JP6482695B2 - 光音響画像生成装置及び挿入物 - Google Patents

Description

本発明は、光照射に起因して生じた光音響波に基づいて光音響画像を生成する光音響画像生成装置に関する。また、本発明は、そのような光音響画像生成装置に用いられる、少なくとも先端部分が被検体内に挿入される挿入物に関する。

生体内部の状態を非侵襲で検査できる画像検査法の一種として、超音波検査法が知られている。超音波検査では、超音波の送信及び受信が可能な超音波探触子を用いる。超音波探触子から被検体（生体）に超音波を送信させると、その超音波は生体内部を進んでいき、組織界面で反射する。超音波探触子でその反射超音波を受信し、反射超音波が超音波探触子に戻ってくるまでの時間に基づいて距離を計算することで、内部の様子を画像化することができる。

また、光音響効果を利用して生体の内部を画像化する光音響イメージングが知られている。一般に光音響イメージングでは、レーザパルスなどのパルスレーザ光を生体内に照射する。生体内部では、生体組織がパルスレーザ光のエネルギーを吸収し、そのエネルギーによる断熱膨張により超音波（光音響波）が発生する。この光音響波を超音波プローブなどで検出し、検出信号に基づいて光音響画像を構成することで、光音響波に基づく生体内の可視化が可能である。

ここで、特許文献１には、光音響を用いた生体情報イメージングと穿刺針を用いた処置との組み合わせが言及されている。特許文献１では、光音響画像を生成し、その画像を観察することで、腫瘍などの患部や、患部の疑いがある部位などを見つける。そのような部位をより精密に検査するために、或いは患部に注射などを行うために、注射針や細胞診針等の穿刺針を用いて、細胞の採取や患部への注射などを行う。特許文献１では、光音響画像を用いて、患部を観察しながら穿刺を行うことができるとしている。

特開２００９−３１２６２号公報

一般に、穿刺針の穿刺では、その先端部分の位置を把握することが重要である。しかし、通常、被検体に対する光照射は被検体の表面から行われ、特に穿刺針の先端が深い位置（例えば、被検体表面から３ｃｍより深い位置）まで穿刺されると、被検体表面から照射された光が深い位置に穿刺された穿刺針まで十分に届かず、光音響画像で穿刺針の先端の位置を確認することが困難になる。また、プローブにおける音響波検出特性は角度依存性を有しており、穿刺針を穿刺する角度が５０°を超えて垂直に近くなるほど、光音響波がプローブの音響波検出面に対して傾いて入射することになり、穿刺針から発せられた光音響波が検出しにくくなるという問題もある。言い換えれば、穿刺角度が垂直に近いほど、光音響画像上で穿刺針の位置を確認ににくくなるという問題もある。これら問題は、穿刺針に限らず、被検体内に挿入される挿入物の位置を、光音響画像を用いて確認しようとするときに生じ得る。

本願発明は、上記に鑑み、挿入物が被検体の表面から深い位置に穿刺された場合や垂直に近い角度で挿入された場合でも、光音響画像上で挿入物の位置を確認することができる
光音響画像生成装置を提供することを目的とする。

上記目的を達成するために、本発明は、第１の光源と、少なくとも一部が被検体内に挿入される挿入物であって、第１の光源から出射される光を導光する導光部材と、導光部材により導光された光を出射する光出射部と、光出射部から出射される光に起因した第１の光音響波を発生する光音響波発生部とを有する挿入物と、挿入物の少なくとも一部が被検体内に挿入された後に、挿入物から発せられる第１の光音響波を検出する音響波検出手段と、第１の光音響波に基づいて第１の光音響画像を生成する光音響画像生成手段とを備えた光音響画像生成装置を提供する。

挿入物は、例えば開口を有し内部に内腔を有するものであってよい。光出射部は開口の近傍に設けられていてもよい。

挿入物の光音響波発生部は、光出射部から出射される光を吸収して光音響波を発生する光吸収部材を含んでいてもよい。光吸収部材は、例えば、黒顔料を混合させたエポキシ樹脂、フッ素樹脂、シリコーンゴムやポリウレタン樹脂を含んでいてもよい。あるいは、光吸収部材は、第１の光源から出射した光に対して光吸収性を有する金属又は金属酸化物の膜を含んでいてもよい。

光吸収部材は、光出射部の光出射面の少なくとも一部を覆っていてもよい。

挿入物は、導光部材を内腔に沿って内腔の内壁に固定する中空の管を更に有していてもよい。

光吸収部材を内腔の内壁に設け、光吸収部材が導光部材の先端部分を内壁に固定する固定部材を兼ねる構成としてもよい。

挿入物は、被検体に穿刺される針であってもよい。

上記の針は、生体の検査対象物に穿刺して検査対象物中の生検部位の組織を採取可能な生検針であってもよい。

挿入物は被検体に穿刺される針であり、針は、導光部材を内部に収容する中空の管を更に有し、中空の管の先端に光吸収部材を有し、かつ、光出射部と光吸収部材との間に空隙を有することが好ましい。中空の管は例えばフッ素樹脂、ポリイミド樹脂、ステンレス等の金属から成る。

上記の中空の管、導光部材、及び光吸収部材は、針本体の内腔の少なくとも一部を封止する内針を構成してもよい。

上記に代えて、挿入物が被検体に穿刺される針であるときに、導光部材が針の内腔の少なくとも一部を封止する内針を構成し、光出射部を含む導光部材の少なくとも一部が光吸収性を有する膜を有する構成としてもよい。

あるいは挿入物が被検体に穿刺される穿刺針であるときに、針は、針の内腔の少なくとも一部を封止する内針を更に有し、内針の内部に導光部材が埋め込まれ、かつ内針は光吸収性を有する光吸収部材を兼ねる構成としてもよい。

挿入物は被検体に穿刺される針であり、針は、内腔の少なくとも一部を封止する内針を
更に有し、内針は、中空の管と、中空の管の少なくとも先端部分を塞ぐ透明樹脂とを含み、透明樹脂により導光部材が中空の管の管内に埋め込まれ、かつ、中空の管の先端に光吸収部材を有する構成とすることもできる。透明樹脂には、例えば光硬化型、熱硬化型、又は常温硬化型のものを用いることができる。

上記において、内針は、中空の管の管内に硬化前の透明樹脂を注入し、光出射部を構成する導光部材の光出射端が中空の管の先端部分の近傍に配置されるように導光部材を中空の管の内部に挿通し、導光部材が中空の管内に挿通された状態で透明樹脂を硬化させ、中空の管及び透明樹脂の先端を針の先端に適合した形状に切断し、中空の管及び透明樹脂の切断面の少なくとも一部を覆うように光吸収部材を構成する光吸収性を有する樹脂を塗布し、その光吸収性を有する樹脂を硬化させることで作製してもよい。

あるいは、挿入物は被検体に穿刺される針であり、針は、内腔の少なくとも一部を封止する内針を更に有し、内針は、中空の管と中空の管の少なくとも先端部分を塞ぐ透明樹脂とを含み、光出射部を構成する導光部材の光出射端に光吸収部材を有し、かつ、透明樹脂により導光部材が中空の管の管内に埋め込まれている構成としてもよい。

上記において、内針は、光出射部の少なくとも一部を覆うように光吸収部材を構成する光吸収性樹脂を付着させ、その光吸収性を有する樹脂を硬化させ、中空の管の管内に硬化前の透明樹脂を注入し、光吸収部材が中空の管の先端部分の近傍に配置されるように導光部材を中空の管の内部に挿通し、導光部材が中空の管内に挿通された状態で透明樹脂を硬化させ、中空の管及び透明樹脂の先端を針の先端に適合した形状に切断することで作製してもよい。

