JP4939237B2 - 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

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。
つまり、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、光源若しくは検査対象部位を走査してその位置を変更した場合における検出器で適切に受光するように制御していないため、画像化された情報等を取得することが簡単に行えない欠点がある。
このため、被検体としての生体内の深部側となる検査対象部位の場合にも高い空間分解能を確保して複素屈折率の実部の情報を含む被検体の特性情報を生成することができる装置及び方法が望まれる。

（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容易に取得するための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。

本発明の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超音波を発生可能な超音波発生部と、前記超音波発生部から発生される前記超音波が伝達される前記被検体内における検査対象部位に到達する照明光を発生可能な照明光発生部と、前記照明光が到達した前記検査対象部位から得られる光を受光可能に設けられた受光部と、前記受光部で受光された受光信号に基づく振幅情報から、前記照明光が到達した前記検査対象部位における光の吸収情報を抽出する振幅・光吸収情報抽出部と、前記受光部で受光された受光信号に基づく位相情報から、前記照明光が到達した前記検査対象部位における光の散乱情報を抽出する位相・光散乱情報抽出部と、前記位相・光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、を有することを特徴とする。

本発明の内視鏡装置は、所定の超音波送信軸に沿って被検体に対して超音波を発生可能な超音波発生部、前記超音波発生部によって発生された前記超音波が伝達される前記被検体内における検査対象部位に到達する照明光を発生可能な照明光発生部、前記照明光が到達した検査対象部位から反射される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に基づく振幅情報から、前記照明光が到達した前記検査対象部位における光の吸収情報を抽出する振幅・光吸収情報抽出部と、前記反射光受光部で受光された受光信号に基づく位相情報から、前記照明光が到達した前記検査対象部位における光の散乱情報を抽出する位相・光散乱情報抽出部と、前記位相・光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、を有し、前記照明光発生部は、前記超音波発生部の周辺に配置され、前記位相・光散乱情報抽出部は、前記反射光受光部で受光された受光信号から得られる位相情報を抽出する位相情報抽出部と、前記位相情報抽出部で抽出された位相情報に基づき、前記照明光が到達した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を有し、前記被検体情報生成部は、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ことを特徴とする。
本発明の被検体の特性情報をは、超音波発生部により所定の超音波送信軸に沿って被検体に対して超音波を発生する超音波発生工程と、照明光発生部により前記超音波の照射される位置内の所定の位置に到達する照明光を発生する照明光発生工程と、反射光受光部によって前記照明光が到達した位置に対応する部位から反射される光を受光する反射光受光工程と、前記反射光受光工程で受光された受光信号から得られる振幅情報を抽出する振幅情報抽出工程と、前記振幅情報抽出工程で抽出された振幅情報に基づき、前記照明光が到達した前記検査対象部位における光の吸収情報を抽出する光吸収情報抽出工程と、前記反射光受光工程で受光された受光信号から得られる位相情報を抽出する位相情報抽出工程と、前記位相情報抽出工程で抽出された位相情報に基づき、前記照明光が到達した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で抽出された光の散乱情報に基づき、前記照明光が到達した前記検査対象部位に対応する前記生成する被検体情報生成工程と、を有することを特徴とする。

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容易に取得可能となる。

以下、図面を参照して本発明の実施例を説明する。

図１ないし図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は被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を拡大して示し、図４は本実施例の動作内容のフローチャートを示し、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の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超音波発生部２と、前記超音波発生部２から発生される前記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照明光を発生可能とする照明光発生部３とを有する。

また、この被検体情報分析装置は、照明光発生部３により発生された照明光が前記検査対象部位を経た光を受光可能とするように、前記検査対象部位に指向するように配置された受光部４と、この受光部４で受光された受光信号に基づく位相情報から、前記照明光が到達した前記検査対象部位の複素屈折率における少なくとも実部に相当する情報を抽出する情報抽出部５とを有する。
情報抽出部５は、後述する実施例１等にて説明するように受光部４にて受光した透過光或いは散乱光（若しくは反射光）から複素屈折率における少なくとも実部に相当する位相情報を抽出する位相情報抽出部と、この位相情報から散乱情報を抽出する散乱情報抽出部とを有する。

図１において受光部４は、照明光発生部３による照明光が被検体側に照射される光軸上で被検体を透過した照明光を観測光として受光する透過光受光部に相当する配置例（構成例）を示しているが、これに限定されるものでない。例えば実施例２においては、反射した光を観測光として受光する反射光受光部で構成される場合もある。
また、この被検体情報分析装置は、前記情報抽出部５によって抽出された情報に基づき、前記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６を有する。

この被検体情報生成部６は、被検体の検査対象部位を例えば２次元或いは３次元的に走査した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。

次に図２を参照して、この被検体情報分析装置のより具体的な構成を説明する。

図２に示す実施例１の光イメージング装置１Ａは、照明光発生部３として、コヒーレント光を発生する例えばレーザ装置３ａを有し、このレーザ装置３ａは、第１のユニット１１ａ内に設けてある。なお、照明光を発生する光源としては、コヒーレント光を発生するレーザ装置３ａに限定されるものでなく、キセノン光やハロゲン光といった熱光源や、ＬＥＤ、ＳＬＤを用いても良い。
この第１のユニット１１ａ内には超音波発生部２を構成する超音波トランスジューサ２ａが内蔵されている。
この第１のユニット１１ａに対向して受光部４を構成する光検出器４ａ等を内蔵した第２のユニット１１ｂが、被検体としての生体組織７を挟むようにして配置される。

また、両ユニット１１ａ、１１ｂには、これらユニット１１ａ、１１ｂをそれぞれ２次元的若しくは３次元的に同期してスキャニング（走査）する走査部としてのスキャニングユニット１２ａ、１２ｂがそれぞれ取り付けられており、スキャニングユニット１２ａ、１２ｂは、例えば制御部８内に設けられたスキャニング信号発生回路２４からのスキャニング信号で動作する。
本実施例においては、超音波を照射する位置に光を照射する位置を一致させるような構成にしているため、走査部としては、照明光としてのレーザ光が照射される位置を走査する照明光走査部の機能の他に、その位置が超音波の照射位置ともなるように超音波走査部の機能も兼ねている。

そして、以下に説明するように超音波が収束された収束点Ｆを検査対象部位として、この収束点Ｆに超音波が存在しているタイミングにおいて、この収束点Ｆに到達したレーザ光に基づく（さらに生体組織７を透過する）透過光を受光部４を構成する光検出器４ａにて受光する構成にしている。
つまり、本実施例においては第１のユニット１１ａを移動（走査）してその位置を変化させると共に、その位置が変化した場合においてもその位置からの光が受光部４を構成する光検出器４ａにて受光できるようにスキャニング信号発生回路２４等を制御する制御回路２５を設けている。このようにすることにより、異なる検査対象部位の散乱情報を取得して、画像化することも行えるようにしている。

図２に示すように超音波が生体組織７内を進行する方向をｚ軸に設定した場合、スキャニングユニット１２ａ、１２ｂは、例えばｘ、ｙ方向（図２中において、符号Ａ，Ｂにて示す）に両ユニット１１ａ、１１ｂを２次元的に走査する。なお、スキャニングユニット１２ａ、１２ｂは、ｘ，ｙ方向でなく、ｘ，ｚ方向やｙ，ｚ方向でも良い。或いはｘ，ｙ，ｚの３次元的に走査するような構成にしても良い。
また、第２のユニット１１ｂ内に設けられ、受光部４を構成する光検出器４ａにより光電変換された電気信号は、情報抽出部５における位相情報抽出部を構成するオッシロスコープ５ａに入力される。このオッシロスコープ５ａは電気信号から、複素屈折率の位相成分を抽出して、被検体情報生成部６（の画像形成部）を構成するパーソナルコンピュータ６ａに出力する。

第１のユニット１１ａ内のレーザ装置３ａによるレーザ光は、ビームスプリッタとしての機能を有するハーフミラー１３ａにより、透過光と反射光に分けられ、透過したレーザ光はミラー１４ａで反射された後、超音波発生部２を構成する超音波トランスジューサ２ａの開口１５を通って生体組織７側に照射される。
この超音波トランスジューサ２ａは、例えば圧電素子で構成された電気音響変換機能を有する超音波トランスジューサ本体に設けられた電極に、制御部８内に設けたパルス発生器２１からパワーアンプ２２で増幅されたパルス状の超音波駆動信号が印加されることにより、パルス状の超音波を発生する。
本実施例においては、超音波トランスジューサ２ａは、パルス発生器２１及びパワーアンプ２２とにより、パルス状超音波を発生するパルス超音波発生部を形成している。

なお、パルス発生器２１よりパワーアンプ２２で増幅された超音波駆動信号は、パルス形状でなく連続波形状とすることで、超音波トランスジューサ２ａより連続超音波を発生させても良い。

またこの時、パルス発生器２１から別信号として、連続超音波の粗密間隔、つまり超音波の波長に応じたパルス状信号をディレイ回路２３を経由してオッシロスコープ５ａへリファレンス信号として入力させて同期検波することで、パルス状超音波を照射した場合と同様の効果を得ることも可能である。

上記超音波トランスジューサ２ａは、超音波送信面側に超音波を収束する超音波収束部としての音響レンズ１６が取り付けられている。
本実施例では、この音響レンズ１６の超音波送信軸（音軸とも言う）Ｏｕに沿って開口１５が設けてあり、ハーフミラー１３ａを透過し、ミラー１４ａで反射されたレーザ光は、この開口１５を通って超音波の超音波送信軸Ｏｕに沿って生体組織７内に進行する。

なお、本実施例では音響レンズ１６を生体組織７表面に接触させているが、超音波を伝達する媒体を介して生体組織７の表面に超音波を伝達させるようにしても良い。
そして、超音波トランスジューサ２ａから生体組織７側に伝達される超音波は、音響レンズ１６の焦点距離に相当する収束点Ｆを中心とした近傍領域Ｒ１で収束する。
図２或いは図３においてこの近傍領域Ｒ１を点線で示している。

この収束点Ｆの近傍領域Ｒ１で局在する超音波により、この近傍領域Ｒ１における生体組織７による媒質を構成する分子の密度変化Δρ（ｚ）が生起される（後述）。
これに基づく変調光を観測光として光検出器４ａにて検出することになる。
一方、ハーフミラー１３ａで反射されたレーザ光は、発振器１７の発振出力で駆動される光変調器１８を通り、その前方側に配置された参照ミラー１４ｂで反射された後、混合用（干渉用）となるハーフミラー１３ｂに参照光として入射される。
上記ハーフミラー１３ａ及び参照ミラー１４ｂとの間に配置された光変調器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、発振器１７による発振周波数の交流の電界印加により、その屈折率がその印加された電界に比例して変化する。

従って、この強誘電体結晶を通したレーザ光が光変調されることになる。つまり、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で反射されたレーザ光は、この角周波数をω′_０で光変調される。
なお、発振器１７の角周波数ω′_０は、レーザ光の角周波数に比べると遙かに低い周波数であり、信号処理し易い周波数に設定されている。
上記超音波送信軸Ｏｕ上で、生体組織７に対して開口１５と反対側には遮光部材１９の開口１９ａが配置されている。そして、ミラー１４ａで反射され、生体組織７内の近傍領域Ｒ１を通ったレーザ光は、この開口１９ａを通り、その進行方向の前方に配置されたハーフミラー１３ｂに入射される。この開口１９ａは、収束点Ｆの近傍領域Ｒ１を通った光を観測光として通し、その周囲の迷光成分を抑制（排除）する。

