JP6444462B2 - 生体検査装置 - Google Patents

Description

本発明は、生体組織内部の分光特性を計測するための生体検査装置に関し、特に光音響効果を利用した反射型の生体検査装置に適応するものである。

生体組織内部の分光特性を計測する生体検査装置は、血液中に含まれるヘモグロビンなどの特定物質の光吸収特性から、腫瘍の成長に伴う新生血管の形成やヘモグロビンの酸素代謝などを判定し、診断に利用するものである。

このような装置では、生体組織に対する透過特性が良い波長６００−１５００ｎｍ程度の近赤外光を用いている。

しかし、生体組織を透過した光は生体を構成する数十μｍサイズの細胞により強い散乱を繰り返しながら伝播するので多重散乱光（拡散光）となる。

この拡散光は、光が伝播した全ての経路が特定できないので、生体組織内の局所的な分光特性を得るのは困難である。

このため、従来の生体検査装置では、生体組織内の局所的な分光特性を計測する方法として、光音響効果を用いる装置が開発されている。

以上のような光音響効果を用いる反射型の生体検査装置として、例えば、生体組織内にパルス光を照射し、光エネルギーに基づいて発生する光音響効果によって発生した弾性波から局所的な領域の分光特性を計測する装置が提案されている（例えば、特許文献１参照）。

また、上記光音響効果を用いる反射型の生体検査装置として、特許文献２ではつぎのような生体情報映像装置が提案されている。

この装置では、生体組織に光を照射する光ファイバーと弾性波を検出する圧電素子を交互に配置する、或いは照射する光が透過可能な透明な圧電素子を用いて光音響波を検出するように構成される。

そして、被検体の表面に接したプローブから生体組織内部に光を照射し、同じプローブから弾性波を検出する。

このような反射型の測定装置では、透過型の測定装置のように被検体を光照射部と弾性波検出部の間に配置するという制約が無いので、多くの測定対象物に適応することが可能となる。

米国特許第５８４００２３号明細書 特開２００５−２１３８０号公報

しかしながら、従来の生体組織内部の分光特性を計測する反射型の生体検査装置は、次のような課題を有している。

生体組織内に照射した光の強度は生体組織内を伝播する過程の吸収や散乱によって著しく減衰する。

また、生体組織内部に照射した光エネルギーに基づいて発生する弾性波も生体組織を伝播する過程で、吸収や散乱の影響を受けて信号強度が減衰する。

これらに対応するため、生体組織内に照射する光エネルギーを増やすことにより、発生する弾性波を大きくすることが考えられる。

しかし、照射する光エネルギーにより被検体である生体にダメージを与えないために生体に照射することができる最大露光許容量（ＭＰＥ：ｍａｘｉｍｕｍ ｐｅｒｍｉｓｓｉｂｌｅ ｅｘｐｏｓｕｒｅ）が定められている（以下、これをＭＰＥと略記する）。

そのため、照射する光エネルギーを増すとしてもＭＰＥが上限となる。

なお、上記ＭＰＥは、例えば、つぎのような基準により定められている。
（１）ＩＥＣ ６０８２５−１：Ｓａｆｅｔｙ ｏｆ ｌａｓｅｒ ｐｒｏｄｕｃｔｓ
（２）ＪＩＳ Ｃ ６８０２：レーザー製品の安全基準
（３）ＦＤＡ：２１ＣＦＲ Ｐａｒｔ １０４０．１０
（４）ＡＮＳＩ Ｚ１３６．１：Ｌａｓｅｒ Ｓａｆｅｔｙ Ｓｔａｎｄａｒｄｓ

このように、ＭＰＥを超えて照射する光エネルギーを増すことはできないので、生体組織による光強度と弾性波の減衰を最小限にすることが望ましい。

被検体を反射型で測定する場合では、対象部位に光を入射する開口部と対象部位から発生する弾性波を検出する検出部の位置を一致させて光と弾性波の両方の伝播距離を最小にすることにより、光強度と弾性波の減衰を最小限にすることができる。

しかし、特許文献１及び特許文献２に示されている装置は、生体組織に光を入射する開口部としての光ファイバーと弾性波を検出する検出部としての圧電素子を配置する位置が一致していない。

このため、生体組織による光強度と弾性波の減衰が大きくなり高いＳ／Ｎで弾性波が検出できないという不具合がある。

また、特許文献２に示されている照射する光が透過可能な透明な圧電素子と光ファイバーを用いたプローブは、光を入射する開口部と弾性波を検出する検出部の位置が一致するように構成されているので、光強度と弾性波の減衰を低減することができる。

しかし、このような構成では、光ファイバーが配置されない領域の近傍の生体表面からは光が照射されない。

ＭＰＥは単位面積あたりに照射可能な光エネルギーなので、非照射領域があると入射できる光エネルギーが少なくなり高いＳ／Ｎで弾性波が検出できないという不具合がある。

また、光ファイバーを高密度に配置して非照射領域を減らすことも考えられるが、この場合は光ファイバーの束が太くなりプローブが取り扱い難くなるという不具合を生じる。

また、特許文献２に示されている照射する光が透過可能な透明な圧電素子と単レンズを用いたプローブでは、生体に入射する光の強度がレンズの中央付近で高く、周辺部では低くなる。

