラフィーによる検査である現状にあって、実施形態１に係る癌発生疑い部位特定装置１は被検査者にほとんどダメージを与えず、且つ、癌発生疑い部位Ｓの検出精度が高い点は魅力的である。したがって、癌発生疑い部位特定装置１が検査を行う対象として「乳房」は好適であり、癌発生疑い部位特定装置１によれば「乳癌」の癌発生疑い部位Ｓについても的確に特定することができる。
【0092】
［実施形態２］
図６は、実施形態２に係る癌発生疑い部位特定装置２を説明するために示すブロック図である。図６（ａ）は癌発生疑い部位特定装置２のブロック図である。図６（ｂ）は、複数の照射器１５ａ～１５ｔの配置及び照射シーケンスについて説明するための図である。実施形態１と共通する構成要素については共通する符号を付し、それらの説明は省略する。
図６は、実施形態２に係る癌発生疑い部位特定装置２を説明するために示すブロック図である。図６（ａ）は癌発生疑い部位特定装置２のブロック図である。図６（ｂ）は、複数の照射器１５ａ～１５ｔの配置及び照射シーケンスについて説明するための図である。実施形態１と共通する構成要素については共通する符号を付し、それらの説明は省略する。
【0093】
実施形態２に係る癌発生疑い部位特定装置２は、基本的には実施形態１に係る癌発生疑い部位特定装置１と同様の構成を有するが、照射光ＩＬを照射する側の構成が実施形態１に係る癌発生疑い部位特定装置１とは異なる。
すなわち、実施形態２に係る癌発生疑い部位特定装置２は、図６（ａ）に示すように、複数の照射器１５ａ～１５ｔを備え、加えて投光走査手段７０を備えている。
複数の照射器１５ａ～１５ｔは、生体Ｂｉの体表Ｂｓに沿った複数の投光候補箇所Ｐｊｋにそれぞれ配置される。投光候補箇所Ｐｊｋの配列は、受光箇所Ｒｊｋの配列に対応するように設定される。図６（ｂ）の例ではＰ１１～Ｐ４５で示す２０箇所に設定されている。
投光走査手段７０は、例えば光路セレクタ（符号なし）によって構成する。光路セレクタは、複数のノッチがそれぞれの照射器１５ａ～１５ｔに接続され、且つ、コモン端子が波長選択器３０に接続される《図６（ａ）参照》。
すなわち、実施形態２に係る癌発生疑い部位特定装置２は、図６（ａ）に示すように、複数の照射器１５ａ～１５ｔを備え、加えて投光走査手段７０を備えている。
複数の照射器１５ａ～１５ｔは、生体Ｂｉの体表Ｂｓに沿った複数の投光候補箇所Ｐｊｋにそれぞれ配置される。投光候補箇所Ｐｊｋの配列は、受光箇所Ｒｊｋの配列に対応するように設定される。図６（ｂ）の例ではＰ１１～Ｐ４５で示す２０箇所に設定されている。
投光走査手段７０は、例えば光路セレクタ（符号なし）によって構成する。光路セレクタは、複数のノッチがそれぞれの照射器１５ａ～１５ｔに接続され、且つ、コモン端子が波長選択器３０に接続される《図６（ａ）参照》。
【0094】
照射光ＩＬを投入する照射箇所は、投光走査手段７０（光路セレクタ）のノッチを切り替えることにより、複数の投光候補箇所Ｐ１１～Ｐ４５の中から順次選択することができる。例えば、図６（ｂ）に示すように、Ｐ１１の照射器１５ａから照射して必要な計測を行ったら、投光走査手段７０（光路セレクタ）で照射箇所をＰ１２に切り替え、次にＰ１２の照射器１５ｂから照射して必要な計測を行うというように、次々と照射箇所を切り替えるようにして順次照射を行ってもよい。
【0095】
実施形態２に係る癌発生疑い部位特定装置２は、複数の照射器１５ａ～１５ｔと、投光走査手段７０とを更に備え、上記のような照射シーケンスを行うよう構成されているため、単一の照射器１５によって検査を行う場合に比べ、より広範囲な被検査部位ＩＮＰについて検査を行うことができる。
【0096】