上記ハーフミラー１３ｂには、近傍領域Ｒ１で散乱された観測光と、光変調された参照光とが入射され、この干渉用ハーフミラー１３ｂにより、両方の光は光混合、或いは干渉する。
つまり、このハーフミラー１３ｂには、周波数ω′_０で光変調された参照光と、生体組織７の収束点Ｆの近傍領域Ｒ１を通過した生体組織７を透過した観測光とが入射され、光混合されて角周波数ω′_０で光変調された干渉光（或いはビート信号光）が生成される。（つまり、ヘテロダイン検波された光となる）。

生成された干渉光は、光検出器４ａにより受光されて電気信号としての干渉信号（ビート信号）として検出される。なお、光検出器４ａで光電変換された後、角周波数ω′_０のビート成分を通すＬＰＦを用いる等して干渉信号成分を抽出することができる。このように本実施例においてはマッハツェンダー干渉計の構成を採用している。
上記光検出器４ａにより検出された干渉信号は、位相情報抽出を行う位相計の機能を持つオッシロスコープ５ａに入力され、近傍領域Ｒ１でのレーザ光の位相変調成分及び振幅変調成分が検出される。
位相変調成分及び振幅変調成分は、後述するように複素屈折率の実部と虚部にそれぞれ対応するもので、近傍領域Ｒ１の散乱特性と吸収特性を反映したものとなる。

なお、オッシロスコープ５ａを位相計として、位相変調成分と振幅変調成分を検出することができるが、ＰＣ６ａ側でフーリエ変換処理により、これらを検出するようにしても良い。
本実施例では、ＰＣ６ａ側にて複素屈折率の実部及び虚部に対応する位相変調成分及び振幅変調成分を算出することもできる構成にしている。この場合には、ＰＣ６ａは、被検体情報生成部６の機能の他に位相情報抽出部及び散乱情報抽出部の機能を兼ねる。
この場合、干渉信号は、点線で示すようにＰＣ６ａにも入力される。また、この場合には、ＣＰＵ３３は、点線で示すように干渉信号から実部及び虚部を算出する実部及び虚部算出部３３ａを持つ。

生体組織７における注目する近傍領域Ｒ１に照射されたレーザ光の透過光を検出して、その近傍領域Ｒ１における少なくとも位相変調成分、（つまり、複素屈折率の実部成分）の情報を抽出するために、パルス発生器２１の出力は、ディレイ量（遅延量）を調整可能とするディレイ回路２３を経てオッシロスコープ５ａに入力されると共に、ＰＣ６ａにも入力される。
また、本実施例では（少なくとも１次元を包含する）２次元の光イメージング情報を得るために、例えばパルス発生器２１の出力に同期してスキャニング信号を発生するスキャニング信号発生回路２４を有する。
パルス発生器２１、ディレイ回路２３及びスキャニング信号発生回路２４は、図示しないＣＰＵなどで構成される制御回路２５により制御される。

オッシロスコープ５ａにより検出された位相変調成分及び振幅変調成分の出力信号とスキャニング信号とは、ＰＣ６ａのＡ／Ｄ変換回路３１に入力され、デジタル信号に変換された後、メモリ３２にストックされる。
また、図２において点線で示すように干渉信号をオッシロスコープ５ａを通さないでメモリ３２に格納した場合には、ＣＰＵ３３は上記近傍領域Ｒ１でのレーザ光の位相（変調）成分及び振幅（変調）成分にそれぞれ対応する複素屈折率の実部及び虚部の算出する画像処理を行う。
このＣＰＵ３３は、画像処理した結果の信号データを位置情報と関連付けてメモリ３２にストックし、表示処理回路３４を経てモニタ３５に出力し、このモニタ３５の表示面には位相成分及び振幅成分の２次元の光イメージング情報を被検体特性情報として表示する。

メモリ３２は、画像形成部を構成するＣＰＵ３３による画像形成の情報としての位相成分等を位置情報と関連付けてストックする。
オッシロスコープ５ａは、パルス発生器２１の同期信号に従って、振幅変調成分又は、位相変調成分（後述する（１０）式の第２項における位相成分）を抽出する位相計として作用する。
また、パルス発生器２１は、例えばこの変調信号に同期したタイミング、例えばこの変調信号の整数倍の周期でパルス状の超音波駆動信号を発生する。
また、ＰＣ６ａのＡ／Ｄ変換回路３１は、この変調信号に同期したクロックでＡ／Ｄ変換を行う（より具体的には、この変調信号に同期し、その整数倍の角周波数で発振する図示しないクロック発振器によるクロックでＡ／Ｄ変換回路３１はＡ／Ｄ変換を行う）。そして、Ａ／Ｄ変換されたデータは、メモリ３２に格納される。

このような構成による本実施例の動作を、図４及び図５を参照して説明する。
本実施例の光イメージング装置１Ａの電源が投入されると、又は測定開始のスイッチなどが押されると、図４のステップＳ１に示すようにレーザ装置３ａは、レーザ光を発生する。このレーザ光は図５（Ａ）に示すように連続して発生される。
また、ステップＳ２に示すように超音波トランスジューサ２ａにより、超音波が一定周期でパルス状に発生する。ここで、制御回路２５は、パルス発生器２１に制御信号を送り、パルス発生器２１は図５（Ｂ）に示すように一定周期Ｔで超音波トランスジューサ２ａを駆動するパルス状の超音波駆動信号を発生する。

上記超音波駆動信号の印加により、超音波トランスジューサ２ａで発生されたパルス状超音波は、音響レンズ１６により収束されながら生体組織７内を伝搬する。そして、このパルス超音波は、収束点Ｆを中心としたその近傍領域Ｒ１で収束することになる。
一方、レーザ装置３ａにより発生されたレーザ光は、ステップＳ３に示すようにハーフミラー１３ａで分岐する。
そして、ステップＳ４ａに示すように参照ミラー１４ｂに向かうレーザ光は光変調器１８で変調された後、参照ミラー１４ｂで反射されてハーフミラー１３ｂに入射される。

一方、ステップＳ４ｂに示すようにミラー１４ａ側に向かうレーザ光は、このミラー１４ａで反射された後、生体組織７内部に照射される。

上記のように生体組織７内を伝搬する超音波は収束点Ｆを中心としたその近傍領域Ｒ１で収束する。このため、生体組織７内部に照射されたレーザ光は、特にこの近傍領域Ｒ１において超音波による複素屈折率変化による変調を受ける。そして、その変調光が開口１９ａを経てハーフミラー１３ｂに入射される。
そして、ステップＳ５に示すようにこのハーフミラー１３ｂにて参照光と観測光（物体光）とが干渉する。
ステップＳ６に示すようにこの干渉光は、光検出器４ａにより受光され、電気信号に変換された後、例えばＬＰＦを通す等してヘテロダイン検波された干渉信号になる。

次のステップＳ７においてこの干渉信号は、このオッシロスコープ５ａにより、干渉信号から位相成分及び振幅（図面では位相成分等と略記）が検出される。なお、オッシロスコープ５ａの代わりに、ロックインアンプを用いて干渉信号から位相成分等を抽出しても良い。
上記制御回路２５は、ディレイ回路２３によるディレイ量が、パルス状の超音波駆動信号の発生時刻から、パルス超音波が収束点Ｆに達する時刻までの時間（図５（Ｃ）ではＴｆで示している）となるように制御を行う。
そして、そのディレイ回路２３により遅延されたパルスがオッシロスコープ５ａに入力され、そのタイミングで図５（Ｃ）に示すようにオッシロスコープ５ａは、その内部でゲートパルスを発生する。

このオッシロスコープ５ａは、ゲートパルスの期間内において発振器１７からのω′_ｏの変調信号に同期した掃引信号を発生し、この掃引信号を水平方向のタイムベースとして、光検出器４ａで検出された信号の値を縦座標として表示する。
つまり、角周波数がω′_ｏの変調信号の周期を基準として、光検出器４ａで検出された干渉信号における任意の位相角における信号成分を検出することができるようになる。また、振幅成分も検出できる。
そして、オッシロスコープ５ａは、このゲートパルスの期間、つまりパルス超音波が収束点Ｆに達する時刻近傍の短期間において、光検出器４ａから出力される干渉信号からその位相成分と振幅成分を検出する。

また、オッシロスコープ５ａにより検出される位相成分及び振幅成分は、ＰＣ６ａ内に入力され、Ａ／Ｄ変換回路３１でデジタルの信号データに変換される。そして、ステップＳ８に示すようにＰＣ６ａ内の情報記憶手段としての例えばメモリ３２に光イメージング情報として保存される。
なお、ＰＣ６ａは、入力される干渉信号から位相成分以外にもその振幅成分も検出して光イメージング情報としてメモリ３２に保存する。
また、この光イメージング情報は、スキャニング信号、つまり収束点Ｆの２次元の位置情報（ｘ、ｙ）、更に３次元の位置情報（ｘ、ｙ、ｚ）と関連付けて、メモリ３２に保存される。
上記のように超音波が収束点Ｆの近傍領域Ｒ１に存在する短期間の間、干渉信号からオッシロスコープ５ａを経て検出された位相成分及び振幅成分のデータがＰＣ６ａ内に保存されることを図５（Ｄ）において、模式的に位相成分＆振幅成分抽出で示している。

次のステップＳ９において制御回路２５は、スキャニングの終端であるかの判定を行う。そして、終端でない場合には、ステップＳ１０に示すように制御回路２５はスキャニング信号発生回路２４の動作を制御して、超音波の収束点Ｆを移動する。
この場合、制御回路２５は、スキャニング信号発生回路２４からのスキャニング信号の振幅を１ステップ分変化させる。このスキャニング信号発生回路２４は、例えば階段状或いは鋸歯状のスキャニング信号を発生する。
スキャニング信号発生回路２４は、例えばスキャニング信号におけるその振幅の値を、例えば１／２５６だけ変化させる。図５（Ｅ）は、例えばｘ方向のスキャニング信号の例を示す。
このスキャニング信号によりスキャニングユニット１２ａ、１２ｂは、両ユニット１１ａ、１１ｂをｘ方向に微小距離移動する。

そして、ステップＳ２に戻り、同様の処理を繰り返す。そして、ｘ方向のスキャニング範囲の始点から終端まで同様の処理を繰り返し行った後、今度はｙ方向のスキャニング信号の振幅を１ステップ分変化させる。そして、ｘ方向の始点から終点までを同様に移動する。
このような処理を繰り返すことにより、ｘ、ｙのスキャニング範囲の始点から終端までスキャニング信号によりスキャニングユニット１２ａ、１２ｂが、両ユニット１１ａ、１１ｂを移動しながらイメージ情報を取得する。
そして、ステップＳ９においてスキャニングの終端であると判定されると、ステップＳ１１に進み、光イメージング情報の画像生成が完了する。そして、光イメージング情報の画像表示をして、この動作を終了する。

なお、連続超音波を用いる場合においても、略図４と同様にして実施することが可能であるが、この場合においてはステップＳ２の部分を収束する連続超音波を発生させるように変更する必要がある。