中空の管は、例えばポリイミド、フッ素樹脂又は金属から成る。

針は、導光部材と、第１の光源から出射される光を導光する光ファイバとを着脱可能に接続する光コネクタを更に備えていてもよい。

本発明では、光出射部は、導光部材により導光された光の少なくとも一部を、内腔の内壁に向けて出射可能であってもよい。

導光部材が光ファイバであり、光ファイバの第１の光源から見て光進行側の端面が光出射部を構成してもよい。

挿入物は、血管内に挿入されるカテーテルであってもよいし、血管内に挿入されるカテーテルのガイドワイヤであってもよい。

また、挿入物は、ラジオ波焼灼に用いられる電極を内部に収容するラジオ波焼灼用針であってもよい。その場合、電極はラジオ波焼灼用針の内腔から突出可能であり、ラジオ波焼灼用針は、第１の光源から出射される光を導光する電極用導光部材と、電極の先端部分に設けられ、電極用導光部材により導光された光を出射する電極用光出射部と、電極用光出射部から出射した光に起因して光音響波を発生する電極用光吸収部材とを更に有していてもよい。

挿入物はレーザ治療用の光ファイバであってもよく、光ファイバから出射される光を吸収して光音響波を発生する光吸収部材を有し、光ファイバは導光部材を兼ねる構成でもよい。

光出射部を構成する光ファイバの端面の角度を、光ファイバの延在方向と平行な方向の
角度を０°とし、光ファイバの延在方向と垂直な方向の角度を９０°とした場合に、４５°以上９０°未満としてもよい。

光ファイバは、光ファイバを押さえて固定する機構を有する光接合部を介して第１の光源と接続されてもよい。

本発明では、第１の光源は半導体レーザ光源であってもよい。また、第１の光源は、半導体レーザ光源を種光源とする光増幅型レーザ光源であってもよい。

音響波検出手段は、被検体に向けて送信された音響波に対する反射音響波を更に検出可能であり、反射音響波に基づいて反射音響波画像を生成する反射音響波画像生成手段を更に備えた構成としてもよい。

本発明の光音響画像生成装置は、第１の光音響画像と反射音響波画像とを合成する画像合成手段を更に備えていてもよい。

第２の光源を更に備え、音響波検出手段は、第２の光源から出射される光が被検体に出射された後に、第２の光源から出射される光に起因して被検体内で生じた第２の光音響波を更に検出可能であり、光音響画像生成手段は、第２の光音響波に基づいて第２の光音響画像を更に生成可能であってもよい。

第２の光源は第１の光源を兼ね、第２の光源から出射した光の一部は被検体方向に分岐され、第２の光源から出射した光の一部は挿入物方向に分岐される構成としてもよい。

本発明は、また、少なくとも先端部分が被検体内に挿入される挿入物であって、光源から出射される光を導光する導光部材と、導光部材により導光された光を出射する光出射部を有し、光出射部から出射される光に起因した光音響波を発生する光音響波発生部を有する挿入物を提供する。

挿入物は、内部に内腔を有する、被検体に穿刺される針であり、挿入物は、針の内腔の少なくとも一部を封止する内針を更に有していてもよい。その場合、内針は、中空の管と、中空の管の少なくとも先端部分を塞ぐ透明樹脂とを含み、透明樹脂により導光部材が中空の管の管内に埋め込まれる構成としてよい。

本発明の光音響画像生成装置では、挿入物が被検体の表面から深い位置に穿刺された場合や垂直に近い角度で挿入された場合でも、光音響画像上で挿入物の位置を確認することが可能となる。

本発明の第１実施形態に係る光音響画像生成装置を示すブロック図。 穿刺針を示す断面図。 レーザユニットの構成例を示すブロック図。 レーザユニットの別の構成例を示すブロック図。 （ａ）から（ｃ）は、それぞれ光音響画像を示す図。 第１実施形態に係る光音響画像生成装置の動作手順を示すフローチャート。 本発明の第２実施形態に係る光音響画像生成装置に用いられる穿刺針を示す断面図。 本発明の第３実施形態に係る光音響画像生成装置に用いられる穿刺針を示す断面図。 本発明の第４実施形態に係る光音響画像生成装置に用いられる穿刺針を示す断面図。 本発明の第５実施形態に係る光音響画像生成装置を示すブロック図。 光音響波の周波数特性を示すグラフ。 第５実施形態に係る光音響画像生成装置の動作手順を示すフローチャート。 本発明の第６実施形態で用いられる穿刺針を示す断面図。 （ａ）は第６実施形態に係る穿刺針の外観を示す図、（ｂ）は穿刺針本体の外観を示す図、（ｃ）は内針の外観を示す図。 レーザユニットと穿刺針との接続を示す図。 本発明の第７実施形態で用いられる内針の外観を示す図。 内針の先端部分を示す断面図。 本発明の第８実施形態で用いられる内針を示す断面図。 本発明の第９実施形態に係る穿刺針を示す断面図。 本発明の第１０実施形態に係る穿刺針を示す断面図。 第５実施形態の変形例に係る光音響画像生成装置の光源の部分を示すブロック図。 （ａ）は穿刺針の斜視図であり、（ｂ）は（ａ）のＡ−Ａ断面を示す断面図。 ラジオ波焼灼用針の一例を示す断面図。 ラジオ波焼灼用針の別の例を示す断面図。 カテーテルを示す断面図。 ガイドワイヤを示す断面図。 レーザ治療用の光ファイバの一例を示す断面図。 レーザ治療用の光ファイバの別の例を示す断面図。 生検針の先端部分を示す断面図。 レーザユニットの更なる構成例を示すブロック図。 レーザユニットを含む光音響画像生成装置の外観を示す図。

以下、図面を参照し、本発明の実施の形態を詳細に説明する。図１は、本発明の第１実施形態に係る光音響画像生成装置を示す。光音響画像生成装置（光音響画像診断装置）１０は、プローブ（超音波探触子）１１と、超音波ユニット１２と、レーザユニット１３とを含む。なお、本発明の実施形態では、音響波として超音波を用いるが、超音波に限定されるものでは無く、被検対象や測定条件等に応じて適切な周波数を選択してさえいれば、可聴周波数の音響波を用いても良い。

レーザユニット１３は、第１の光源である。レーザユニット１３は、例えばＹＡＧ（イットリウム・アルミニウム・ガーネット）やアレキサンドライトなどを用いた固体レーザ光源として構成される。本実施形態では、少なくとも先端部分が被検体内に挿入される挿入物として、被検体内に穿刺される穿刺針を考える。穿刺針１５は、先端に開口を有し、内部に内腔を有する。レーザユニット１３から出射したレーザ光は、例えば光ファイバなどの導光手段を用いて穿刺針１５まで導光される。

図２は、穿刺針１５の断面を示す。穿刺針１５は、鋭角に形成された先端に開口を有し内部に内腔を有する中空形状の穿刺針本体１５１と、レーザユニット１３から出射される光を穿刺針の開口の近傍に導光する導光部材１５２と、開口の近傍に設けられ、導光部材により導光された光を出射する光出射部１５３とを含む。導光部材１５２及び光出射部１５３は、穿刺針本体１５１の内部に配置される。導光部材１５２は、例えば光ファイバで構成されており、その光ファイバのレーザユニット１３から見て光進行側の端面が光出射
部１５３を構成する。光出射部１５３からは、例えば０．２ｍＪのレーザ光が出射する。

光出射部１５３は、例えば導光部材１５２により導光された光の少なくとも一部を、中空の針の内壁に向けて出射する。穿刺針１５の内壁自体、或いは内壁に設けられた物は、光を吸収して光音響波を発生する光音響波発生部を構成する。穿刺針１５が被検体内に穿刺された状態のとき、光出射部１５３から出射した光の少なくとも一部は、光音響波発生部を構成する穿刺針１５の内壁自体、或いは内壁に設けられた物に照射される。この光照射に起因して、穿刺針１５の光音響波発生部から、光音響波（第１の光音響波）が発せられる。

図１に戻り、プローブ１１は、音響波検出手段であり、例えば一次元的に配列された複数の超音波振動子を有している。プローブ１１は、被検体に穿刺針１５が穿刺された後に、光出射部１５３（図２を参照）から出射した光に起因して発生した光音響波を検出する。また、プローブ１１は、光音響波の検出に加えて、被検体に対する音響波（超音波）の送信、及び送信した超音波に対する反射音響波（反射超音波）の受信を行う。

