JP6049293B2 - 音響波取得装置 - Google Patents

Description

本発明は、音響波取得装置に関する。

一般に、エックス線、超音波、ＭＲＩ（核磁気共鳴法）を用いたイメージング装置が医療分野で多く使われている。一方、レーザーなどの光源から照射した光を生体などの被検体内に伝播させ、その伝播光等を検知することで、生体内の情報を得る光イメージング装置の研究も医療分野で積極的に進められている。このような光イメージング技術の一つとして、Ｐｈｏｔｏａｃｏｕｓｔｉｃ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ（ＰＡＴ：光音響トモグラフィー）が提案されている。

ＰＡＴとは、光源から発生したパルス光を被検体に照射し、被検体内で伝播・拡散した光のエネルギーを吸収した生体組織から発生した音響波を複数の個所で検出し、それらの信号を解析処理し、被検体内部の光学特性値に関連した情報を可視化する技術である。このとき発生する音響波を光音響波とも呼ぶ。これにより、被検体内の光学特性値分布、特に光エネルギー吸収密度分布を得ることができる。
音響波の検出器としては、圧電現象を用いたトランスデューサーや容量の変化を用いたトランスデューサーが挙げられるが、近年、光の共振を用いた検出器が開発されている。

ところで、イメージング装置を実用化するにあたって、短時間にイメージングを行うことが重要である。被検体が生体である場合、特に医療現場などでは、イメージングを短時間に行い、被検者の負担を軽減することは実用化に向けて必要となる。
イメージングを短時間に行うためには、短時間でのデータ取得を行う必要がある。光音響波の二次元分布データを取得するために、１つの探触子をラスタースキャンするとデータ取得に多大な時間を要する。

そこで、特許文献１では２次元アレイ化された超音波探触子を用いることにより、光音響波の二次元分布を一括に取得している。これにより、データ取得に要する時間を大幅に短縮することが可能となる。

一方、光の共振を用いた検出器においては、弾性波の二次元分布を一括に取得するために、二次元アレイ型センサとしてＣＣＤカメラを用いてファブリーペロー型干渉計に照射した超音波の音圧を検出した報告例もある（非特許文献１）。

ところで、二次元センサを用いてイメージングを行う際に、得られる画像の分解能やイメージング領域を変えることが出来れば、イメージング精度の向上や測定の効率化が望める。
医療現場においては、生体の病変部等をイメージングする際に、分解能やイメージング領域を撮像中に変えることができると、病変部の同定や抽出を効率的に行うことが可能となる。たとえば、まずは分解能が低く荒い画像を広範囲に取得することで、病変部として疑わしき部分を抽出する。その後、分解能を高くして、抽出した範囲を高精細にイメージングし病変部と疑わしき部分を精査する。これにより効率的に病変部の検査を行うことができる。

特開２００５−２１８６８４号公報

M. Lamont, P. Beard, "2D imaging of ultrasound fields using CCD array to map output of Fabry-Perot polymer film sensor", Electronics Letters, 42, 3(2006)

しかし、特許文献１では、２次元アレイ超音波探触子を用いてイメージングしているので、分解能は１受信素子の受信面積によって決まってしまう。またイメージング領域は２次元アレイ化超音波探触子のサイズ（開口）によって決まる。
そのため、従来の２次元アレイ超音波探触子を用いてイメージングする手法では、分解能やイメージング領域を変えるためには、受信素子の受信面積や超音波探触子の開口が異なる、別の２次元アレイ超音波探触子に付け替える必要がある。

つまり、分解能やイメージング範囲を撮像中に変えることができない。いったん撮像を停止し、探触子を付け替えなくてはならない。しかし探触子を付け替えると、全体としてのイメージング時間が増加してしまう。さらに、付け替えている間に被検体の位置や形状が変化してしまい、同じ状態で画像化できず、付け替える前と後の画像の比較が困難になる。その結果、病変部の同定や抽出の精度が低下するおそれがある。

また、非特許文献１は二次元アレイ型光センサを用いてイメージングを行っているが、レーザーダイオードから出射された測定光の光路中にレンズなどが配置されていないため、分解能やイメージング領域を変えることはできない。さらに、二次元アレイ型光センサを用いてイメージングする際は、ファブリーペローセンサや二次元アレイ型光センサへの光線の入射方向や結像関係が、感度特性などのセンサの性能に影響を及ぼす。しかし、非特許文献１ではこれらの光線について詳細な記述はない。

本発明は、上記課題を鑑みてなされたものであり、その目的は、ファブリーペロー型探触子を用いた音響波取得装置において、撮像中に分解能や撮像領域を変えることを可能にする技術を提供することにある。

本発明は以下の構成を採用する。すなわち、被検体に励起光を照射して被検体内で弾性波を発生させる励起光源と、測定光を照射する測定光源と、前記測定光が入射する側の第１のミラーおよび前記被検体からの前記弾性波が入射する側の第２のミラーを含むファブリーペロー型干渉計を有する探触子と、前記ファブリーペロー型干渉計で反射した前記測定光の光量を測定する光センサと、前記測定光源からの前記測定光を前記ファブリーペロー型干渉計に入射させると共に、前記ファブリーペロー型干渉計で反射した前記測定光を前記光センサに入射させる測定光学系と、前記弾性波の入射による、前記光センサが測定した光量の変化に基づいて、前記弾性波の強度を取得する処理部と、制御部と、を有し、前記測定光学系は、前記励起光源からの前記励起光を前記被検体に導く光学系とは別に設けられており、前記測定光学系は、前記制御部によってズーム制御が行われるズームレンズ光学系を有し、前記ズームレンズ光学系によって、前記ファブリーペロー型干渉計に入射する前記測定光と前記ファブリーペロー型干渉計で反射した前記測定光のうち少なくとも一方のビーム径を変化させることを特徴とする音響波取得装置である。