次に、ＰＣ６ａによる光イメージング情報の画像表示を説明する。
上述したようにＰＣ６ａ内のメモリ３２には、１フレーム分の各信号データにおける位相成分と振幅成分とが格納される。位相成分と振幅成分は、複素屈折率の実部と虚部にそれぞれ対応し、散乱特性と吸収特性を反映する。
そして、ＣＰＵ３３は、メモリ３２に位置情報に関連付けて格納された位相成分と振幅成分を、読み出して表示処理回路３４に送る。表示処理回路３４は、各位置の位相成分の値や振幅の値を例えば輝度レベルに変換してモニタ３５に出力し、モニタ３５には、収束点Ｆの近傍領域Ｒ１における位相成分による散乱特性と振幅成分による吸収特性の光イメージング情報が画像化されて表示される。

次にＣＰＵ３３により、干渉信号から散乱成分（実部）及び吸収成分（虚部）の算出を行う動作を説明する。
パルス超音波の収束点Ｆの近傍領域Ｒ１のように超音波が局在する生体組織７における狭い領域においては、その媒質を構成する分子の密度変化Δρ（ｚ）が動的に生起される。
Ｌｏｒｅｎｔｚ−Ｌｏｒｅｎｚの関係式を分子密度で１回微分すると、複素屈折率ｍの複素屈折率変化Δｍ（ｚ）と密度変化Δρ（ｚ）は、次式で表される。
△ｍ＝（Ａ／Ｗ）（ｍ^２＋２）^２△ρ／（６ｍ） （１）
ここで、Ｗは媒質を構成する分子の分子量、Ａは１ｍｏｌ当たりの全分極率である。

上記（１）式のように複素屈折率ｍの変化により、超音波の収束点Ｆの近傍領域Ｒ１を通過する光は、超音波による複素屈折率が変化した媒質部分と相互作用し、その部分で散乱及び吸収される。
生体組織７へ入射される入射光、つまり、レーザ光の角周波数をω_ｓ、その波数をｋ_ｓ、生体組織７（媒質）の表面から超音波の収束点Ｆまでの深さをｚ（図２の一部を拡大した拡大図３参照）、真空での光の波数をｋ_ｏとすると、生体組織７を通過する電界Ｅ_ｓ（ｚ，ｔ）は、次の（２）式で近似できる。
Ｅ_ｓ（ｚ，ｔ）≡Ｅ_ｓ＝Ｅ_ｓ０exp｛ｉ（ω_ｓｔ―ｋ_ｓｚ）｝ （２）
一方、光の光路長ｚは、は、以下の（３）式となる。

ｚ＝Ｄ_０＋Ｄ_１＋Ｌ_２＋ｍ（Ｌ_３−Δｚ）＋Ｌ_４＋（ｍ＋Δｍ）Δｚ
＝Ｄ_０＋Ｄ_１＋Ｌ_２＋Ｌ_４＋ｍＬ_３＋△ｍ△ｚ （３）
ここで、図２に示すようにＤ_０はレーザ装置３ａとハーフミラー１３ａ間の距離、Ｄ_１はハーフミラー１３ａとミラー１４ａ（或いはハーフミラー１４ｂとハーフミラー１３ｂ）間の距離、Ｌ_１はハーフミラー１３ａとミラー１４ｂ間の距離、Ｌ_２はミラー１４ａと（超音波送信軸Ｏｕに沿ってレーザ光が入射される位置の）生体組織７の表面までの間の距離、Ｌ_３は超音波送信軸Ｏｕ上での生体組織７の厚み、Ｌ_４は生体組織７の底面からハーフミラー１３ｂまでの距離を表す。超音波の収束点Ｆの近傍領域Ｒ１（以下、超音波収束領域と略記）における複素屈折率を、その変化分を含めたｍ＋Δｍとして
ｍ＋△ｍ＝（ｍ_ｒ+△ｍ_ｒ）−ｉ（ｍ_ｉ＋△ｍ_ｉ）
＝（ｍ_ｒ−ｉｍ_ｉ）＋（Δｍ_ｒ−ｉ△ｍ_ｉ） （４）
と定義する。

（３）式を（２）式に代入すると、以下の（５）式のように書ける。
Ｅ_ｓ＝Ｅ_ｓ０exp｛ｉ（ω_ｓｔ―ｋ_ｓｚ）｝
＝Ｅ_ｓ０exp［ｉ｛（ω_ｓｔ―ｋ_０(Ｄ_０＋Ｄ_１＋Ｌ_２＋Ｌ_４＋ｍＬ_３＋△ｍ△ｚ）｝］ （５）
（５）式に対して（４）の関係式を代入して整理すると、以下の（６）式のように記述できる。
Ｅ_ｓ＝Ｅ_ｓ０exp［ｉ｛（ω_ｓｔ―ｋ_０(Ｄ_０＋Ｄ_１＋Ｌ_２＋Ｌ_４＋（ｍ_ｒ−ｉｍ_ｉ）Ｌ_３＋（Δｍ_ｒ−ｉ△ｍ_ｉ）△ｚ）｝］
＝Ｅ_ｓ０exp［ｉω_ｓｔ―ｉｋ_０(Ｄ_０＋Ｄ_１＋Ｌ_２＋Ｌ_４＋ｍ_ｒＬ_３＋Δｍ_ｒ△ｚ）］exp｛ｉｋ_０（ｉｍ_ｉ）Ｌ_３＋ｉｋ_０（ｉΔｍ_ｉ）Δｚ｝
＝Ｅ_ｓ０exp［−ｋ_０(ｍ_ｉＬ_３＋Δｍ_ｉΔｚ)］exp［ｉ｛ω_ｓｔ―ｋ_０(Ｄ_０＋Ｄ_１＋Ｌ_２＋Ｌ_４＋ｍ_ｒＬ_３＋Δｍ_ｒ△ｚ）｝］ （６）
この（６）式は、超音波収束部位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透過光或いは散乱光の位相項と振幅項の各々が局所的に変調を受ける。

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透過光等における局所的な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と次の（７）式の関係がある。
α＝４πｍ_ｉ／λ （７）
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。（６）式及び（７）式から、超音波による振幅変調成分を抽出することにより、超音波収束領域の吸収係数αを間接的に算出することができる。

本実施例では、散乱特性及び吸収特性を画像として取得できるが、以下に説明するように特に散乱特性を取得可能することが大きな特徴となる。
一般に、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構造的変化は屈折率分布の変化を引き起こす。一方、散乱強度分布は、複素屈折率の実部ｍ_ｒを反映する（Ｍｉｅ散乱理論では、周辺媒質と散乱体の屈折率の実部は散乱波形を決定するパラメータとなる）。
従って、（６）式から分かるように、屈折率変化△ｍ_ｒは観測光中の位相変調成分に相当するため、この位相変化をヘテロダイン検波により検出できれば、超音波収束領域の複素屈折率の実部の変化、すなわち、癌組織に関連する組織構造変化に相関のある散乱特性を観測することが可能となる。

（６）式においては入射光を生体組織７に入射させ、超音波収束領域を通って生体組織７を透過する透過光（つまり観測光）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。
このため、図２に示したように光変調器１８で光変調された参照光と、超音波収束領域を通り抜ける観測光とをハーフミラー１３ｂで光混合して干渉させた干渉光（ビート信号光）を抽出する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を光検出器４ａで受光して干渉信号を得る。
つまり、光検出器４ａには、超音波収束領域からの観測光として（６）式で表される電界成分の光が入射されるのに対して、参照ミラー１４ｂにより反射された以下の（８）式で表される電界成分の参照光も入射される。

Ｅ_ｒ＝Ｅ_ｒ０exp［ｉ｛（ω_ｓ―ω′_０）ｔ―ｋ_０（Ｄ_０＋Ｌ_１＋Ｄ_１）｝］ （８）
光検出器４ａにより検出できるのは（６）式と（８）式の和の２乗の時間積分である。簡単のため、Ｅ_ｓ＝Ｅ’_ｓexp｛ｉ（ω_ｓｔ＋φ_１）｝，Ｅ_ｒ＝Ｅ’_ｒexp［｛ｉ｛（ω_ｓ―ω′_０）ｔ＋φ_２｝］とおくと、
Ｅ＝Ｅ_ｓ＋Ｅ_ｒ＝｛Ｅ’_ｓexp（ｉφ_１）＋Ｅ’_ｒexp（−ｉω′_０ｔ＋φ_２）｝exp（ｉω_ｓｔ）
Ｉ（ｚ，ｔ）＝｜Ｅ^２｜＝｜ＥＥ^＊｜
＝［Ｅ’_ｓexp（ｉφ_１）＋Ｅ’_ｒexp｛−ｉ（ω′_０ｔ−φ_２）｝］exp（ｉω_ｓｔ）
×｛Ｅ’_ｓexp（−ｉφ_１）＋Ｅ’_ｒexp｛ｉ（ω′_０ｔ−φ_２）｝］exp（−ｉω_ｓｔ）
＝Ｅ’_ｓ ^２＋Ｅ’_ｒ ^２＋Ｅ’_ｓＥ’_ｒexp（ｉφ_１）exp｛ｉ（ω′_０ｔ−φ_２）｝＋Ｅ’_ｓＥ’_ｒexp（−ｉφ_１）exp｛−ｉ（ω′_０ｔ−φ_２）｝
＝Ｅ’_ｓ ^２＋Ｅ’_ｒ ^２＋Ｅ’_ｓＥ’_ｒexp｛ｉ（ω′_０ｔ−φ_２＋φ_１）｝＋Ｅ’_ｓＥ’_ｒexp｛−ｉ（ω′_０ｔ−φ_２＋φ_１）｝
＝Ｅ’_ｓ ^２＋Ｅ’_ｒ ^２＋２Ｅ’_ｓＥ’_ｒcos（ω′_０ｔ−φ_２＋φ_１） （９）
ここで、Ｅ’_ｓ＝Ｅ_ｓ０exp｛−ｋ_０（ｍ_ｉＬ_３＋Δｍ_ｉΔｚ）｝、Ｅ’_ｒ＝Ｅ_ｒ０である。

また、φ_１＝−ｋ_０(Ｄ_０＋Ｄ_１＋Ｌ_２＋Ｌ_４＋ｍ_ｒＬ_３＋Δｍ_ｒ△ｚ）、φ_２＝−ｋ_０(Ｄ_０＋Ｄ_１＋Ｌ_１）であるから、（９）式は
Ｉ（ｚ，ｔ）＝｜Ｅ_ｓ０exp｛−ｋ_０（ｍ_ｉＬ_３＋Δｍ_ｉΔｚ）｝｜^２＋｜Ｅ_ｒ０｜^２＋２Ｅ_ｓ０Ｅ_ｒ０exp｛−ｋ_０（ｍ_ｉＬ_３＋Δｍ_ｉΔｚ）｝cos｛ω′_０ｔ＋ｋ_０(Ｄ_０＋Ｄ_１＋Ｌ_１)−ｋ_０(Ｄ_０＋Ｄ_１＋Ｌ_２＋Ｌ_４＋ｍ_ｒＬ_３＋Δｍ_ｒ△ｚ）｝
＝｜Ｅ_ｓ０exp｛−ｋ_０（ｍ_ｉＬ_３＋Δｍ_ｉΔｚ）｝｜^２＋｜Ｅ_ｒ０｜^２＋２Ｅ_ｓ０Ｅ_ｒ０exp｛−ｋ_０（ｍ_ｉＬ_３＋Δｍ_ｉΔｚ）｝cos｛ω′_０ｔ−ｋ_０(Ｌ_２＋Ｌ_４−Ｌ_１＋ｍ_ｒＬ_３＋Δｍ_ｒ△ｚ）｝
＝Ｄ．Ｃ．＋２Ｅ_ｓ０Ｅ_ｒ０exp｛−ｋ_０（ｍ_ｉＬ_３＋Δｍ_ｉΔｚ）｝cos｛ω′_０ｔ−ｋ_０(Ｌ_２＋Ｌ_４−Ｌ_１＋ｍ_ｒＬ_３＋Δｍ_ｒ△ｚ）｝ （１０）
ここで、ミラー１４ａと生体組織表面間に光路長を長くするための遅延回路を設置することで、Ｌ_２＋Ｌ_４−Ｌ_１≒０とすることも可能である。この場合は、（１０）式は、（１１）式のように書ける。