超音波ユニット１２は、受信回路２１、ＡＤ変換手段２２、受信メモリ２３、データ分離手段２４、光音響画像生成手段２５、超音波画像生成手段２６、画像合成手段２７、制御手段２８、及び送信制御回路２９を有する。受信回路２１は、プローブ１１で検出された光音響波の検出信号を受信する。また、プローブ１１で検出された反射超音波の検出信号を受信する。ＡＤ変換手段２２は、受信回路２１が受信した光音響波及び反射超音波の検出信号をデジタル信号に変換する。ＡＤ変換手段２２は、例えば所定の周期のサンプリングクロック信号に基づいて、所定のサンプリング周期で光音響波及び反射超音波の検出信号をサンプリングする。ＡＤ変換手段２２は、サンプリングした光音響波及び反射超音波の検出信号（サンプリングデータ）を受信メモリ２３に格納する。

データ分離手段２４は、受信メモリ２３に格納された光音響波の検出信号のサンプリングデータと反射超音波の検出信号のサンプリングデータとを分離する。データ分離手段２４は、光音響波の検出信号のサンプリングデータを光音響画像生成手段２５に入力する。また、分離した反射超音波のサンプリングデータを、超音波画像生成手段（反射音響波画像生成手段）２６に入力する。

光音響画像生成手段２５は、プローブ１１で検出された光音響波の検出信号に基づいて光音響画像（第１の光音響画像）を生成する。光音響画像の生成は、例えば、位相整合加算などの画像再構成や、検波、対数変換などを含む。超音波画像生成手段２６は、プローブ１１で検出された反射超音波の検出信号に基づいて超音波画像（反射音響波画像）を生成する。超音波画像の生成も、位相整合加算などの画像再構成や、検波、対数変換などを含む。

画像合成手段２７は、光音響画像と超音波画像とを合成する。画像合成手段２７は、例えば光音響画像と超音波画像とを重畳することで画像合成を行う。合成された画像は、ディスプレイなどの画像表示手段１４に表示される。画像合成を行わずに、画像表示手段１４に、光音響画像と超音波画像とを並べて表示し、或いは光音響画像と超音波画像とを切り替えてすることも可能である。

制御手段２８は、超音波ユニット１２内の各部を制御する。制御手段２８は、例えばレーザユニット１３にトリガ信号を送り、レーザユニット１３からレーザ光を出射させる。また、レーザ光の照射に合わせて、ＡＤ変換手段２２にサンプリングトリガ信号を送り、光音響波のサンプリング開始タイミングを制御する。

制御手段２８は、超音波画像を取得する場合は、送信制御回路２９に超音波送信を指示する旨の超音波送信トリガ信号を送る。送信制御回路２９は、超音波送信トリガ信号を受けると、プローブ１１から超音波を送信させる。制御手段２８は、超音波送信のタイミングに合わせてＡＤ変換手段２２にサンプリグトリガ信号を送り、反射超音波のサンプリングを開始させる。

図３は、レーザユニット１３の構成例を示す。レーザユニット１３は、レーザロッド５１、フラッシュランプ５２、ミラー５３、５４、及びＱスイッチ５５を有する。レーザロッド５１は、レーザ媒質である。レーザロッド５１には、例えばアレキサンドライト結晶を用いることができる。フラッシュランプ５２は、励起光源であり、レーザロッド５１に励起光を照射する。励起光源はフラッシュランプ５２には限定されず、フラッシュランプ５２以外の光源を励起光源として用いてもよい。

ミラー５３、５４は、レーザロッド５１を挟んで対向しており、ミラー５３、５４により光共振器が構成される。ミラー５４が出力側であるものとする。光共振器内には、Ｑスイッチ５５が挿入される。Ｑスイッチ５５により、光共振器内の挿入損失を損失大（低Ｑ）から損失小（高Ｑ）へと急速に変化させることで、パルスレーザ光を得ることができる。レーザユニット１３の出力側のミラー５４から出射したパルスレーザ光は、穿刺針１５（図１を参照）まで導光される。

なお、レーザユニット１３は固体レーザ光源である必要はなく、その他のタイプのレーザ光源であってもよい。例えば、レーザユニット１３は、レーザダイオード光源（半導体レーザ光源）であってもよい。また、レーザユニット１３が、レーザダイオード光源を種光源とする光増幅型レーザ光源であってもよい。

図４に、レーザユニットの別の構成例を示す。この例では、レーザユニット１３ａは、光増幅型レーザ光源として構成される。レーザユニット１３ａは、種光としてのパルスレーザ光３６０を発する半導体レーザ光源３５１と、励起用レーザ光３５２を発する励起用半導体レーザ光源３５３と、パルスレーザ光３６０及び励起用レーザ光３５２を合波する合波器３５４と、例えばＥｒ（エルビウム）がドープされたコアを有し、上記合波器３５４に接続されたファイバ光増幅器３５５と、このファイバ光増幅器３５５に接続された発振防止のための光アイソレータ３５６と、この光アイソレータ３５６から出力されたパルスレーザ光３７０を波長が１／２の第２高調波に変換する光波長変換素子３５８とを含む。

種光源である半導体レーザ光源３５１は、制御手段２８（図１を参照）からトリガ信号が入力されると、例えば波長１５６０ｎｍのパルスレーザ光３６０を出射する。このパルスレーザ光３６０は、ファイバ光増幅器３５５に入射し、ファイバ光増幅器３５５のコアを伝搬する。その際、例えば波長９８０ｎｍの励起用レーザ光３５２により励起されたエルビウムイオンからエネルギーを受けて増幅される。この増幅されたパルスレーザ光３７０は、ファイバ光増幅器３５５から出射した後、光波長変換素子３５８により波長７８０ｎｍの第２高調波であるパルスレーザ光３８０に変換される。レーザユニット１３ａから出射したパルスレーザ光３８０は、穿刺針１５（図１を参照）まで導光される。

なお、レーザユニットと、導光部材を構成する光ファイバとを接続する光接合部（コネクタ）には、光ファイバを押さえて固定する機構を有するもの（レセプタクル）を用いることができる。例えばレーザユニット１３にそのようなレセプタクルを設け、穿刺針１５から延びる光ファイバ素線を光接合部に差し込む。光接合部は、例えばバネなどによる押圧で、光ファイバを保持する。このような光接合部を用いた場合、光ファイバが引っ張られたときなどに一定以上の力がレセプタクル部分に加わると、光ファイバがレセプタクル
から抜けることになり、光接合部部分で光ファイバが折れることを防止できる。また、穿刺針１５と一体となった光ファイバ側にプラグ（コネクタ）を設ける必要がないため、穿刺針全体のコストを低減できる。特に、穿刺針１５を使い捨てとした場合、穿刺針と共に捨てられる光ファイバにコネクタが必要ないため、コスト低減効果が大きい。

図５（ａ）から（ｃ）は、それぞれ光音響画像を示す。図５（ａ）は、被検体の表面から４５°の角度で穿刺針１５を穿刺した場合の光音響画像を示す。穿刺針１５は、例えば被検体の表面から５０ｍｍの深さまで穿刺される。穿刺針１５の先端の近傍に設けられた光出射部から穿刺針の先端部分に対して光を照射し、穿刺針１５の先端部分において光音響波を発生させることで、光音響画像において穿刺針１５の先端の位置の確認が可能となる。

図５（ｂ）は、被検体の表面から６０°の角度で穿刺針１５を穿刺した場合の光音響画像を示す。また、図５（ｃ）は、被検体の表面から８０°の角度で穿刺針１５を穿刺した場合の光音響画像を示す。これらにおいても、図５（ａ）と同様に、光音響画像において穿刺針１５の先端の位置の確認が可能となる。

ここで、被検体の表面から光照射を行う場合は、表面から２０ｍｍくらいが画像化可能な範囲である。穿刺針１５が５０ｍｍの深さまで穿刺された場合は、表面から照射された光が穿刺針１５まで十分に届かず、表面から照射した光で穿刺針１５を画像化することは困難である。これに対し、本実施形態では、穿刺針１５の内部に導光部材１５２を設け、導光部材１５２によって導光した光を、穿刺された穿刺針１５の先端部分の近傍に設けられた光出射部から、穿刺針１５の先端部分に照射するため、光は大きく減衰することなく穿刺針１５の先端部分に照射することができる。このため、穿刺針が深い位置まで穿刺されたときでも、穿刺針１５の位置の確認が可能である。