本発明によれば、ファブリーペロー型探触子を用いた音響波取得装置において、撮像中に分解能や撮像領域を変えることを可能にする技術を提供することができる。

発明のイメージング装置の構成の一例を示す図。 本ファブリーペロー型干渉計の構成の一例を示す図。 本発明のファブリーペロー型探触子の構造の一例を示す図。 本発明のイメージング装置の構成の一例を示す図。 本発明のイメージング装置の構成の一例を示す図。 本発明のイメージング装置の構成の一例を示す図。 本発明のビーム径、分解能および撮像範囲の関係の一例を示すグラフ。 本発明のズーム光学系の構成の一例を示す図。

以下に図面を参照しつつ、本発明の好適な実施の形態を説明する。ただし、以下に記載されている構成部品の寸法、材質、形状及びそれらの相対配置などは、発明が適用される装置の構成や各種条件により適宜変更されるべきものであり、この発明の範囲を以下の記載に限定する趣旨のものではない。

本発明の音響波取得装置には、被検体に超音波等の音響波を送信し、被検体内部で反射し伝播した反射波（エコー波）を受信して、被検体情報を画像データとして取得する超音波エコー技術を利用したイメージング装置を含む。また、被検体に光（電磁波）を照射することにより被検体内で発生し伝播した音響波を受信して、被検体情報を画像データとして取得する光音響効果を利用したイメージング装置を含む。

前者の超音波エコー技術を利用した装置の場合、取得される被検体情報とは、被検体内部の組織の音響インピーダンスの違いを反映した情報である。後者の光音響効果を利用した装置の場合、取得される被検体情報とは、光照射によって生じた音響波の発生源分布、被検体内の初期音圧分布、あるいは初期音圧分布から導かれる光エネルギー吸収密度分布や吸収係数分布、組織を構成する物質の濃度分布を示す。物質の濃度分布とは、例えば、酸素飽和度分布や酸化・還元ヘモグロビン濃度分布などである。

本発明でいう音響波とは、典型的には超音波であり、音波、音響波と呼ばれる弾性波を含む。光音響効果により発生した音響波のことを、光音響波または光超音波と呼ぶ。本発明の装置は、探触子等の音響波検出器によって被検体内で発生又は反射して伝播した音響波を受信する。

＜実施形態１＞
本発明の好適な実施の形態について、図面を参照しながら説明する。
なお、本発明における測定光とは、ファブリーペロー型干渉計に入射する入射光、およびファブリーペロー型干渉計で反射しアレイ型光センサに導かれる反射光を含む概念である。測定光は、光音響効果を利用して音響波を発生させるために被検体に照射する励起光とは区別される。

図１に、本実施形態におけるイメージング装置の構成例を説明する図を示す。
本実施形態のイメージング装置は、励起光源１０４を備える。励起光源１０４は、被検体１０１に励起光１０３を照射する。その結果、被検体の内部もしくは表面における光吸収体が光のエネルギーの一部を吸収することによって、光音響波１０２が発生する。被検体内部の光吸収体としては腫瘍、血管などが挙げられる。

イメージング装置は、光音響波１０２を検出するためのファブリーペロー型探触子１０５を備える。ファブリーペロー型探触子１０５は、測定光源１０７から測定光１０６を照射することによって、光音響波１０２の音圧を検出することができる。イメージング装置はまた、ファブリーペロー型探触子１０５に入射した測定光１０６の反射光量を測定し、電気信号に変換するためのアレイ型光センサ１０８を備える。さらに、測定光のビーム径を変化させるための光学系１０９と、前記ビーム径の変化を制御する制御部１１０を備える。以上により音響波取得装置の基本的な構成要素である。

上記音響波取得装置に、さらに処理部１１１と表示部１１２を追加することによってイメージング装置が構成される。処理部１１１はアレイ型光センサ１０８で得られた電気信号を解析等の信号処理を施し、表示部１１２は処理部で得られた光学特性値分布等の被検体情報を表示する。

測定光１０６を出射する測定光源１０７としては、波長可変レーザーを用いることが出来る。測定光１０６は、ファブリーペロー型探触子１０５を構成する２枚の各々のミラーに対して、反射率が９０％以上であることが好ましい。また、測定光１０６の波長は、ファブリーペロー型探触子の感度が最大になる最適波長を用いることが好ましい。

測定光１０６はレンズ１１３で拡大され、測定光のビーム径を変化させるための光学系１０９を通り、ファブリーペロー型探触子１０５への入射光となる。入射光は、ファブリーペロー型探触子で反射したのちに、再び測定光のビーム径を変化させるための光学系１０９を通る。このとき反射光１１８のビーム径は、入射光が光学系１０９を通る前のビーム径に戻る。その後反射光１１８がアレイ型光センサ１０８に入射することで、ファブリーペロー型探触子１０５上の反射強度分布を得ることが出来る。

なお、測定光を導くための光学系として、ミラー１１４やハーフミラー１１５が用いられる。これらは、ファブリーペロー型探触子１０５における反射光量を測定できるような構成であればよく、ハーフミラー１１５の代わりに偏光ミラーと波長板を用いる構成を採ることもできる。

ミラー１１４やハーフミラー１１５の間で、測定光のビーム径を変化させるための光学系１０９として、ズームレンズ光学系を用いることが可能である。ズームレンズ光学系は例えば、凸レンズや凹レンズの組み合わせから構成され、レンズ間の距離などを制御部１１０によって制御することで、ビーム径を自由に変えることが可能となる。

また、ファブリーペロー型探触子の検出位置によって感度がばらつくことを防ぐためには、光学系１０９は物体側テレセントリック光学系であることが望ましい。この理由については後述する。
さらに、アレイ型光センサ１０８に光束が斜入射した際に生じる受光効率の低下を防ぐためには、光学系１０９は両側テレセントリック光学系であることが望ましい。なお、ファブリーペロー型探触子１０５上の位置と、アレイ型光センサ１０８上のピクセルを対応づけるためにも、光学系１０９は両側テレセントリック光学系であることが望ましい。