このため、光の強度が低い領域からは、生体内に入射される光エネルギーが少なくなり高いＳ／Ｎで弾性波が検出できないという不具合がある。

また、特許文献２に示されている圧電素子は、照射する光が透過可能な特性を必要とするため、使用できる材料がＰＺＮＴなどの一部の材料に限定される。

圧電素子の周波数特性は、圧電素子を構成する材料特性と素子の厚さによって決まる。

例えば、比較的薄い素子の製作が容易なＰＶＤＦ（ポリフッ化ビニリデン）などの高分子圧電膜材料では、数１０ＭＨｚ以上の周波数帯域で用いられる。

また、数ｍｍ以上の厚い素子の製作が容易なＰＺＴ（チタン酸ジルコン酸鉛）などの圧電セラミック材料では、ｋＨｚから１０ＭＨｚの周波数帯域で用いられている。

測定装置に必要となる周波数帯域は対象組織の深さや必要な解像度に応じて選定される。特許文献２のように圧電素子に使用できる材料を限定することは、対象組織や用途を限定するという不具合がある。

さらに、被検体に照射される光強度がＭＰＥを超えないようにモニター或いはコントロールすることは、特許文献１、２の何れにも開示されていない。

本発明は、上記課題に鑑み、生体組織による光強度と弾性波の減衰を最小限に抑え、被検体にＭＰＥを超えない光エネルギーを高効率に照射することができ、高いＳ／Ｎで弾性波が検出可能となる生体検査装置の提供を目的とする。

本発明は、つぎのように構成した生体検査装置を提供するものである。

本発明の装置は、光源から発生した光を被検体に導く導光手段と、前記導光手段の光射出部から射出された光を吸収した前記被検体が発生する弾性波を検出する検出手段と、前記検出手段および前記導光手段の少なくとも一部を収納するプローブ筐体と、を有し、前記光射出部の少なくとも一部を覆う前記光射出部に対して着脱可能であるとともに、光学的特性が既知の基準部材を有する部材に前記光射出部を介して光を照射することにより発生する弾性波を前記検出手段が検出することにより、前記光に関する情報を取得し、前記基準部材は、前記部材と共通の材料を含んで構成されることを特徴とする。

また、本発明の生体検査装置は、前記光源が発生した前記光を前記音響整合層に導く導光手段を有することを特徴とする。

また、本発明の生体検査装置は、前記光拡散手段は、前記音響整合層に設けられた光拡散部材によって構成されていることを特徴とする。

また、本発明の生体検査装置は、前記光拡散手段は、光散乱体の分布密度または大きさを変化させることにより、照射する光強度を変化させることを特徴とする。

また、本発明の生体検査装置は、前記光散乱部材は、光散乱粒子または点描によって構成されることを特徴とする。

また、本発明の生体検査装置は、前記弾性波検出手段を構成する部材が、光を透過する部材で構成されると共に、
前記光拡散手段が、前記光源と前記弾性波検出手段の間に配置されたレンズアレイで構成されていることを特徴とする。

また、本発明の生体検査装置は、前記被検体に照射される光強度が、該被検体に許容される最大許容範囲内であるか否かの基準となる基準部材を備えていることを特徴とする。また、本発明の生体検査装置は、前記基準部材は前記音響整合層または音響整合層に接するキャップ部材に設けられ、該基準部材に導かれた前記光の光強度が、前記被検体に許容される最大許容範囲内を超えないようにコントロールする制御装置を有することを特徴とする。

また、本発明の生体検査装置は、前記基準部材は、前記音響整合層と同じ音響インピーダンスを有する材料で構成されることを特徴とする。

また、本発明の生体検査装置は、前記キャップ部材は、前記基準部材及び前記音響整合層と同じ音響インピーダンスを有する材料で構成されることを特徴とする。

また、本発明の生体検査装置は、超音波発生器をさらに有し、前記弾性波検出手段は、該超音波発生器から発生し、前記被検体に照射された超音波により前記被検体内で発生したエコーを検出可能であることを特徴とする。

また、本発明の生体検査装置は、前記超音波発生器は、前記弾性波検出手段により兼ねられていることを特徴とする。

本発明によれば、生体組織による光強度と弾性波の減衰を最小限に抑え、被検体にＭＰＥを超えない光エネルギーを高効率に照射することができ、高いＳ／Ｎで弾性波が検出可能となる生体検査装置を実現することができる。

本発明の実施例１における反射型の生体検査装置の構成を説明する概略図。 本発明の実施例１の被検体の測定について説明する際における波長６００−１０００ｎｍ範囲でのＨｂＯ２とＨｂの吸収スペクトルを示す図。 本発明の実施例１における生体検査装置を構成する超音波検出器の一例であるリニアアレイ探触子の構造を示す図。 本発明の実施例１におけるリニアアレイ探触子を用いた電子フォーカスについて説明する図。 本発明の実施例１における超音波検出器の他の構成例である２Ｄアレイ探触子の構造について説明する概略図。 本発明の実施例１における生体検査装置のプローブの構成を説明する概略図。 本発明の実施例１における音響整合層の他の構成例である略均一な光強度を発する面光源として機能させる平板形状の音響整合層について説明する図。 本発明の実施例１における光拡散手段を備えた照明光学系（プローブ）の別の構成例を示す図。 本発明の実施例１における光拡散手段を備えた照明光学系（プローブ）の更に別の構成例を示す図。 本発明の実施例１の被検体の測定における被検体に照射される光強度分布を示す図。 本発明の実施例１の被検体を測定した際の音響信号のプロファイルを示す図。 本発明の実施例２における反射型の生体検査装置の構成を説明する概略図。 本発明の実施例３における反射型の生体検査装置の構成を説明する概略図。 本発明の実施例３における超音波発生／検出器２０１による構成例の概略構成を示す図。 本発明の実施例２における反射型の生体検査装置の別の構成を説明する概略図。