Ｉ（ｚ，ｔ）＝Ｄ．Ｃ．＋２Ｅ_ｓ０Ｅ_ｒ０exp｛−ｋ_０（ｍ_ｉＬ_３＋Δｍ_ｉΔｚ）｝cos｛ω′_０ｔ−ｋ_０(ｍ_ｒＬ_３＋Δｍ_ｒ△ｚ）｝ （１１）
光検出器４ａにより検出される光電流成分において、（１１）式の第１項が直流成分となり、第２項がビート角周波数ω′_０で正弦波状に変化する交流成分となる。つまり、この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、位置ｚの近傍領域における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。
（１１）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５ａに入力され、このオッシロスコープ５ａにより交流成分の位相差を検出することができる。つまり、散乱量も測定できるようにしている。また、交流成分の振幅成分から吸収特性を検出する。

本実施例では、このオッシロスコープ５ａの出力信号或いはオッシロスコープ５ａに入力される干渉信号をＰＣ６ａに入力して、ＰＣ６ａにおいても（１１）式の信号における位相差を算出して散乱特性を算出することができる構成にしている。
以下においては、ＰＣ６ａにより、（オッシロスコープ５ａを用いる事無く）光検出器４ａの出力信号から位相差等を算出することについても説明する。
（１１）式のデータは、Ａ／Ｄ変換されてＰＣ６ａ内のメモリ３２にストックされる。そして、ＰＣ６ａ内のＣＰＵ３３は、メモリ３２に格納されたデータに対する演算処理を行い、（１１）式における交流成分の位相差（複素屈折率の実部）及び振幅（複素屈折率の虚部）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、ＣＰＵ３３はメモリ３２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（１２）となる。（ここで、ω′_０＝２πｆ_０）
Ｆ｛Ｉ（ｚ，ｔ）｝＝ａδ（ｆ）＋（ｂ/２）exp（ｉｋ_０（ｍ_ｒＬ_３＋△ｍ_ｒ△ｚ））δ（ｆ―ｆ_０）＋（ｂ/２）exp（―ｉｋ_０（ｍ_ｒＬ_３＋△ｍ_ｒ△ｚ））δ（ｆ＋ｆ_０） （１２）
但し、 ａ＝Ｄ．Ｃ．、ｂ＝２Ｅ_ｓ０Ｅ_ｒ０exp｛−ｋ_０（ｍ_ｉＬ_３＋△ｍ_ｉ△ｚ）｝である。また、δ（ｆ）はｆ＝０の値でのみ１となるデルタ関数を示す。

（１２）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（１３）式から位相差の項｛ｋ_０（ｍ_ｒＬ_３＋△ｍ_ｒ△ｚ）｝を求めることが可能である。つまり、｛ｋ_０（ｍ_ｒＬ_３＋△ｍ_ｒ△ｚ）｝は、
｛ｋ_０（ｍ_ｒＬ_３＋△ｍ_ｒ△ｚ）｝＝tan^−１［Ｉｍ｛（ｂ/２）exp（ｉｋ_０（ｍ_ｒＬ_３＋△ｍ_ｒ△ｚ））｝／Ｒｅ｛（ｂ/２）exp（ｉｋ_０（ｍ_ｒＬ_３＋△ｍ_ｒ△ｚ））｝］ （１３）
となる。

ＣＰＵ３３は、メモリ３２に格納されたデータに対してＦＦＴ処理を行い、そのＦＦＴ処理結果から（１３）式の位相差の値を算出する。

そして、各位相差に対応する値を、位置情報と関連付けてメモリ３２に格納し、１フレーム分の各値を、例えば輝度値として表示処理回路３４を経てモニタ３５に出力し、その表示面に光断層画像（光イメージング情報）として表示する。また、位相差に対応する値の大きさに応じて異なる色信号に割り当てて擬似カラーで表示するようにしても良い。
従って本実施例は以下の効果を有する。
本実施例においては、複素屈折率における少なくとも実部、つまり２次元の光散乱に深く関係（関与）する２次元情報を抽出することができるようにしているので、生体組織７における腫瘍の癌化等に伴って組織の構造的変化による光散乱特性の変化を引き起こす因子に相関性のある光イメージング情報を得ることができる。

即ち、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構造的変化は特に光散乱特性の変化を引き起こすため、散乱特性に深く関係する光イメージングを可能にするということは、癌組織に関連する組織構造変化に相関のある情報を観測することが可能であることと等価となる。そして、その光イメージング情報により、診断などに有効に利用することができる可能性が高い。
また、本実施例によれば、共焦点技術やＯＣＴといった光診断学技術と比較した場合、より深部の観察が期待できる。また、本実施例によれば、超音波を収束させることで、より光ＣＴと比較して高い空間分解能のイメージング情報が得られる。従って、癌組織が初期の段階においても識別し易い光イメージング情報を得られる可能性が高い。

また、本実施例は被検体に照射する光源として単一のレーザ装置３ａで実現できると共に、受光手段も単一の光検出器４ａで実現できる。従って、コンパクトな装置で画像情報を取得できる光イメージング装置１Ａを実現できる。
なお、光検出器４ａには、ライン状の１次元センサを用いても良いし、２次元検出器であるＣＣＤ等を用いても良い。
また、本実施例においては走査部としてスキャニングユニット１２ａ、１２ｂを備えているので、ユニット１１ａ、１１ｂと共にレーザ装置３ａと光検出器４ａが走査されることにより、検査対象部位としての収束点Ｆの近傍領域Ｒ１を移動して２次元或いは３次元の光イメージング情報を得ることができる。つまり、光検出器４ａ等を生体組織７の周囲に複数配置する手間等を必要としないで、簡単に２次元或いは３次元の光イメージング情報を得ることができ、操作性を大幅に向上できる。

また、超音波送信軸（音軸）Ｏｕに沿ってレーザ光を進行させることにより被検体に超音波とレーザ光を同軸的に照射する構成にしているので、光イメージング装置１Ａの配置などが簡単になる。
また、本実施例は、外科分野や医療分野以外における他の産業分野においても、検査対象物の散乱特性及び吸収特性の測定などに広く適用できる。
更に、干渉光を抽出することにより、干渉光強度を（その他の光強度に対して相対的に）強めることができ、Ｓ／Ｎの良い状態で干渉光を抽出できる。従って、精度のよい散乱情報を取得できる。

次に図６及び図７を参照して本発明の実施例２を説明する。図６は実施例２の光イメージング装置１Ｂを示す。
実施例１においては、観測光として生体組織７を透過した透過光を検出する構成であったのに対して、本実施例は生体組織７に光を照射して、照射側に戻る光を観測光として検出する構成である。つまり、本実施例における光検出器４ａは、反射光受光部を形成している。なお、実施例１と同じ構成要素には同じ符号を付け、その説明を省略する。
なお、図６においては、光源装置３ｂとハーフミラー１３間の距離をＤ_１とする等、図６は図２の場合とは異なる符号を付けて示している。

図６に示す光イメージング装置１Ｂは、光源装置３ｂ、光検出器４ａ等が内部に設けられたユニット１１を有する。このユニット１１はスキャニングユニット１２により、２次元或いは３次元的にスキャンされる。
また、このユニット１１の端面に取り付けられた超音波トランスジューサ２ａは、超音波を伝達する超音波伝達媒体としての例えば水３６を介して生体組織７に超音波を照射する。
この場合、超音波トランスジューサ２ａには、実施例１の場合と同様に開口１５が設けてあり、この開口１５を通って光源装置３ｂで発生した光は生体組織７に照射される。

具体的には、光源装置３ｂで発生されたレーザ光等の光は、ハーフミラー１３に入射され、このハーフミラー１３を透過した光は、開口１５を通って生体組織７側に照射（入射）される。
この場合、超音波トランスジューサ２ａも、開口１５を通る光の進行軸（光軸）を超音波送信軸Ｏｕとして音響レンズ１６により収束されながら生体組織７側に超音波を照射する。
そして、収束点Ｆの近傍領域Ｒ１において散乱された光における一部は、生体組織７に入射された方向と逆方向に進行し、ハーフミラー１３に入射される。そして、以下に説明するように（ハーフミラー１３で反射され、）参照ミラー１４側からの参照光と干渉する干渉光となり、光検出器４ａで受光されることになる。

一方、ハーフミラー１３で反射された光源装置３ｂからの光は、参照ミラー１４側に進行する。この場合、ハーフミラー１３と参照ミラー１４との間の光路中には、実施例１の場合と同様に発振器１７の発振出力で光変調を行う光変調器１８が配置されている。
本実施例においては、ハーフミラー１３での反射光は、光変調器１８で光変調された後、参照ミラー１４に入射され、この参照ミラー１４で反射された後、再び光変調器１８で光変調された後、ハーフミラー１３に入射される。
このように光変調器１８は、参照光を２回光変調して、ハーフミラー１３側に戻す。このため、ハーフミラー１３には角周波数２ω′_０で光変調された参照光が入射される。

そして、このハーフミラー１３において観測光と干渉して干渉光となり、この干渉光は、光検出器４ａで受光される。このように本実施例におけるハーフミラー１３は、実施例１におけるビームスプリッタの機能を持つハーフミラー１３ａと、光混合を行うハーフミラー１３ｂとの両機能を兼ねる機能を持つ。
この光検出器４ａの出力信号としての干渉信号は、情報抽出部５としての信号処理回路５ｂに入力され、観測光における位相成分と振幅成分の信号が抽出される。この信号処理回路５ｂは、例えば実施例１と同様にオッシロスコープ５ａでも、ロックインアンプでも良い。

信号処理回路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内のメモリにストックされる。
本実施例におけるＰＣ６ａは、実施例１における制御回路２５の機能を兼ねる。
超音波トランスジューサ２ａは、実施例１の場合と同様にパルス発生器２１からパワーアンプ２２で増幅されたパルス状超音波駆動信号が印加される。
このパルス発生器２１のパルスは、ディレイ回路２３により遅延されて信号処理回路５ｂに入力される。

なお、パルス発生器２１によりパワーアンプ２２で増幅された超音波駆動信号は、パルス波形でなく、連続波形状とすることで超音波トランスジューサ２ａより連続超音波を発生させても良い。

またその時、パルス発生器２１より超音波の波長に相当する時間間隔でパルス状のリファレンス信号を信号処理回路５ｂに入力させて同期検波することで、パルス状の超音波を照射した場合と同等の効果を得ることも可能である。