図８にズームレンズ光学系の一例を示す。
光学系は、位置を固定された凸レンズ８０１と、位置を移動可能な凹レンズ８０２および凸レンズ８０３から構成される。凸レンズ８０１の焦点距離をｆ_１、凹レンズ８０２と凸レンズ８０３の合成焦点距離をｆ_２とする。また、図示しないが、凹レンズ８０２の焦点距離をｆ_３、凸レンズ８０３の焦点距離をｆ_４とする。このとき、ｆ_２は凹レンズ８０２と凸レンズ８０３との間の距離ｄを変えることによって可変となる。

位置を固定された凸レンズ８０１の焦点位置８０４に、可動な凹レンズ８０２と凸レンズ８０３の合成焦点が来るように、凹レンズ８０２と凸レンズ８０３を移動させる。このとき、倍率ｗ_１／ｗ_２、はｆ_１／ｆ_２となる。
このように、凹レンズ８０２と凸レンズ８０３との間の距離ｄと、凹レンズ８０２と凸レンズ８０３の、凸レンズ８０１の焦点位置８０４からの距離を調節することにより、所望の倍率を得ることが出来る。
凸レンズ８０１の後ろ側（焦点位置８０４とは逆側）にファブリーペロー型探触子を配置することによって、物体側テレセントリックなズームレンズ光学系となる。

上記の図１において、ミラー１１４は平行移動したり、向きを変化したり出来ることが好ましい。これにより、ファブリーペロー型探触子１０５上の画像化する位置を変えることが出来る。これらの光学部品と、ズームレンズ光学系を組み合わせることにより、ファブリーペロー型探触子１０５上の位置と、アレイ型光センサ１０８上のピクセルが対応づけられる。

光学系１０９を用いて入射光１０６のビーム径を小さくすると、光学系１０９を用いない場合と比べて、ファブリーペロー型探触子１０５に入射する入射光１０６の照射面積が縮小する。一方、反射光１１８がアレイ型光センサ１０８に入射する際のビーム径は、光学系１０９を通ることによりレーザー出射当初のサイズに戻っているので、変化しない。よって、アレイ型光センサ１０８上の１ピクセル当たりの、ファブリーペロー型探触子１０５上の対応するスポット面積が小さくなる。これにより、得られる画像の分解能は高くなる。また、ファブリーペロー型探触子１０５に入射している入射光１０６のビーム径が小さいため、撮像領域は狭くなる。

これとは逆に、光学系１０９を用いて入射光１０６のビーム径を大きくすると、分解能は低下するが、画像の撮像領域は広くなる。

このように、光学系１０９を用いて測定光１０６のビーム径を変えることで、分解能と撮像領域を変化させることが可能となる。測定者は所望の分解能や撮像範囲に応じて、制御部１１０を用いて光学系の制御（ズームレンズ光学系の場合はズーム制御）を行う。

図７（ａ）に、光学系１０９により測定光１０６のビーム径を変化させた際の、入射光のビーム径（横軸）と、分解能（左側の縦軸）および撮像領域の直径（右側の縦軸）との関係の一例を示す。入射光のビーム径が小さくなるほど、分解能は高精細になる一方、撮像範囲直径は狭くなることが分かる。

図２は光の共振を用いた音響波検出器の略図である。この図に示すような、平行な２枚の反射板の間で光を共振させる構造をファブリーペロー型干渉計という。これ以降、ファブリーペロー型干渉計を利用した音響波検出器をファブリーペロー型探触子と呼ぶ。

ファブリーペロー型探触子は、厚みｄを持つ高分子膜２０４が第１のミラー２０１と第２のミラー２０２で挟まれた構造をとる。第１のミラー２０１は測定光が入射する側のミラーであり、第２のミラー２０２はその反対側の音響波が入射する側のミラーである。測定光源は、第１のミラー２０１の側から入射光２０５を干渉計に照射する。

このとき、反射光２０６の光量Ｉｒは次の式（１）のようになる。

ここで、Ｉｉは入射光２０５の光量、Ｒは第１のミラー２０１と第２のミラー２０２の
反射率、λ_０は入射光２０５、および反射光２０６の波長、ｄはミラー間距離、ｎは高分子膜２０４の屈折率である。φは二枚のミラー間を往復する際の位相差に相当するものであり、式（２）で表される。

ファブリーペロー型探触子に音響波２０７が入射すると、ミラー間距離ｄが変化する。ｄの変化によってφが変化した結果、反射率Ｉｒ／Ｉｉが変化する。したがって、反射光量Ｉｒの変化をフォトダイオード等で測定することにより、入射した音響波２０７を検出することができる。反射光量変化が大きいほど、入射した音響波２０７の強度は大きいということになる。

なお、ファブリーペロー型探触子では、入射光２０５が当たっている位置のみの反射光量変化を測定しているため、入射光２０５のスポット領域が受信感度のある領域となる。

一方、入射光２０５をレンズ等により絞ることで、受信面積を小さくすることができる。これにより受信感度のあるスポットが小さくなるため、再構成した際の画像の分解能が向上する。また、ファブリーペロー型探触子は、ＰＺＴを用いた探触子と比較して、音響波の受信周波数帯域が広い。これらの理由により、ファブリーペロー型探触子を用いることで分解能の高い高精細な画像を得ることが可能となる。

図２では、入射光２０５が第一のミラー２０１のミラー面に対して垂直に入射している。しかし、もし入射光２０５がミラー面から角度θだけ傾いて入射した場合、ミラー間で反射を繰り返すうちにミラー間の光路長が変わるため、φは式（２）ではなく式（３）のように表される。

これは、ファブリーペロー型探触子に音響波２０７が入射する際の反射光量Ｉｒの変化が、光の入射角によって異なることを意味する。同時に、ある波長の光が共振する際のミラー間距離が、位置によって異なることになる。

従って、入射光２０５が第一のミラー２０１のミラー面に対して入射する角度が、入射する位置によって異なってしまうと、ファブリーペロー型探触子の検出位置によって感度がばらついてしまう。さらに、角度のずれが大きい場合は、音圧を測定できなくなる。これにより、音響波の二次元分布データを正確に得ることができなくなる。

このような理由から、ファブリーペロー型探触子に対する入射光２０５は、ファブリーペロー型探触子上のあらゆる位置に対して垂直入射であることが望ましい。つまり、ファブリーペロー型探触子に入射光２０５を導く光学系は、ファブリーペロー型探触子を物体側と定義すると、物体側テレセントリック光学系であることが望ましい。