本発明を実施するための最良の形態を、以下の実施例により説明する。

以下に、本発明の実施例について説明する。

［実施例１］
実施例１では、本発明を適用した反射型の生体検査装置の構成例について説明する。

図１に、本実施例における反射型の生体検査装置の構成を説明する概略図を示す。

図１において、１００は光発生器、２００は超音波検出器、３００は照明光学系、４００は信号解析装置、５００は制御装置、６００はメモリー、７００はディスプレイ、８００は本体筐体、９００はプローブ筐体、１０００はケーブルである。

Ｅは被検体、αは生体組織内部の吸収体である。

光発生器１００と信号解析装置４００は本体筐体８００に収納され、超音波検出器２００と照明光学系３００はプローブ筐体９００に収納されている。

また、ケーブル１０００は、本体筐体８００とプローブ筐体９００を繋いでいる。

ここでの被検体Ｅは、例えば、乳房などの生体組織が挙げられる。

本実施例の生体検査装置は、被検体に照射するための光を発生する光源（光発生器１００）と、
照射された光を吸収した前記被検体が発生する弾性波を検出する弾性波検出手段（圧電素子６）と、
一面で前記弾性波検出手段と接して設けられ、他面で前記被検体と接触しうる音響整合層５と、を備える。

そして、前記光が、前記音響整合層５を経由して前記被検体に対して照射可能に構成されている。

なお、本明細書においては、光音響効果によって発生した弾性波を光音響波とし、前記光音響波を圧電素子６で電気信号に変換したものを音響信号とする。

つぎに、上記した本実施例の構成による生体検査装置で、被検体Ｅを測定する測定方法における概略の工程について説明する。

光発生器１００はナノ秒オーダーのパルス光が発光し、照明光学系３００によって被検体Ｅの表面にパルス光を導く。

被検体Ｅの表面から入射したパルス光は生体組織内部を伝播し吸収体αに到達する。

吸収体αに到達した光エネルギーは吸収されて熱エネルギーに変換され、吸収体αに瞬間的な温度上昇が生じ、やがて上昇した温度は緩和される。

この時、温度上昇と緩和により吸収体αを含む組織では、膨張と収縮が生じ、これにより光音響波となる弾性波が発生する。

吸収体αから発生した弾性波は、被検体Ｅの組織内を伝播して、超音波検出器２００で検出される。

検出された弾性波は超音波検出器２００で電気信号に変換されて音響信号となる。信号解析装置４００は、音響信号の時間特性から吸収体αの位置を算出し、強度特性から吸収係数μａを算出する。

さらに、吸収体αとその周囲の吸収係数μａの空間分布を再構成することにより、被検体Ｅ内の吸収特性の画像を生成する。

制御装置５００は、算出した位置と吸収係数μａをメモリー６００に保存すると共に、吸収係数μａの空間分布画像をディスプレイ７００に表示する。

つぎに、各構成要素の詳細について説明する。

生体組織では癌などの腫瘍が成長する際には、新生血管の形成や酸素の消費量が増大することが知られている。

このような新生血管の形成や酸素消費量の増大を評価する方法として、酸化ヘモグロビン（ＨｂＯ２）と還元ヘモグロビン（Ｈｂ）の吸収スペクトルの特徴を利用することができる。

図２は、波長６００−１０００ｎｍ範囲におけるＨｂＯ２とＨｂの吸収スペクトルである。

生体検査装置は複数波長のＨｂＯ２とＨｂの吸収スペクトルから、生体組織内の血液中に含まれるＨｂとＨｂＯ２の濃度を測定する。

そして、複数の位置でＨｂとＨｂＯ２の濃度を測定し、濃度分布の画像を作成することにより生体組織内で新生血管が形成されている領域を判別することができる。

また、ＨｂとＨｂＯ２の濃度から酸素飽和度を算出し、酸素飽和度から酸素の消費量が増大している領域を判別することができる。

このように生体検査装置で測定したＨｂとＨｂＯ２の分光情報を診断に利用することができる。

光発生器１００は、被検体Ｅに照射する特定波長のナノ秒オーダーのパルス光を発する光源であり、レーザー１、レーザードライバー２、パルス発生器３から構成されている。レーザー１が発する光の波長は、生体組織を構成する水、脂肪、タンパク質、酸化ヘモグロビン、還元ヘモグロビン、などの吸収スペクトルに応じた波長を選定する。

一例としては、生体内部組織の主成分である水の吸収が小さいため光が良く透過し、脂肪、酸化ヘモグロビン、還元ヘモグロビンのスペクトルに特徴がある６００−１５００ｎｍ範囲が適当である。

本実施例では、図２に示すようにＨｂとＨｂＯ２の吸収特性が入れ替わる８００ｎｍの前後の波長として、λ１＝７００ｎｍとλ２＝８５０ｎｍの２つの波長を用いるものとする。