なお、実施形態２に係る癌発生疑い部位特定装置２は、照射光ＩＬを照射する側の構成以外の点においては、実施形態１に係る癌発生疑い部位特定装置１と同様の構成を有する。そのため、実施形態１に係る癌発生疑い部位特定装置１が有する効果のうち該当する効果を同様に有する。
【0097】
［実施形態３］
図７は、実施形態３に係る癌発生疑い部位特定装置３を説明するために示すブロック図である。図８は、拡散光トモグラフィーのデータ計測部及び画像再構成アルゴリズムを説明するために示す図である。図８において、上半分の「時間分解測定」と書かれて示された範囲はデータ計測部に対応し、下半分の「逆問題計算」と書かれて示された範囲は画像再構成アルゴリズムに対応している。実施形態１，２と共通する構成要素については共通する符号を付し、それらの説明は省略する。
図７は、実施形態３に係る癌発生疑い部位特定装置３を説明するために示すブロック図である。図８は、拡散光トモグラフィーのデータ計測部及び画像再構成アルゴリズムを説明するために示す図である。図８において、上半分の「時間分解測定」と書かれて示された範囲はデータ計測部に対応し、下半分の「逆問題計算」と書かれて示された範囲は画像再構成アルゴリズムに対応している。実施形態１，２と共通する構成要素については共通する符号を付し、それらの説明は省略する。
【0098】
実施形態３に係る癌発生疑い部位特定装置３は、基本的には実施形態１，２に係る癌発生疑い部位特定装置１，２と同様の構成を有するが、制御演算部５０において光拡散トモグラフィー演算を行い３次元的な分布を表すＤＨＲ変化量マップ情報を生成する点において実施形態１，２に係る癌発生疑い部位特定装置１，２とは異なる。以下、実施形態３に係る癌発生疑い部位特定装置３について、実施形態１，２に係る癌発生疑い部位特定装置１，２と異なる特徴点を中心に、図７及び図８を用いて説明する。
【0099】
（１）癌発生疑い部位特定装置３の基本構成
癌発生疑い部位特定装置３のレーザ光源（１０ａ’，１０ｂ’，１０ｃ’，・・）は、照射光ＩＬとしてパルスレーザ光を出力するパルスレーザ光源である。
癌発生疑い部位特定装置３は、（ａ）所与のパルスレーザ光の照射タイミングに基づいて光検出器２０が出力する光計測信号を入力し、光計測信号に基づいて特定波長別の吸光度のプロファイルＰＲＡλｉを算出することを、互いに波長の異なる複数の特定波長λｉについてそれぞれ行うとともに、（ｂ）特定波長別の吸光度のプロファイルＰＲＡλｉに基づいて受光箇所毎の還元ヘモグロビン比率ＤＨＲのプロファイルＰＲｄｈｒを算出することを受光箇所Ｒｊｋ毎に行う。
次いで、癌発生疑い部位特定装置３は、受光箇所Ｒｊｋ毎の還元ヘモグロビン比率ＤＨＲのプロファイルＰＲｄｈｒに基づき拡散光トモグラフィーによる演算を行って、被検査部位ＩＮＰにおけるＤＨＲ変化量の分布をＤＨＲ変化量マップ情報Ｄ４’として再構成する。
そして、癌発生疑い部位特定装置３は、ＤＨＲ変化量マップ情報Ｄ４’に基づいて癌発生疑い部位Ｓの場所を特定する（以上、図７参照）。
なおここで「プロファイル」とは、時間要素を加味した当該物理量の変化履歴をいうものとする。
癌発生疑い部位特定装置３のレーザ光源（１０ａ’，１０ｂ’，１０ｃ’，・・）は、照射光ＩＬとしてパルスレーザ光を出力するパルスレーザ光源である。
癌発生疑い部位特定装置３は、（ａ）所与のパルスレーザ光の照射タイミングに基づいて光検出器２０が出力する光計測信号を入力し、光計測信号に基づいて特定波長別の吸光度のプロファイルＰＲＡλｉを算出することを、互いに波長の異なる複数の特定波長λｉについてそれぞれ行うとともに、（ｂ）特定波長別の吸光度のプロファイルＰＲＡλｉに基づいて受光箇所毎の還元ヘモグロビン比率ＤＨＲのプロファイルＰＲｄｈｒを算出することを受光箇所Ｒｊｋ毎に行う。