そして、この信号処理回路５ｂは、実施例１或いは以下に説明するように、観測光における位相成分と振幅成分を抽出する信号処理を行う。
つまり、本実施例における信号処理回路５ｂは、光散乱特性及び吸収特性に密接にそれぞれ関連する複素屈折率の実部と虚部に相当する位相成分と振幅成分とを算出するようにしている。その他の構成は、実施例１と同様の構成である。
次に本実施例の動作を、図７のフローチャートを参照して説明する。最初のステップＳ２１において光源装置３ｂは光を発生する。
また、ステップＳ２２に示すように超音波トランスジューサ２ａはパワーアンプ２２を経てパルス状超音波駆動信号が印加され、収束する超音波をパルス状に発生する。

また、ステップＳ２３に示すように光源装置３ｂの光は、ハーフミラー１３にて分岐される。
そして、ステップＳ２４ａに示すように参照ミラー１４に向かう光は、光変調器１８にて光変調された後、ハーフミラー１３に参照光として入射される。
一方、ステップＳ２４ｂに示すようにハーフミラー１３を透過した光は、生体組織７に照射され、生体組織７内部で超音波による屈折率変化を伴った散乱光となる。この散乱光の一部は、ハーフミラー１３に観測光として入射される。
そして、ステップＳ２５に示すように、このハーフミラー１３において、参照光と観測光とが干渉して干渉光となる。

ステップＳ２６においてこの干渉光は、光検出器４ａによりヘテロダイン検波された干渉信号となる。本実施例では、このヘテロダイン検波された干渉信号は、２ω′_０の角周波数を持つ信号となる。
次のステップＳ２７においてこの干渉信号は、信号処理回路５ｂにより位相成分と振幅成分が検出される。そして、次のステップＳ２８においてＰＣ６ａ内のメモリにスキャニング位置の情報と共に、光イメージング情報としてストックされる。
そして、次のステップＳ２９において、例えばＰＣ６ａ内のＣＰＵは、スキャニングの終端かの判定を行う。終端でない場合には、ステップＳ３０に示すようにＣＰＵはスキャニング信号発生回路２４を介してスキャニングユニット１２を駆動し、ユニット１１を移動することにより、超音波の収束点Ｆを移動する。そして、ステップＳ２２に戻り、ステップＳ２２からステップＳ３０の処理を繰り返す。このようにしてスキャニングを終端まで行うことにより、ステップＳ２９からステップＳ３１の処理に進む。

つまり、ステップＳ３１に示すように１フレーム分の画像生成が完了し、ＰＣ６ａはメモリに格納された位相成分と振幅成分をスキャニング位置に対応付けて光イメージング情報を画像化して表示する。
よって、実施例１のように散乱特性及び吸収特性に対応する光イメージング情報を得ることができる。
なお、連続超音波を用いる場合においても略図７と同様にして実施することが可能であるが、この場合においてはステップＳ２２の部分を収束する連続超音波を発生させるように変更すれば良い。

次に散乱光の位相成分及び振幅成分の抽出の動作をより詳細に説明する。
物体（生体組織７）側を通過する電界Ｅ_ｓ（ｚ′，ｔ）は、次の（１４）式で近似できる。

Ｅ_ｓ（ｚ′，ｔ）≡Ｅ_ｓ＝Ｅ_ｓ０exp｛ｉ（ω_ｓｔ―ｋ_ｓｚ′）｝ （１４）
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_１＋Ｄ_２＋２Ｌ_２＋２ｎ_０Ｌ_４＋（２ｍ_ｒｚ＋Δｍ_ｒΔｚ）−ｉ（２ｍ_ｉｚ＋Δｍ_ｉΔｚ）
（１５）
ここで、ｎ_０は水３６の屈折率を示す。（１５）式を（１４）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）｝］ （１６）
参照光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｝］ （１７）
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＋ｉφ_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＋ｎ_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１３と生体組織７との光路長を２Ｌ_２＋２ｎ_０Ｌ_４を調整すると、上式は（１８）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）｝ （１８）
この（１８）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と上述した（７）式の関係がある。

（１８）式においては入射光を生体組織７に入射させ、超音波収束領域から戻る入射光（つまり観測光）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６に示したように光変調器１８で光変調された参照光と、超音波収束部位から戻る観測光とをハーフミラー１３で光混合して干渉させた干渉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、（１８）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、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。

（１８）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５ａ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図６に示した信号処理回路５ｂにより、以下のように位相差等を算出することもできる。
（１８）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ＣＰＵ３４は、メモリ３２にストックされたデータに対する演算処理を行い、（１８）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、ＣＰＵ３３はメモリ３２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（８′）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） （８′）
但し、ａは直流成分で、ｂ＝２Ｅ_ｓ０Ｅ_ｒ０exp｛−ｋ_０（２ｍ_ｉｚ＋△ｍ_ｉ△ｚ）｝である。

（８′）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（９′）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））｝］ （９′）
となる。

本実施例によれば、実施例１と同様に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とすることにより、光散乱等の測定を行う光イメージング装置１Ｂの構成が透過光を検出するタイプの場合よりもコンパクトにできる。また、走査部となるスキャニングユニット１２が１つで済むメリットもある。
また、実施例１の場合と同様に干渉光を抽出することにより、Ｓ／Ｎの良い散乱情報を取得できる等の効果がある。
なお、光検出器４ａは、ライン状の１次元検出器を用いても良いし、ＣＣＤ等の２次元検出器を用いても良い。

次に本実施例の変形例を説明する。図８は第１変形例の光イメージング装置１Ｃを示す。
この光イメージング装置１Ｃは、図６においてハーフミラー１３と超音波トランスジューサ２ａとの間の光路中に発振器１７ｂの発振出力で光変調を行う第２の光変調器１８ｂが配置されている。
この発振器１７ｂは、発振器１７による角周波数ω′_０とは異なる角周波数ωｂ′_０が採用される。そして、ハーフミラー１３において、２ω′_０で変調された参照光と、２ωｂ′_０で変調された観測光とを干渉させて干渉光を生成する。

そして、ヘテロダイン検波により、例えば２（ω′_０＋ωｂ′_０）の干渉信号を抽出する。
本変形例によれば、観測光側の光路にも光変調部を配置することによって、よりＳ／Ｎの良い観測光を抽出（検出）することが可能となる。
つまり、観測光側に光変調器１８ｂを配置しない場合には、ハーフミラー１３による干渉により２ω′_０の干渉光を抽出する場合、観測光は変調されていないため、実際に生体組織７側から戻る観測光の他に、光源装置３ｂからの光と干渉した成分も干渉光に混入してしまう。
これに対して、本変形例によれば、２（ω′_０＋ωｂ′_０）の干渉信号を抽出するため、参照光と実際に生体組織７側から戻る観測光との干渉光成分のみを抽出することができる。従って、よりＳ／Ｎの良い観測光を抽出することが可能となる。
図６の実施例と同様に連続超音波を用いても良い。

図９は第２変形例の光イメージング装置１Ｄを示す。上述した実施例においては、生体組織７に照射される超音波送信軸Ｏｕに沿って光が照射される構成であったが、本変形例は互いに異なる方向から生体組織７に超音波と光が照射される構成になっている。
また、本変形例では、生体組織７に照射される光を収束する照明光収束部を備えた構成となっている。図９に示すように光源装置３ｂからハーフミラー１３を透過した光は、レンズ枠３７に取り付けたコリメートレンズ（若しくは集光レンズ）３８を経て収束されて生体組織７に照射される。
また、このコリメートレンズ３８の光軸Ｏと例えば角度θ（＞０）なす方向が超音波送信軸Ｏｕとなるように、ユニット１１の端面等に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は、超音波収束部としての音響レンズ１６が設けてあるが、開口１５は設けてない構造となっている。
そして、この図９に示すように収束点Ｆの近傍領域Ｒ１付近において光軸Ｏ方向に散乱された光は、当該散乱後においては収束された超音波の影響を殆ど受けることなくコリメートレンズ３８側に戻る。このように、本変形例においてはパルス超音波だけでなく、連続波にした場合にも、収束点Ｆの近傍領域Ｒ１で散乱された散乱光を、超音波による近傍領域Ｒ１以外での影響を殆ど受けることなく検出できるようにしている。

このため、本変形例においては、パルス発生器２１を採用しないで、例えば連続波の超音波駆動信号を発生する信号発生器３９を採用している。勿論、パルス超音波を用いるようにしても良い。
この信号発生器３９で発生された超音波駆動信号は、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。
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側に設けた図示しない筒体と嵌合し、光軸Ｏ方向に移動することにより、超音波を収束する音響レンズ１６による収束点Ｆの位置に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、音響レンズ１６側もそのフォーカス位置を調整することができる構成にしても良い。つまり、コリメートレンズ３８により光がフォーカスした位置に、超音波がフォーカスする（焦点を結ぶ）ように超音波の焦点調整部を形成するようにしても良い。後述する図１１においては焦点調整部を備えた構成である。
なお、図８、図９の実施例においても光検出器４ａには、ライン状の１次元検出器を用いても良いし、ＣＣＤ等の２次元検出器を用いても良い。

図１０は本変形例におけるタイミングチャートを示す。図１０（Ａ）に示すように光源装置３ｂは連続光を発生し、また信号発生器３９は連続波の超音波駆動信号を発生する。

そして、信号処理回路５ｂは、信号発生器３９の信号を受けて、図１０（Ｃ）に示すように超音波が収束点Ｆに達するタイミングにおける短い時間、例えばゲートを開いて変調信号に同期して干渉信号から位相成分と振幅成分を抽出する。

また、最初のみ、このように超音波が収束点Ｆに達するまで、干渉信号を取り込むタイミングの調整を行うが、図１０（Ｄ）に示すように（例えばＰＣ６ａによる制御により）スキャニング信号は、短い周期で発生される。
そして、信号処理回路５ｂにより抽出された位相成分と振幅成分は、ＰＣ６ａ内の例えばメモリにスキャニング信号と関連付けてストックされる。
このように動作する本変形例においては、光軸Ｏと超音波送信軸Ｏｕとのなす角度θを適度の値以上に設定しているので、収束点Ｆの近傍において収束された超音波により複素屈折率が変化されて散乱される光は、その後は超音波による影響を殆ど受ける事無く観測光として検出される。

従って、超音波を連続的に照射しながら、スキャニングも連続に近い状態で行うことができる。また、短時間に１フレーム分の光イメージング情報を取得することができる。
その他、実施例２と同様の効果を有する。なお、本変形例においても第１の変形例を適用することにより、よりＳ／Ｎのよい状態で干渉信号を検出することができる。
図１１は、第３変形例の光イメージング装置における照明光軸保持部としてのレンズ保持部２６と、超音波送信軸保持部としてのトランスジューサ保持部２７周辺部を示す。
図１１に示す例は、例えば図９の構成に適用した場合で示す。