具体的な光源の例としては、異なる波長を発生する半導体レーザー、波長可変レーザーなどで構成すると良い。

超音波検出器２００は、被検体Ｅの内部に発生した弾性波を検出する。

図３に、本実施例における生体検査装置を構成する超音波検出器の一例として、リニアアレイ探触子の構造を示す。

図３において、４は音響レンズ、５は音響整合層、６は複数個からなる圧電素子、７はバッキング材、８はリード線である。

本実施例のリニアアレイ探触子は、被検体Ｅの表面に接する音響レンズ４が設けられ、音響レンズ４の被検体Ｅの対向側に音響整合層５が設けられて構成されている。

また、音響整合層５に接するように小さな短冊形の複数個の圧電素子６ａ、６ｂ、６ｃ、６ｄ、６ｅ、６ｆ、６ｇが直線状に配列され、さらにバッキング材７が設けられている。各圧電素子６にはリード線８ａ、８ｂ、８ｃ、８ｄ、８ｅ、８ｆ、８ｇが接続されている。

音響レンズ４は、圧電素子６の配列方向と直角方向にフォーカスするシリンドリカルレンズを用いており、生体組織内部の焦点位置から発生する光音響信号を選択的に受信するためのものである。

音響レンズを構成する材料は、生体組織に類似した音響特性を有する材料が好ましく、例としてシリコンゴムなどがある。

生体組織内部の音速よりも遅い音速の材料で構成すると形状は凸レンズとなり、凸面の曲率によって焦点位置が決まり、焦点距離とシリンドリカルレンズの幅によって集束サイズがきまる。

一方、圧電素子６の配列方向にフォーカスする方法としては、リニアアレイ探触子を用いた電子フォーカスを用いている。電子フォーカスについては後述する。

音響整合層５は、弾性波を効率よく伝達するために設けられている。

一般に圧電素子材料と生体では音響インピーダンスが大きく異なるため、圧電素子材料と生体が直接接した場合は、界面での反射が大きくなり弾性波を効率よく伝達することができない。

このため、圧電素子材料と生体の間に中間的な音響インピーダンスを有する物質で構成した音響整合層５を挿入して弾性波を効率よく伝達している。

音響整合層５を構成する材料の例としては、エポキシ樹脂や石英ガラスなどがある。

なお、本発明では、音響レンズ４と音響整合層５は照明光学系３００の構成部材としても共通に用いられるものであり、これらの照明光学系３００としての機能は後述する。

圧電素子６は、弾性波検出手段であり、光発生器１００から照射された光を吸収した被検体が発生する弾性波（圧力）を電気信号（電圧）である音響信号に変換するものである。

圧電素子５の材料は、被検体Ｅの測定深さや必要な解像度に応じて選択する。

例としては、１ＭＨｚ−数１０ＭＨｚの光音響信号の検出に適した、ＰＺＴ（チタン酸ジルコン酸鉛）に代表される圧電セラミック材料やＰＶＤＦ（ポリフッ化ビニリデン）に代表される高分子圧電膜材料などを用いることができる。

バッキング材７は、弾性波を受けた圧電素子６の不必要な振動を抑制するためのものである。

つぎに、本実施例のリニアアレイ探触子を用いた電子フォーカスについて説明する。

図４に、上記電子フォーカスについて説明する図を示す。

図４において、９は可変遅延素子、１０はレシーバーである。

複数個配列された夫々の圧電素子６ａ，ｂ，ｃ，ｄ，ｅ，ｆ，ｇには、可変遅延素子９ａ，ｂ，ｃ，ｄ，ｅ，ｆ，ｇとレシーバー１０がリード線８を介して接続されている。

可変遅延素子９は、細長い電線をコイル状に巻いたものなどを用いて、電線を伝わる電気信号の伝導を遅らせるものである。

また、コイルの途中に複数個設けたタップを切り替えることにより、電気信号の遅延時間を調節することができる。

レシーバー１０は、圧電素子６によって変換された音響信号を受信する装置である。

弾性波発生源の位置Ｘから発生した弾性波は、夫々時間差τａ、τｂ、τｃ、τｄ、τｅ、τｆ、τｇで圧電素子６に到達する。

圧電素子６に到達した弾性波は音響信号に変換され可変遅延素子９を通ってレシーバー１０に受信される。

この時、弾性波発生源の位置Ｘと各圧電素子６までの距離の差を可変遅延素子９によって補正して位相を揃えることができる。

図示の例では、位置Ｘとの距離が短く、早く弾性波が到達する圧電素子６ほど可変遅延素子９で与える遅延時間を長くする。

また、位置Ｘから等距離にある圧電素子は可変遅延素子９で与える遅延時間を同じにする（τａ＝τｇ＜τｂ＝τｆ＜τｃ＝τｅ＜τｄ）と、レシーバー１０が受信する時の位相を一致させることができる。

このようにリニアアレイ探触子の電子フォーカスは、可変遅延素子９によって与える遅延時間を制御することにより、焦点距離や圧電素子６の配列方向の焦点位置をコントロールすることができる。

また、上述の例では可変遅延素子９を用いた電子フォーカスによって位相を補正している。

しかし、可変遅延素子９を用いずに複数の圧電素子６から取得した複数の音響信号からＳｕｍ Ａｎｄ Ｄｅｌａｙ Ｂｅａｍｆｏｒｍｉｎｇ法を用いて所望の位置の信号を取得することもできる。

