JP2008168038A - 被検体情報分析装置、内視鏡装置及び被検体情報分析方法 - Google Patents

Abstract

【課題】被検体における検査対象部位の光の散乱情報を含む被検体の特性情報を取得するのに適した被検体情報分析装置、内視鏡装置及び被検体情報分析方法を提供する。
【解決手段】パルス超音波発生部２は、所定の超音波送信軸に沿って被検体にパルス超音波を発生し、パルス照明光発生部３は、超音波が伝達される被検体内における検査対象部位に到達するタイミング近傍でパルス照明光を発生する。検査対象部位を経て反射光受光部４で受光された受光信号に基づき、検査対象部位に対する光の散乱情報が散乱情報抽出部５で抽出され、さらに被検体情報生成部６により、検査対象部位に対応する被検体の特性情報が生成される。
【選択図】図１

Description

本発明は、超音波を利用して被検体を光学的に分析する被検体情報分析装置、内視鏡装置及び被検体情報分析方法に関する。

近年、生体の光断層イメージングを実現するものとして、光ＣＴや光コヒーレンス断層影像法（Ｏｐｔｉｃａｌ Ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ：以下ＯＣＴ）、光音響断層影像法等、様々な技術が提案されている。
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（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。
一方、日坂らによる非特許文献１において、超音波と光を生体へ照射し、生体内にてパルス超音波により変調された照射光を検出することにより、粘膜表層以下１ｃｍ程度の吸収の光イメージングを試みた例が報告されている。
また、特許文献１の特開２００５−２２４３９９号公報においても、超音波パルスと光を生体に照射し、生体内にてパルス超音波により変調された照射光を検出することにより、粘膜表層以下の吸収光イメージングを得る装置が開示されている。
特開２００５−２２４３９９号公報 特開２０００−１９７６３５号公報 特開２０００−８８７４３号公報 日坂真樹、杉浦忠男、河田聡、"パルス超音波と光の相互作用を利用した散乱体深部の光断層像観察"、光学２９、ｐｐ６３１−６３４、２０００

しかし、上記特許文献１、特許文献３や非特許文献１の先行例は、あくまで吸収の光イメージングに特化されたものであり、組織の構成や構造の変化から生起される散乱情報を得ようとする技術ではない。
一方、生体組織における腫瘍の癌化に伴う核内クロマチンの濃縮状態や核の空間分布変化といった組織の構造的変化は、特に光散乱特性の変化を引き起こす。このため、癌組織等に関連する組織の構造変化に相関性が高い散乱情報が得られることが望まれる。
なお、組織の構造変化に相関性が高い光散乱情報は、その組織部位における複素屈折率の実部に由来し、一方複素屈折率の虚部は吸収に関連するため、複素屈折率の実部と虚部の変化を捉えることにより、散乱特性及び吸収特性に関する２次元、若しくは３次元情報が得られることになる。

一方、特許文献２の特開２０００−１９７６３５号公報には、生体に超音波を集束するように照射し、かつレーザ等複数の光源から様々な方向から光を照射して、超音波が集束された領域で散乱された光を生体の周囲に配置された複数の検出器で検出することにより、散乱係数と吸収係数を記録する方法が拡散型の波動方程式に基づいて開示されている。
この特許文献２の従来例は、光源及び検出器を複数用いるようにしているので、これらを測定できる状態に設置するための作業に時間がかかる点や、検出器以後での信号処理系において検出器の配置に対応した調整が必要になることが予想される点がある等、ユーザに負担をかける欠点がある。

また、この従来例は、コンパクトな装置を実現することが困難となる欠点がある。つまり、コンパクトな装置を実現するためには、光と超音波とを同軸に近い状態に被検体側に照射することが望まれる。
また、この場合には、光と超音波とが干渉しあう領域が広がるため、検査対象部位のみの情報を高い分解能で抽出することができるような構成にすることが望まれる。

（発明の目的）
本発明は上述した点に鑑みてなされたもので、被検体における検査対象部位の光の散乱情報を含む被検体の特性情報を取得するのに適した被検体情報分析装置、内視鏡装置及び被検体情報分析方法を提供することを目的とする。

さらにコンパクトにでき、分解能の良い状態で被検体における検査対象部位の光の散乱情報を含む被検体の特性情報を取得することが可能な被検体情報分析装置、内視鏡装置及び被検体情報分析方法を提供することを目的とする。

本発明に係る被検体情報分析装置は、所定の超音波送信軸に沿って被検体に対してパルス超音波を発生可能なパルス超音波発生手段と、
前記パルス超音波発生手段によって発生された前記パルス超音波が前記被検体内における検査対象部位に到達する位置に対してパルス照明光を発生可能とするパルス照明光発生手段と、
前記検査対象部位から反射されるパルス照明光を受光可能に設けられた反射光受光手段と、
前記反射光受光手段で受光された受光信号に基づき、前記検査対象部位における光の散乱情報を抽出する散乱情報抽出手段と、
前記散乱情報抽出手段によって抽出された光の散乱情報に基づき、前記パルス照明光が到達した前記検査対象部位に対応する前記被検体の特性情報を生成する被検体情報生成手段と、
を具備したことを特徴とする。

本発明に係る内視鏡装置は、所定の超音波送信軸に沿って被検体に対してパルス超音波を発生可能なパルス超音波発生部、前記パルス超音波発生部によって発生された前記パルス超音波が前記被検体内における検査対象部位に到達した位置にパルス照明光を発生可能とするパルス照明光発生部、前記検査対象部位から反射されるパルス光を受光可能に設けられた反射光受光部と、
前記反射光受光部で受光された受光信号から前記検査対象部位における光の散乱情報を抽出する散乱情報抽出部と、
前記散乱情報抽出部によって抽出された光の散乱情報に基づき、前記パルス照明光が到達した前記検査対象部位に対応する前記被検体の特性情報を生成する被検体情報生成部と、
を具備したことを特徴とする。

本発明に係る被検体情報分析方法は、所定の超音波送信軸に沿って被検体に対してパルス超音波を発生するパルス超音波発生工程と、
前記パルス超音波発生工程によって発生された前記パルス超音波が前記被検体内における検査対象部位に到達した位置にパルス照明光を照射するパルス照明光照射工程と、
前記検査対象部位から反射されるパルス光を受光するパルス光受光工程と、
前記パルス光受光工程で受光された受光信号から前記検査対象部位における光の散乱情報を抽出する散乱情報抽出工程と、
前記散乱情報抽出工程によって抽出された光の散乱情報に基づき、前記パルス照明光が到達した前記検査対象部位に対応する前記被検体の特性情報を生成する被検体情報生成工程と、
を具備したことを特徴とする。

本発明によれば、被検体における検査対象部位の光の散乱情報を含む被検体の特性情報を、高い空間分解能で取得可能となる。

以下、図面を参照して本発明の実施例を説明する。

図１から図５は本発明の実施例１に係り、図１は本発明の被検体情報分析装置の基本的な構成をブロック図で示し、図２は検体情報分析装置の実施例１の光イメージング装置の全体構成を示し、図３は超音波の収束点近傍で光がドップラシフトする様子を示し、図４は動作内容をフローチャートで示し、図５は本実施例の動作説明用タイミングチャートを示す。
図１に示すように本発明に係る検体情報分析装置は、所定の超音波送信軸に沿って被検体内に対して超音波を伝達させるように超音波を発生可能とするパルス超音波発生部２と、このパルス超音波発生部２から発生される前記パルス超音波が伝達される被検体内における検査対象部位に到達するようなタイミングでパルス照明光（以下、パルス光と略記）がその検査対象部位に到達するようにパルス光を発生するパルス照明光発生部（以下、パルス光発生部と略記）３とを有する。この場合、パルス光の光軸は、超音波送信軸と同軸に近い角度以内の状態に設定されている。

また、この検体情報分析装置は、パルス光発生部３により発生されたパルス光が前記検査対象部位で反射されたパルス光を受光可能とするように、パルス光発生部３（或いはパルス超音波発生部２）側に配置された反射光受光部４と、この反射光受光部４で受光された受光信号から周波数情報や位相情報を抽出することにより、前記検査対象部位の複素屈折率の少なくとも実部に相当する散乱情報を抽出する散乱情報抽出部５とを有する。
また、この散乱情報抽出部５の散乱情報は、この検査対象部位に対応する被検体の特性情報を生成する被検体情報生成部６により、被検体の特性情報が生成される。
なお、図１においては、反射光受光部４は、検査対象部位で反射されたパルス光を、光分離部（若しくは光分岐部）１３を介して受光する構成例で示している。

また、図１の場合における実線は、検査対象部位においてドップラーシフトしたパルス光を受光して散乱情報を抽出する場合の代表的な構成例を示している。
一方、反射光受光部４が、位相情報を受光する場合には、図１の点線で示す参照光生成部１４により生成された参照光と干渉された干渉パルス光を受光する構成が代表的な例となる。なお、ドップラーシフトしたパルス光を受光する場合にも、参照光と干渉させて検出することもできる。
また、上記のようにパルス超音波が検査対象部位に到達するようなタイミングでパルス光が検査対象部位に到達するようにパルス超音波とパルス光との発生を同期させる等、所定のタイミングに同期させるパルス同期部８とを有する。なお、パルス同期部８は、パルス超音波若しくはパルス光の発生のタイミングを受けて、他方のパルス光若しくはパルス超音波の発生（或いは照射）のタイミングを同期させるようにしても良い。