レンズ保持部２６は、コリメートレンズ３８が取り付けられたレンズ枠３７が嵌合する透孔により摺動可能に保持する可動保持体２６ａと、この可動保持体２６ａの一方の端部側を嵌合して回転的にスライド移動可能に保持する固定側保持体２６ｂとを有する。
また、可動保持体２６ａの他方の端部側には、ラック部２６ｃが設けてあり、このラック部２６ｃは摘み２６ｅの端部に設けたギヤ２６ｄが噛合する。そして、ユーザは、この摘み２６ｅを回動する操作を行うことにより、図１１中の符号Ｃで示すように可動保持体２６ａを移動することができる。そして、コリメートレンズ３８の光軸Ｏを移動してその光軸Ｏを調整することができる。
また、同様にトランスジューサ保持部２７は、超音波トランスジューサ２ａが取り付けられた可動枠体４０が嵌合する透孔により摺動可能に保持する可動保持体２７ａと、この可動保持体２７ａの一方の端部側を嵌合して回動的なスライド移動可能に保持する固定側保持体２７ｂとからなる。

また、可動保持体２７ａの他方の端部側には、ラック部２７ｃが設けてあり、このラック部２７ｃは摘み２７ｅの端部に設けたギヤ２７ｄが噛合する。
そして、ユーザは、この摘み２７ｅを回動する操作を行うことにより、図１１中の符号Ｄで示すように可動保持体２７ａを移動することができる。そして、超音波トランスジューサ２ａの超音波送信軸Ｏｕを移動してその超音波送信軸Ｏｕの方向を調整することができる。
また、図１１において、レンズ枠３７を光軸Ｏの方向に調整することにより、光の焦点位置Ｆｏを調整できる。同様に可動枠体４０を調整することにより超音波の収束点Ｆを調整することができる。

そして、例えば収束点Ｆに焦点位置Ｆｏが一致するように調整することができる照明光調整部が設けてある。また、焦点位置Ｆｏに収束点Ｆが一致するように調整することができる超音波の焦点調整部も設けてある。
本変形例では、固定側保持体２６ｂ、２７ｂにより可動保持体２６ａと可動保持体２７ａとを共通の平面（光軸Ｏと超音波送信軸Ｏｕを含め面）内で回動的に移動自在に保持し、光と超音波の送信軸の方向が異なる場合にも、検査対象とする部位に光及び超音波をフォーカスし易くしている。

なお、図１１においては、光軸Ｏと超音波送信軸Ｏｕとが異なる方向に設定した場合におけるフォーカス調整及び方向調整機構を示しているが、光軸Ｏと超音波送信軸Ｏｕとを一致させる場合には、レンズ保持部２６とトランスジューサ保持部２７とを同軸的に或いは積層的に配置することにより実現できる。
図１２は、レンズ保持部２６とトランスジューサ保持部２７とを同軸的に配置した第４変形例におけるレンズ保持部２６′とトランスジューサ保持部２７′周辺部を示す。
本変形例は、図１１で説明したレンズ保持部２６とトランスジューサ保持部２７に類似したレンズ保持部２６′とトランスジューサ保持部２７′とが同軸状に隣接するように設けてある。そして、コリメートレンズ３８の光軸Ｏと超音波送信軸Ｏｕとが一致するように調整できるようにしている。

なお、レンズ保持部２６′とトランスジューサ保持部２７′は、図１１におけるレンズ保持部２６とトランスジューサ保持部２７における回動的な移動の代わりに光軸Ｏ及び超音波送信軸Ｏｕに直交する方向にそれぞれ移動可能とした相違のみである。
そして、例えばレンズ保持部２６′側を調整することにより、光軸Ｏが超音波送信軸Ｏｕに一致するように調整することを可能とする照明光軸調整部を形成している。
また、トランスジューサ保持部２７′側を調整することにより、超音波送信軸Ｏｕが光軸Ｏに一致するように調整することを可能とする送信軸調整部を形成している。
本変形例によれば、レンズ保持部２６′やトランスジューサ保持部２７′がバラツキがある場合においても、調整することにより収束点Ｆと焦点位置Ｆｏとが一致するように調整することができる。そしてＳ／Ｎや分解能が高い状態で光イメージング情報を得ることができる。

図１３は、第５変形例の光イメージング装置ＩＰを示す。この光イメージング装置ＩＰは、例えば図９の光イメージング装置ＩＤにおいて、超音波トランスジューサ２ａには、音響レンズ１６を設けない構成としている。超音波トランスジューサ２ａは、収束されない超音波を生体組織７に照射することになる。
本変形例は、簡略化した構成とすることにより低コストで光イメージング情報を得るようにしている。なお、集光レンズ３８も設けない構成にすることもできる。この場合には、さらに低コスト化できる。
なお、図１２と図１３の実施例においても、前述と同様に超音波としてパルス又は連続波のいずれでも良く、また光検出器としてライン状１次元検出器を用いても良いし、２次元検出器であるＣＣＤ等を用いても良い。

次に図１４から図１６を参照して本発明の実施例３を説明する。図１４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に照射するレーザ光等を発生する光源装置３ａを有する。
この光源装置３ａの光は、この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つの光に分岐される。そして、一方は光ファイバ５２ｂを介して光照射と受光とを行う光照射・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側から戻る光は観測光としてこの光ファイバ５２ｂに入射され、光カプラ５３において参照光側の光と干渉した干渉光となる。そして、この干渉光は、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。
なお、水は用いずに音響レンズ５９を生体組織７に接触させても良い。

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光をコリメートレンズ５６により平行な光束の光にして、固定された参照ミラー１４に入射させ、この参照ミラー１４で反射された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１４との間には、実施例１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によって参照光は光変調される。
また、上記光照射・受光部５４は、光照射（或いは光射出）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、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。
この光ファイバ５２ｂの端面の拡大図を図１５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１６の光カプラ５３の拡大図に示すようにレーザ装置３ａによるレーザ光を光ファイバ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、導光されたレーザ光を生体組織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で受光された光は、第２のカプラ部５３ｂにおいて参照光側の光を導光する第１の光ファイバ部６０ａと光混合され、干渉光が生成される。そして、干渉光は、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、ロックインアンプ６３の信号入力端に入力される。このロックインアンプ６３における参照信号入力端には、発振器１７の２ω′。の変調信号が印加され、このロックインアンプ６３は、（その信号入力端から入力される信号に対して）この変調信号に位相同期した信号成分のみを高いＳ／Ｎで抽出する。
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のＰＣ本体６ｃ内のＡ／Ｄ変換回路に入力される。なお、ＰＣ本体６ｃは、図２におけるＰＣ６ａにおいてモニタ３５を除いたものを表している。

また、このＰＣ本体６ｃのＡ／Ｄ変換回路には、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、スキャニング位置情報を算出する。
また制御回路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の各動作を制御する。また、この制御回路２５は、例えばＰＣ本体６ｃ内のＣＰＵ３３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１と同様に複素屈折率の実部と虚部に相当する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１と同様の効果を有する。
図１７は実施例３の第１変形例で、光イメージング装置を備えた内視鏡装置１Ｓの構成を示す。本変形例は、実施例３における光照射・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が挿通される。
また、本変形例における内視鏡７１においては、例えば先端部７３の先端面にスキャニングデバイス７９が取り付けられ、このスキャニングデバイス７９の駆動面に超音波トランスジューサ７８が取り付けられている。

そして、スキャニング発生回路２４のスキャニング信号をスキャニングデバイス７９に印加することにより、超音波トランスジューサ７８を２次元的にスキャンすることができるようにしている。
なお、本変形例における超音波トランスジューサ７８は例えば電子走査型の超音波トランスジューサにより構成され、この超音波トランスジューサは例えば図１７におけるｘ方向に沿って複数配置されたトランスジューサエレメントにより構成され、図示しない遅延素子等を介して遅延時間を制御して駆動することにより超音波を収束させるように出射させ、収束点Fで収束させることができるようにしている。

そして、図１７に示すように光ファイバ５２ｂの先端面から出射される光の照射部位内の領域において、超音波の収束点Fを設定し、この状態でスキャニングデバイス７９をスキャニング信号で駆動することにより収束点Fを２次元的にスキャンする。
その他の構成は図１４と同様であり、その説明を省略する。本変形例によれば、内視鏡７１により体腔内の生体組織７を内視鏡検査することができる。そして、病変部等、より詳しく観察或いは診断したい部位に対しては図１７に示すようにチャンネル７７内に光ファイパ５２ｂを挿通して、その先端面を観察対象部位に対向させる。
そして、パルス発生器２１′からパルス状超音波駆動信号を発生させると共に、スキャニング信号も発生させて、観察対象部位の周辺部に対する２次元イメージング情報を取得し、モニタ３５の表示面に表示する。

本変形例においては、内視鏡７１に光を照射する光照射部と、超音波を収束させるように照射する超音波照射手段と、超音波の収束領域を２次元的にスキャンするスキャニング手段とを設けているので、体腔内における所望とする部位の生体組織７に対する光イメージング情報を得ることができる。
従って、本変形例によれば、体腔内の患部等の生体組織７を光学的に内視鏡検査し、その
場合に病変部のように、より詳しく診断したい部位に対して、光イメージング情報を取得し、モニタ３５に表示させるようにすることができる。このようにすることにより、内視鏡検査のみの場合よりも、病変部をより的確に診断するのに有益な情報を得ることができる。

なお、本変形例における他の変形例として以下に説明するように、例えばチャンネル７７の先端開口部分に、実施例３における超音波を収束して照射する機能と、スキャニング手段の機能も備えた光照射・受光部５４を設けるようにしても良い。
図１８は、第２変形例の内視鏡装置1×における内視鏡７１の先端部付近の構成を示す。本変形例は、図１４の光照射・受光部５４をチャンネル７７の先端開口に着脱自在に取り付けた構成にしたものである。

図１８に示すように、光照射・受光部５４の周囲に、スキャニングデバイス５８と超音波トランスジューサ５７ｂと音響レンズ５９が設けられている。

図１８に示す超音波トランスジューサ５７ｂは、超音波送信面側が例えば凹面形状に加工されており、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収束されて生体組織７側に照射される。なお、図１４に示した超音波トランスジューサ５７を採用しても良い。
また、図１９は第３変形例における光ファイバ５２ｂの端部の構成例を示す。図１５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１９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、図１８において、図１９のようにコリメートレンズ６０ｃを設けた光照射・受光部５４と、その周囲の超音波トランスジューサ５７ｂ及び音響レンズ５９部分に対して図１２で説明したようにレンズ保持部２６とトランスジューサ保持部２７とを設けて、照明光軸の調整及び光の焦点位置Ｆｏの調整と、超音波の送信軸の調整及び超音波の収束点Ｆの調整とを行えるようにしても良い。また、これらの一部のみを設けるようにしても良い。

以上の各実施例においては光変調器とそのドライバを、カプラと光照射部（生体組織付近）の間に設けてＳ／Ｎの向上を図っても良いし、前述と同様に超音波として、パルスと連続波のいずれを用いてもよく、さらに光検出器としてライン状の１次元検出器を用いても良いし、ＣＣＤ等の２次元検出器としても良い。

次に図２０から図２３を参照して本発明の実施例４を説明する。図２０は本発明の実施例４の光イメージング装置１Ｙの構成を示す。本実施例は、超音波出射部と、光照射及び光検出部とが一体的に形成された超音波出射・光照射・検出部がラインに沿って複数個、１次元的に配列された超音波出射・光照射・検出アレイ９５を採用した構成である。この構成により、１つの超音波出射・光照射・検出アレイ９５を用いてスキャニングを行うこと無しで１次元の光イメージング情報を得られるようにしたものである。これにより、１次元の光イメージング情報を時間短縮して得られる効果を有する。