図３に、本実施形態におけるファブリーペロー型探触子の断面構造を説明する図を示す。第１のミラー３０１と第２のミラー３０２の材料としては誘電多層膜や金属膜を用いることができる。ミラーの間にはスペーサー膜３０３が存在する。スペーサー膜３０３としては、弾性波がファブリーペロー型探触子に入射した際のひずみが大きいものが好ましく、例えば有機高分子膜が用いられる。有機高分子膜としてはパリレン、ＳＵ８、またはポリエチレンなどを用いることが出来る。ただし、音波を受信したときに変形する膜であれば、無機膜であっても構わない。

ファブリーペロー型探触子全体は保護膜３０４で保護されている。保護膜３０４としてはパリレンなどの有機高分子膜やＳｉＯ２などの無機膜を薄膜形成した物が用いられる。第２のミラー３０２が成膜される基板３０５はガラスやアクリルを用いることができる。その際、基板３０５内での光の干渉による影響を減らすために、基板３０５は楔形であることが好ましい。さらに、基板３０５表面における光の反射を避けるために、ＡＲコート処理３０６を施すことが好ましい。

アレイ型光センサ１０９としては二次元アレイ型、一次元アレイ型の光センサを用いることができる。例えば、ＣＣＤセンサやＣＭＯＳセンサを用いることができる。ただし、ファブリーペロー型探触子１０５に光音響波１０２が入射した際の、測定光１０６の反射光量を測定し電気信号に変換できるものであれば、これ以外のアレイ型光センサも使用できる。

被検体１０１へ照射する励起光１０３は、被検体１０１を構成する成分のうち特定の成分に吸収される特性の波長の光を用いる。励起光１０３にはパルス光を用いることが出来る。パルス光は、数ピコから数百ナノ秒オーダーのものであり、被検体が生体の場合には数ナノから数十ナノ秒のパルス光を採用することが好ましい。励起光１０３を発生する励起光源１０４としてはレーザーが好ましいが、レーザーの代わりに発光ダイオードやフラッシュランプなどを用いることも可能である。

レーザーとしては、固体レーザー、ガスレーザー、色素レーザー、半導体レーザーなど様々なレーザーを使用することができる。発振する波長の変換可能な色素やＯＰＯ（Ｏｐｔｉｃａｌ Ｐａｒａｍｅｔｒｉｃ Ｏｓｃｉｌｌａｔｏｒｓ）を用いれば、光学特性値分布の波長による違いを測定することも可能になる。
使用する光源の波長に関しては、生体内において吸収が少ない７００ｎｍから１１００ｎｍの領域が好ましい。しかし上記の波長領域よりも範囲の広い、例えば４００ｎｍから１６００ｎｍの波長領域、さらにはテラヘルツ波、マイクロ波、ラジオ波領域の使用も可能である。

図１では、被検体に対して、ファブリーペロー型探触子１０５の影にならない方向から励起光１０３を照射している。しかし、励起光１０３としてファブリーペロー型探触子１０５のミラーを透過する波長を用いることにより、ファブリーペロー型探触子１０５側から励起光１０３を照射することも可能である。

被検体１０１から生じる光音響波１０２を効率的にファブリーペロー型探触子１０５で検出するために、被検体１０１とファブリーペロー型探触子１０５との間には音響結合媒体を使うことが望ましい。図１では音響結合媒体として水を用いて、水槽１１６中に配置された被検体１０１と探触子の間で音響マッチングを取っている。ただし音響結合媒体は水に限られない。例えば、被検体１０１とファブリーペロー型探触子１０５との間に、音響インピーダンスマッチングジェルを塗る構成にしてもよい。

なお、人体の一部を被検体とする測定など、装置を医療用途に用いる際は、水槽２１６は使用しない。その場合、被検体つまり患部に音響インピーダンスマッチングジェルを塗り、その上にファブリーペロー型探触子２０５を接するように配置してイメージングを行う。この際、マッチングジェルに限らず、患部とファブリーペロー型探触子２０５との間に音響マッチングがとれるものであれば、音響結合媒体として用いることが可能である。

なお、光音響波（超音波）１０２の取得は、フォトダイオード（ＰＤ）１１７が励起光１０３を検出したことをトリガーとして開始される。すなわち、被検体１０１に励起光１
０３が照射されると光音響波１０２が発生し伝播する。一方ファブリーペロー型探触子１０５は光音響波１０２を反射光１１８の光量変化として検出し、アレイ型光センサ１０９はこの光量変化を電気信号に変換する。そこで、ＰＤ１１７がトリガーを検出したタイミングから所定の時間の光音響波１０２に基づく電気信号から、被検体で発生した被検体情報を生成することができる。

アレイ型光センサ１０９における電気信号の分布は、ファブリーペロー型探触子１０５において測定光１０６が照射されている領域上に到達する光音響波１０２の強度分布（圧力分布）を表していることになる。

得られた電気信号の分布から光学特性値分布等の被検体情報を得るための、処理部１１１の再構成アルゴリズムとしては、ユニバーサルバックプロジェクションや整相加算などを採用することができる。処理部１１１としては、光音響波１０２の強度を表す電気信号の時間変化の分布を記憶し、それを演算手段により光学特性値分布のデータに変換できるものであれば、どのようなものを用いてもよい。

なお、素子に異物が存在するなどで膜厚が著しく異常を示す領域は、あらかじめデータとして利用できないことを考慮した上で、画像再構成処理の際にデータ欠損部を補正して画像化することも可能である。

さらに、画像再構成を行う際に測定光１０６のビーム径に応じて、再構成領域とボクセルピッチを変化させることにより、適切なデータ処理が可能となり、画質を改善することが可能となる。すなわち、ビーム径が広い場合は撮像領域が広く、分解能は低い。したがって再構成領域もビームのスポット領域に相当する範囲となり、低い分解能に応じてボクセルピッチを大きく取ることができる。