また、表面から光照射を行う場合で、かつ、穿刺針１５が垂直に近い角度で穿刺されたとき、穿刺針１５で発生した光音響波がプローブ１１の音響波検出面に対して傾いて入射することになり、穿刺針１５から発せられた光音響波が検出しにくくなる。これに対し、本実施形態では、穿刺針１５の先端近傍から光音響波を発生させており、図５（ｂ）や図５（ｃ）に示すように、穿刺針１５を垂直に近い角度で穿刺した場合でも、光音響画像において穿刺針１５の位置の確認が可能である。

図６は、動作手順を示す。医師などにより、穿刺針１５が被検体に穿刺される（ステップＡ１）。穿刺針１５の穿刺後、超音波ユニット１２の制御手段２８は、レーザユニット１３にトリガ信号を送る。レーザユニット１３は、トリガ信号を受けると、レーザ発振を開始し、パルスレーザ光を出射する。レーザユニット１３から出射したパルスレーザ光は、導光部材１５２（図２を参照）によって穿刺針１５の先端の近傍まで導光され、光出射部１５３から出射して、少なくともその一部が穿刺針１５の先端部分に照射される（ステップＡ２）。

プローブ１１は、レーザ光の照射により被検体内で発生した光音響波を検出する（ステップＡ３）。ＡＤ変換手段２２は、受信回路２１を介して光音響波の検出信号を受け取り、光音響波の検出信号を、サンプリングして受信メモリ２３に格納する。データ分離手段２４は、受信メモリ２３に格納された光音響波の検出信号を光音響画像生成手段２５に送信する。光音響画像生成手段２５は、光音響波の検出信号に基づいて光音響画像を生成する（ステップＡ４）。

制御手段２８は、送信制御回路２９に超音波トリガ信号を送る。送信制御回路２９は、それに応答してプローブ１１から超音波を送信させる（Ａ５）。プローブ１１は、超音波
の送信後、反射超音波を検出する（ステップＡ６）。なお、超音波の送受信は分離した位置で行ってもよい。例えばプローブ１１とは異なる位置から超音波の送信を行い、その送信された超音波に対する反射超音波をプローブ１１で受信してもよい。

プローブ１１が検出した反射超音波は、受信回路２１を介してＡＤ変換手段２２に入力される。ここで、プローブ１１から送信された反射超音波はプローブ１１と超音波反射位置との間を往復して伝播するのに対し、光音響波はその発生位置である穿刺針１５の先端近傍からプローブ１１までの片道を伝播する。従って、反射超音波の検出には、同じ深さ位置で生じた光音響波の検出に比して２倍の時間がかかるため、反射超音波サンプリング時のＡＤ変換手段２２のサンプリングクロックは、光音響波サンプリング時の半分としてもよい。ＡＤ変換手段２２は、反射超音波のサンプリングデータを受信メモリ２３に格納する。

データ分離手段２４は、受信メモリ２３に格納された反射超音波の検出信号を超音波画像生成手段２６に送信する。超音波画像生成手段２６は、反射超音波の検出信号に基づいて超音波画像を生成する（ステップＡ７）。画像合成手段２７は、ステップＡ４で生成された光音響画像とステップＡ７で生成された超音波画像とを合成する（ステップＡ８）。ステップＡ８で合成された画像は、画像表示手段１４に表示される（ステップＡ９）。

本実施形態では、穿刺針１５の内部に導光部材１５２を設け、さらに穿刺針１５の先端の近傍に光出射部１５３（図２）を設けた。穿刺針１５の内部を導光された光は、光出射部１５３から出射し、穿刺針１５の先端近傍にある光音響波発生部に照射される。照射された光の吸収に起因して光音響波発生部において発生した光音響波は、穿刺針１５の開口部分を通り抜け、プローブ１１で検出される。その光音響波を画像化することにより、光音響画像において穿刺針１５の位置を確認することができる。本実施形態では、導光部材１５２により穿刺針１５の先端近傍まで導光し、穿刺針１５からその先端部分に光照射を行っており、穿刺針１５が深い位置に穿刺された場合や穿刺針１５が垂直に近い角度で穿刺された場合でも、光音響画像において穿刺針１５の位置の確認が可能である。ここで、穿刺針１５の先端近傍とは、その位置に光出射部１５３及び光音響波発生部が配置された場合に、穿刺作業に必要な精度で穿刺針１５の先端の位置を画像化できる光音響波を発生可能な位置であることを意味する。例えば、穿刺針１５の先端から基端側へ０ｍｍ〜３ｍｍの範囲内のことを指す。以降の実施の形態においても、先端近傍とは同様の意味とする。

次に、本発明の第２実施形態を説明する。図７は、本発明の第２実施形態に係る光音響画像生成装置に用いられる穿刺針の断面を示す。本実施形態における穿刺針１５ａは、光吸収部材１５４を更に有する点で、図２に示した第１実施形態で用いられる穿刺針１５と相違する。光吸収部材１５４は、穿刺針１５ａの光音響波発生部の少なくとも一部を構成する。光音響画像生成装置の構成は、図１に示した第１実施形態のものと同様である。

穿刺針１５ａは、導光部材１５２の光出射部から出射した光が照射される位置に光吸収部材１５４を有する。光吸収部材１５４は、穿刺針１５ａの先端近傍かつ穿刺針本体１５１の内壁に設けられ、光出射部から出射される光を吸収して光音響波を発生する。光吸収部材１５４は、例えば黒顔料を混合したエポキシ樹脂、ポリウレタン樹脂、フッ素樹脂やシリコーンゴム、レーザ光の波長に対して光吸収性が高い例えば黒色の塗料から成る。図７では、導光部材１５２よりも光吸収部材１５４の方が大きく描かれているが、これには限定されず、光吸収部材１５４は、導光部材１５２の径と同程度の大きさであってもよい。

上記に代えて、レーザ光の波長に対して光吸収性を有する金属膜又は酸化物の膜を、光
吸収部材１５４としてもよい。例えば光吸収部材１５４として、レーザ光の波長に対して光吸収性が高い酸化鉄や、酸化クロム、酸化マンガンなどの酸化物の膜を用いることができる。あるいは、光吸収性は酸化物よりも低いが生体適合性が高いＴｉやＰｔなどの金属膜を光吸収部材１５４として用いてもよい。また、光吸収部材１５４が設けられる位置は穿刺針本体１５１の内壁には限定されない。例えば、光吸収部材１５４である金属膜又は酸化物の膜を、蒸着などにより光出射部１５３（図２を参照）上に例えば１００ｎｍ程度の膜厚で製膜し、酸化物の膜が光出射部１５３を覆ってもよい。この場合、光出射部１５３から出射した光の少なくとも一部は、光出射面を覆う金属膜又は酸化物の膜で吸収され、金属膜又は酸化物の膜から光音響波が生じる。

本実施形態では、穿刺針１５が光吸収部材１５４を有している。レーザユニット１３から出射した光が光吸収部材１５４に照射されることで、光吸収部材１５４がない場合に比して、穿刺針の先端部分から発生する光音響波を強めることができる。このため、レーザユニット１３が出射する光のエネルギーが低い場合でも、効率よく光音響波を発生させることができる。その他の効果は第１実施形態と同様である。

続いて、本発明の第３実施形態を説明する。図８は、本発明の第３実施形態に係る光音響画像生成装置に用いられる穿刺針の断面を示す。本実施形態における穿刺針１５ｂは、光吸収部材１５５が導光部材１５２を穿刺針の内壁に固定する固定部材を兼ねている点で、図７に示した第２実施形態で用いられる穿刺針１５ａと相違する。光音響画像生成装置の構成は、図１に示した第１実施形態のものと同様である。