次いで、癌発生疑い部位特定装置３は、受光箇所Ｒｊｋ毎の還元ヘモグロビン比率ＤＨＲのプロファイルＰＲｄｈｒに基づき拡散光トモグラフィーによる演算を行って、被検査部位ＩＮＰにおけるＤＨＲ変化量の分布をＤＨＲ変化量マップ情報Ｄ４’として再構成する。
そして、癌発生疑い部位特定装置３は、ＤＨＲ変化量マップ情報Ｄ４’に基づいて癌発生疑い部位Ｓの場所を特定する（以上、図７参照）。
なおここで「プロファイル」とは、時間要素を加味した当該物理量の変化履歴をいうものとする。
【0100】
（２）拡散光トモグラフィー
拡散光トモグラフィーは、主に近赤外光を用いて生体組織の断層画像を得る技術である。拡散光トモグラフィーの実現に当たっては、大きく分けてデータ計測部及び画像再構成アルゴリズムが必要とされている（非特許文献２参照）。
拡散光トモグラフィーは、主に近赤外光を用いて生体組織の断層画像を得る技術である。拡散光トモグラフィーの実現に当たっては、大きく分けてデータ計測部及び画像再構成アルゴリズムが必要とされている（非特許文献２参照）。
【0101】
（ａ）データ計測部
一般に、拡散光トモグラフィーにおけるデータ計測部では、対象とする生体表面のある１点に光を入射し、生体内で散乱・吸収を受けながら伝播して再度生体表面に現れた光を多くの点で同時に検出する。入射点を変えながら同様の計測を行い、多くのデータを収集する（図８参照）。
実施形態３に係る癌発生疑い部位特定装置３においては、図７に示すように、上記した生体への光の入射の機能を、レーザ光源１０ａ’，１０ｂ’，１０ｃ’・・及び照射器１５によって構成している。一方、再度生体表面に現れた光を多くの点で検出する機能を、複数の受光器２５、光検出器２０及び制御演算部５０の一部（必要に応じ）によって構成している。
一般に、拡散光トモグラフィーにおけるデータ計測部では、対象とする生体表面のある１点に光を入射し、生体内で散乱・吸収を受けながら伝播して再度生体表面に現れた光を多くの点で同時に検出する。入射点を変えながら同様の計測を行い、多くのデータを収集する（図８参照）。
実施形態３に係る癌発生疑い部位特定装置３においては、図７に示すように、上記した生体への光の入射の機能を、レーザ光源１０ａ’，１０ｂ’，１０ｃ’・・及び照射器１５によって構成している。一方、再度生体表面に現れた光を多くの点で検出する機能を、複数の受光器２５、光検出器２０及び制御演算部５０の一部（必要に応じ）によって構成している。
【0102】
（ｂ）還元ヘモグロビン比率ＤＨＲのプロファイルＰＲｄｈｒの取得
制御演算部５０は一部にプロファイル演算部５２を内包している。
プロファイル演算部５２は、光源１０（レーザ光源１０ａ’，１０ｂ’，１０ｃ’，・・）からの照射光ＩＬの照射タイミングに基づいて複数の受光器２５及び光検出器２０からの光計測信号を入力し出射光強度のプロファイルＰＲＩｉを特定波長毎に記録する。
次いで、特定波長毎の出射光強度のプロファイルＰＲＩｉと、照射光強度Ｉｉｎλｉのプロファイルとに基づいて、特定波長別の吸光度のプロファイルＰＲＡλｉを算出する。
次いで、これら特定波長別の吸光度のプロファイルＰＲＡλｉに基づいて、還元ヘモグロビン比率ＤＨＲのプロファイルＰＲｄｈｒを算出する。
各時刻における還元ヘモグロビン比率ＤＨＲの算出の原理は実施形態１のそれと同様であり、具体的には、某時刻における各特定波長の吸光度の値（特定波長毎の吸光度のプロファイルＰＲＡλｉより取得可能）並びに、特定波長におけるＨｂの吸光度及びＨｂＯ２の吸光度に基づいて還元ヘモグロビン比率ＤＨＲを算出する。このような算出を所定時刻毎に行って時系列に沿ってプロットすることにより還元ヘモグロビン比率ＤＨＲのプロファイルＰＲｄｈｒを得ることができる。