また、図１の場合には受光信号から電気的に周波数情報による散乱情報を抽出する構成の場合で示しているが、後述する変形例（例えば図７）のようにドップラシフトしたパルス光を光学的な周波数情報抽出部となる分光装置等で抽出しても良い。
この場合には、光学的な周波数情報抽出部は、反射光受光部４で受光される前のドップラシフトしたパルス光からその周波数情報（ドップラシフトした周波数成分）を抽出することになる。
また、被検体情報生成部６は、被検体の検査対象部位を例えば２次元或いは３次元的に走査し、各位置における散乱情報等を画像化して表示するための画像形成部を有する。
図１に示すように本被検体情報分析装置は、同軸に近い状態でパルス超音波とパルス光とを被検体の検査対象部位側に対して照射すると共に、検査対象部位で反射されたパルス光もパルス光を照射する光路を略兼用して反射光受光部４で受光する構成となる。

従って、コンパクトな構造でこの被検体分析装置を実現できる。また、パルス同期部８により、パルス超音波とパルス光とを同期させることができ、分解能の良い散乱情報を取得できる。
図２に示す光イメージング装置１Ｊは、収納容器となるユニット１１内にパルス光を発生するパルス光発生部３としてのパルス光源装置３ｃを有する。このパルス光源装置３ｃにより発生されたパルス光は、光分離部１３としてのハーフミラー１３ａに入射され、透過するパルス光と、反射するパルス光に分かれる。
このハーフミラー１３ａを透過したパルス光は、レンズ枠３７に取り付けられたコリメートレンズ（若しくは集光レンズ）３８を経て収束され、例えば超音波トランスジューサ２ａに設けた開口１５を通って被検体としての生体組織７に照射される。
また、このコリメートレンズ３８の光軸Ｏとその超音波送信軸Ｏｕとが略同軸に近い関係、ここでは一致する同軸関係となるように、ユニット１１の端面等にパルス超音波を発生するパルス超音波発生部２を形成する超音波トランスジューサ２ａが取り付けられている。なお、この超音波トランスジューサ２ａには、超音波収束手段としての音響レンズ１６が設けてある。

そして、この図２に示すように生体組織７に照射されたパルス光は、収束点Ｆの近傍領域Ｒ１付近においてその一部が光軸Ｏ方向に散乱され、その際、近傍領域Ｒ１付近に到達しているパルス超音波によりドップラーシフトしたパルス光となり、コリメートレンズ３８側に戻る。
このコリメートレンズ３８側に戻ったパルス光は、ハーフミラー１３ａで一部が反射され、反射光受光部４となる光検出器４ａにて受光される。
また、上記ハーフミラー１３ａで反射されたパルス光は、参照パルス光となり、参照光路上に対向するように配置された参照光生成部１４となる参照ミラー１４ａで反射されて再びハーフミラー１３ａに入射される。そして、入射された参照パルス光の一部がハーフミラー１３ａを透過する。

この際、ドップラーシフトしたパルス光と混合（干渉）された状態で光検出器４ａで受光されることになる。
また、本実施例は、超音波トランスジューサ２ａを駆動するパルスを発生するパルス発生器２１を備える。このパルスは、パワーアンプ２２により増幅されて超音波駆動パルスとなり、パワーアンプ２２により増幅された後、超音波トランスジューサ２ａに印加される。

そして、この超音波トランスジューサ２ａからのパルス超音波は、音響レンズ１６により収束されながら例えば水３６に浸漬された生体組織７側に送信される。
また、パルス発生器２１のパルスは、パルス同期部８を構成するパルス同期制御回路８ａに入力され、パルス同期制御回路８ａは、遅延量（ディレイ量）を可変設定できるディレイ回路４７を介してパルス光源装置３ｃのパルス光の発生のタイミングを制御する。
つまり、パルス同期制御回路８ａは、後述するようにパルス超音波が検査対象部位となる収束点Ｆの近傍領域Ｒ１に到達するタイミングにパルス光もこの近傍領域Ｒ１に到達するように同期制御する。

また、パルス同期制御回路８ａは、ユニット１１をスキャニング（走査）する走査部としてのスキャニング装置４９に制御信号等を送る。スキャニング装置４９は、ユニット１１を例えば、図２におけるｘ、ｙ方向、或いはｘ，ｚ方向に２次元的、或いはｘ，ｙ，ｚ方向に３次元的にスキャニングをする。そして、２次元、或いは３次元の被検体情報を生成し、生成した被検体情報を表示等する。なお、２次元、３次元のスキャニングに限定されるものでなく、少なくとも１次元的にスキャニングするものでも良い。
なお、コリメートレンズ３８が取り付けられたレンズ枠３７は、ユニット１１における図示しない枠体に保持されてレンズ保持部２６が形成され、ユーザは、このレンズ保持部２６に設けられた例えば摘み２６ｅを回動することによりレンズ枠３７と共にコリメートレンズ３８を光軸Ｏと直交する方向Ｃに移動可能にしている。

また、ユニット１１には超音波を収束する音響レンズ１６が取り付けられた可動枠体４０を保持するトランスジューサ保持部（音響レンズ保持部）２７も設けられている。そして、ユーザは、例えば摘み２７ｅを回動することにより、可動枠体４０と共に音響レンズ１６を超音波送信軸Ｏｕと直交する方向Ｄに移動可能にしている。このようにして、光軸Ｏと超音波送信軸Ｏｕとが一致する状態に調整できる構造にしている。
また、レンズ枠３７は、ユニット１１側に設けた図示しない筒体と嵌合し、光軸Ｏの方向Ｃ′に移動可能にして、パルス光が収束する焦点位置Ｆｏを調整できるようにしている。そして、超音波が収束する収束点Ｆの位置にパルス光をフォーカスするように調整することができる。つまり、コリメートレンズ３８及びレンズ枠３７は、照明光が照射される照射位置調整部を形成している。

なお、超音波トランスジューサ２ａ及び音響レンズ１６が取り付けられた可動枠体４０を超音波送信軸Ｏｕ方向に移動可能な構成にして、超音波の収束点Ｆの位置を調整できる超音波焦点調整部を形成しても良い。
そして、本実施例においては、図２に示すようにコリメートレンズ３８によりパルス光がフォーカスされた位置に、超音波がフォーカスする状態に設定できる。このような構成にすることにより、空間分解能が高く、かつＳ／Ｎが高い散乱情報を抽出することができるようにしている。
反射光受光部４を構成する光検出器４ａの出力信号は、周波数情報抽出部或いは散乱情報抽出部５を構成するスペクトルアナライザ等の信号処理回路５ｃに入力される。

この信号処理回路５ｃにより周波数情報として、ドップラーシフト成分の周波数情報が抽出される。そして、この周波数情報から、生体組織７の収束点Ｆの近傍領域Ｒ１での複素屈折率における実部に相当する散乱情報が抽出される。
抽出された散乱情報は、被検体情報生成部６を構成する例えばパーソナルコンピュ−タ（ＰＣと略記）６ａに入力され、ＰＣ６ａ内部のメモリ等にスキャニング位置の情報と共に、ストックされる。また、ＰＣ６ａは、散乱情報を画像化する等することにより、被検体情報が生成され、生成された被検体情報は、ＰＣ６ａを構成する或いはその外部の出力信号表示装置１０により表示される。
なお、信号処理回路５ｃとＰＣ６ａとは、散乱情報の抽出と被検体情報とをそれぞれ別々に行う構成に限定されるものでなく、一方のみで両方の機能を行う構成でも良い。また、周波数情報抽出部は、散乱情報抽出部５の１つの形態と考えることもできる。

図３は、収束点近傍領域Ｒ１において光が超音波によりドップラーシフトする様子の説明図を示す。ここでは、光軸Ｏが超音波送信軸Ｏｕに対して角θ傾いた状態で示している。光の周波数をｆ_ｓ、音波の波長をλ、生体組織７内部での超音波の伝達速度をＶ、生体組織７の屈折率ｎ_１、超音波による近傍領域Ｒ１での屈折率変化をΔｎとする。
なお、生体組織７は、より厳密にはその複素屈折率ｍ（＝ｍ_ｒ＋ｉｍ_ｉ ：ここで、ｍ_ｒ：複素屈折率の実部、ｍ_ｉ：複素屈折率の虚部）が超音波の照射によって、その実部と虚部が変化するが、本実施例のように光の周波数に対して、その一次の変化分（ドップラーシフト周波数分）を検出する場合にはその実部の変化分を検出することになる。つまり、上記屈折率変化Δｎは、複素屈折率を用いて表した場合における実部ｍ_ｒの変化分Δｍ_ｒに相当する。

このため、ドップラーシフトに関係する本実施例等においては、屈折率としてより広く用いられている符号ｎを用いた表記法を採用する。
近傍領域Ｒ１で散乱されて入射側に戻る光の周波数は、図３に示すように
ｆ_ｓ−Δf＝ｆ_ｓ−２Ｖcosθ（ｎ_１＋Δｎ）／λ （１）
となる。そして、この（１）式の第２項のドップラーシフト分Δｆを検出することになる。

なお、図２に示すように光軸Ｏと超音波送信軸Ｏｕとを一致させた状態の場合には、θは０となり、cosθ＝１となる。

次に本実施例の動作を説明する。まず、光検出器４ａによる信号検出の説明を行う。超音波トランスジューサ２ａから出射される超音波は、周期的に振動する粗密波として生体組織７の内部を伝播する。図３に示すように音圧が高くなる超音波収束領域では、音圧による生体構成物質（散乱体、吸収体）の空間的な密度変化により、音圧が密な部分では屈折率変動Δｎが大きく誘起されると考えられる。逆に、粗な部分では、物質の密度変化が小さい。
一方、音圧が密な部分に光が照射されると、屈折率変化部において強いフレネル反射が起こる。つまり、音圧が密な部分はミラーとしての機能を持つ。この場合、屈折率変化部は、時間と共に超音波の伝搬方向に移動するため、反射光の周波数はΔｆだけ、ドップラーシフトする。