なお、励起光１０３として複数の波長の光を用いた場合は、それぞれの波長に関して、生体内の光学係数を算出し、それらの値と生体組織を構成する物質（グルコース、コラーゲン、酸化・還元ヘモグロビンなど）固有の波長依存性とを比較する。これによって、生体を構成する物質の濃度分布を画像化することも可能である。

また、信号処理により得られた画像情報を表示する表示部１１２を備えることが望ましい。

以上のようなイメージング装置を用いることで、ファブリーペロー型探触子１０５を用いて、撮像中に分解能やイメージング領域を変えながら画像を得ることが可能となる。

＜実施形態２＞
図４に、本実施形態におけるイメージング装置の構成例を説明する図を示す。
本実施形態におけるイメージング装置は、ズームレンズ光学系４０１の配置される位置以外の装置構成などは実施形態１と同様である。すなわち、処理部４１１、表示部４１２、制御部４１０、ミラー４１４、測定光源４１８、レンズ４１３、ＰＤ４１９、励起光源４１６、水槽４２１は、実施形態１と同様の機能を持つため詳細な説明は省略する。また、被検体４１５に励起光４１７が照射されて光音響波４２０が発生し伝播する点も実施形態１と同様である。

本実施形態では、ズームレンズ光学系からなる光学系４０１が、ハーフミラー４０２とアレイ型光センサ４０３の間に位置する。
この結果、光学系４０１により、ファブリーペロー型探触子４０４から反射した反射光４０７のビーム径は変化させることが出来る。一方、入射光４０５のビーム径は変化しな
い。これにより、撮像領域は変化させずに分解能のみを変化させることが可能となる。

例えば、光学系４０１により反射光４０７のビーム径を大きくすると、アレイ型光センサ４０３上の１ピクセル当たりの、ファブリーペロー型探触子４０４上の対応するスポット面積が小さくなる。これにより、得られる画像の分解能は高くなる。
これとは逆に、光学系４０１により反射光４０７のビーム径を小さくすると、分解能は低下する。

このように、光学系４０１により反射光４０７のビーム径を変えることで、撮像領域を一定に保ちつつ、分解能を変化させることが可能となる。測定者は所望の分解能に応じて、制御部を用いて光学系４０１の制御、すなわちズームレンズ光学系のズーム制御を行う。

図７（ｂ）に、光学系４０１により反射光４０７のビーム径を変化させた際の、反射光ビーム径（横軸）と、分解能（左側の縦軸）、および撮像領域の直径（右側の縦軸）の関係の一例を示す。図に示されたように、反射光ビーム径が小さくなると、入射光が当たっている領域（撮像範囲直径）に対応するアレイ型光センサ４０３上の領域が小さくなるため、分解能は低下する。

本実施形態においては、アレイ型光センサ４０４に光束が斜入射した際に生じる受光効率の低下を防ぐために、ズームレンズ光学系４０１はテレセントリック光学系であることが望ましい。

このような実施形態２に示されたイメージング装置を用いることで、ファブリーペロー型探触子４０４を用いて、撮像中に分解能を変えながら画像を得ることが可能となる。

＜実施形態３＞
図５に、本実施形態におけるイメージング装置の構成例を説明する図を示す。
本実施形態におけるイメージング装置は、ズームレンズ光学系５０１の配置される位置以外の装置構成などは実施形態１と同様である。すなわち、処理部５１１、表示部５１２、制御部５１０、ミラー５１４、測定光源５１８、ＰＤ５１９、励起光源５１６、水槽５２１は、実施形態１と同様の機能を持つため詳細な説明は省略する。また、被検体５１５に励起光５１７が照射されて光音響波５２０が発生し伝播する点も実施形態１と同様である。

本実施形態では、ズームレンズ光学系からなる光学系５０１がレンズ５０２とハーフミラー５０３の間に位置する。
この結果、光学系５０１により、入射光５０４はビーム径を変化させられてファブリーペロー型探触子５０５に入射する。ファブリーペロー型探触子５０５において反射した、反射光５０７はビーム径を変化させずに、アレイ型光センサ５０６に入射する。この結果、分解能は変化させずに撮像領域のみを変化させることが可能となる。

例えば、光学系５０１により入射光５０４のビーム径を大きくすると、ファブリーペロー型探触子５０５に入射する入射光５０４の照射面積が拡大する。一方、アレイ型光センサ５０６上の１ピクセル当たりの、ファブリーペロー型探触子５０５上の対応するスポット面積は一定である。これにより、分解能は一定に保ちつつ、撮像領域は拡大する。
これとは逆に、光学系５０１により入射光５０４のビーム径を小さくすると、分解能は一定に保ちつつ、撮像領域は縮小する。

このように、光学系５０１により入射光５０４のビーム径を変えることで、分解能を一
定に保ちつつ、撮像領域を変化させることが可能となる。測定者は所望の撮像領域に応じて、制御部を用いて光学系５０１の制御、すなわちズームレンズ光学系のズーム制御を行う。

図７（ｃ）に、光学系５０１により入射光５０４のビーム径を変化させた際の、入射光および反射光のビーム径（横軸）と、分解能（左側の縦軸）、および撮像領域直径（右側の縦軸）の関係の一例を示す。図に示されたように、ビーム径が小さくなると撮像範囲の直径が小さくなっている。

また本実施形態では、前述したように、ファブリーペロー型探触子の検出位置によって感度がばらつくことを防ぐために、ズームレンズ光学系５０１は物体側テレセントリック光学系であることが望ましい。

このような実施形態３に示されたイメージング装置を用いることで、ファブリーペロー型探触子５０５を用いて、撮像中に撮像領域を変えながら画像を得ることが可能となる。

＜実施形態４＞
図６に、本実施形態におけるイメージング装置の構成例を説明する図を示す。
本実施形態のイメージング装置は、超音波エコー技術を用いて生体内の音響インピーダンス分布を画像化するものである。実施形態１と同様の構成については、詳細な説明は省略する。