プロファイル演算部５２１，５２２，５２３，・・は、以上の制御・演算を受光箇所Ｒｊｋ毎に行って、受光箇所Ｒｊｋ毎に還元ヘモグロビン比率ＤＨＲのプロファイルＰＲｄｈｒを得る。
制御演算部５０は一部にプロファイル演算部５２を内包している。
プロファイル演算部５２は、光源１０（レーザ光源１０ａ’，１０ｂ’，１０ｃ’，・・）からの照射光ＩＬの照射タイミングに基づいて複数の受光器２５及び光検出器２０からの光計測信号を入力し出射光強度のプロファイルＰＲＩｉを特定波長毎に記録する。
次いで、特定波長毎の出射光強度のプロファイルＰＲＩｉと、照射光強度Ｉｉｎλｉのプロファイルとに基づいて、特定波長別の吸光度のプロファイルＰＲＡλｉを算出する。
次いで、これら特定波長別の吸光度のプロファイルＰＲＡλｉに基づいて、還元ヘモグロビン比率ＤＨＲのプロファイルＰＲｄｈｒを算出する。
各時刻における還元ヘモグロビン比率ＤＨＲの算出の原理は実施形態１のそれと同様であり、具体的には、某時刻における各特定波長の吸光度の値（特定波長毎の吸光度のプロファイルＰＲＡλｉより取得可能）並びに、特定波長におけるＨｂの吸光度及びＨｂＯ２の吸光度に基づいて還元ヘモグロビン比率ＤＨＲを算出する。このような算出を所定時刻毎に行って時系列に沿ってプロットすることにより還元ヘモグロビン比率ＤＨＲのプロファイルＰＲｄｈｒを得ることができる。
プロファイル演算部５２１，５２２，５２３，・・は、以上の制御・演算を受光箇所Ｒｊｋ毎に行って、受光箇所Ｒｊｋ毎に還元ヘモグロビン比率ＤＨＲのプロファイルＰＲｄｈｒを得る。
【0103】
（ｃ）一般に、拡散光トモグラフィーおける画像再構成アルゴリズムでは、生体の光学特性値分布を仮定して生体内の光伝播モデルを数値的に解く（順問題）。その結果を計測データと比較して一致すれば仮定した光学特性値分布が正しいとして画像が再構成されたと考える。一致しなければ光学特性値分布を仮定し直して再び順問題を解き、一致するまでこの操作を繰り返す（逆問題）（図８参照）。
実施形態３に係る癌発生疑い部位特定装置３においては、図７に示すように、この機能をトモグラフィー演算部５５によって構成している。トモグラフィー演算部５５は、上記（ｂ）により受光箇所毎に得られた還元ヘモグロビン比率ＤＨＲのプロファイルＰＲｄｈｒを入力し、これらに基づいて上記逆問題計算を繰り返して（図８参照）、被検査部位ＩＮＰ内の還元ヘモグロビン比率ＤＨＲの分布を再構成する。
実施形態３に係る癌発生疑い部位特定装置３においては、図７に示すように、この機能をトモグラフィー演算部５５によって構成している。トモグラフィー演算部５５は、上記（ｂ）により受光箇所毎に得られた還元ヘモグロビン比率ＤＨＲのプロファイルＰＲｄｈｒを入力し、これらに基づいて上記逆問題計算を繰り返して（図８参照）、被検査部位ＩＮＰ内の還元ヘモグロビン比率ＤＨＲの分布を再構成する。
【0104】
（３）ＤＨＲ変化量マップ
圧力印加モードでプロファイル演算部５２及びトモグラフィー演算部５５が上記（２）の制御・演算を行うことにより、圧力印加モード時の還元ヘモグロビン比率ＤＨＲｐの分布を得る。また、圧力開放モードでプロファイル演算部５２及びトモグラフィー演算部５５が上記（２）の制御・演算を行うことにより、圧力開放モード時の還元ヘモグロビン比率ＤＨＲｒの分布を得る。
次いで、被検査部位ＩＮＰ内の所定の各座標において、これら両モードによる還元ヘモグロビン比率の間の差をとる演算を行って各座標におけるＤＨＲ変化量を得る。