固定部材でもある光吸収部材１５５は、例えば黒顔料を混合したエポキシ樹脂、ポリウレタン樹脂、フッ素樹脂やシリコーンゴムなどで構成される。光吸収部材１５５は、例えば導光部材１５２である光ファイバの光出射端を覆い、かつ、光ファイバ端面を穿刺針本体１５１の内壁に固定する。このようにすることで、導光部材１５２を固定することができ、穿刺針１５ｂの先端と導光部材１５２の先端（光出射部）との位置関係を精度よく把握することができる。その他の効果は第２実施形態と同様である。

次いで、本発明の第４実施形態を説明する。図９は、本発明の第４実施形態に係る光音響像生成装置に用いられる穿刺針の断面を示す。本実施形態は、光導光部材１５２を構成する光ファイバの光出射側の端面（光出射部１５３）が斜めに形成される点で、第１実施形態と相違する。光音響画像生成装置の構成は、図１に示した第１実施形態のものと同様である。なお、本実施形態においても、第２実施形態と同様に穿刺針が光吸収部材１５４（図７を参照）を有していてもよい。また、第３実施形態と同様に穿刺針が固定部材を兼ねる光吸収部材１５５（図８を参照）を有していてもよい。

本実施形態では、光出射部１５３を構成する導光部材（光ファイバ）１５２の端面が垂直ではなく、角度αで傾いている。より詳細には、導光部材１５２を構成する光ファイバの端面の角度は、光ファイバの延在方向と平行な方向の角度を０°とし、光ファイバの延在方向と垂直な方向の角度を９０°とした場合に、４５°以上９０°未満の角度である。光ファイバ（コア）の屈折率は１．４５程度であり、穿刺針１５の内部が空気又は水で満たされているとすると、光ファイバを進行してきた光は光ファイバの光出射側の端面で、穿刺針１５の内壁方向へ屈折する。このようにすることで、より多くの光を穿刺針１５の内壁へ照射することができ、穿刺針１５に先端部分において光音響波を効率よく発生させることができる。

引き続き、本発明の第５実施形態を説明する。図１０は、本発明の第５実施形態に係る光音響画像生成装置を示す。本実施形態に係る光音響画像生成装置は、図１に示した第１実施形態に係る光音響画像生成装置１０に加えてレーザユニット１６（第２の光源）を有
する。なお、本実施形態においても、第２実施形態と同様に穿刺針が光吸収部材１５４（図７を参照）を有していてもよく、また第３実施形態と同様に穿刺針が固定部材を兼ねる光吸収部材１５５（図８を参照）を有していてもよい。また、第４実施形態と同様に、光ファイバの光出射端が斜めに形成されていてもよい（図９を参照）。

レーザユニット１６は、被検体の表面などから被検体に照射されるレーザ光を出射する。レーザ光の波長は、観察対象の生体組織などに応じて適宜設定すればよい。レーザユニット１６は、例えばアレキサンドライトをレーザ媒質とする固体レーザ光源として構成される。レーザユニット１６から出射した光は、光ファイバなどを用いてプローブ１１まで導光され、プローブ１１に設けられた光照射部から被検体に照射される。プローブ１１から光照射を行うのに代えて、プローブ１１以外の場所からレーザ光を照射することとしてもよい。プローブ１１は、レーザユニット１６から出射した光が被検体に照射された後、その光照射に起因して発生した光音響波（第２の光音響波）を検出する。

第２の光源であるレーザユニット１６から出射した光は被検体の比較的広い範囲に照射されるため、レーザユニット１６は高いエネルギーのレーザ光を出射することが好ましい。これに対し、第１の光源であるレーザユニット１３から出射される光は、穿刺針１５の先端の限られた範囲にのみ照射できればよく、エネルギー密度が高いため、第１の光源は高い出力のレーザ光源でなくてもよい。例えばレーザユニット１３とレーザユニット１６とが共にフラッシュランプを励起光源をとする固体レーザ光源として構成されている場合、レーザユニット１３では、レーザユニット１６に比べて弱い強度でフラッシュランプを発光させてもよい。

レーザ光の波長については、レーザユニット１３とレーザユニット１６とで、波長が異なっていてもよい。例えば第２の光源であるレーザユニット１６には、観察対象である血管を効率よく画像化できる波長７００ｎｍ〜８００ｎｍのレーザ光源を用いることができる。一方、第１の光源であるレーザユニット１３には、波長１０６４ｎｍや５３２ｎｍのレーザ光源を用いることができる。レーザユニット１３から出射されるレーザ光の波長は、レーザユニット１３から出射される光が生体に入った場合でも局所的に吸収されない、生体組織の透過率が高い波長領域（７００ｎｍ−１１００ｎｍ）の範囲にあることが特に好ましい。また、レーザユニット１３とレーザユニット１６とで、レーザ光源のタイプが異なっていてもよい。例えば、レーザユニット１３には半導体レーザや光増幅型レーザ光源を用い、レーザユニット１６には、Ｎｄ：ＹＡＧ（ネオジムＹＡＧ）やＹＡＧ、アレキサンドライトなどの固体レーザ光源を用いてもよい。

レーザユニット１３の駆動条件について考察する。レーザユニット１３から光が出射された後に穿刺針１５の先端部分で発生する光音響波の周波数成分は、レーザユニット１３から出射されるパルスレーザ光のパルス幅に依存して変化する。図１１は、パルスレーザ光の照射に起因して発生した光音響波の周波数特性を示すグラフである。グラフにおいて、横軸は周波数を示し、縦軸は信号強度を示す。図１１には、パルス幅５．７ｎｓのパルスレーザ光に対する光音響波の周波数特性（ａ）の実測値が示されている。また、パルス幅を５０ｎｓとしたときに想定される光音響波の周波数特性（ｂ）の計算値と、パルス幅を７５ｎｓとしたときに想定される光音響波の周波数特性（ｃ）の計算値と、パルス幅を１００ｎｓとしたときに想定される光音響波の周波数特性（ｄ）の計算値も示されている。縦軸はパルス幅５．７ｎｓに対する光音響波の最大強度で規格化されている。レーザユニット１３には、Ｎｄ：ＹＡＧの固体レーザ光源が用いられるものとする。

図１１を参照すると、パルス幅が広くなるにつれて、光音響波の高周波成分が弱くなっていくことがわかる。また、光音響波の全体的な強度も低下していくことがわかる。一般的な医用プローブの検出可能な周波数範囲は２ＭＨｚ−２０ＭＨｚである。例えば、中心
周波数が８ＭＨｚのプローブでは、４ＭＨｚ−１２ＭＨｚの範囲の音響波の検出が可能である。一般的な医用プローブを用いて穿刺針１５の先端部分で発生する光音響波を検出可能とするために、レーザユニット１３は、プローブが検出可能な周波数範囲に十分な強度を持つ光音響波が発生するパルス幅のパルスレーザ光を出射することが好ましい。パルスレーザ光のパルス幅が１００ｎｓを超えると、２ＭＨｚ−２０ＭＨの範囲の周波数成分の信号が十分な強度を有さないため、パルス幅の上限は１００ｎｓとすることが好ましい。なお、レーザユニット１３にレーザダイオード光源を用いた場合、パルスレーザ光の光強度はパルス幅にほぼ比例するため、パルス幅を狭くするほどレーザ光の全体的な強度が低下する。穿刺針１５の先端部分においてプローブ１１で検出可能な強度の光音響波を発生させるためには、パルス幅は最低限５ｎｓは必要であると考えられる。まとめると、レーザユニット１３から出射されるパルスレーザ光のパルス幅は５ｎｓ−１００ｎｓの範囲であること好ましい。

パルスレーザ光のエネルギーについては、実験の結果、１パルスで０．８μＪ以上であれば穿刺針１５の先端で発生した光音響波の可視化が可能であった。加算平均を考えると、加算平均は１０００回くらいまでは可能であり、その場合、１パルスで０．０３μＪ以上であれば可視化可能レベルとなる。エネルギーの上限については、１パルスで５０μＪよりも高いと、２００μｍコアファイバでエネルギー密度が１６０ｍＪ／ｃｍ２以上、４００μｍコアファイバでもエネルギー密度が４０ｍＪ／ｃｍ２以上となり、生体安全性の基準値と同レベルになる（波長７５０ｍ〜１０６４ｎｍで２０ｍＪ／ｃｍ２〜１００ｍＪ／ｃｍ２）。従って、５０μＪよりも高いエネルギーは好ましくない。まとめると、パルスあたりのエネルギーは、０．０３μＪ以上で５０μＪ以下が好ましい。