本実施形態のイメージング装置は、被検体６０１に弾性波６０２を照射するトランスデューサー６０３を備える。
イメージング装置はまた、ファブリーペロー型探触子６０４を備える。ファブリーペロー型探触子６０４は、被検体内６０１における腫瘍等の、音響インピーダンスの異なる組織の界面において反射した弾性波を検出する。

ファブリーペロー型探触子６０４に、測定光源６０６から測定光６０５を照射することによって音圧を検出することができる。また、ファブリーペロー型探触子６０４に入射した測定光６０５の反射光量を測定し、電気信号に変換するためのアレイ型光センサ６０７を備える。さらに、測定光６０５のビーム径を変化させるための光学系６０８と、前記ビーム径の変化を制御する制御部６０９を備える。以上により音響波取得装置が構成される。

上記音響波取得装置に、さらに処理部６１０と表示部６１１を含めることによってイメージング装置が構成される。処理部６１０は、アレイ型光センサ６０７で得られた電気信号解析する。表示部６１１は、得られた音響インピーダンス分布情報を表示する。

ファブリーペロー型探触子６０４は、被検体６０１に送信された弾性波６０２が、被検体内または表面の音響インピーダンスの異なる界面において反射する弾性波（反射波）６１２を、測定光６０５の反射光量変化として検出する。アレイ型光センサ６０７は、反射光量の変化を電気信号に変換する。弾性波６１２の取得は、パルサー６１７からの電気信号をトリガー６１８として開始する。

アレイ型光センサ６０７における電気信号の分布は、ファブリーペロー型探触子６０４において測定光６０５が照射されている領域上に到達する弾性波６１２の強度分布（圧力分布）を表していることになる。
得られた電気信号の分布から音響インピーダンス分布を得るための信号処理としては、整相加算などが考えられる。処理部６１０としては、弾性波６１２の強度を表す電気信号
の時間変化の分布を記憶し、それを演算手段により音響インピーダンス分布のデータに変換できるものであれば、どのようなものを用いてもよい。

なお、素子に異物が存在するなどで膜厚が著しく異常を示す領域は、あらかじめデータとして利用できないことを考慮した上で、画像再構成処理の際にデータ欠損部を補正して画像化することも可能である。
さらに、画像再構成を行う際に入射光６０５のビーム径に応じて、再構成領域とボクセルピッチを変化させることにより、適切なデータ処理が可能となり、画質を改善することが可能となる。

本実施形態では、ズームレンズ光学系からなる光学系６０８がハーフミラー６１３とミラー６１４の間に位置する。
この結果、光学系６０８により、入射光６０５のビーム径を変化させてファブリーペロー型探触子６０４に入射する。ファブリーペロー型探触子６０４において反射した反射光６１６は、光学系６０８により元のビーム径に戻り、アレイ型光センサ６０７に入射する。この結果、分解能と撮像領域を変化させることが可能となる。

例えば、光学系６０８により入射光６０５のビーム径を小さくすると、光学系６０８を用いない場合と比べて、ファブリーペロー型探触子６０４に入射する入射光６０５の照射面積が縮小する。一方、反射光６１６がアレイ型光センサ６０７に入射する際のビーム径は、光学系６０８を通ることによりレーザー出射当所のサイズに戻っているので、光学系６０８を用いない場合と比べても変化しない。よって、アレイ型光センサ６０７上の１ピクセル当たりの、ファブリーペロー型探触子６０４上の対応するスポット面積が小さくなる。これにより、撮像領域を狭めて、分解能を上げることが出来る。

このように、光学系６０８により測定光６０５のビーム径を変えることで、分解能および撮像領域を変化させることが可能となる。測定者は所望の分解能や撮像範囲に応じて、制御部２１０を用いて光学系６０８の制御、すなわちズームレンズ光学系のズーム制御を行う。

本実施形態では、光学系６０８はハーフミラー６１３とミラー６１４の間に位置するが、アレイ型光センサ６０７とハーフミラー６１３とのあいだ、もしくはハーフミラー６１３とレンズ６１５の間に位置することも可能である。

ズームレンズ光学系６０８は前述した理由により、物体側テレセントリック光学系または両側テレセントリック光学系であることが望ましい。

このような実施形態４に示されたイメージング装置を用いることで、ファブリーペロー型探触子６０４を用いて、撮像中に分解能および撮像領域を変えながら音響インピーダンス分布画像を得ることが可能となる。

なお、装置を医療用途に用いる際は、水槽６１９は使用しない。その場合、被検体つまり患部に音響インピーダンスマッチングジェルを塗り、その上にファブリーペロー型探触子６０４を接するように配置してイメージングを行う。この際、マッチングジェルに限らず、患部とファブリーペロー型探触子６０４との間に音響マッチングがとれるものであれば、音響結合媒体として用いることが可能である。

＜実施例１＞
次に、本発明を実際の音響波取得に適用した実施例について説明する。本実施例のイメージング装置は、実施形態１に記した構成からなる。
本実施例では、被検体としてイントラリピッド１％水溶液を寒天により固め、その中に光を吸収する直径３００μｍのゴムワイヤーを配置したサンプルを用いる。サンプルは水中に配置される。

ファブリーペロー型探触子の第１のミラーと第２のミラーには誘電多層膜を用いている。この誘電多層膜は１５２０−１６００ｎｍの光において反射率が９５％以上となるように設計されている。また、ファブリーペロー型探触子の基板はＢＫ７を用い、基板の誘電多層膜が成膜されている面と逆側の面には、１５２０−１６００ｎｍにおいて反射率が１％以下になるようにＡＲコート処理を施されている。ミラー間のスペーサー膜はパリレンＣを用い、膜厚は３０μｍである。さらに、探触子の保護膜としてもパリレンＣを用いた。

測定光を出射する測定光源は、波長可変光源である。この測定光源として、１５２０−１６００ｎｍの範囲において波長可変である、Ｅｘｔｅｒｎａｌ Ｃａｖｉｔｙ Ｌａｓｅｒを用いた。
この測定光源から出射された測定光は、凸レンズにより拡大される。そしてハーフミラーを通過した後に、制御部により制御されたズームレンズによって、所望のビーム径になる。測定光はその後、ミラーを用いて、ファブリーペロー型探触子に入射される。