超音波検出器２００の他の構成例として、２Ｄアレイ探触子の構成例について説明する。

図５に、本実施例の超音波検出器２００の他の構成例である２Ｄアレイ探触子の構造を示す。

図３と同じ番号を付した部材は前述したものと同じ機能を持つものである。

前述したリニアアレイ探触子は、圧電素子６の配列方向にフォーカスする方法のみに電子フォーカスが用いられるのに対して、２Ｄアレイ探触子では圧電素子６が並ぶ全ての方向に、電子フォーカスを用いることができる。

また、複数の圧電素子６から取得した複数の音響信号からＳｕｍ Ａｎｄ Ｄｅｌａｙ Ｂｅａｍｆｏｒｍｉｎｇ法を用いることにより、全ての方向で所望の位置の信号を取得することもできる。

なお、本実施例においては、音響整合層５と音響レンズ４を用いるようにしているが、図５で説明したような２Ｄアレイ探触子の場合など、音響レンズを設けなくても良い場合もある。

また、音響整合層５は被検体と圧電素子の音響マッチングを複数段階で行う場合は多層で構成する場合もある。

さらに、被検体との接触部の保護のために弾性波を大きく劣化させない厚さ及び材料で保護層を設ける場合もある。

このように本明細書における音響整合層とは、前述の圧電素子６と被検体Ｅとの間に設けられる層構造物であり、音響整合層５の他に音響レンズ４、多層の音響整合層、保護層を含むものである。

本実施例の照明光学系３００は、被検体Ｅに光を導くものである。

前述の超音波検出器２００と共通の構成部材である音響整合層５及び音響レンズ４と、光源からのパルス光を導光する光ファイバー１１（導光手段）からなり、プローブ筐体９００に収納されて生体検査装置のプローブを構成している。

また、音響整合層５及び音響レンズ４から成る音響整合層は、一面で前述した弾性波検出手段としての圧電素子６と接して設けられ、他面で被検体Ｅと接触し得るように設けられている。

図６に、本実施例における生体検査装置のプローブの構成を説明する概略図を示す。

音響レンズ４と音響整合層５は、前述したように、超音波検出器２００の構成部材としても共通に用いられている。

ここでは照明光学系３００の構成要素としての音響レンズ４と音響整合層５の機能について説明する。

音響整合層５は、レーザー１が発した光を透過するとともに、その内部には光拡散手段を形成するために光拡散粒子（光拡散部材）がドープされている平板形状の素子である。

前述したエポキシ樹脂などに散乱粒子を混ぜることによって製作される。光ファイバー１１は、図示のようにレーザー１が発した光を音響整合層５の側面に導光する。

音響整合層５の内部に入射した光は光散乱粒子によって多重散乱され、音響整合層５全体が面光源として機能する。

その際、音響整合層５から射出される全領域における光強度の空間分布が、略均一な強度の光の分布となるように調整する。

被検体に対しては一部の領域でもＭＰＥを超える強度の光を照射することはできないので、略均一な強度の光分布を形成して、この時の光強度をＭＰＥにすることにより被検体にＭＰＥを超えない光エネルギーを高効率に照射することができる。

このような略均一な強度の光分布を形成するための調整は、光散乱粒子の分布密度を音響整合層５の位置に応じて変えることによって行うことができる。

例えば、光散乱部材を透過する光の強度は伝播距離が長くなると減衰するので、光が入射する光ファイバー１１近傍の光散乱粒子の分布密度を低くし、光ファイバー１１からの距離が離れるほど光散乱粒子の分布密度を高くするように分布密度を変化させる。

光拡散手段を備えた平板形状の音響整合層５の構成例として、略均一な光強度を発する面光源として機能させる他の構成例について説明する。

図７に、上記平板形状の音響整合層５の他の構成例について説明する図を示す。このような構成例としては、図７に示すように、レーザー１が発した光を透過する材料で製作した平板形状素子の圧電素子６を配置する側の面に、拡散反射材料で構成する点描を設けるようにしても良い。

この場合、点描の大きさや分布密度を音響整合層５の位置に応じて変えることによって略均一な光強度の分布となるように調整することができる。

音響レンズ４は、レーザー１が発した光を透過する材料で構成され、音響整合層５から発した光を被検体Ｅの表面に導くものである。

また、図８に光拡散手段を備えた照明光学系３００（プローブ）の別の構成例を示す。図８の例では音響レンズ４に光拡散粒子を設け、圧電素子６の間に設けた光ファイバー１１からレーザー１が発した光を導光している。

図６及び８で例示した照明光学系３００を用いたプローブは、ケーブルが太くならないので取り扱い易い。

また、圧電素子材料は、光の透過特性を気にする必要が無いので多数の材料の中から選定することができる。

また、図９に光拡散手段を備えた照明光学系３００（プローブ）の更に別の構成例を示す。

図９の例では、前記音響信号検出手段における音響レンズ４、音響整合層５が、レーザー１が発する特定波長の光を透過する部材で構成される。

更に、光拡散手段が、圧電素子６、バッキング材７を備えた音響信号検出手段と光源手段との間に配置された光ファイバー１１から射出する光を広げるレンズアレイ１４で構成されている。

図１０は被検体Ｅに照射される光強度分布を示すものであり、実線のプロファイルは被検体Ｅの表面における光強度分布を示し、点線のプロファイルは個々のレンズアレイ１４による光強度分布を示している。

レンズアレイ１４の一つのレンズによるプロファイルは、レンズの中心にピークを持つ分布であるが、夫々のレンズのプロファイルが被検体Ｅの表面で重畳することにより、略均一の光強度Ｉの分布に調整することができる。