本実施形態では２つの光照射が行われる。１つは穿刺針１５の先端部分に対するレーザユニット１３から出射された光の照射であり、もう１つは被検体に対するレーザユニット１６から出射された光の照射である。本実施形態では、穿刺針１５の先端部分に対する光照射に起因して生じた第１の光音響波に加えて、被検体に対する光照射に起因して生じた第２の光音響波を検出する。光音響画像生成手段２５は、第１の光音響波に基づく第１の光音響画像に加えて、第２の光音響波に基づく第２の光音響画像を生成する。

図１２は、本実施形態における動作手順を示す。医師などにより、穿刺針１５が被検体に穿刺される（ステップＢ１）。穿刺針１５の穿刺後、超音波ユニット１２の制御手段２８は、第１の光源であるレーザユニット１３にトリガ信号を送る。レーザユニット１３は、トリガ信号を受けると、レーザ発振を開始し、パルスレーザ光を出射する。レーザユニット１３から出射したパルスレーザ光は、導光部材１５２（図２を参照）によって穿刺針１５の先端の近傍まで導光され、光出射部１５３から出射して、穿刺針１５の先端部分に照射される（ステップＢ２）。

プローブ１１は、レーザ光の照射により被検体内で発生した第１の光音響波を検出する（ステップＢ３）。ＡＤ変換手段２２は、受信回路２１を介して第１の光音響波の検出信号を受け取り、第１の光音響波の検出信号をサンプリングして受信メモリ２３に格納する。データ分離手段２４は、受信メモリ２３に格納された第１の光音響波の検出信号を光音響画像生成手段２５に送信し、光音響画像生成手段２５は、第１の光音響波の検出信号に基づいて第１の光音響画像を生成する（ステップＢ４）。ここまでのステップは、第１実施形態で説明した動作手順（図６を参照）と同様でよい。

制御手段２８は、第２の光源であるレーザユニット１６に対してレーザ発振トリガ信号を送る。レーザユニット１６は、レーザ発振トリガ信号に応答して、例えばフラッシュランプなどの励起光源を点灯してレーザ媒質を励起し、その後ＱスイッチをＯＮにすることでパルスレーザ光を出射する。レーザユニット１６から出射したレーザ光は、プローブ１
１などから被検体の比較的広い範囲に照射される（ステップＢ５）。

プローブ１１は、ステップＢ５のレーザ光の照射に起因して発生した第２の光音響波を検出する（ステップＢ６）。ＡＤ変換手段２２は、受信回路２１を介して第２の光音響波の検出信号を受け取り、第２の光音響波の検出信号をサンプリングして受信メモリ２３に格納する。データ分離手段２４は、受信メモリ２３に格納された第２の光音響波の検出信号を光音響画像生成手段２５に送信し、光音響画像生成手段２５は、第２の光音響波の検出信号に基づいて第２の光音響画像を生成する（ステップＢ７）。

制御手段２８は、送信制御回路２９に超音波トリガ信号を送り、送信制御回路２９は、それに応答してプローブ１１から超音波を送信させる（Ｂ８）。プローブ１１は、超音波の送信後、反射超音波を検出する（ステップＢ９）。ＡＤ変換手段２２は、受信回路２１を介して反射超音波の検出信号を受け取り、反射超音波の検出信号をサンプリングして受信メモリ２３に格納する。データ分離手段２４は、受信メモリ２３に格納された反射超音波の検出信号を超音波画像生成手段２６に送信する。超音波画像生成手段２６は、反射超音波の検出信号に基づいて超音波画像を生成する（ステップＢ１０）。超音波の送信から超音波画像の生成までのステップは、第１実施形態で説明した動作手順と同様でよい。

画像合成手段２７は、ステップＢ４で生成された第１の光音響画像と、ステップＢ７で生成された第２の光音響画像と、ステップＢ１０で生成された超音波画像とを合成する（ステップＢ１１）。ステップＢ１１で合成された画像は、画像表示手段１４に表示される（ステップＡ９）。

なお、上記では第１の光源であるレーザユニット１３から出射される光の照射と、第２の光源であるレーザユニット１６から出射される光の照射とを別々に行うこととして説明したが、これら光照射を同時に行うこととしてもよい。その場合、プローブ１１は、第１の光源であるレーザユニット１３から出射される光の照射に起因する第１の光音響波と、第２の光源であるレーザユニット１６からの出射される光の照射に起因する第２の光音響波を、同時に（一度に）検出する。この場合、光音響画像の生成は１回で済むため、２つの光音響画像を生成して後で合成する（重ねる）場合に比して、短時間で画像表示を行うことができる。

本実施形態では、第２の光源であるレーザユニット１６から出射される光を被検体に照射し、第２の光音響波を検出して第２の光音響画像を生成する。第２の光音響画像を参照することで、血液などの光吸収体の分布を画像化することができる。レーザユニット１６から出射される光の照射に加え、第１の光源であるレーザユニット１３から出射される光を穿刺針１５の先端部分に照射し、そこから光音響波を発生させることで、レーザユニット１６から出射される光が届かない深部に穿刺針１５の先端がある場合でも、光音響画像において穿刺針の先端の位置の確認が可能となる。

続いて、本発明の第６実施形態を説明する。本実施形態では、穿刺針が、穿刺針本体の内腔の少なくとも一部を封止する内針を更に有する。内針は、例えば外針を構成する穿刺針本体の内径とほぼ同じ大きさの外径を有しており、中空の穿刺針本体に対して抜き差し可能に構成される。内針は、光吸収性を有する材料、例えば黒色の樹脂から成る。内針の内部には、導光部材が埋め込まれる。内針、特にその先端部分は、導光部材の光出射部から出射した光を吸収して音響波を発生する光吸収部材を兼ねる。光音響画像生成装置全体の構成は、図１に示す第１実施形態に係る光音響画像生成装置と同様でもよいし、図１０に示す第５実施形態に係る光音響画像生成装置と同様でもよい。

図１３は、本実施形態で用いられる穿刺針の先端付近の断面を示す。穿刺針１５ｃは、
鋭角に形成された先端に開口を有し内部に内腔を有する中空形状の穿刺針本体１５１の内側に、内針１５８を有する。内針１５８は、例えば黒色のポリアミド樹脂やＰＴＦＥ（ポリテトラフルオロエチレン）などのフッ素樹脂から成る。内針１５８の先端は、穿刺針本体１５１の先端と同様に鋭角に形成される。内針１５８の内部には導光部材１５２が埋め込まれる。導光部材１５２を内部に有する内針１５８は、例えば穿刺針本体１５１の内径と同様な内径を有する管の中に導光部材１５２を配置し、その後黒色のポリアミド樹脂やフッ素樹脂などを流し込み、先端部分をカットすることで作製できる。導光部材１５２の光出射部１５３から出射した光は光吸収性を有する内針１５８の先端部分に照射され、内針１５８の先端部分で光音響波が発生する。発生した光音響波はプローブ１１（図１を参照）で検出される。内針１５８の内部における導光部材１５２が埋め込まれる位置は特に限定されない。内針１５８の中央付近でもよいし、図２などに示したものと同様に、穿刺針本体１５１の内壁に近い部分でもよい。

図１４（ａ）は本実施形態における穿刺針１５ｃの外観を示し、（ｂ）は穿刺針本体１５１の外観を示し、（ｃ）は内針１５８の外観を示す。外針を構成する穿刺針本体１５１は外針基１５６に接着され（図１４（ｂ）を参照）、内針１５８は内針基１５９に接着される（図１４（ｃ）を参照）。内針１５８は、外針基１５６側から穿刺針本体１５１の内腔に挿入され、穿刺針本体１５１の内腔の少なくとも一部を、生体の切片等が内腔に侵入するのを防ぐ程度に封止する。内針基１５９には、接続位置合わせのための突起部が設けられており、外針基１５６には、内針基１５９の突起部に係合する溝が設けられている。穿刺針本体１５１内に内針１５８をセットする際は、内針基１５９の突起と外針基１５６の溝との位置を合わせた上で、内針基１５９を外針基１５６に嵌合させる。