図２に示したようなマイケルソン干渉計を形成した光イメージング装置１Ｊの場合には、光検出器４ａに入射される参照ミラー１４ａ側の電場Ｅ_ｒ（ｔ）と観測光側の電場Ｅ_ｏ（ｔ）は、それぞれ（２）及び（３）式で表される。
Ｅ_ｒ（ｔ）＝Ｅ_ｒexpｉ{2πf_ｓt-k_ｏ（Ｄ_１＋2ｎ_０Ｌ_１＋Ｄ_２）｝ （２）
Ｅ_ｏ（ｔ）＝Ｅ_ｏexpｉ{2π(f_ｓ-Δf)t-k_ｏ（Ｄ_１＋2Ｌ_２＋2ｎ_０Ｌ_４＋2ｎ_１ｚ＋Ｄ_２）｝ （３）
ここで、図２に示すようにＤ_１は、パルス光源装置３ｃとハーフミラー１３ａ間の距離、Ｄ_２は、ハーフミラー１３ａと光検出器４ａ間の距離、Ｌ_１は、ハーフミラー１３ａと参照ミラー１４ａ間の距離、Ｌ_２＋Ｌ_４は、ハーフミラー１３ａと生体組織７の表面間の距離、Ｌ_４はコリメートレンズ３８から生体組織７の表面間の距離、ｚは、生体表面から収束点Ｆの近傍領域Ｒ１までの距離を表す。なお、ｎ_０は、水３６等の超音波を伝達する媒質の屈折率である。

この場合、ドップラーシフト分Δｆは、（１）式で表される。（１）式によれば、ドップラーシフト分Δｆの中に、超音波により誘起される屈折率変化Δｎが含まれていることが分かる。

つまり、屈折率は、光散乱現象の主パラメータであることから（例えばMie scattering theory）、検出光のドップラーシフト周波数を計測することにより、局所的な散乱特性を取得できる可能性がある。
光検出器４ａで検出される光強度Ｉ（ｔ）は、以下の（４）式となる。

Ｉ（ｔ）＝〈｜Ｅ_ｒ＋Ｅ_ｏ｜^２〉
＝〈｜Ｅ_ｒ｜^２＋｜Ｅ_ｏ｜^２〉＋2〈｜Ｅ_ｒ｜｜Ｅ_ｏ｜〉cos｛2π(2Ｖcosθ(ｎ_１＋Δｎ_１)/λ)ｔ＋2ｎ_１ｋ_ｏｚ｝ （４）
ここで、（Ｌ_２＋ｎ_０Ｌ_４）≒Ｌ_１と仮定した。
（４）式中の第３項のＡＣ成分をスペクトルアナライザ等により、その周波数成分を検出することにより、ドップラーシフト周波数の取得、そして、局所領域での散乱情報の計測を行うことが可能となる。

また、本実施例では、超音波と光とをパルスとすることにより、収束点Ｆの近傍領域Ｒ１における検出対象とする信号光成分のみを、高い空間分解能とＳ／Ｎの良い状態で検出できるようにしている。
そしてＰＣ６ａ内にストックされた散乱情報は、例えば１フレーム分の画像情報としてストックされる毎に、出力信号表示装置１０に出力され、光イメージング情報として画像化されて表示される。
ここで本実施例の動作を図４のフロー図を利用して詳細に説明する。
最初のステップＳ５１において、パルス発生器２１からパワーアンプ２２を経て生成されたパルス状超音波駆動信号が超音波トランスジューサ２ａに印加され、超音波トランスジューサ２ａはパルス超音波を発生する。このパルス超音波は、音響レンズ１６で収束されながら生体組織７に照射される。

また、ステップＳ５２に示すように、パルス同期制御回路４６は、パルス超音波の発生から一定時間後にパルス光を発生させる制御を行う。
より具体的にはパルス超音波が収束点Ｆに達する時刻に、パルス光がこの収束点Ｆに達する時刻となるようにパルス同期制御回路４６は、ディレイ回路４７によりパルス超音波の発生時刻から遅延量を調整する。そして、パルス同期制御回路４６は、この遅延量に相当する一定時間（図５参照）後に、パルス光源装置３ｃに対して、パルス光を発生させる制御信号を送り、パルス光を発生させる。
ステップＳ５３に示すように、このパルス光は、収束点近傍領域Ｒ１において収束された超音波による生体組織７の屈折率変化に伴って、その周波数がドップラーシフトしたパルス光となる。そして、後方側に反射されたパルス光は、ハーフミラー１３ａに戻る。

このハーフミラー１３ａにおいて、参照パルス光と干渉した干渉パルス光（ドップラーシフトの周波数成分の干渉パルス光）となる。そしてこの干渉パルス光は、ステップＳ５４に示すように光検出器４ａで検出される。
そして、次のステップＳ５５においてこの光検出器４ａから出力される干渉信号は、スペクトルアナライザ等によりドップラーシフト分Δｆの値が検出される。
次のステップＳ５６においてこのドップラーシフト分Δｆは、ＰＣ６ａ内のメモリに光イメージング情報として、スキャニング位置情報と共にストックされる。
次のステップＳ５７においてパルス同期制御回路４６は、スキャニングが終端かの判定を行う。そして、終端に該当しない場合には、パルス同期制御回路４６は、ステップＳ５８に示すように超音波の収束点Ｆを移動する制御を行う。

つまり、パルス同期制御回路４６は、スキャニング装置４９の動作を制御し、ユニット１１を移動させる。そして、ステップＳ５１に戻り、上述した処理を繰り返す。
このようにして、スキャニングがスキャニング範囲の終端まで行われると、ステップＳ５７からステップＳ５９に移る。このステップＳ５９において、１フレーム分の画像生成が完了する。そして、この１フレーム分の画像は、出力信号表示装置１０に送られ、この出力信号表示装置１０において、例えば屈折率変化を反映した画像が表示される。
図５は本実施例のタイミングチャートを示す。図５（Ａ）に示すように所定のタイミングで超音波トランスジューサ２ａからパルス超音波が発生する。このパルス超音波は、図５（Ｂ）に示すように時間Ｔｆ後に収束点Ｆに達する。

このパルス超音波の発生から一定の時間Ｔｆ（このＴｆよりパルス光源装置３ｃから収束点Ｆに至る光路長をパルス光が伝搬するのに要する時間分だけ差し引いた時間）後に、パルス光源装置３ｃからパルス光が図５（Ｃ）に示すように発生する。
また、光検出器４ａは、図５（Ｄ）に示すように上記収束点Ｆで反射されて戻るパルス光を観測パルス光として短い時間開くゲートパルス等に同期して検出する。
また、図５（Ｅ）に示すようにスキャニング装置４９は、光検出器４ａがパルス光の検出を終了した時間の後、１ステップ分移動するスキャニングを行う。
このようにして、収束点Ｆを２次元或いは３次元的に移動しながら収束点Ｆで反射されたドップラーシフトした干渉パルス光を順次検出する。

なお、光検出器４ａにより検出されたパルス光は、上述したようにスペクトルアナライザ等により、ドップラーシフト分Δｆが算出され、ＰＣ６ａ内のメモリにストックされる。
このように動作する本実施例によれば、超音波送信軸Ｏｕと光軸Ｏとを一致させるようにしてパルス光の検出を行うようにしているので、装置をコンパクトにできる。
また、光検出器４ａで検出される反射光は、収束点Ｆの近傍領域Ｒ１付近にパルス超音波が達した所定のタイミングでパルス光もこの近傍領域Ｒ１に達するようにパルス同期のタイミング設定がされているため、Ｓ／Ｎの良い信号検出を高い空間分解能で行うことができる。つまり、信号以外のノイズ光の発生を抑圧しているので、品質のよい散乱情報を得ることができる。

なお、ここでは光検出器４ａの出力信号からスペクトルアナライザ等を用いてドップラシフトした周波数情報を抽出する構成にしているが、図６に示す第１変形例のようにフーリエ変換回路５ｄを用いたフーリエ変換処理によりドップラーシフト分Δｆを算出するようにしても良い。
なお、図６では、フーリエ変換により算出されたドップラーシフト分Δｆは、ＰＣ６ａ内のメモリ３２に（スキャニング位置情報と関連付けて）格納される。本変形例によれば、ソフトウェアにより、複素屈折率の実部に相当する散乱情報を算出できる。従って、低コストで実現できる。
図７は、第２変形例の光イメージング装置１Ｋを示す。本変形例は、図２の構成において参照パルス光と干渉させない構成にしたものである。つまり、本変形例においては、参照光生成部１４を必要としない構成である。

このため、この光イメージング装置１Ｋは、図２の光イメージング装置１Ｊにおいてパルス光源装置３ｃからのパルス光は、ハーフミラー１３ａで反射された後、光軸Ｏに沿って生体組織７側に照射される。
生体組織７側で反射され、ハーフミラー１３ａに戻るドップラーシフトしたパルス光は、このハーフミラー１３ａを透過したものが分光装置５０に入射され、光学的に波長分離して検出される。
この分光装置５０により波長分離されたパルス光は、光検出器４ａで受光される。この光検出器４ａにて電気信号に変換され、信号処理回路５ｅに入力される。この信号処理回路５ｅは、例えばＡ／Ｄ変換回路と、演算回路と、メモリと備える。演算回路は、光検出器４ａの電気信号がＡ／Ｄ変換回路で変換されたデジタル信号と分光装置５０による波長分離に用いた情報とからドップラーシフト量及び屈折率変化を反映した物理量を算出する。そして、メモリには、例えば屈折率変化に関する情報がスキャニング位置の情報と共に格納される。