これらの各座標におけるＤＨＲ変化量に基づいて被検査部位ＩＮＰ内のＤＨＲ変化量マップを再構成する。ＤＨＲ変化量マップを表すための情報をＤＨＲ変化量マップ情報Ｄ４’とする（実施形態３では３次元イメージングの情報となる）。
癌発生疑い判断部６０は、このＤＨＲ変化量マップ情報Ｄ４’に基づいて癌発生疑い部位Ｓの場所を特定する。
圧力印加モードでプロファイル演算部５２及びトモグラフィー演算部５５が上記（２）の制御・演算を行うことにより、圧力印加モード時の還元ヘモグロビン比率ＤＨＲｐの分布を得る。また、圧力開放モードでプロファイル演算部５２及びトモグラフィー演算部５５が上記（２）の制御・演算を行うことにより、圧力開放モード時の還元ヘモグロビン比率ＤＨＲｒの分布を得る。
次いで、被検査部位ＩＮＰ内の所定の各座標において、これら両モードによる還元ヘモグロビン比率の間の差をとる演算を行って各座標におけるＤＨＲ変化量を得る。
これらの各座標におけるＤＨＲ変化量に基づいて被検査部位ＩＮＰ内のＤＨＲ変化量マップを再構成する。ＤＨＲ変化量マップを表すための情報をＤＨＲ変化量マップ情報Ｄ４’とする（実施形態３では３次元イメージングの情報となる）。
癌発生疑い判断部６０は、このＤＨＲ変化量マップ情報Ｄ４’に基づいて癌発生疑い部位Ｓの場所を特定する。
【0105】
実施形態３に係る癌発生疑い部位特定装置３によれば、拡散光トモグラフィーによってＤＨＲ変化量の３次元的な分布を再構成したＤＨＲ変化量マップ情報が得られるため、被検査部位の内部におけるＤＨＲ変化量の分布状況を立体的に（例えば照射器～受光器間の深さ方向についても）俯瞰し相対評価することができる。
例示であるが、図７の表示手段５００には被検査部位ＩＮＰの内部におけるＤＨＲ変化量の分布状況が３次元イメージングとして表示されており、ＤＨＲ変化量を立体的に俯瞰し相対評価することができる。図において、照射光ＩＬの照射方向に平行な断面をＳＣ１，ＳＣ２，ＳＣ３として階層的に示している。また、照射光ＩＬの照射方向に垂直な断面をＳＣ４，ＳＣ５，ＳＣ６として階層的に示している。このように様々な切り口で被検査部位ＩＮＰ内のＤＨＲ変化量を評価することができる。
したがって、実施形態３に係る癌発生疑い部位特定装置３によれば、より高精度に癌発生疑い部位の位置を特定することが可能となる。
例示であるが、図７の表示手段５００には被検査部位ＩＮＰの内部におけるＤＨＲ変化量の分布状況が３次元イメージングとして表示されており、ＤＨＲ変化量を立体的に俯瞰し相対評価することができる。図において、照射光ＩＬの照射方向に平行な断面をＳＣ１，ＳＣ２，ＳＣ３として階層的に示している。また、照射光ＩＬの照射方向に垂直な断面をＳＣ４，ＳＣ５，ＳＣ６として階層的に示している。このように様々な切り口で被検査部位ＩＮＰ内のＤＨＲ変化量を評価することができる。
したがって、実施形態３に係る癌発生疑い部位特定装置３によれば、より高精度に癌発生疑い部位の位置を特定することが可能となる。
【0106】
なお、実施形態３に係る癌発生疑い部位特定装置３は、上記した特徴点以外の構成においては、実施形態１及び２に係る癌発生疑い部位特定装置１，２と同様の構成を有する。そのため、実施形態１及び２に係る癌発生疑い部位特定装置１，２が有する効果のうち該当する効果を同様に有する。
【0107】
［変形例］
以上、本発明を上記の実施形態に基づいて説明したが、本発明は上記の実施形態に限定されるものではない。その趣旨を逸脱しない範囲において種々の態様において実施することが可能であり、例えば、次のような変形も可能である。