本実施例の信号解析装置４００は、計算処理部１２と画像生成部１３から構成されている。

計算処理部１２は、取得した音響信号の時間特性から吸収体αの位置を算出し、強度特性から吸収係数μａを算出する。

図１１は被検体Ｅを測定した音響信号のプロファイルである。

被検体Ｅから発生する音響信号は、被検体Ｅの表面と音響レンズ４との界面と吸収体αから発生した特長的なスパイク状の波形として取得される。

音響レンズの界面と吸収体αの波形から音響信号に変換された弾性波の伝播時間ｔｘが分かる。

生体組織中の音速をｖｓとすると、測定した時の被検体Ｅの表面と吸収体αの間の距離を算出することができる。

すなわち、被検体Ｅ内の吸収体αの空間的な位置情報を得ることができる。

また、吸収体αから発生したＮ字のスパイク形状の振幅ΔＰは、吸収体αで発生した弾性波の強度Ｐαを現している。

吸収体αで発生する光音響効果による弾性波の強度Ｐαは、吸収体αの吸収係数をμａ、吸収体αに入射する光強度をＩα、生体組織に応じて決まるグリュナイゼンパラメーターをΓとして算出することができる。

吸収体αに入射する光の強度Ｉαが変化すると、光音響効果による弾性波の強度Ｐαが変化する。

このことは被検体に入射する光の強度分布に部分的な斑がある場合では、検出される弾性波の強度Ｐαが変化する原因が光強度の斑によるものなのか、或は、吸収体αの吸収係数μａによるものであるかを区別するのが困難となることを示している。

このため略均一な強度の光分布を形成して被検体に光を照射することにより、検出される弾性波の強度Ｐαが光強度の斑に起因するものではないようにすることが必要となる。

このように略均一な強度の光分布を形成して被検体に光を照射することは、被検体にＭＰＥを超えない光エネルギーを高効率に照射するだけではなく、吸収体αで発生する弾性波の強度Ｐαから吸収係数μａを高精度に算出するためにも必要となる。

生体組織のような吸収散乱媒質内を伝播する光強度は光拡散方程式や輸送方程式を用いることによって算出することができるので、Ｉαを算出することができる。

超音波検出器２００で測定したΔＰは、吸収体αで発生した弾性波が生体組織内部を伝播することによる減衰の影響を含むので、計算により減衰の影響を差し引くことでＰαを算出することができる。

以上から被検体Ｅ内の吸収体αの吸収係数μａを算出することができる。

画像生成部１３は、算出した被検体Ｅ内の吸収体αの空間的な位置と吸収係数μａを基にして、被検体Ｅ内の吸収係数μａの分布画像を生成する。

制御装置５００は、信号解析装置４００で算出した被検体Ｅ内の吸収体αの空間的な位置と吸収係数μａと吸収係数μａの分布画像をメモリー６００に保存すると共に、ディスプレイ７００に被検体Ｅ内の吸収係数μａの分布画像を表示する。

メモリー６００としては、光ディスク、磁気ディスク、半導体メモリー、ハードディスク、などのデータ記録装置を用いることができる。

ディスプレイ７００としては、液晶ディスプレイ、ＣＲＴ、有機ＥＬ、などの表示デバイスを用いることができる。

つぎに、本実施例における生体検査装置で被検体Ｅの組織内部の分光特性画像を取得するステップを示す。

まず、ステップ１において、被検体Ｅの表面にプローブ筐体９００に収容された照明光学系３００の音響レンズ４を接触させる。

不図示の測定開始スイッチを動作させると、光発生器１００が駆動され波長λ１＝７００ｎｍのナノ秒オーダーのパルス光が発光する。

次に、ステップ２において、照明光学系３００によって被検体Ｅにパルス光が照射される。

次に、ステップ３において、被検体Ｅ内で発生した弾性波が、超音波検出器２００によって検出される。検出された弾性波は圧電素子６によって音響信号に変換される。

次に、ステップ４において、信号解析装置４００は、取得した音響信号の時間特性から吸収体αの位置を算出し、強度特性から吸収係数μａを算出し、吸収体αとその周囲の吸収係数μａの空間分布を再構成した画像を生成する。

次に、ステップ５において、制御装置５００は、算出した波長λ１の吸収係数μａの位置情報と画像をメモリー６００に保存する。

次に、ステップ６において、制御装置５００は、光発生器１００が発光する光の波長をλ２＝８５０ｎｍに設定する。

光発生器１００が駆動され波長λ２＝８５０ｎｍのナノ秒オーダーのパルス光が発光する。

以下、ステップ２、３、４と同様の工程を経て、ステップ７において、制御装置５００は、算出した波長λ２の吸収係数μａの位置情報と画像をメモリー６００に保存する。

次に、ステップ８において、制御装置５００は、波長λ１及びλ２の吸収係数μａの分布画像を重ね合わせてディスプレイ７００に表示する。

最後に、ステップ９において、測定を終了する。

以上に説明したように、本実施例における生体検査装置では、被検体に光を照射する開口部と弾性波を検出する検出部の位置を一致させ、さらに被検体に照射する光強度の空間分布を略均一にする構成としている。

これにより、生体組織による光強度と弾性波の減衰を最小限に抑え、被検体にＭＰＥを超えない光エネルギーを高効率に照射することにより、高いＳ／Ｎで光音響信号が検出可能な反射型の生体検査装置を提供できる。