このメモリに格納された情報は、出力信号表示装置１０に出力される。その他は、図２と同様の構成である。本変形例は、参照光を必要としないため、より簡単な構成で実現できる。
なお、分光装置５０を用いないで、光検出器４ａで検出された検出信号をフーリエ変換してドップラーシフト量等を求めるようにしても良い。
なお、図７においては分光装置５０としてプリズムや回折格子のように屈折や回折を利用して屈折する方向（角度）により波長分離を行うことを想定しているが、図８に示す光イメージング装置１Ｌのように透過波長を選択的に調整する液晶チューナブルフィルタ４２を用いた構成にしても良い。この液晶チューナブルフィルタ４２は、ドライバ４３から印加される駆動信号に応じて、透過波長の値が選択的に変化する。

この液晶チューナブルフィルタ４２を透過したパルス光は、光検出器４ａにより受光される。この光検出器４ａの出力信号は、例えば信号処理回路５ｅ内の演算回路を経てメモリに、スキャニング位置の情報と関連付けて格納される。なお、コリメートレンズ３８は、ユニット１１に固定された簡略化した構造にして、低コスト化や軽量化できるようにしている。
その他は図７と同様の構成である。本変形例は、第２変形例とほぼ同様の作用効果を有する。

なお、図示しないが、液晶チューナブルフィルタ４２の代わりに音響光学回折格子を用いて、光学的にドップラーシフトしたパルス光を検出（抽出）する構成にしても良い。
図８の構成においても光学的に分光を行う液晶チューナブルフィルタ４２を用いないで、光検出器４ａの検出信号に対してフーリエ変換等の電気的な信号処理によりドップラーシフト量を求めるようにしても良い。
なお、上述した実施例においては、光軸Ｏと超音波送信軸Ｏｕとを一致するように設定した構成例を説明したが、これに限定されるものでなく、両軸が小さな角度なす状態或いは平行でそのずれ量が小さい状態に設定しても良い。

次に図９を参照して本発明の実施例２を説明する。実施例１においては、ドップラーシフトしたパルス光を検出することにより、複素屈折率の実部に相当する散乱情報を抽出する構成にしていた。これに対して、本実施例は、反射光からその位相情報を抽出することにより、複素屈折率の少なくとも実部に相当する散乱情報を抽出する。
図９は、実施例２の光イメージング装置１Ｂを示す。この光イメージング装置１Ｂは、図２の構成において、ハーフミラー１３ａと参照ミラー１４ａとの間の光路中に光変調器１８が介挿されている。この光変調器１８は、発振器１７の発振周波数の交流の電界が印加されることにより、その屈折率が、例えばその電界に比例して変化する。

この光変調器１８は、例えばＬｉＮｂＯ３等の電気光学効果を有する強誘電体結晶により構成されている。そして、光変調器１８による光変調に用いられる発振器１７の角周波数をω′_０とすると、ハーフミラー１３ａで反射されて光変調器１８に入射されるパルス光は、この角周波数ω′_０で光変調される。
また、光変調されたパルス光は、参照ミラー１４ａで反射された後、さらに光変調器１８により光変調されてハーフミラー１３ａに戻る。そして、このハーフミラー１３ａにおいて、参照パルス光と生体組織７側からの観測パルス光とが干渉（混合）する。この干渉パルス光は、光検出器４ａにて受光され、電気的な干渉信号となる。

また、本実施例は、図２の構成において、光検出器４ａから出力される干渉信号は、散乱情報抽出部５として、例えばオッシロスコープ５ｂに入力され、観測パルス光における位相成分と振幅成分の信号が抽出される。このオッシロスコープ５ｂの代わりに、例えばロックインアンプ等を用いても良い。
オッシロスコープ５ｂの出力信号は、ＰＣ６ａに入力され、デジタルの信号データに変換されてＰＣ６ａ内のメモリにスキャニング位置情報と関連付けてストックされる。
上記のように本実施例は、生体組織７側からの超音波による複素屈折率変化に伴う散乱光の
位相情報を抽出することにより、複素屈折率における実部に相当する散乱情報を抽出する。

次に本実施例の動作を図１０を参照して説明する。最初のステップＳ２１において、パルス発生器２１からパワーアンプ２２を経て生成されたパルス状超音波駆動信号が超音波トランスジューサ２ａに印加され、超音波トランスジューサ２ａはパルス超音波を発生する。このパルス超音波は、音響レンズ１６で収束されながら生体組織７に照射される。
また、ステップＳ２２に示すように、パルス同期制御回路４６は、パルス超音波の発生から一定時間後にパルス光を発生させる制御を行う。
より具体的にはパルス超音波が収束点Ｆに達する時刻に、パルス光がこの収束点Ｆに達する時刻となるように、パルス同期制御回路４６は、ディレイ回路４７によりパルス超音波の発生時刻からの遅延量を調整する。そして、パルス同期制御回路４６は、この遅延量に相当する一定時間（図５参照）後に、パルス光源装置３ｃに対して、パルス光を発生させる制御信号を送り、パルス光を発生させる。

ステップＳ２３に示すように、このパルス光は、ハーフミラー１３ａで分岐される。そして、ステップＳ２４ａに示すように参照ミラー１４ａに向かうパルス光は、光変調器１８で光変調され、参照ミラー１４ａで反射されて再びハーフミラー１３ａに参照パルス光として入射する。
一方、ステップＳ２４ｂに示すようにハーフミラー１３ａを透過したパルス光は、生体組織７に照射され、パルス超音波による複素屈折率変化に伴う散乱パルス光となる。そして、再びハーフミラー１３ａに入射される。
次のステップＳ２５に示すようにハーフミラー１３ａにより、参照パルス光と観測パルス光とが干渉する。この干渉パルス光は、ステップＳ２６に示すように光検出器４ａにより、受光され、ヘテロダイン検波される。

ヘテロダイン検波された干渉信号は、ステップＳ２７に示すようにオッシロスコープ５ｂ等により位相成分及び振幅成分が検出（抽出）される（位相成分等の検出に関しては後述）。そして、これらの情報は、ステップＳ２８に示すようにＰＣ６ａ内のメモリ等に光イメージング情報としてスキャニング位置の情報と関連付けてストックされる。
次のステップＳ２９において、例えばパルス同期制御回路４６は、スキャニングの終端かの判定を行い、終端でない場合にはステップＳ３０に示すように超音波の収束点を移動した後、ステップＳ２１に戻る。そして、同様の処理を繰り返す。
一方、スキャニングの終端に達した場合には１フレーム分の散乱情報を抽出できたとして、ステップＳ３１に進む。このステップＳ３１において、ＰＣ６ａは、ストックした光イメージング情報から画像生成する処理を行い、この画像生成が完了したら画像表示してこの処理を終了する。

なお、本実施例におけるタイミングチャートは、図５と同様であるため、その説明を省略する。
次に散乱光の位相成分及び振幅成分の抽出の動作を説明する。なお、以下の距離Ｄ_１等は、図２の場合と同様である。また、図９における下側には、収束点Ｆの近傍領域Ｒ１付近の拡大図を示す。この近傍領域Ｒ１のサイズをΔｚで示している。また、この近傍領域Ｒ１において、収束されたパルス超音波により複素屈折率がｍ＋Δｍ変化するとしている。
物体（生体組織７）側を通過する電界Ｅ_ｓ（ｚ′，ｔ）は、次の（５）式で近似できる。

Ｅ_ｓ（ｚ′，ｔ）≡Ｅ_ｓ＝Ｅ_ｓ０exp｛ｉ（ω_ｓｔ―ｋ_ｓｚ′）｝ （５）
ここで、光路長ｚ′は、
ｚ′＝Ｄ_２＋Ｄ_１＋２Ｌ_２＋２ｎ_０Ｌ_４＋２ｍ（ｚ−Δｚ／２）＋（ｍ＋Δｍ）Δｚ
＝Ｄ_２＋Ｄ_１＋２Ｌ_２＋２ｎ_０Ｌ_４＋２（ｍ_ｒ−ｉｍ_ｉ）ｚ−（ｍ_ｒ−ｉｍ_ｉ）Δｚ＋｛（ｍ_ｒ＋Δｍ_ｒ）−ｉ（ｍ_ｉ＋Δｍ_ｉ）｝Δｚ
＝Ｄ_２＋Ｄ_１＋２Ｌ_２＋２ｎ_０Ｌ_４＋２（ｍ_ｒｚ−Δｍ_ｒΔｚ）−ｉ（２ｍ_ｉｚ＋Δｍ_ｉΔｚ）
＝Ｄ_１＋Ｄ_２＋２Ｌ_２＋２ｎ_０Ｌ_４＋（２ｍ_ｒｚ＋Δｍ_ｒΔｚ）−ｉ（２ｍ_ｉｚ＋Δｍ_ｉΔｚ）
（６）
（６）式を（５）式に代入し、ｚ′をｚにより表現し直すと、
Ｅ_ｓ（ｚ，ｔ）＝Ｅ_ｓ０exp［ｉ｛（ω_ｓｔ―ｋ_０｛（Ｄ_１＋Ｄ_２＋２Ｌ_２＋２ｎ_０Ｌ_４＋２ｍ_ｒｚ＋Δｍ_ｒΔｚ）−ｉ（２ｍ_ｉｚ＋Δｍ_ｉΔｚ）｝｝］
＝Ｅ_ｓ０exp［ｉ｛ω_ｓｔ―ｋ_０（Ｄ_１＋Ｄ_２＋２Ｌ_２＋２ｎ_０Ｌ_４＋２ｍ_ｒｚ＋Δｍ_ｒΔｚ）｝］exp｛−ｋ_０（２ｍ_ｉｚ＋Δｍ_ｉΔｚ）｝
＝Ｅ_ｓ０exp｛−ｋ_０（２ｍ_ｉｚ＋Δｍ_ｉΔｚ）｝exp［ｉ｛ω_ｓｔ―ｋ_０（Ｄ_１＋Ｄ_２＋２Ｌ_２＋２ｎ_０Ｌ_４＋２ｍ_ｒｚ＋Δｍ_ｒΔｚ）｝］ （７）
参照パルス光Ｅ_ｒ（ｔ）は、以下の式で表される。