以上、本発明を上記の実施形態に基づいて説明したが、本発明は上記の実施形態に限定されるものではない。その趣旨を逸脱しない範囲において種々の態様において実施することが可能であり、例えば、次のような変形も可能である。
【0108】
（１）各実施形態において記載した構成要素の数、材質、形状、位置、大きさ等は例示であり、本発明の効果を損なわない範囲において変更することが可能である。
【0109】
（２）各実施形態では、波長選択器３０を光路セレクタとして構成し、複数のレーザ光源の中からいずれか１つを選択し、該選択されたレーザ光源に基づく照射光ＩＬを被検査部位ＩＮＰに照射することにより、特定波長としての波長の切り替えを行った。しかしながら、本発明はこれに限定されるものではない。例えば、光源１０’を、少なくとも複数の特定波長で出力強度を有する連続光を出力するハロゲンランプ等をもって構成し、受光側ではバンドパスフィルタを用いて特定範囲の波長の光のみ取り出す構成としてもよい。
具体的には、図９に示すように、癌発生疑い部位特定装置１’を、互いに異なる波長域の光を通過する複数のバンドパスフィルタ３５ａ，３５ｂを更に備え、複数のバンドパスフィルタ３５ａ，３５ｂの中からいずれか１つを選択し、選択された当該バンドパスフィルタを受光器２５の前段に配置するものとして構成してもよい（変形例１）。
なお、図９は、変形例１に係る癌発生疑い部位特定装置１’を説明するために示す要部ブロック図である。
具体的には、図９に示すように、癌発生疑い部位特定装置１’を、互いに異なる波長域の光を通過する複数のバンドパスフィルタ３５ａ，３５ｂを更に備え、複数のバンドパスフィルタ３５ａ，３５ｂの中からいずれか１つを選択し、選択された当該バンドパスフィルタを受光器２５の前段に配置するものとして構成してもよい（変形例１）。
なお、図９は、変形例１に係る癌発生疑い部位特定装置１’を説明するために示す要部ブロック図である。
【0110】
変形例１によれば、このように受光器の前段でバンドパスフィルタを選択して切り替えことにより、吸光度を計測すべき波長を選択し設定する構成となっているため、１種類の光源を準備して照射器に接続すれば足りるため、簡便かつ経済的に投光側（光源及び照射器）を構成することができる。
【0111】
（３）各実施形態では、第１計測として被検査部位ＩＮＰを圧力印加モードの下に置いて還元ヘモグロビン比率ＨＤＲｐを取得し、次いで、第２計測として被検査部位ＩＮＰを圧力開放モードの下に置いて還元ヘモグロビン比率ＨＤＲｒを取得したが、本発明はこれに限定されるものではない。
すなわち、図１０に示すように、第１計測として被検査部位ＩＮＰを圧力開放モードの下に置いて還元ヘモグロビン比率ＨＤＲｒを取得し、次いで、第２計測として被検査部位ＩＮＰを圧力印加モードの下に置いて還元ヘモグロビン比率ＨＤＲｐを取得してもよい（変形例２）。この場合、第１計測が完了した時刻から圧力開放モードより圧力印加モードに移行する時刻までの時間ｔ４は可能な限り小さい方がよい。また、ｔ５は上記した図５におけるｔ１と同じ扱いとなる。すなわち、新生血管Ｎの中を通過しようとする赤血球の大多数が新生血管Ｎで停滞をする状態になるまでの時間であることが好ましい。
なお、図１０は、変形例２としての吸光度の計測タイミングを説明するために示す図である。
すなわち、図１０に示すように、第１計測として被検査部位ＩＮＰを圧力開放モードの下に置いて還元ヘモグロビン比率ＨＤＲｒを取得し、次いで、第２計測として被検査部位ＩＮＰを圧力印加モードの下に置いて還元ヘモグロビン比率ＨＤＲｐを取得してもよい（変形例２）。この場合、第１計測が完了した時刻から圧力開放モードより圧力印加モードに移行する時刻までの時間ｔ４は可能な限り小さい方がよい。また、ｔ５は上記した図５におけるｔ１と同じ扱いとなる。すなわち、新生血管Ｎの中を通過しようとする赤血球の大多数が新生血管Ｎで停滞をする状態になるまでの時間であることが好ましい。