また、本実施例では、波長６００−１５００ｎｍを利用する一例として、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの吸収スペクトルの特徴を利用する分光分析方法を示したが、この例に限定されるものではない。

例えば、生体組織の主要な構成物質である、例えば水、脂肪、タンパク質（コラーゲン）、等を分光分析の対象とすることも可能である。

［実施例２］
実施例２では、実施例１とは異なる形態における反射型の生体検査装置の構成例について説明する。

図１２に、本実施例における生体検査装置の構成を説明する概略図を示す。

基本的な生体検査装置の構成は実施例１に示したものと同様の構成であり、同じ番号を付した構成部材は実施例１で説明したものと同じ機能を有するものである。

本実施例では、照明光学系３００の音響整合層に、被検体内に射出される光強度が該被検体に許容される最大許容範囲内であるか否かの基準となる基準部材１５を新たに設けている。

基準部材１５は、照明光学系３００の音響レンズ４の中部に埋設されている。基準部材１５を構成する材料としては、着色したシリコンゴムや高分子樹脂材料などが利用できる。上記基準部材１５において、光発生器１００が発する特定波長の光に対する吸収係数μａｓと、基準部材１５を構成する材料物性から決まるグリュナイゼンパラメーターΓｓは既知のものである。

光発生器１００が波長λ１の光を発する場合を考える。波長λ１に対する基準部材１５の吸収係数がμａｓ（λ１）、基準部材１５に照射される光強度をＩｓとする。基準部材１５で発生する光音響効果による弾性波の圧力をＰｓとする。

圧力Ｐｓは基準部材１５に照射される光強度Ｉｓが増加すれば同様に増加する。

ここで、波長λ１のナノ秒オーダーのパルス光における被検体Ｅに対する最大露光許容量（ＭＰＥ）がＩＭＰＥλ１である時、ＩＭＰＥλ１の強度の光が基準部材１５に照射されたときに発生する光音響効果による弾性波の圧力をＰｓＭＰＥとする。

基準部材１５で発生する圧力ＰｓがＰｓＭＰＥよりも大きくなる場合には、ＩＭＰＥλ１を超える強度の光が基準部材１５に照射されていることになる。

そして、これらの弾性波の圧力ＰｓやＰｓＭＰＥ等は、上記した信号解析装置４００の計算処理部１２で算出することができる。

基準部材１５から音響レンズ４内を伝播することによる光の減衰は僅かであるので、基準部材１５に照射される光強度は被検体Ｅに照射される光強度と略等しい。

この時、前記基準部材は音響整合層に設けられ、該基準部材に導かれた前記パルス光の光強度が、Ｐｓ＜ＰｓＭＰＥの関係を満たすように光発生器１００が発する光強度を制御手段５００によりコントロールする。

これにより、前記パルス光の光強度が、前記被検体に許容される最大許容範囲内を超えないようにコントロールして、被検体Ｅに安全な強度の光を照射することが可能となる。

また、被検体ＥにＭＰＥを超えない光エネルギーを高効率に照射することができる。

これにより高いＳ／Ｎで弾性波が検出可能な反射型の生体検査装置を提供できる。

本実施例の図１２に示す例では、音響整合層の音響レンズ４の内部に基準部材１５を埋設するようにしているが、音響レンズ４の被検体Ｅに接する面に設けることもできる。

この場合基準部材１５から発生する光音響効果による弾性波は、音響レンズ側とその対向側での反射率が異なるため検出される圧力Ｐｓを反射率の影響分を補正しなければならない。

また、音響レンズ４に基準部材１５を設けると基準部材１５が常設され、測定用プローブの有効領域が制限を受ける。このため図１５のように音響レンズ４に接するキャップ部材１７を設け、キャップ部材内に基準部材１５を設けるようにしても良い。

このような構成では、光強度のチェックを行う時だけキャップ部材１７を装着するようにしても良い。

さらにこの時、キャップ部材１７と基準部材１５と音響整合層を同じ材料で製作すると、各部材の界面の音響インピーダンスが等しくなるので検出される弾性波の各界面の反射率の補正が不要となる。

また、図８及び９で説明した照明光学系３００の音響整合層に対しても実施例２で説明したような基準部材１５を設けることができる。

以上説明したように、実施例２における生体検査装置では、被検体Ｅに安全な強度の光を照射することができる。

また、被検体にＭＰＥを超えない光エネルギーを高効率に照射することにより、高いＳ／Ｎで弾性波が検出可能な反射型の生体検査装置を提供できる。

［実施例３］
実施例３では、実施例１，２とは異なる形態における反射型の生体検査装置の構成例について説明する。

図１３に、本実施例における生体検査装置の構成を説明する概略図を示す。

基本的な生体検査装置の構成は実施例１に示したものと同様の構成であり、同じ番号を付した構成部材は実施例１で説明したものと同じ機能を有するものである。

本実施例では、超音波検出器２００の代わりに、超音波発生器と超音波検出器の両機能を兼ね備える手段としての超音波発生器／検出器２０１を新たに設けている。

この超音波発生／検出器２０１は、特定周波数Ωの超音波を発生し被検体Ｅ内の所定位置に集束して導く機能を有するとともに、実施例１で説明した超音波検出器２００の機能も有している。