Ｅ_ｒ（ｔ）＝Ｅ_ｒ０exp［ｉ｛（ω_ｓ―２ω′_０）ｔ―ｋ_０｛Ｄ_１＋２Ｌ_１＋Ｄ_２｝］ （８）
Ｉ（ｚ，ｔ）＝｜Ｅ_ｓ（ｚ，ｔ）＋Ｅ_ｒ（ｔ）｜^２を計算する。
ここで、Ｅ_ｓ（ｚ，ｔ）＝Ｅ’_ｓexp｛ｉ（ω_ｓｔ＋φ_１）｝，Ｅ_ｒ（ｔ）＝Ｅ_ｒ０exp［ｉ｛（ω_ｓ―２ω′_０）ｔ＋φ_２｝］とおくと、
Ｅ＝Ｅ_ｓ（ｚ，ｔ）＋Ｅ_ｒ（ｔ）＝｛Ｅ’_ｓｏexp（ｉφ_１）＋Ｅ_ｒｏexp（−ｉ２ω′_０ｔ＋φ_２｝］exp（ｉω_ｓｔ）
Ｉ（ｚ，ｔ）＝｜ＥＥ^＊｜
＝｛Ｅ’_ｓｏexp（ｉφ_１）＋Ｅ_ｒ０exp（−ｉ２ω′_０ｔ＋ｉφ_２）｝exp（ｉω_ｓｔ）
×｛Ｅ’_ｓｏexp（−ｉφ_１）＋Ｅ_ｒｏexp（ｉ２ω′_０ｔ−ｉφ_２）｝exp（−ｉω_ｓｔ）
Ｉ（ｚ，ｔ）＝Ｅ’_ｓｏ ^２＋Ｅ_ｒ０ ^２＋Ｅ’_ｓｏＥ_ｒ０exp｛ｉ２ω′_０ｔ＋ｉφ_１−ｉφ_２｝＋Ｅ’_ｓｏＥ_ｒ０exp｛−ｉ２ω′_０ｔ−ｉφ_１＋ｉφ_２｝
＝Ｄ．Ｃ．＋Ｅ’_ｓｏＥ_ｒ０exp｛−ｉ（２ω′_０ｔ−φ_２＋φ_１）｝＋Ｅ’_ｓｏＥ_ｒ０exp｛ｉ（２ω′_０ｔ−φ_２＋φ_１）｝
＝Ｄ．Ｃ．＋２Ｅ’_ｓｏＥ_ｒ０cos（２ω′_０ｔ−φ_２＋φ_１）
−φ_２＋φ_１＝ｋ_０（Ｄ_１＋Ｄ_２＋２Ｌ_１）−ｋ_０（Ｄ_１＋Ｄ_２＋２Ｌ_２＋２ｎ_０Ｌ_４＋２ｍ_ｒｚ＋Δｍ_ｒΔｚ）
＝−ｋ_０（２Ｌ_２−２Ｌ_１＋２ｎ_０Ｌ_４＋２ｍ_ｒｚ＋Δｍ_ｒΔｚ）
故に、
Ｉ（ｚ，ｔ）＝｜ＥＥ^＊｜
＝Ｄ．Ｃ．＋２Ｅ_ｓｏＥ_ｒ０exp｛−ｋ_０（２ｍ_ｉｚ＋Δｍ_ｉΔｚ）｝cos｛２ω′_０ｔ−ｋ_０（２Ｌ_２−２Ｌ_１＋２ｎ_０Ｌ_４＋２ｍ_ｒｚ＋Δｍ_ｒΔｚ）｝
ここで、Ｌ_２−Ｌ_１＋ｎ_０Ｌ_４＝０となるように参照アーム長と、ハーフミラー１３ａと生体組織７との光路長を調整すると、上式は（９）式のように書ける。

Ｉ（ｚ，ｔ）＝Ｄ．Ｃ．＋２Ｅ_ｓｏＥ_ｒ０exp｛−ｋ_０（２ｍ_ｉｚ＋Δｍ_ｉΔｚ）｝cos｛２ω′_０ｔ−ｋ_０（２ｍ_ｒｚ＋Δｍ_ｒΔｚ）｝ （９）
ここで、ｎ_ｏは水３６の屈折率を示す。この（９）式は、超音波収束領域の媒質の複素屈折率ｍ＋Δｍの実部（つまりｍ_ｒ+△ｍ_ｒ）と虚部（つまりｍ_ｉ+△ｍ_ｉ）が共に変化すると、その超音波収束部位を通った戻り光或いは散乱光の位相項と振幅項の各々が変調を受ける。
そして、本実施例ではこのように超音波収束領域の媒質からの戻り光等における位相変調成分と振幅変調成分を抽出することにより、その媒質内部の局所的な散乱特性と吸収特性とを得る。

ここで、複素屈折率ｍ＋Δｍの虚部（ｍ_ｉ+△ｍ_ｉ）は、光の吸収を表す量であり、消光係数とも呼ばれ、吸収係数αと、以下の（１０）式の関係を持つ。
α＝４π（ｍ_ｉ＋Δｍ_ｉ）／λ （１０）
この吸収係数αは、入射光の強度が１／ｅに減じる伝搬距離の逆数に相当する。
（９）式においては入射パルス光を生体組織７に入射させ、超音波収束領域から戻る観測パルス光を直接検出する場合で示しており、このままでは位相成分を良好なＳ／Ｎで検出し難いので、図９に示したように光変調器１８で光変調された参照パルス光と、超音波収束部位から戻る観測パルス光とをハーフミラー１３ａで光混合して干渉させた干渉パルス光にしてヘテロダイン検波を行うようにしている。

このヘテロダイン検波に相当する干渉光は光検出器４ａで受光され、干渉信号となる。
光検出器４ａにより検出される光電流成分において、（９）式の第１項が直流成分となり、第２項がビート角周波数２ω′_０で正弦波状に変化する交流成分となる。つまり、交流成分の振幅成分と位相成分（より具体的には位相差）から、深さ位置ｚの吸収特性と散乱特性に密接に関連する各情報を検出することができる。
（９）式の信号は、位相計としての機能を有するオッシロスコープ５ｂやロックインアンプに入力することにより、交流成分の位相差及び振幅成分から散乱量と吸収量を検出できる。

上記位相計を用いる代わりに信号処理回路により、以下のように位相差等を算出することもできる。
以下においては、信号処理により光検出器４ａからの出力信号から位相差等を算出する場合を説明する。
（９）式のデータは、Ａ／Ｄ変換されてＰＣ６ａ内のメモリにストックされる。そして、ＰＣ６内のＣＰＵは、メモリにストックされたデータに対する演算処理を行い、（９）式における交流成分の位相差（複素屈折率の実部）を算出する演算を行う。
散乱特性に大きく寄与する位相差の値を算出するために、ＣＰＵはメモリにストックされたデータに対するフーリエ変換の処理を行って検出する。

ここで、位相差の項を検出するために時間変数ｔについてＩ（ｚ，ｔ）のフーリエ変換Ｆにより、以下の式（１１）となる。（ここで、２ω′_０＝２πｆ_０）
Ｆ｛Ｉ（ｚ，ｔ）｝＝ａδ（ｆ）＋（ｂ/２）exp（ｉｋ_０（２ｍ_ｒｚ＋△ｍ_ｒ△ｚ））δ（ｆ―ｆ_０）＋（ｂ/２）exp（―ｉｋ_０（２ｍ_ｒｚ＋△ｍ_ｒ△ｚ））δ（ｆ＋ｆ_０） （１１）
但し、ａは直流成分で、ｂ＝２Ｅ_ｓ０Ｅ_ｒ０exp｛ｋ_０（２ｍ_ｉｚ＋△ｍ_ｉ△ｚ）｝である。
（１１）式の第２項の周波数スペクトルｆ_０の複素振幅を取り出し、その実部と虚部の比をとることにより、以下の（１２）式から位相差の項｛ｋ_０（２ｍ_ｒｚ＋△ｍ_ｒ△ｚ）｝を求めることが可能である。つまり、｛ｋ_０（２ｍ_ｒｚ＋△ｍ_ｒ△ｚ）｝は、
｛ｋ_０（２ｍ_ｒｚ＋△ｍ_ｒ△ｚ）｝＝tan^−１［Ｉｍ｛（ｂ/２）exp（ｉｋ_０（２ｍ_ｒｚ＋△ｍ_ｒ△ｚ））｝／Ｒｅ｛（ｂ/２）exp（ｉｋ_０（２ｍ_ｒｚ＋△ｍ_ｒ△ｚ））｝］ （１２）
となる。