なお、図１０は、変形例２としての吸光度の計測タイミングを説明するために示す図である。
【0112】
（４）各実施形態及び変形例１～２を説明するための図は、圧力印加モードにおける被検査部位ＩＮＰに印加する圧力は一定のものとした。しかしながら、本発明においてはこれに限定されるものではない。例えば、圧力を一定でなく時間と共に変化させるものとしてもよい。効率的に新生血管内の赤血球のみ停滞することができる圧力印加プロファイルを適宜選択することができる。
【0113】
（５）実施形態２では、投光走査手段７０を、複数の照射器１５を前提としてこれらに接続された光路セレクタによって構成していた（順次点灯型走査）。しかしながら、本発明はこれに限定されるものではない。例えば、図示は省略するが、投光走査手段を、照射器１５を投光候補箇所Ｐｉに沿って物理的に移動せしめる機構をもって構成してもよい（移動型走査）。照射器１５を移動させがら順次照射光ＩＬを照射することにより照射される部位を走査することができる。
また例えば、図示を省略するが、投光走査手段を、照射器１５の位置は固定としながら照射器１５の姿勢を変化せしめる機構をもって構成してもよい（首振り型走査）。照射器１５の姿勢を変えながら順次照射光ＩＬを照射することにより照射される部位を走査することができる。
さらに、順次点灯型走査及び移動型走査と首振り型走査とを組み合わせて投光走査手段７０を構成してもよい。
また例えば、図示を省略するが、投光走査手段を、照射器１５の位置は固定としながら照射器１５の姿勢を変化せしめる機構をもって構成してもよい（首振り型走査）。照射器１５の姿勢を変えながら順次照射光ＩＬを照射することにより照射される部位を走査することができる。
さらに、順次点灯型走査及び移動型走査と首振り型走査とを組み合わせて投光走査手段７０を構成してもよい。
【0114】
（６）各実施形態の癌発生疑い判断部６０は、ＤＨＲ変化量が所与の「閾値」よりも高くなっている部位を癌発生疑い部位Ｓとして判断しその場所を特定した。つまりＤＨＲ変化量の絶対値を基準に判断した。しかしながら、本発明はこれに限定されるものではない。
例えば、ＤＨＲ変化量の相対比較をすることによって判断してもよい。すなわち、ＤＨＲ変化量が最も小さい部分のＤＨＲ変化量（最小のＤＨＲ変化量）を基準として、ＤＨＲ変化量が最小のＤＨＲ変化量の所定倍以上となっている部位を癌発生疑い部位Ｓと判断してもよい。
また、予め正常組織のＤＨＲ変化量をサンプル計測しておき、正規の検査となる本計測においてＤＨＲ変化量が正常組織のＤＨＲ変化量の所定倍以上となっている部位を癌発生疑い部位Ｓと判断してもよい。
例えば、ＤＨＲ変化量の相対比較をすることによって判断してもよい。すなわち、ＤＨＲ変化量が最も小さい部分のＤＨＲ変化量（最小のＤＨＲ変化量）を基準として、ＤＨＲ変化量が最小のＤＨＲ変化量の所定倍以上となっている部位を癌発生疑い部位Ｓと判断してもよい。
また、予め正常組織のＤＨＲ変化量をサンプル計測しておき、正規の検査となる本計測においてＤＨＲ変化量が正常組織のＤＨＲ変化量の所定倍以上となっている部位を癌発生疑い部位Ｓと判断してもよい。
【0115】
（７）各実施形態の癌発生疑い判断部６０は、狭義のＤＨＲ変化量を基に癌発生疑い部位Ｓを判断しその場所を特定した。しかしながら、本発明はこれに限定されるものではない。