ズームレンズ光学系は図８のような構成の光学系を用いた。凸レンズ８０１の焦点距離を８０ｍｍ、凹レンズ８０２焦点距離を−８０ｍｍ、凸レンズ８０３の焦点距離を６０ｍｍとする。
ファブリーペロー型探触子に入射する測定光のビームサイズは、直径２０ｍｍとした。このとき、制御部により凹レンズ８０２と凸レンズ８０３との間の距離ｄは４０ｍｍとし、凸レンズ８０１の焦点位置８０４に、凹レンズ８０２と凸レンズ８０３の合成焦点が来るように移動した。

ファブリーペロー型探触子において反射した測定光（反射光）は、ハーフミラーとミラーにより高速ＣＣＤカメラに入射し、測定される。高速ＣＣＤカメラのサイズは１００×１００ピクセルである。

かかる装置において、励起光を被検体に照射し、光音響波の測定を開始した。なお、励起光源はチタンサファイヤーレーザーであり、出射するパルス光の繰り返し周波数は１０Ｈｚ、パルス幅は１０ｎｓ、波長は７９７ｎｍである。
その後、検出された光音響波に基づく電気信号の分布を用いて、ユニバーサルバックプロジェクションアルゴリズムにより、画像再構成を行った。再構成の際、ボクセルピッチは０．５ｍｍとした。これにより、直径２０ｍｍの撮像領域において、光拡散媒体であるイントラリピッド１％寒天中のゴムワイヤーがイメージングされた。

その後、制御部により、凹レンズ８０２と凸レンズ８０３との間の距離ｄを１０ｍｍとし、凸レンズ８０１の焦点位置８０４に、凹レンズ８０２と凸レンズ８０３の合成焦点が来るように移動した。これにより、ファブリーペロー型探触子に入射する測定光のビームサイズは直径１０ｍｍとなった。測定後得られた光音響信号の分布を用いて画像再構成を行った。再構成の際、ボクセルピッチは０．２５ｍｍとした。この結果、直径１０ｍｍの撮像領域において、光拡散媒体であるイントラリピッド１％寒天中のゴムワイヤーが、より高分解能にイメージングされた。

以上より、本実施例のように光学系を用いて測定光の直径を変化させることにより、ファブリーペロー型探触子を用いた光音響測定に際して撮像領域と分解能を調節できることが明らかになった。

＜実施例２＞
本実施例のイメージング装置は、実施形態２に記した構成からなる。本実施例は、ズームレンズ光学系４０１の配置される位置以外の装置構成は実施例１と同様であるため、詳細な説明は省略する。

本実施例において、測定光源（Ｅｘｔｅｒｎａｌ Ｃａｖｉｔｙ Ｌａｓｅｒ）から出射された測定光は、凸レンズにより拡大される。その後ミラーを用いて、ファブリーペロー型探触子に入射される。入射光のビーム径は２０ｍｍである。すなわち、入射光に対してはズームレンズ光学系のズーム制御は行われない。

続いて、ファブリーペロー型探触子に入射したのち反射した測定光（反射光）は、ハーフミラーにおいて反射される。その後、制御部により制御されたズームレンズ光学系によって、ビームサイズが直径１０ｍｍに設定される。ズームレンズ光学系は両側テレセントリック光学系を用いた。
ズームレンズにて所望のビーム径にされた測定光は、高速ＣＣＤカメラに入射し、測定される。高速ＣＣＤカメラのサイズは１００×１００ピクセルである。

かかる装置において、その後、励起光を被検体に照射し、光音響波の測定を開始した。
その後、測定により得られた光音響信号の分布を用いて、ユニバーサルバックプロジェクションアルゴリズムにより、画像再構成を行った。これにより、直径２０ｍｍの撮像領域において、光拡散媒体であるイントラリピッド１％寒天中のゴムワイヤーがイメージングされた。

その後、制御部により、高速ＣＣＤカメラに入射する測定光のビームサイズを直径５０ｍｍとした。次いで、測定後得られた光音響信号の分布を用いて画像再構成を行った。この結果、撮像領域は直径２０ｍｍに固定し、光拡散媒体であるイントラリピッド１％寒天中のゴムワイヤーを高分解能にイメージングすることが可能となった。
以上より、本実施例のように光学系を用いて測定光（反射光）の直径を変化させることにより、ファブリーペロー型探触子を用いた光音響測定に際して分解能を調節できることが明らかになった。

＜実施例３＞
本実施例のイメージング装置は、実施形態３に記した構成からなる。本実施例は、ズームレンズ光学系５０１の配置される位置以外の装置構成などは実施例１と同様であるため、詳細な説明は省略する。

測定光源（Ｅｘｔｅｒｎａｌ Ｃａｖｉｔｙ Ｌａｓｅｒ）から出射された測定光は、凸レンズにより拡大される。その後、制御部により制御されたズームレンズによって、ビームサイズが直径１０ｍｍに設定される。ズームレンズ光学系は両側テレセントリック光学系を用いた。

そして、測定光は、ミラーを用いて、ファブリーペロー型探触子に入射される。ファブリーペロー型探触子において反射した測定光（反射光）は、高速ＣＣＤカメラに入射し測定される。高速ＣＣＤカメラのサイズは１００×１００ピクセルである。

かかる装置において、励起光を被検体に照射し、光音響波の測定を開始した。
その後、測定により得られた光音響信号の分布を用いて、ユニバーサルバックプロジェクションアルゴリズムにより、画像再構成を行った。これにより、直径１０ｍｍの撮像領域において、光拡散媒体であるイントラリピッド１％寒天中のゴムワイヤーがイメージン
グされた。

その後、制御部により、高速ＣＣＤカメラに入射する測定光のビームサイズを直径５０ｍｍとした。次いで、測定後得られた光音響信号の分布を用いて画像再構成を行った。この結果、分解能を一定に固定したまま、撮像領域を直径５０ｍｍに広げ、光拡散媒体であるイントラリピッド１％寒天中のゴムワイヤーをイメージングすることが可能となった。