超音波発生器／検出器２０１により、被検体Ｅの内部構造を超音波エコーによって取得できる。

実施例３の生体検査装置では、実施例１で説明した光音響信号による光吸収特性と、超音波エコーによる構造特性の二つの特性を一体のプローブによって取得するものである。

図１４は、本実施例における超音波発生器／検出器２０１による構成例の概略構成を示す図である。

複数個配列された夫々の圧電素子６ａ〜ｇには、可変遅延素子９ａ〜ｇとパルサー／レシーバー１６がリード線８ａ〜ｇを介して接続されている。

パルサー／レシーバー１６は、実施例１で説明したレシーバー１０の機能を持ち、さらに圧電素子６に印加するパルス電圧を発生する装置としても機能する。

圧電素子６ａ〜ｇに与える遅延時間を夫々τａ〜ｍとする。

図１４に示すように中心部の可変遅延素子９ほど遅延時間を長くすると（例えば、τａ＝τｇ＜τｂ＝τｆ＜τｃ＝τｅ＜τｄ）と、各圧電素子６によって形成される合成波面は集束波面となる。

このように可変遅延素子９によって与える遅延時間を制御することにより、超音波を集束する位置をコントロールすることができる。

また、同様の制御により超音波が進行する方向をコントロールすることができる。

即ち、超音波を送信する場合についても図４で説明したものと関係が成立つ。

以下、本実施例における生体検査装置で被検体Ｅの組織内部の分光特性画像を取得するステップを示す。

ステップ１から７までは、実施例１と同じ工程で測定が行われる。

ステップ８において、超音波発生器／検出器２０１によって被検体Ｅにパルス超音波が照射される。

次に、ステップ９において、被検体Ｅ内で発生した超音波エコーが、超音波発生器／検出器２０１によって検出される。検出された超音波エコーは圧電素子６によって電気信号に変換される。

次に、ステップ１０において、信号解析装置４００は、取得した超音波エコーによる電気信号の時間特性から測定対象の位置を算出し、強度特性から構造特性を算出し、構造特性の空間分布を再構成して画像を生成する。

次に、ステップ１１において、制御装置５００は、算出した構造特性の位置情報と画像をメモリー６００に保存する。

次に、ステップ１２において、制御装置５００は、波長λ１及びλ２の吸収係数μａの分布画像と構造特性の画像を重ね合わせてディスプレイ７００に表示する。

最後に、ステップ９において、測定を終了する。

以上説明したように、実施例３における生体検査装置では、生体組織による光強度と弾性波の減衰を最小限に抑え、高いＳ／Ｎで弾性波が検出できる。

さらに、同一のプローブを用いて超音波エコーを測定することが可能となる。

また、図１３の装置構成は、実施例１の装置に超音波発生器／検出器２０１を設けるようにしたものであるが、実施例２の装置に設けても同様の効果を得ることができる。

１００ 光発生器
２００ 超音波検出器
２０１ 超音波発生／検出器
３００ 照明光学系
４００ 信号解析装置
５００ 制御装置
６００ メモリー
７００ ディスプレイ
８００ 本体筐体
９００ プローブ筐体
１０００ ケーブル
Ｅ 被検体
α 生体組織内部の吸収体

Claims (11)

1. 光源から発生した光を被検体に導く導光手段と、
   前記導光手段の光射出部から射出された光を吸収した前記被検体が発生する弾性波を検出する検出手段と、前記検出手段および前記導光手段の少なくとも一部を収納するプローブ筐体と、を有し、
   前記光射出部の少なくとも一部を覆う前記光射出部に対して着脱可能であるとともに、光学的特性が既知の基準部材を有する部材に前記光射出部を介して光を照射することにより発生する弾性波を前記検出手段が検出することにより、前記光に関する情報を取得し、
   前記基準部材は、前記部材と共通の材料を含んで構成されることを特徴とする装置。
2. 前記光に関する情報として、前記光射出部から射出された光の強度に関する情報を取得することを特徴とする請求項１に記載の装置。
3. 前記光学的特性は、グリュナイゼンパラメータ及び吸収係数であることを特徴とする請求項２に記載の装置。
4. 前記光の強度に関する情報に基づき、前記光源から発生する光の光強度を制御する制御手段を有することを特徴とする請求項２に記載の装置。
5. 前記光射出部に対して、前記導光手段と前記被検体との間の音響的整合を得るための音響整合層をさらに有することを特徴とする請求項１乃至４のいずれか１項に記載の装置。
6. 前記光に関する情報に基づいて、前記光の強度が前記被検体に許容される最大許容範囲内であるか否かの判定を行う判定手段を備えることを特徴とする請求項１乃至５のいずれか１項に記載の装置。
7. 前記導光手段は、光拡散手段を有することを特徴とする請求項１乃至６のいずれか１項に記載の装置。
8. 前記検出手段で検出した弾性波に対応する電気信号から画像を取得する信号解析部を有することを特徴とする請求項１乃至７のいずれか１項に記載の装置
9. 前記検出手段は、音響波を送信する音響波送信手段を兼ねることを特徴とする請求項８に記載の装置。
10. 前記信号解析部は、照射された光を吸収した前記被検体が発生する弾性波に基づいて第１の画像を取得し、前記音響波送信手段により取得されたエコーに基づいて第２の画像を取得し、
    前記第１の画像と前記第２の画像とをディスプレイに表示させることを特徴とする請求項９に記載の装置。
11. 前記第１の画像と前記第２の画像とを重ねてディスプレイに表示させることを特徴とする請求項１０に記載の装置。

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