術者は、穿刺針本体１５１内に内針１５８がセットされた状態（図１４（ａ）を参照）で、穿刺針１５ｃを被検体へ穿刺する。穿刺針本体１５１の内腔が内針１５８により塞がれるため、針を穿刺している途中に肉片などを巻き込むことを防止でき、術者の刺す感覚が妨げられることを防止できる。また、穿刺部位から穿刺針本体１５１の内腔への水分の流入も防止できる。術者は、被検体への穿刺後、内針基１５９と外針基１５６との接続を解除し、穿刺針本体１５１から内針１５８を抜去する。内針１５８の抜去後、外針基１５６にシリンジなどを装着し、例えば麻酔薬などの薬剤の注入を行う。あるいは、被検体の穿刺針１５ｃが穿刺された箇所から生検試料を採取する。

図１５は、レーザユニット１３と穿刺針１５ｃとの接続を示す。レーザユニット１３には、例えばレーザダイオード光源が用いられる。レーザダイオード光源及びその駆動回路などは、幅１２５ｍｍ、奥行き７０ｍｍ、高さ４０ｍｍ程度のボックスに収容される。レーザユニット１３は、例えば超音波ユニットに設けられたＵＳＢ（Universal Serial Bus）端子からＤＣ（Direct Current）電源の供給を受ける。レーザユニット１３から出射されるパルスレーザ光のパルスエネルギーは例えば０．００６ｍＪであり、パルス幅は例えば６０ｎｓ−１００ｎｓである。パルスレーザ光の単位時間当たりの繰り返し回数（周波数）は例えば３０Ｈｚ以上である。

レーザユニット１３から穿刺針１５ｃまでの導光には、光ファイバ３０が用いられる。光ファイバ３０は、先端（レーザユニット１３から見て遠端側）に光コネクタ３１を有する。穿刺針１５ｃの内針基１５９には、光コネクタ３１を接続する光コネクタが設けられている。光ファイバ３０により導光された光は、光コネクタ３１から内針１５８内の導光部材１５２（図１３を参照）に入射し、光出射部１５３から内針１５８の先端部分に照射される。内針基１５９に光コネクタを設けた場合には、レーザユニット１３から出射される光を内針まで導光する光ファイバ３０と内針部分とを分離して取り扱うことが可能であり、内針１５８と内針基１５９とを含む内針部分を滅菌処理して袋詰めにしておくことが可能である。使用する際は、滅菌袋から内針部分を取り出し、内針基１５９に設けられた
光コネクタと光ファイバ３０に設けられた光コネクタ３１とを接続すればよい。

なお、上記では内針基１５９に光コネクタが設けられる例を説明したが、内針基１５９に光コネクタを設けるのに代えて、穿刺針１５ｃ側にも内針基１５９から延びる光ファイバを設け、その光ファイバの先端に光コネクタを設けることとしてもよい。その場合には、内針基１５９から延びる光ファイバを含めて内針部分を滅菌処理し、袋詰めすればよい。内針基１５９に光コネクタが設けられる場合、内針基１５９の重さは光コネクタがない場合に比べて光コネクタの分だけ重くなる。内針基１５９が重くなりすぎると、穿刺針１５ｃにおける重量バランスが悪くなり、穿刺針１５ｃが扱いにくくなることが考えられる。そのような場合は、内針基１５９から離れた位置に光コネクタを設けるとよい。

内針基１５９から延びる光ファイバに光コネクタを設けずに、光ファイバの端面を導光が可能となるように研磨するか、或いは光ファイバ端面を平滑にカットした状態としてもよい。その場合、レーザユニット１３側に、内針基１５９から延びる光ファイバの先端が挿入され、挿入された光ファイバをバネ力で抑える構造のレセプタクルを設けておくとよい。このようにした場合、光ファイバに一定以上の力が加わると光ファイバがレセプタクルから抜けるため、光ファイバに無理な力が加わって折れることがなくなる。また、内針基１５９側から延びる光ファイバに光コネクタ（プラグ）を付ける必要がなく、穿刺針のコストを低減できる。

本実施形態では、穿刺針１５ｃが内針１５８を有する。外針を構成する穿刺針本体１５１の内腔を内針１５８が塞ぐことで、術者は、刺す感覚を妨げられることなく、穿刺針１５ｃを被検体に穿刺できる。また、穿刺針本体１５１の内腔を水分などが逆流することを防止できる。本実施形態では、内針が光吸収性を有する材料から成り、かつ内針１５８の内部に導光部材１５２を設けている。導光部材１５２により穿刺針の先端部分まで光を導光し、光出射部１５３から内針１５８の先端部分に光を照射することで、内針１５８の先端部分で光音響波を発生させることができ、光音響画像による穿刺針先端の可視化が可能である。

次いで本発明の第７実施形態を説明する。第６実施形態では、内針１５８（図１３を参照）の内部に導光部材１５２が配置された。本実施形態では、導光部材１５２自体を、穿刺針本体１５１の内腔の少なくとも一部を封止する内針として用いる。また、光出射部１５３を含む導光部材１５２の含む少なくとも一部を、光吸収性を有する膜、例えば黒色のフッ素樹脂で覆う。その他の構成は第６実施形態と同様でよい。

図１６は、本実施形態における穿刺針で用いられる内針の外観を示す。導光部材１５２は、中空形状の穿刺針本体１５１の内径とほぼ同じ大きさの外径を有する。導光部材１５２には、例えばコア直径が４００μｍ程度の光ファイバが用いられる。導光部材１５２のクラッドや被覆を含めたトータルの直径は５５０μｍ程度である。内針は、導光部材１５２の先端を含む一部に、黒色のフッ素樹脂膜１６０を有する。内針は、少なくとも導光部材１５２の先端に黒色のフッ素樹脂膜１６０を有していればよく、導光部材１５２の長手方向の全体にわたって黒色のフッ素樹脂膜を有することとしてもよい。

図１７は、内針の先端部分の断面を示す。導光部材１５２の先端部分に光吸収性を有する黒色のフッ素樹脂膜１６０を有することで、導光部材１５２の光出射部１５３が黒色のフッ素樹脂膜１６０で覆われる。光出射部１５３から出射した光は黒色のフッ素樹脂膜１６０で吸収され、内針１５８の先端部分で光音響波が発生する。発生した光音響波はプローブ１１（図１を参照）で検出される。

本実施形態では、導光部材１５２を内針として用い、導光部材１５２により穿刺針本体
１５１の内腔を塞ぐ。本実施形態では、第６実施形態とは異なり、導光部材１５２自体が穿刺針本体１５１の内腔を塞ぐため、第６実施形態に比べて導光部材１５２に径が太い光ファイバを使用できる。その他の効果は第６実施形態と同様である。

更に本発明の第８実施形態を説明する。図１８は、本発明の第８実施形態で用いられる内針の断面を示す。本実施形態では、内針が、チューブ１６１、導光部材１５２、及び光吸収部材１５４を含む。チューブ１６１、導光部材１５２、及び光吸収部材１５４は、穿刺針本体の内腔に挿入される内針を構成する。図１８では図示を省略しているが、チューブ１６１及び導光部材１５２は内針基１５９（図１４（ｃ）を参照）に接着されている。チューブ１６１、導光部材１５２、及び光吸収部材１５４は、外針基１５６（図１４（ｂ）を参照）側から穿刺針本体１５１の内腔に挿入される。その他の構成は第６実施形態と同様でよい。