例えば、圧力印加モードで圧力印加を開始してから所定時間（例えば２０～３０秒）の間について連続的に各受光箇所Ｒｊｋ毎にＤＨＲを記録しておき、そのうえで、ＤＨＲの時系列上の変化の仕方／変化パターン（ＤＨＲ変化プロファイル）を把握できるような形にし、ＤＨＲ変化プロファイルが特徴的となっている部位を特定し、当該部位を癌発生疑い部位Ｓとして判断してもよい。このようなＤＨＲ変化プロファイルについても本発明における「ＤＨＲ変化量」の概念に含まれるものとし、このような構成を有する装置も本発明に係る癌発生疑い部位特定装置と均等である。
例えば、圧力印加モードで圧力印加を開始してから所定時間（例えば２０～３０秒）の間について連続的に各受光箇所Ｒｊｋ毎にＤＨＲを記録しておき、そのうえで、ＤＨＲの時系列上の変化の仕方／変化パターン（ＤＨＲ変化プロファイル）を把握できるような形にし、ＤＨＲ変化プロファイルが特徴的となっている部位を特定し、当該部位を癌発生疑い部位Ｓとして判断してもよい。このようなＤＨＲ変化プロファイルについても本発明における「ＤＨＲ変化量」の概念に含まれるものとし、このような構成を有する装置も本発明に係る癌発生疑い部位特定装置と均等である。
【0116】
（８）各実施形態の癌発生疑い部位特定装置１，２，３はいわゆる透過型の光学系を例にして説明しており、受光器２５は被検査部位ＩＮＰを挟んで照射器１５に対向するようにそれぞれ配置されている。しかしながら、本発明はこれに限定されるものではない。
例えば、図１１に示すように、癌発生疑い部位特定装置４は、受光器２５が照射器１５と一対となって照射器１５の近隣に配置されたいわゆる反射型の光学系を有するものであってもよい（変形例３）。
なお、図１１は、変形例３に係る癌発生疑い部位特定装置４を説明するために示す要部ブロック図である。図において、照射器１５Ａ，１５Ｂ，１５ｃ、受光器２５Ａ，２５Ｂ，２５Ｃ、及び圧力印加手段４０のみを表示し、他の構成要素の表示は省略している。
例えば、図１１に示すように、癌発生疑い部位特定装置４は、受光器２５が照射器１５と一対となって照射器１５の近隣に配置されたいわゆる反射型の光学系を有するものであってもよい（変形例３）。
なお、図１１は、変形例３に係る癌発生疑い部位特定装置４を説明するために示す要部ブロック図である。図において、照射器１５Ａ，１５Ｂ，１５ｃ、受光器２５Ａ，２５Ｂ，２５Ｃ、及び圧力印加手段４０のみを表示し、他の構成要素の表示は省略している。
【0117】
（９）実施形態１，２，３の癌発生疑い部位特定装置１，２，３は、その特徴をそのまま各処理ステップに有する癌発生疑い部位特定方法としても展開することも可能である。
【0118】
（１０）各実施形態では、癌発生疑い部位Ｓとしてヒトの乳癌を取り上げ、乳癌を発見・特定する場合を例示して説明した。しかしながら、本発明はこれに限定されるものではない。本発明の癌発生疑い部位特定装置は、乳癌以外の癌を発見・特定する装置としても構成することができる。また、ヒト以外の動物（生体）の癌に対しても適用する装置を構成することができる。
【符号の説明】
【0119】
１，１’，２，３，４…癌発生疑い部位特定装置、１０，１０’…光源、１０ａ，１０ａ’，１０ｂ，１０ｂ’，１０ｃ，１０ｃ’…レーザ光源、１５，１５ａ～１５ｔ…照射器、１７…ライトガイド、２０…光検出器、２５…受光器、３０…波長選択器、３５ａ，３５ｂ…バンドパスフィルタ、４０…圧力印加手段、５０…制御演算部、５２…プロファイル演算部、５５…トモグラフィー演算部、６０…癌発生疑い判断部、７０…投光走査手段、５００…表示手段、６６０…検査空間
【図1】
【図2】
【図3】
【図4】
【図5】
【図6】
【図7】
【図8】
【図9】
【図10】
【図11】
【図12】