本実施例によれば、光散乱及び吸収の光イメージング情報を取得することができ、この光イメージング情報を画像化して表示することもできる。従って、病変部の診断などをより総合的に行うのに有効となる診断資料を提供できる。
また、反射光を検出するタイプにしているので、装置をコンパクトにできる。
さらに、反射光を検出するタイプにおいて、超音波送信軸Ｏｕと光軸Ｏとを一致させるようにしてパルス光の検出を行うようにしているので、装置をよりコンパクトにできる。

また、光検出器４ａで検出される反射光は、収束点Ｆの近傍領域Ｒ１付近にパルス超音波が達した所定のタイミングでパルス光もこの近傍領域Ｒ１に達するようにパルス同期のタイミング設定がされているため、Ｓ／Ｎの良い信号検出を行うことができる。つまり、信号以外のノイズ光の発生を抑圧しているので、品質のよい散乱情報を得ることができる。
図１１は実施例２の変形例の光イメージング装置１Ｃの構成を示す。本変形例は、光学的な遅延手段を備えた構成にしている。この光イメージング装置１Ｃは、図９の光イメージング装置１Ｂにおいて、パルス光源装置３ｃと第１のビームスプリッタとしての機能を持つハーフミラー１３ａとの間に、第２のビームスプリッタとなるハーフミラー１３ｂが配置されている。

そして、このハーフミラー１３ｂは、パルス光源装置３ｃからのパルス光の一部を反射し、参照光路側に配置した光学的遅延部８１を構成するミラー８２ａに入射させる。
この光学的遅延部８１は、２つのミラー８２ａ、８２ｂがハウジング内に例えば一定距離隔てて対向するように固定されている。そして、ミラー８２ａで反射されたパルス光は、ミラー８２ｂで反射された後、その光路上に配置された光変調器１８を経て変調された参照パルス光となり、ハーフミラー１３ａに入射される。
本変形例においては、光変調器１８とハーフミラー１３ａとの間の光路上に偏光板８４ａが配置されており、偏光板８４ａにより所定の偏光方向の参照パルス光がハーフミラー１３ａに入射される。また、ハーフミラー１３ａとコリメートレンズ３８との間の光路上にも偏光板８４ｂが配置されている。

この偏光板８４ｂの偏光方向は、偏光板８４ａと同じ偏光方向となるように配置されている。そして、生体組織７側に照射されるパルス光を偏光すると共に、生体組織７側から反射されて戻る観測対象側のパルス光に対して所定の偏光方向の成分のみがハーフミラー１３ａに入射されるように制限して、干渉性を向上している。
また、上記光学的遅延部８１のハウジングは、光学的遅延部駆動回路８３により図１１中の符号Ｅで示す移動方向に移動量が調整される。この光学的遅延部駆動回路８３は、パルス同期制御回路４６により、ディレイ回路４７を介した制御信号により制御される。
そして、ハーフミラー１３ａを透過して生体組織７側に照射されたパルス光が収束点Ｆで反射されて再びハーフミラー１３ａに戻るタイミングと、ハーフミラー１３ｂで反射されて参照光路側を経た変調された参照パルス光がハーフミラー１３ａに入射されるタイミングとが一致するように光学的遅延部８１の移動量が、光学的遅延部駆動回路８３により駆動される。その他の構成は、図９と同様である。

図１２は、生体組織７に実線で示すようなパルス光を入射パルスとして時間ｔ＝０に入射させた場合、この時間ｔ以降における生体組織７側から反射される反射光パルス（点線）のプロファイル例を示す。なお、横軸は時間ｔを示し、縦軸は強度を示す。
図１２に示すようにパルス光を、生体組織７に入射パルスとしてさせた場合、図１２の点線で示すような反射光パルスとなり、これらの反射光パルスはハーフミラー１３ａ側に入射される。
本変形例においては、超音波パルスの収束点Ｆで反射された反射光パルスが、ハーフミラー１３ａに入射されるタイミングで、参照パルス光がハーフミラー１３ａに入射されるように光学的遅延部８１により時間遅延の調整（参照光路長の調整）が行われる。この調整により、ハーフミラー１３ａに入射される参照パルス光と、生体組織７側からの反射パルス光とが干渉して、この干渉パルス光が光検出器４ａにより受光される。

また、スキャニング装置４９により、超音波パルスの収束点Ｆが、生体組織７の深さ方向に変化した場合、その収束点Ｆで反射されてハーフミラー１３ａに反射光パルスが到達する時間が変化する。このため、この変化に対応して光学的遅延部８１による時間遅延も変化するように光学的遅延部８１は光学的遅延部駆動回路８３により駆動される。
本変形例は、実施例２とほぼ同様の効果を有すると共に、光学的遅延手段を用いることにより、生体組織７の深さ方向に対する光の散乱情報を容易に得ることができる。また、偏光手段を採用することにより、Ｓ／Ｎを向上することができる。
なお、図１１の構成において、ハーフミラー１３ａとコリメートレンズ３８との間の光路上にも変調器１８を配置して、Ｓ／Ｎをより向上できる構成にしても良い。
なお、ハーフミラー１３ｂ、ミラー８２ａを用いずに、参照側ミラー８２ｂが光学的遅延部駆動回路８３によりＥの方向に移動する構成にしても図１１と同様の効果が得られる。

次に図１３から図１５を参照して本発明の実施例３を説明する。図１３は本発明の実施例３の光イメージング装置１Ｒの構成を示す。本実施例では、光ファイバを用いることにより、特に２次元スキャニングする部分をより小型化できるようにしている。
この光イメージング装置１Ｒは、生体組織７にパルス光を照射する例えばパルスレーザ装置３ａを有する。なお、パルスレーザ装置３ａに限らず、ＬＥＤ、ＳＬＤ等の他の光源装置を用いてパルス光を発生するようにしても良い。
このパルスレーザ装置３ａのパルス光は、このパルス光を導光する光ファイバ５２ａの端面に入射され、この光ファイバ５２ａを介してその途中に設けられた光カプラ５３において、２つのパルス光に分岐される。そして、一方は光ファイバ５２ｂを介してパルス光照射と受光を行うパルス光照射・受光部５４側に導光され、他方は光ファイバ５２ｃを介して参照光生成部５５側に導光される。

また、光ファイバ５２ｂにより、超音波を伝達する水３６を介して生体組織７側に照射され、生体組織７側から戻るパルス光は観測パルス光としてこの光ファイバ５２ｂに入射され、光カプラ５３において参照パルス光と干渉した干渉パルス光となる。
そして、この干渉パルス光は、光ファイバ５２ｄを経てその端面に配置された光検出器４ａにより受光され、光電変換される。
上記参照光生成部５５は、光ファイバ５２ｃの端面から出射されるパルス光をコリメートレンズ５６により平行な光束のパルス光にして、固定された参照ミラー１４ａに入射させ、この参照ミラー１４ａで反射されたパルス光をコリメートレンズ５６により再び光ファイバ５２ｃの端面に入射させる。

この場合、コリメートレンズ５６と参照ミラー１４ａとの間には、実施例２と同様に発振器１７の発振出力で駆動される光変調器１８が配置されており、この光変調器１８によって参照パルス光は光変調される。
また、上記パルス光照射・受光部５４は、パルス光照射及び受光を行う光ファイバ５２ｂの端面付近に、超音波トランスジューサ５７とスキャニングデバイス５８とが設けられている。
超音波トランスジューサ５７は、パルス発生器２１′からパルス状の超音波駆動信号が印加されることにより、パルス超音波を発生し、このパルス超音波は音響レンズ５９により収束されて生体組織７側に照射される。なお、このパルス発生器２１′は、図２のパルス発生器２１とパワーアンプ２２の機能を兼ねている。

また、スキャニングデバイス５８は、パルス状超音波駆動信号と同期して、スキャニング信号発生回路２４からのスキャニング信号が印加されることにより、パルス光照射＆受光部５４を２次元的にスキャンする。例えば、生体組織７の深さ方向、つまりz方向と、このz方向と直交する例えばx方向等にスキャンする。
なお、光ファイバ５２ａ、５２ｂ、５２ｃ、５２ｄは、パルス光の分散を抑制するため、例えばシングルモードのみを伝送するシングルモードファイバを使用しても良い。
この光ファイバ５２ｂの端面の拡大図を図１４に示す。本実施例においては、光ファイバ５２ｂは、中央部に配置した１本或いは複数本の光ファイパからなる第１の光ファイバ部６０ａと、この第１の光ファイバ部６０ａの周囲に配置した複数のファイバ、つまりファイババンドルからなる第２の光ファイバ部６０ｂとにより構成されている。

そして、例えば図１５の光カプラ５３の拡大図に示すようにパルスレーザ装置３ａによるパルス光を光ファイバ５２ａに入射させ、光カプラ５３を構成する第１カプラ部５３ａにおいて例えば２本に分岐させて光ファイバ５２ｂの第２の光ファイバ部６０ｂと光ファイパ５２ｃにおける第２の光ファイバ部６０ｂと導光させるようにしている。
そして、第２の光ファイバ部６０ｂの端面から、導光されたパルス光を生体組織７側に照射する。また、生体組織７側からの戻りパルス光を中央の第１の光ファイバ部６０ａで受光するようにしている。この第１の光ファイバ部６０ａで受光されたパルス光は、第２のカプラ部５３ｂにおいて参照パルス光を導光する第１の光ファイバ部６０ａと光混合され、干渉パルス光が生成される。そして、干渉パルス光は、光ファイバ５２ｄにより導光されて光検出器４ａで受光される。