以上より、本実施例のように光学系を用いて入射光の直径を変化させることにより、ファブリーペロー型探触子を用いた光音響測定に際して撮像領域を調節できることが明らかになった。

＜実施例４＞
本実施例のイメージング装置は、実施形態４に記した構成からなる。本実施例のファブリーペロー型探触子、光学系、二次元アレイセンサの構成は実施例１と同様であるため、詳細な説明は省略する。

本実施例は、本発明を用いて、被検体としてイントラリピッド１％水溶液を寒天により固めたものの中に配置した、直径３００μｍのポリエチレンワイヤーをイメージングするものである。ファントムは水中に配置した。

測定光源（Ｅｘｔｅｒｎａｌ Ｃａｖｉｔｙ Ｌａｓｅｒ）から出射された測定光は、凸レンズにより拡大される。そしてハーフミラーを通過した後に、制御部により制御されたズームレンズによって、所望のビーム径に設定される。測定光はその後、ミラーを用いて、ファブリーペロー型探触子に入射される。ズームレンズ光学系は物体側テレセントリック光学系を用いた。

ファブリーペロー型探触子に入射する測定光のビームサイズは、直径２０ｍｍである。ファブリーペロー型探触子において反射した測定光（反射光）は、ハーフミラーとミラーにより高速ＣＣＤカメラに入射し測定される。高速ＣＣＤカメラのサイズは１００×１００ピクセルである。

かかる装置において、中心周波数２０ＭＨｚのトランスデューサーを用いて被検体に弾性波を照射した。トランスデューサーは圧電型のものでＰＺＴを材料としたものである。弾性波はパルサーを用いてパルス波として出射され、弾性波の繰り返し周波数は１０Ｈｚである。

その後、トランスデューサーにより、弾性波が被検体内で反射したエコー波の測定を行った。そして得られた信号を用いて、整相加算を用いた再構成アルゴリズムにより、被検体内の音響インピーダンス分布を画像化した。これにより、直径２０ｍｍの撮像領域において、寒天中のポリエチレンワイヤーがイメージングされた。

その後、制御部により、ファブリーペロー型探触子に入射する測定光のビームサイズを直径１０ｍｍとした。測定後得られた光音響信号の分布を用いて画像再構成を行った。再構成の際、ボクセルピッチは０．２５ｍｍとした。この結果、直径１０ｍｍの撮像領域において、寒天中のポリエチレンワイヤーが、より高分解能にイメージングされた。

以上より、超音波エコー技術を用いたイメージング装置においても、本発明を適用して音響波を取得できることが明らかになった。

以上、本発明によれば、ファブリーペロー型探触子を用いたイメージング装置において
、測定光のビーム径を変化させることにより、受信素子の受信面積や探触子の受信領域（開口）を変えることが出来る。その結果、撮像中に分解能やイメージング領域を変えながら画像を得ることが可能になる。

したがって、生体の病変部等をイメージングする際に、分解能やイメージング範囲を撮像中に変えることができるため、病変部の同定や抽出を効率的に行うことが可能となる。たとえば、まずは分解能が低く荒い画像を広範囲に取得することで、病変部として疑わしき部分を抽出する。その後、分解能を高くして、抽出した範囲を高精細にイメージングし病変部と疑わしき部分を精査する。これにより効率的に病変部の検査を行うことができる。

以上、本明細書中で説明したような、生体を被検体としたイメージング装置に関する構成は、例えば医療用画像診断機器として利用可能である。すなわち、腫瘍や血管疾患などの診断や化学治療の経過観察などのため、生体内の光学特性値分布及び、それらの情報から得られる生体組織を構成する物質の濃度分布の画像化が可能となる。
さらに被験体として非生体物質を対象とした非破壊検査などに応用することもできる。

ファブリーペロー型探触子：２０５，測定光源：２０７，アレイ型光センサ：２０８，光学系：２０９，制御部：２１０，処理部：２１１，３０１：第１のミラー，３０２：第２のミラー

Claims (6)

1. 被検体に励起光を照射して被検体内で弾性波を発生させる励起光源と、
   測定光を照射する測定光源と、
   前記測定光が入射する側の第１のミラーおよび前記被検体からの前記弾性波が入射する側の第２のミラーを含むファブリーペロー型干渉計を有する探触子と、
   前記ファブリーペロー型干渉計で反射した前記測定光の光量を測定する光センサと、
   前記測定光源からの前記測定光を前記ファブリーペロー型干渉計に入射させると共に、前記ファブリーペロー型干渉計で反射した前記測定光を前記光センサに入射させる測定光学系と、
   前記弾性波の入射による、前記光センサが測定した光量の変化に基づいて、前記弾性波の強度を取得する処理部と、
   制御部と、
   を有し、
   前記測定光学系は、前記励起光源からの前記励起光を前記被検体に導く光学系とは別に設けられており、
   前記測定光学系は、前記制御部によってズーム制御が行われるズームレンズ光学系を有し、前記ズームレンズ光学系によって、前記ファブリーペロー型干渉計に入射する前記測定光と前記ファブリーペロー型干渉計で反射した前記測定光のうち少なくとも一方のビーム径を変化させる
   ことを特徴とする音響波取得装置。
2. 前記ズームレンズ光学系は、テレセントリック光学系である
   ことを特徴とする請求項１に記載の音響波取得装置。
3. 前記測定光学系は、前記測定光源からの前記測定光を前記ファブリーペロー型干渉計の側に導くと共に、前記ファブリーペロー型干渉計で反射した前記測定光を前記光センサの側に導く、光学部品を有する
   ことを特徴とする請求項１又は２に記載の音響波取得装置。
4. 前記ズームレンズ光学系が前記光学部品と前記ファブリーペロー型干渉計の間に配置さ
   れている
   ことを特徴とする請求項３に記載の音響波取得装置。
5. 前記ズームレンズ光学系が前記光学部品と前記光センサの間に配置されている
   ことを特徴とする請求項３に記載の音響波取得装置。
6. 前記ズームレンズ光学系が前記光学部品と前記測定光源の間に配置されている
   ことを特徴とする請求項３に記載の音響波取得装置。

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