また、この超音波出射・光照射・検出アレイ９５を１次元的にスキャニングすることにより、２次元の光イメージング情報が得られる。
なお、後述するように複数の超音波出射・光照射・検出部が２次元的に配置された超音波出射・光照射・検出アレイ９５Ｂを採用することにより、超音波トランスジューサ等のスキャニングを行わないでも２次元のイメージング情報を得ることもできる。
なお、照明光を発生する光源装置９１としては、コヒーレント光を発生するレーザ装置３ａに限定されるものでなく、キセノン光やハロゲン光といった熱光源や、ＬＥＤ、ＳＬＤを用いても良い。

なお、本実施例は、例えば位相情報を抽出することにより、散乱情報を算出する構成となっている。

光源装置９１から出射される可視或いは近赤外の波長領域の光は、複数本（例えばｐ本）の光ファイバを配列して構成された光ファイバアレイ９２ａを構成する各光ファイバに入射される。各光ファイバに入射された光は、光カプラ部９３で光ファイバアレイ９２ｃの光ファイバ側と光ファイバアレイ９２ｂ側の光ファイバ９２ｂｉ（ｉは１〜ｐの１つを代表）とに分岐される。
光ファイバアレイ９２ｃの光ファイバに導光された光は、参照光生成部５５において、図１４の場合と同様に参照光が生成され、光カプラ部９３側に戻る。なお、光変調器１８及び参照ミラー１４は、図２０の紙面に垂直方向に長く延出されており、複数の光を変調及び反射する。

また、光ファイバアレイ９２ｂ側の光ファイバ９２ｂｉに導光された光は、（超音波出射・光照射・検出アレイ９５を構成する）超音波出射・光照射・検出部の超音波トランスジューサ５７−ｉに設けた開口部を通って生体組織７側に照射される。
超音波出射・光照射・検出アレイ９５は、図２０の右下部分の拡大図に示すように例えばｘ方向に複数の超音波出射・光照射・検出部が配置されている。そして、各超音波出射・光照射・検出部は、その構成要素となる超音波トランスジューサ５７−ｉによりそれぞれ収束点Ｆで超音波を収束する。
かつその収束点Ｆには、光ファイバアレイ９２ｂを構成する光ファイバ９２ｂｉの端面による光照射・検出部から光が照射されると共に、その収束点Ｆの近傍領域Ｒ１を経た戻り光を受光する。

光ファイバアレイ９２ｂの光ファイバ９２ｂｉにより受光された光は、観測光として、光カプラ部９３において光ファイバアレイ９２ｃ側の光ファイバによる参照光と光混合されて干渉光が生成される。
各干渉光は、光ファイバアレイ９２ｄの光ファイバにより導光され、その端面から光検出器アレイ９６を構成する各光検出器４ａにて受光され、光電変換される。光検出器アレイ９６を構成する光検出器４ａでそれぞれ光電変換された出力信号は、ロックインアンプ６３に入力される。このロックインアンプ６３は、例えば複数の信号チャンネルを有し、複数の信号チャンネルから入力される信号それぞれ対応した信号処理を高速で行う。

ロックインアンプ６３により、信号処理された複数の信号は、ＰＣ６ａにおける複数の入力チャンネルからＰＣ６ａ内のメモリなどにストックされる。
また、本実施例におけるスキャニング信号発生回路２４Ｂは、例えば超音波出射・光照射・検出アレイ９５が取り付けられたスキャニングデバイス９８を例えばｙ方向にスキャンさせるように駆動する。そして、２次元の光イメージング情報を得られるようにしている。
図２１は、超音波出射・光照射・検出アレイ９５を、例えばｙ方向にスキャンさせることにより、２次元（２Ｄ）光イメージング情報が得られる様子を示す。ライン状に配置された超音波出射・光照射・検出部により、ｘ方向の１次元（１Ｄ）光イメージング情報が得られ、超音波出射・光照射・検出部をｙ方向にスキャンすることにより２次元光イメージング情報が得られる。

なお、スキャニング信号発生回路２４Ｂにより、超音波出射・光照射・検出アレイ９５をｙ方向及びｚ方向に２次元スキャンを行うように駆動して、３次元光イメージング情報を得られるようにしても良い。
本実施例によれば、高速に２次元或いは３次元の光イメージング情報が得られる。
なお、得られる光イメージング情報のｘ方向の解像度は、光ファイバアレイ９２ｂの本数に依存するため、ｘ方向にもスキャンさせることにより、その解像度を向上させることができる。
図２２は第１変形例の光イメージング装置における超音波出射・光照射・検出アレイ９５Ｂの概略の構成を示す。本変形例は、図２０の光イメージング装置１Ｙにおいて、光ファイバアレイ９２ａ、９２ｂなどを構成する光ファイバの本数をより多くしている（例えば図２０の場合の整数倍以上）。これに対応して、超音波出射・光照射・検出部の数も増大する。

そして、本変形例では、光ファイバアレイ９２ｂにおける端部側の超音波出射・光照射・検出部をｘ、ｙ方向に２次元的に配置して超音波出射・光照射・検出アレイ９５Ｂを構成している。
図２２に示すように光ファイバアレイ９２ｂは、例えばｐ本づつの光ファイバ９２ｂ１〜９２ｂｐがｍ組、例えば帯状に設けられたものであり、これらの各光ファイバ９２ｂｉは、スキャニングデバイス９８に２次元的に設けた開口部にそれぞれ取り付けられている。
なお、このスキャニングデバイス９８の底面側には、図２０で示したような超音波トランスジューサ（図２２では図示せず）が取り付けられている。そして、この超音波出射・光照射・検出アレイ９５Ｂをスキャンしない状態において、２次元光イメージング情報（図２３参照）を得ることができるようにしている。

なお本変形例においては、ＰＣ６ａもロックインアンプ６３から出力される出力信号を超音波出射・光照射・検出アレイ９５Ｂを構成する超音波出射・光照射・検出部の２次元配列に対応したアドレスのメモリにストックする。
また、本変形例では、スキャニング信号により、スキャニングデバイス９８をｚ方向に駆動することにより図２３に示すように３次元光イメージング情報を得られるようにしている。
なお、本変形例に対しても、実施例４で説明したようにｘ、ｙ方向にもスキャンすることにより、より高解像度の光イメージング情報を得るようにしても良い。本変形例においても高速に２次元或いは３次元の光イメージング情報を得ることができる。

なお、本変形例におけるさらに変形例として、スキャニングを行わないで２次元の光イメージング情報を得るようにしても良い。
なお、上述した各実施例においては、ファイバ９２ｂの経路中に光変調器を設けて、Ｓ／Ｎを向上させても良い。

また、上述した各実施例において、光を収束させる構成にしても良い。また、超音波と光とを共に連続波で生体組織等に照射する構成にしても良い。
なお、光検出器として、点検出器、１次元ラインセンサ、ＣＣＤ等の２次元検出器のいずれを用いても良い。
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。

また、上述した各実施例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。

生体組織に超音波が照射された検査対象部位に光を照射し、その光を観測光として検出し、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を拡大して示す図。 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７は実施例２の動作説明のフローチャート。 図８は実施例２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９は実施例２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１０は第２変形例の動作説明用のタイミングチャート。 図１１は第３変形例におけるレンズ保持部及びトランスジューサ保持部の構造を示す図。 図１２は第４変形例におけるレンズ保持部及びトランスジューサ保持部の構造を示す図。 図１３は第５変形例における一部の構造を示す図。 図１４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１５は光ファイバの端面の構造を示す図。 図１６は光カプラの構成例を示す図。 図１７は第１変形例に係る光イメージング装置を備えた内視鏡装置の構成を示すブロック図。 図１８は第２変形例における内視鏡の先端部付近の構成を示す図。 図１９は第３変形例における光ファイバの構成を示す斜視図。 図２０は本発明の実施例４の光イメージング装置の構成を示すブロック図。 図２１は実施例４における１次元走査により２次元光イメージング情報が得られる動作の説明図。 図２２は第１変形例における超音波・光照射・検出アレイ部の概略の構成を示す図。 図２３は図２２の超音波・光照射・検出アレイ部による動作の説明図。

符号の説明

１Ａ、１Ｂ…光イメージング装置
２…超音波発生部
２ａ…超音波トランスジューサ
３…照明光発生部
３ａ…レーザ装置
４…受光部
４ａ…光検出器
５…情報抽出部
５ａ…オッシロスコープ
６…被検体情報生成部
６ａ…ＰＣ
７…生体組織
１１…ユニット
１２…スキャニングユニット
１３，１３ａ…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
３２…メモリ
３３…ＣＰＵ
３５…モニタ
３８…コリメートレンズ

Claims (35)