この光検出器４ａで検出された信号は、例えばロックインアンプ６３の信号入力端に入力される。
また、このロックインアンプ６３は、パルス発生器２１′からディレイ回路２３によりディレイされたタイミングに同期して、信号抽出の動作を行う。
このロックインアンプ６３で検出された信号は、ＰＣ６ａを構成するＰＣ本体６ｃ内のＡ／Ｄ変換回路でデジタル信号に変換され、メモリに格納される。なお、ＰＣ本体６ｃには光イメージング画像を表示するモニタ３５が接続されている。
また、このＰＣ本体６ｃには、スキャニング信号発生回路２４からスキャニング信号が入力され、このスキャニング信号を取り込むことにより、ＰＣ本体６ｃ内のＣＰＵは、スキャニング位置情報を算出する。

また、パルス同期部８としての機能を持つ制御回路２５は、パルス発生器２１′、スキャニング信号発生回路２４及びディレイ回路２３の各動作と、パルスレーザ装置３ａのパルス光の発生の動作を制御する。また、この制御回路２５は、例えばＰＣ本体６ｃ内のＣＰＵと制御信号などの送受を行うことができる。そして、制御回路２５によりパルス発生器２１′等を制御することができると共に、ＰＣ６ａ側から制御回路２５を介して或いは制御回路２５をスルーしてパルス発生器２１′等を制御することもできるようにしている。
このような構成による本実施例によれば、光ファイバ５２ｂの先端付近をスキャニングすることにより、実施例２と同様に複素屈折率の実部と虚部に相当する光イメージング情報を得ることができる。さらに、スキャニングデバイス５８としてサイズが小さくかつ駆動力が小さなもので済む。その他、実施例２と同様の効果を有する。

また、光カプラ５３とスキャニングデバイス５８の間に別途光変調器を設けることにより、Ｓ／Ｎを向上させることができる構成にしても良い。
なお、図１３における参照光生成部５５として光変調器１８及び発振器１７を設けない構成にして、ドップラシフトしたパルス光を検出して散乱情報を取得することもできる。この場合の構成を図１６に示す。
図１６に示す実施例３の第１変形例の光イメージング装置１Ｕは、図１３の光イメージング装置１Ｒにおいて、上記のように参照光生成部５５が、光変調器１８及び発振器１７を有しない構成である。

また、本変形例におけるパルス光照射・受光部５４ｂは、例えば凹面形状の超音波トランスジューサ５７ｂとスキャニングデバイス５８を備えると共に、超音波トランスジューサ５７ｂの超音波送信面には超音波を収束する音響レンズ５９が設けてある。なお、図１３と同様に平板形状の超音波トランスジューサ５７を採用しても良い。
また、光検出器４ａの出力信号は、スペクトルアナライザ等の信号処理回路５ｃに入力され、ドップラーシフト分△fが検出される。この信号処理回路５ｃの出力信号はＰＣ本体６ｃに入力され、Ａ／Ｄ変換されてメモリに光イメージング情報としてストックされる。なお、本変形例において、光ファイバ５２ａ、５２ｂ、５２ｃ、５２ｄは、パルス光の分散を抑制するため、例えばシングルモードファイバを使用しても良い。
本変形例も実施例３とほぼ同様の効果を有する。

図１７は、実施例３の第２変形例の光イメージング装置１Ｖを示す。この光イメージング装置１Ｖは、干渉計を形成しない構成にしたものである。この光イメージング装置１Ｖは、図１６の光イメージング装置１Ｕにおいて、光の分離や結合を行う光カプラ５３を用いない構成にしている。具体的にはパルス光源装置３ｃからのパルス光を光ファイババンドル５２ａ′により、その先端面に導光し、パルス光照射・受光郎５４ｂにおける先端面から導光したパルス光を生体組織７側に照射する。

また、この光ファイババンドル５２ａ′は、途中で光ファイバ５２ｄ′と一体化された光ファイババンドル部５２ｂ′が形成されている。
この光ファイババンドル部５２ｂ′は、例えば図１４と類似の構成である。具体的には、図１７中の端面拡大図に示すように、中心位置に受光用の光ファイバ５２ｄ′が配置され、その周囲に光ファイババンドル５２ａ′を構成する光ファイバが配置された同心の構造になっている。
また、光ファイババンドル５２ａ′の先端付近の外側には、例えば凹面形状の超音波トランスジューサ５７ｂとスキャニングデバイス５８とが設けられている。さらに超音波トランスジューサ５７ｂの超音波送信面には、超音波を収束する音響レンズ５９が設けてある。

そして、中心位置に配置した光ファイバ５２ｄ′により、生体組織７側からのドップラーシフトしたパルス光を受光し、その基端面側に導光する。この基端面には、例えば分光装置５０が配置されており、ドップラーシフトした周波数成分のパルス光を光学的に分離抽出する。
抽出されたパルス光は、光検出器４ａに入力され、光電変換された電気信号となり、ＰＣ本体６ｃに入力され、内部のメモリにスキャニング位置の情報や分光装置５０による周波数分離の情報と共にストックされる。
本変形例は、図１６の構成による電気的にドップラーシフトした周波数成分の信号を分離抽出することを行わないため、図１６における信号処理回路５ｃを経由しないで、ＰＣ本体６ｃに入力する構成にしている。このため、ディレイ回路２３の信号は、ＰＣ本体６ｃに入力される構成になっている。

その他は、図１６の構成と同様である。本変形例は、ほぼ図１６の場合と同様の効果を有する。また、本変形例は、図１６における光カプラ５３や干渉させるための参照光生成部５５等が不要となり、よりコンパクトな装置を実現できる。そして、被検体の特性情報としての複素屈折率の実部に相当する散乱情報の画像情報（例えば２次元情報）を得ることができる。
なお、図１７において、光ファイババンドル５２ａ′の各光ファイバ５２ｄ′は、パルス光の波長による分散を抑制するため、例えばシングルモードファイバを使用しても良い。
なお、本変形例における分光装置５０として、具体的には液晶チューナブルフィルタ、音響光学素子、回折格子等を用いることもできる。

図１８は実施例４の内視鏡装置１Ｓを示す。この内視鏡装置１Ｓは、図１３の実施例３におけるパルス光照射・受光部５４を内視鏡７１に設けた構成にしている。
この内視鏡７１は、挿入部７２の先端に設けられた硬質の先端部７３には、照明光を出射する照明窓と観察(撮像)を行う観察窓とが設けてある。照明窓にはライトガイド７４の先端側が取り付けてあり、その先端面から照明光を出射する。なお、ライトガイド７４の図示しない手元側の端面には、図示しない内視鏡光源装置から照明光が入射される。

また、観察窓には対物レンズ７５が取り付けてあり、その結像位置には撮像素子として例えばＣＣＤ７６が配置されている。このＣＣＤ７６は、図示しないビデオプロセッサ等の信号処理装置と接続され、この信号処理装置は、ＣＣＤ７６により撮像された画像信号に対する信号処理を行って映像信号を生成し、図示しないモニタに映像信号を出力する。
また、この挿入部７２にはその長手方向に処置具類を挿通可能とするチャンネル７７が設けてあり、このチャンネル７７内に光ファイバ５２ｂが挿通され、チャンネル７７の先端開口に図１３のパルス光照射・受光部５４が着脱自在に取り付けられている。
なお、チャンネル７７内には、パルス発生器２１′からのパルス状の超音波駆動信号とスキャニング信号発生回路２４からのスキャニング信号とを伝送する信号線も挿通され、それぞれ超音波トランスジューサ５７とスキャニングデバイス５８にそれぞれ印加される。

本実施例によれば、パルス光照射・受光部５４を内視鏡７１のチャンネル７７に着脱自在に取り付けて散乱情報の画像情報を簡単に得ることができる。特に体腔内において、通常の光学的な観察下における病変部に対して、さらに詳しく診断したい場合、散乱情報の画像情報を取得することが可能になり、総合的な診断を行い易くなる。
なお、光ファイバ５２ａ、５２ｂ、５２ｃ、５２ｄは、図１６の実施例と同様、シングルモードファイバ等を用いることでパルス光の分散を抑制するような構成にしても良い。

図１９は第１変形例の内視鏡装置１Ｔを示す。この内視鏡装置１Ｔは、例えば図１６の光イメージング装置１Ｕを内視鏡７１に適用したものである。つまり、この内視鏡装置１Ｔは、図１６におけるパルス光照射・受光部５４ｂを内視鏡７１に設けた構成にしている。
また、図２０は、図１９における内視鏡７１の先端側部分の構成を示している。チャンネル７７内には光ファイバ５２ｂ等が挿通され、チャンネル７７の先端部にパルス光照射・受光部５４ｂが取り付けられる。

本変形例は、実施例４とほぼ同様の効果を有する。
図２１は、第２変形例における光ファイバ５２ｂの端部の構成例を示す。図１４で示したようにこの光ファイバ５２ｂは、その中央部に第１の光ファイバ部６０ａが配置され、その周囲に複数のファイバからなる第２の光ファイバ部６０ｂが配置されている。
図２１の光ファイバ５２ｂにおいては、第２の光ファイバ部６０ｂの端面が中央部の第１の光ファイバ部６０ａの軸に関して回転対称となる放物面等の凹面を形成するように加工されており、さらにその端面には集光するコリメートレンズ（或いは集光レンズ）６０ｃが取り付けられている。

そして、各第２の光ファイバ部６０ｂの端面から出射される光を焦点位置Ｆ_ｏにフォーカスすることができるようにしている。このようにすることにより、Ｓ／Ｎが良く、空間分解能が高い光イメージング情報を取得できる。
なお、第１の光ファイバ部６０ａ、第２の光ファイバ部６０ｂもパルスの分散を抑制するもの、例えばシングルモードファイバを用いて構成しても良い。

なお、光検出器４ａによる電気信号に対して、スペクトルアナライザやフーリエ変換等により、電気的にドップラーシフトした周波数成分の信号を分離抽出する電気的信号処理手段を備えた構成の装置（例えば図２）の場合に対しては、その代わりに光学的に分光手段を用いてドップラーシフトした周波数成分の信号を分離抽出することができる。
また、これとは逆に分光手段により光学的にドップラーシフトした周波数成分の信号を分離抽出する構成の装置（例えば図７）の場合には、その代わりに電気的信号処理手段を用いてドップラーシフトした周波数成分の信号を分離抽出する構成にすることができる。
なお、上記の各実施例においては、複素屈折率の実部に基づく光散乱情報を検出するものであるが、例えば、蛍光、りん光等の非弾性散乱情報に基づいて生体組織の情報を取得しても良い。
なお、上述した各実施例等を部分的に組み合わせる等して構成される実施例等も本発明に属する。

生体組織にパルス超音波が照射された検査対象部位にパルス光を所定のタイミングに同期するように照射し、そのパルス光を検出し、複素屈折率の実部に相当する光散乱情報を検出して画像化できるようにすることにより、病変組織の構造変化に相関性が高い情報を得ることができ、病変組織の診断等に有効利用することができる。

図１は本発明の被検体情報分析装置の基本的な構成を示すブロック図。 図２は検体情報分析装置の実施例１の光イメージング装置の全体構成を示すブロック図。 図３は超音波の収束点近傍でドップラシフトする様子を示す図。 図４は本実施例の動作内容を示すフローチャート。 図５は本実施例の動作説明用タイミングチャート。 図６は実施例１の第１変形例におけるフーリエ変換回路周辺部の構成を示すブロック図。 図７は第２変形例の光イメージング装置の全体構成を示すブロック図。 図８は第３変形例の光イメージング装置の全体構成を示すブロック図。 図９は本発明の実施例２の光イメージング装置の全体構成を示すブロック図。 図１０は実施例２の動作内容を示すフローチャート。 図１１は実施例２の変形例の光イメージング装置の全体構成を示すブロック図。 図１２は生体組織からの反射光パルスの概略の波形例を示す図。 図１３は本発明の実施例３の光イメージング装置の全体構成を示すブロック図。 図１４は光ファイバの端面の構造を示す図。 図１５は光カプラの構成例を示す図。 図１６は実施例３の第１変形例の光イメージング装置の全体構成を示すブロック図。 図１７は実施例３の第２変形例の光イメージング装置の全体構成を示すブロック図。 図１８は実施例４に係る内視鏡装置の構成を示す図。 図１９は実施例４の第１変形例の内視鏡装置の構成を示す図。 図２０は図１９における内視鏡の先端側の構成を示す図。 図２１は第２変形例における光ファイバの構成を示す斜視図。

符号の説明

１Ｊ、１Ｋ、１Ｂ…光イメージング装置
２…パルス超音波発生部
２ａ…超音波トランスジューサ
３…パルス照明光発生部
３ｃ…パルス光源装置
４…反射光受光部
４ａ…光検出器
５…散乱情報抽出部
５ｃ…スペクトルアナライザ（信号処理回路）
６…被検体情報生成部
６ａ…ＰＣ
７…生体組織
８…パルス同期部
１１…ユニット
１２…スキャニングユニット
１３ａ…ハーフミラー
１６…音響レンズ
１８…光変調器
２４…スキャニング信号発生回路
３８…コリメートレンズ

Claims (20)

1. 所定の超音波送信軸に沿って被検体に対してパルス超音波を発生可能なパルス超音波発生手段と、
   前記パルス超音波発生手段によって発生された前記パルス超音波が前記被検体内における検査対象部位に到達する位置に対してパルス照明光を発生可能とするパルス照明光発生手段と、
   前記検査対象部位から反射されるパルス照明光を受光可能に設けられた反射光受光手段と、
   前記反射光受光手段で受光された受光信号に基づき、前記検査対象部位における光の散乱情報を抽出する散乱情報抽出手段と、
   前記散乱情報抽出手段によって抽出された光の散乱情報に基づき、前記パルス照明光が到達した前記検査対象部位に対応する前記被検体の特性情報を生成する被検体情報生成手段と、
   を具備したことを特徴とする被検体情報分析装置。
2. さらに前記パルス超音波及び前記パルス照明光の発生を所定のタイミングに同期させるパルス同期手段を有することを特徴とする請求項１に記載の被検体情報分析装置。
3. 前記パルス同期手段は、前記パルス超音波が前記検査対象部位に到達するタイミングに、前記パルス照明光が前記検査対象部位に到達するように同期させることを特徴とする請求項２に記載の被検体情報分析装置。
4. 前記超音波送信軸と前記パルス照明光が照射される光軸とは、略同軸状に設定されることを特徴とする請求項１に記載の被検体情報分析装置。
5. 前記反射光受光手段は、前記検査対象部位におけるパルス超音波により周波数変調されたパルス照明光を受光することを特徴とする請求項１から４の何れかの請求項に記載の被検体情報分析装置。
6. 前記散乱情報抽出手段は、前記反射光受光手段で受光された受光信号に基づく位相情報から、前記検査対象部位における光の散乱情報を抽出することを特徴とする請求項１から４の何れかの請求項に記載の被検体情報分析装置。
7. 前記反射光受光手段は、前記検査対象部位から反射されたパルス照明光を前記パルス照明光発生手段により発生されたパルス照明光と干渉させた干渉光を受光することを特徴とする請求項１から６の何れかの請求項に記載の被検体情報分析装置。
8. さらに前記パルス超音波発生手段及び前記パルス照明光発生手段を少なくとも１次元的に走査する走査手段を有することを特徴とする請求項１から７の何れかの請求項に記載の被検体情報分析装置。
9. 前記パルス同期手段は、前記パルス超音波及び前記パルス照明光の発生のタイミングに同期して、前記パルス超音波発生手段及び前記パルス照明光発生手段を走査する走査手段の走査タイミングの制御を行うことを特徴とする請求項２に記載の被検体情報分析装置。
10. さらに前記パルス超音波を所定の位置に収束するパルス超音波収束手段を有することを特徴とする請求項１から９の何れかの請求項に記載の被検体情報分析装置。
11. さらに前記パルス照明光を所定の位置に収束するパルス照明光収束手段を有することを特徴とする請求項１から１０の何れかの請求項に記載の被検体情報分析装置。
12. 前記光の散乱情報は、前記検査対象部位の複素屈折率の実部に相当する情報であることを特徴とする請求項１ないし１１の何れかに記載の被検体情報分析装置。
13. 前記光の散乱情報は、非弾性散乱情報であることを特徴とする請求項１ないし１１の何れかに記載の被検体情報分析装置。
14. 所定の超音波送信軸に沿って被検体に対してパルス超音波を発生可能なパルス超音波発生部、前記パルス超音波発生部によって発生された前記パルス超音波が前記被検体内における検査対象部位に到達した位置にパルス照明光を発生可能とするパルス照明光発生部、前記検査対象部位から反射されるパルス光を受光可能に設けられた反射光受光部と、
    前記反射光受光部で受光された受光信号から前記検査対象部位における光の散乱情報を抽出する散乱情報抽出部と、
    前記散乱情報抽出部によって抽出された光の散乱情報に基づき、前記パルス照明光が到達した前記検査対象部位に対応する前記被検体の特性情報を生成する被検体情報生成部と、
    を具備したことを特徴とする内視鏡装置。
15. さらに前記パルス超音波とパルス照明光とを所定のタイミングに同期させるパルス同期部
    を有することを特徴とする請求項１４に記載の内視鏡装置。
16. 前記光の散乱情報は、前記検査対象部位の複素屈折率の実部に相当する情報であることを特徴とする請求項１４または１５に記載の内視鏡装置。
17. 前記光の散乱情報は、非弾性散乱情報であることを特徴とする請求項１４または１５に記載の内視鏡装置。
18. 所定の超音波送信軸に沿って被検体に対してパルス超音波を発生するパルス超音波発生工程と、
    前記パルス超音波発生工程によって発生された前記パルス超音波が前記被検体内における検査対象部位に到達した位置にパルス照明光を照射するパルス照明光照射工程と、
    前記検査対象部位から反射されるパルス光を受光するパルス光受光工程と、
    前記パルス光受光工程で受光された受光信号から前記検査対象部位における光の散乱情報を抽出する散乱情報抽出工程と、
    前記散乱情報抽出工程によって抽出された光の散乱情報に基づき、前記パルス照明光が到達した前記検査対象部位に対応する前記被検体の特性情報を生成する被検体情報生成工程と、
    を具備したことを特徴とする被検体情報分析方法。
19. 前記光の散乱情報は、前記検査対象部位の複素屈折率の実部に相当する情報であることを特徴とする請求項１８に記載の被検体情報分析方法。
20. 前記光の散乱情報は、非弾性散乱情報であることを特徴とする請求項１８に記載の被検体情報分析方法。

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