1. 所定の超音波送信軸に沿って被検体に対して超音波を発生可能な超音波発生部と、
   前記超音波発生部から発生される前記超音波が伝達される前記被検体内における検査対象部位に到達する照明光を発生可能な照明光発生部と、
   前記照明光が到達した前記検査対象部位から得られる光を受光可能に設けられた受光部と、
   前記受光部で受光された受光信号に基づく振幅情報から、前記照明光が到達した前記検査対象部位における光の吸収情報を抽出する振幅・光吸収情報抽出部と、
   前記受光部で受光された受光信号に基づく位相情報から、前記照明光が到達した前記検査対象部位における光の散乱情報を抽出する位相・光散乱情報抽出部と、
   前記位相・光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、
   を有することを特徴とする被検体情報分析装置。
2. 前記照明光発生部は、前記被検体に対して前記超音波発生部と同じ側に配置され、
   前記受光部は、前記被検体に対して前記超音波発生部と同じ側に配置され、前記照明光が到達した前記検査対象部位から反射される光を受光可能に設けられた反射光受光部であり、
   前記位相・光散乱情報抽出部は、前記反射光受光部で受光された受光信号から得られる位相情報を抽出する位相情報抽出部と、前記位相情報抽出部で抽出された位相情報に基づき、前記照明光が到達した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を有し、
   前記被検体情報生成部は、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. 前記照明光発生部は、前記被検体に対して前記超音波発生部と同じ側に配置され、
   前記受光部は、前記被検体に対して前記超音波発生部と同じ側に配置され、前記照明光が到達した前記検査対象部位から反射される光を受光可能に設けられた反射光受光部であり、
   前記位相・光散乱情報抽出部は、前記照明光発生部によって発生される照明光と前記反射光受光部によって受光された反射光とを干渉させて位相情報を抽出する位相情報抽出部と、前記位相情報抽出部で抽出された位相情報に基づき、前記照明光が到達した前記検査対象部位における前記光の散乱情報を抽出する散乱情報抽出部とを有し、
   前記被検体情報生成部は、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。
4. 前記超音波発生部は、前記被検体の所定の位置に焦点を結ぶ焦点調整部を有し、
   前記照明光発生部は、前記焦点調整部によって超音波が焦点を結ぶ焦点位置に照明光を照射可能な照明光調整部を有し、
   前記散乱情報抽出部は、前記反射光受光部で受光した受光信号に基づき、前記焦点位置に対応する検査対応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２または３に記載の被検体情報分析装置。
5. 前記超音波発生部から発生される超音波の超音波送信軸を所定の位置に保持する超音波送信軸保持部と、
   照明光発生部から発生される照明光の光軸を前記超音波送信軸と一致させて保持する照明光軸保持部と、
   を有することを特徴とする請求項１ないし４の何れかに記載の被検体情報分析装置。
6. 前記超音波送信軸保持部は、前記超音波送信軸を移動可能に保持する超音波送信軸調整部を有し、
   前記照明光軸保持部は、前記超音波送信軸調整部の調整状態と対応して、前記超音波送信軸と一致させて前記照明光の光軸を調整する照明光軸調整部を有することを特徴とする請求項５に記載の被検体情報分析装置。
7. 前記被検体情報生成部によって生成された前記被検体の特性情報に基づいて画像を形成する画像形成手段を有することを特徴とする請求項１ないし６の何れかに記載の被検体情報分析装置。
8. 前記超音波発生部は、前記超音波をパルス波として発生させるパルス超音波発生部を有することを特徴とする請求項１ないし７の何れかに記載の被検体情報分析装置。
9. 前記照明光発生部は、前記照明光をパルス光として照射させるパルス光発生部を有することを特徴とする請求項１ないし７の何れかに記載の被検体情報分析装置。
10. 前記照明光発生部による照明光の照射位置が少なくとも一次元的に変化するよう走査する走査手段を有することを特徴とする請求項１ないし９の何れかに記載の被検体情報分析装置。
11. 前記照明光発生部による照明光を少なくとも前記超音波の照射される位置内の所定の位置で収束させる照明光収束部を有することを特徴とする請求項１ないし１０の何れかに記載の被検体情報分析装置。
12. 前記被検体内における前記検査対象部位に到達する超音波が収束するように、前記超音波を収束する超音波収束部を有す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、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１２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超音波を発生可能な超音波発生手段と、
    前記被検体に対して前記超音波発生手段と同じ側に配置され、前記超音波発生手段によって発生された前記超音波が伝達される前記被検体内における検査対象部位に到達する照明光を発生可能な照明光発生手段と、
    前記被検体に対して前記超音波発生手段と同じ側に配置され、前記照明光が到達した前記検査対象部位から反射される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から得られる振幅情報を抽出する振幅情報抽出手段と、
    前記振幅情報抽出手段で抽出された振幅情報に基づき、前記照明光が到達した前記検査対象部位における光の吸収情報を抽出する光吸収情報抽出手段と、
    前記反射光受光手段で受光された受光信号から得られる位相情報を抽出する位相情報抽出手段と、
    前記位相情報抽出手段で抽出された位相情報に基づき、前記照明光が到達した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。
15. 所定の超音波送信軸に沿って被検体に対して超音波を発生可能な超音波発生手段と、
    前記被検体に対して前記超音波発生手段と同じ側に配置され、前記超音波発生手段によって発生された前記超音波が伝達される前記被検体内における検査対象部位に到達する照明光を発生可能な照明光発生手段と、
    前記被検体に対して前記超音波発生手段と同じ側に配置され、前記照明光が到達した前記検査対象部位から反射される光を受光可能に設けられた反射光受光手段と、
    前記照明光発生手段によって発生される照明光と前記反射光受光手段によって受光された反射光とを干渉させて振幅情報を抽出する振幅情報抽出手段と、
    前記振幅情報抽出手段で抽出された振幅情報に基づき、前記照明光が到達した前記検査対象部位における光の吸収情報を抽出する光吸収情報抽出手段と、
    前記照明光発生手段によって発生される照明光と前記反射光受光手段によって受光された反射光とを干渉させて位相情報を抽出する位相情報抽出手段と、
    前記位相情報抽出手段で抽出された位相情報に基づき、前記照明光が到達した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。
16. 前記超音波発生手段は、前記被検体の所定の位置に焦点を結ぶ焦点調整手段を有し、
    前記前記照明光発生手段は、前記焦点調整手段によって超音波が焦点を結ぶ焦点位置に照明光を照射可能な照明光調整手段を有し、
    前記散乱情報抽出手段は、前記反射光受光手段で受光した受光信号に基づき、前記焦点位置に対応する検査対応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１４または１５に記載の被検体情報分析装置。
17. 前記超音波発生手段から発生される超音波が送信する超音波送信軸を所定の位置に保持する超音波送信軸保持手段と、
    照明光発生手段から発生される照明光の光軸を前記超音波送信軸と一致させて保持する照明光軸保持手段と、
    を有することを特徴とする請求項１４ないし１６の何れかに記載の被検体情報分析装置。
18. 前記超音波送信軸保持手段は、前記超音波の送信軸を移動可能に保持する超音波送信軸調整手段を有し、
    前記照明光軸保持手段は、前記超音波送信軸調整手段の調整状態と対応して、前記超音波の送信軸と一致させて前記照明光の光軸を調整する照明光軸調整手段を有することを特徴とする請求項１７に記載の被検体情報分析装置。
19. 前記被検体情報生成手段によって生成された前記被検体の特性情報に基づいて画像を形成する画像形成手段を有することを特徴とする請求項１４ないし１８の何れかに記載の被検体情報分析装置。
20. 前記照明光発生手段による照明光の照射位置が少なくとも一次元的に変化するよう走査する走査手段を有することを特徴とする請求項１４ないし１９の何れかに記載の被検体情報分析装置。
21. 前記照明光発生手段による照明光を少なくとも前記超音波が照射される位置内の所定の位置で収束させる照明光収束手段を有することを特徴とする請求項１４ないし２０の何れかに記載の被検体情報分析装置。
22. 前記被検体内における前記検査対象部位に到達する超音波が収束するように、前記超音波を収束する超音波収束手段を有することを特徴とする請求項１４ないし２１の何れかに記載の被検体情報分析装置。
23. 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ないし２２の何れかに記載の被検体情報分析装置。
24. 所定の超音波送信軸に沿って被検体に対して超音波を発生可能な超音波発生部、前記超音波発生部によって発生された前記超音波が伝達される前記被検体内における検査対象部位に到達する照明光を発生可能な照明光発生部、前記照明光が到達した検査対象部位から反射される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に基づく振幅情報から、前記照明光が到達した前記検査対象部位における光の吸収情報を抽出する振幅・光吸収情報抽出部と、
    前記反射光受光部で受光された受光信号に基づく位相情報から、前記照明光が到達した前記検査対象部位における光の散乱情報を抽出する位相・光散乱情報抽出部と、
    前記位相・光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、
    を有し、
    前記照明光発生部は、前記超音波発生部の周辺に配置され、
    前記位相・光散乱情報抽出部は、前記反射光受光部で受光された受光信号から得られる位相情報を抽出する位相情報抽出部と、前記位相情報抽出部で抽出された位相情報に基づき、前記照明光が到達した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を有し、
    前記被検体情報生成部は、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ことを特徴とする内視鏡装置。
25. 所定の超音波送信軸に沿って被検体に対して超音波を発生可能な超音波発生部、前記超音波発生部によって発生された前記超音波が伝達される前記被検体内における検査対象部位に到達する照明光を発生可能な照明光発生部、前記照明光が到達した検査対象部位から反射される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に基づく振幅情報から、前記照明光が到達した前記検査対象部位における光の吸収情報を抽出する振幅・光吸収情報抽出部と、
    前記反射光受光部で受光された受光信号に基づく位相情報から、前記照明光が到達した前記検査対象部位における光の散乱情報を抽出する位相・光散乱情報抽出部と、
    前記位相・光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、
    を有し、
    前記照明光発生部は、前記超音波発生部の周辺に配置され、
    前記位相・光散乱情報抽出部は、前記照明光発生部によって発生される照明光と前記反射光受光部によって受光された反射光とを干渉させて位相情報を抽出する位相情報抽出部と、前記位相情報抽出部で抽出された位相情報に基づき、前記照明光が到達した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を有し、
    前記被検体情報生成部は、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ことを特徴とする内視鏡装置。
26. 所定の超音波送信軸に沿って被検体に対して超音波を発生可能な超音波発生部、前記超音波発生部によって発生された前記超音波が伝達される前記被検体内における検査対象部位に到達する照明光を発生可能な照明光発生部、前記照明光が到達した検査対象部位から反射される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に基づく振幅情報から、前記照明光が到達した前記検査対象部位における光の吸収情報を抽出する振幅・光吸収情報抽出部と、
    前記反射光受光部で受光された受光信号に基づく位相情報から、前記照明光が到達した前記検査対象部位における光の散乱情報を抽出する位相・光散乱情報抽出部と、
    前記位相・光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、
    を有し、
    前記超音波発生部は、前記被検体の所定の位置に焦点を結ぶ焦点調整部を有し、
    前記前記照明光発生部は、前記焦点調整部によって超音波が焦点を結ぶ焦点位置に照明光を照射可能な照明光調整部を有し、
    前記位相・光散乱情報抽出部は、前記反射光受光部で受光した受光信号に基づき、前記焦点位置に対応する検査対応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内視鏡装置。
27. 前記超音波発生部から発生される超音波送信軸を所定の位置に保持する超音波送信軸保持部と、
    照明光発生部から発生される照明光の光軸を前記超音波の送信軸と一致させて保持する照明光軸保持部と、
    を有することを特徴とする請求項２６に記載の内視鏡装置。
28. 前記超音波送信軸保持部は、前記超音波の送信軸を移動可能に保持する超音波送信軸調整部を有し、
    前記照明光軸保持部は、前記超音波送信軸調整部の調整状態と対応して、前記超音波の送信軸と一致させて前記照明光の光軸を調整する照明光軸調整部を有することを特徴とする請求項２７に記載の内視鏡装置。
29. 前記被検体情報生成部によって生成された前記被検体の特性情報に基づいて画像を形成する画像形成部を有することを特徴とする請求項２４ないし２８の何れかに記載の内視鏡装置。
30. 前記照明光発生部による照明光の照射位置が少なくとも一次元的に変化するよう走査する走査部を有することを特徴とする請求項２４ないし２９の何れかに記載の内視鏡装置。
31. 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２４ないし３０の何れかに記載の内視鏡装置。
32. 超音波発生部により所定の超音波送信軸に沿って被検体に対して超音波を発生する超音波発生工程と、
    照明光発生部により前記超音波の照射される位置内の所定の位置に到達する照明光を発生する照明光発生工程と、
    反射光受光部によって前記照明光が到達した位置に対応する部位から反射される光を受光する反射光受光工程と、
    前記反射光受光工程で受光された受光信号から得られる振幅情報を抽出する振幅情報抽出工程と、
    前記振幅情報抽出工程で抽出された振幅情報に基づき、前記照明光が到達した前記検査対象部位における光の吸収情報を抽出する光吸収情報抽出工程と、
    前記反射光受光工程で受光された受光信号から得られる位相情報を抽出する位相情報抽出工程と、
    前記位相情報抽出工程で抽出された位相情報に基づき、前記照明光が到達した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で抽出された光の散乱情報に基づき、前記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、
    を有することを特徴とする被検体情報分析方法。
33. 前記照明光が到達する位置を少なくとも一次元的に変化させるように走査する走査工程を有することを特徴とする請求項３２に記載の被検体情報分析方法。
34. 前記被検体情報生成工程によって生成された前記被検体の特性情報に基づいて画像を形成する画像形成工程を有することを特徴とする請求項３２または３３に記載の被検体情報分析方法。
35. 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３２ないし３４の何れかに記載の被検体情報分析方法。

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