チューブ１６１は、導光部材１５２を内部に収容する中空の管である。チューブ１６１は、例えばＰＴＦＥなどのフッ素樹脂から成る。導光部材１５２は例えばコア直径が２００μｍの光ファイバであり、チューブ１６１の外径は例えば４０６μｍである。チューブ１６１の先端には、光吸収部材１５４が配置される。光吸収部材１５４は、鋭角に形成された穿刺針先端と同様に、鋭角にカットされている。光吸収部材１５４には、光吸収性を有する黒顔料を混合したエポキシ樹脂、ポリウレタン樹脂、フッ素樹脂やシリコーンゴムなどを用いることができる。導光部材１５２の光出射部１５３と、光吸収部材１５４との間には空隙が存在する。別の言い方をすれば、導光部材１５２の光出射部１５３と光吸収部材１５４とは、空気層を介して対向している。

レーザユニット１３（図１５を参照）から出射した光は、導光部材１５２によって穿刺針（内針）の先端付近まで導光され、光出射部１５３から空隙を介して光吸収部材１５４に照射される。光吸収部材１５４かが照射された光を吸収することで、穿刺針の先端部分において光音響波が発生する。このとき、光吸収部材１５４の音響インピーダンスは空気よりも生体組織に近いため、光吸収部材１５４で発生した光音響波の多くが穿刺針の開口から外部に放出される。このように、光吸収部材１５４の背面側に空気層を設けることで、光吸収部材１５４で発生した光音響波を効率よく正面から放出することができる。

続いて本発明の第９実施形態を説明する。図１９は、本発明の第９実施形態で用いられる穿刺針の先端付近の断面を示す。本実施形態における穿刺針１５ｄは、穿刺針本体１５１、チューブ１６１、透明樹脂１６３、導光部材１５２、及び光吸収部材１５４を有する。チューブ１６１、透明樹脂１６３、導光部材１５２、及び光吸収部材１５４は、穿刺針本体１５１の内腔に挿入される内針１５８を構成する。図１９では図示を省略しているが、チューブ１６１及び導光部材１５２は内針基１５９（図１４（ｃ）を参照）に接着されている。内針１５８は、外針基１５６（図１４（ｂ）を参照）側から穿刺針本体１５１の内腔に挿入される。その他の構成は第６実施形態と同様でよい。

チューブ１６１は、例えばポリイミドから成る中空の管である。チューブ１６１は、ステンレスなどの金属の管であってもよい。透明樹脂１６３は、チューブ１６１の管内に配置される。透明樹脂１６３には、例えばエポキシ樹脂（接着剤）が用いられる。透明樹脂１６３は、チューブ１６１の少なくとも先端部分を塞げばよく、必ずしもチューブ１６１の内部の全体を塞いでいる必要はない。透明樹脂１６３には、光硬化型、熱硬化型、又は常温硬化型のものを用いることができる。

導光部材１５２は、透明樹脂１６３によりチューブ１６１の中に埋め込まれる。導光部材１５２の光出射端は光出射部１５３を構成する。チューブ１６１の先端部分は、光吸収部材１５４を有しており、光出射部１５３から出射した光は光吸収部材１５４に照射され
る。光吸収部材１５４には、例えば黒顔料を混合したエポキシ樹脂、ポリウレタン樹脂、フッ素樹脂やシリコーンゴムなどを用いることができる。

本実施形態で用いられる内針１５８は、以下の手順で作製できる。まず、チューブ１６１の管内に硬化前の透明樹脂１６３を注入する。次いで、導光部材１５２をチューブ１６１の内部に挿通し、光出射部１５３を構成する導光部材１５２の光出射端がチューブ１６１の先端部分の近傍に配置されるように位置決めする。この位置決めでは、例えば顕微鏡などを用いて導光部材１５２を観察し、光出射端がチューブ１６１の先端部分に配置されるように位置を調整するとよい。透明樹脂１６３は透明性を有しているため、調整の際に、導光部材１５２の光出射端の位置の確認が可能である。上記に代えて、先に導光部材１５２を挿通し、その後透明樹脂１６３を注入してもよい。

位置決め後、導光部材１５２がチューブ１６１の管内に挿通された状態で透明樹脂１６３を例えば熱硬化により硬化させる。その後、チューブ１６１及び透明樹脂１６３の先端を、穿刺針本体１５１の先端に適合した形状になるように鋭角に切断する。続いて、その切断面の少なくとも一部を覆うように、光吸収部材１５４を構成する光吸収性を有する樹脂を塗布し、その樹脂を例えば熱硬化により硬化させる。

上記では、導光部材１５２をチューブ１６１の内部に挿通して位置を調整し、透明樹脂を硬化させた後にチューブを鋭角に切断しているが、これには限定されない。先にチューブを鋭角に切断しておき、そのチューブに導光部材１５２を挿通して位置調整し、透明樹脂を硬化させてもよい。その場合、チューブに金属管を用いてもよい。

本実施形態では、チューブ１６１と透明樹脂１６３とによって内針１５８が構成され、導光部材１５２は、透明樹脂１６３によりチューブ１６１の管内に埋め込まれる。透明樹脂１６３を用いることで、導光部材１５２を埋め込む際にその先端の位置を目視で確認することができ、光出射部１５３を、内針１５８のできるだけ先端に近い位置に配置することが可能である。

また、本実施形態では、内針１５８の先端部分の表面に光吸収部材１５４が配置される。導光部材１５２の光出射部１５３から出射した光は、透明樹脂１６３を通して光吸収部材１５４に照射され、光吸収部材１５４から光音響波が発生する。光音響波が内針１５８先端部分の表面で発生するため、減衰要素が少なく、光音響波の検出を安定的に行うことができる。また、光は透明樹脂１６３を介して照射されるため、光出射部１５３の位置が多少ずれたとしても、光吸収部材１５４に対して光照射させることができる。

本発明者は、導光部材１５２にコア直径が２００μｍの光ファイバを用いた内針１５８を作製し、その内針１５８を太さ２２Ｇ（ゲイジ）のブロック針に装着し、ブロック針を挿入角度８０°で穿刺し、光音響画像で針の先端位置の画像化が可能であるか否かの実験を行った。光源からパルス幅８０ｎｓでパルスエネルギーが６．４μＪのパルスレーザ光を出射し、光ファイバから内針１５８の先端部分の表面に設けられた黒色エポキシ樹脂に対して光照射を行い、黒色エポキシ樹脂から発生した光音響波を６．５ＭＨｚの中心周波数を有するリニアプローブで検出した。この光音響波を画像化したところ、深さ７７ｍｍの位置まで穿刺した場合でも、画像化が可能であることを確認した。更に８回分の検出結果を加算平均することで、針の先端位置がより明確に画像化できることが確かめられた。また、導光部材１５２にコア直径が１００μｍの光ファイバを用いた場合についても、光源からパルス幅８０ｎｓでパルスエネルギーが２．０μＪの光を出射したときに、深さ７８ｍｍの位置において画像化が可能であることを確認した。

引き続いて本発明の第１０実施形態を説明する。図２０は、本発明の第１０実施形態で
用いられる穿刺針の先端付近の断面を示す。本実施形態における穿刺針１５ｅは、穿刺針本体１５１、チューブ１６１、透明樹脂１６３、導光部材１５２、及び光吸収部材１５４を有する。本実施形態における穿刺針１５ｅは、光吸収部材１５４が光出射部１５３を覆い、導光部材１５２と共に透明樹脂１６３に埋め込まれている点で、図１９に示す第９実施形態における穿刺針１５ｄと相違する。その他の構成は、第９実施形態と同様でよい。

本実施形態で用いられる内針１５８は、以下の手順で作製できる。まず、光出射部１５３を構成する導光部材１５２の光出射端の少なくとも一部を覆うように、光吸収性樹脂を付着させる。光吸収性樹脂には、例えば黒顔料を混合したエポキシ樹脂、ポリウレタン樹脂、フッ素樹脂やシリコーンゴムなどを用いることができる。次いで、光吸収性樹脂を例えば熱硬化により硬化させる。この光吸収性樹脂は、光吸収部材１５４を構成する。

続いて、光吸収部材１５４が先端部分に付着された導光部材１５２をチューブ１６１の内部に挿通し、光出射部１５３を構成する導光部材１５２の光出射端がチューブ１６１の先端部分の近傍に配置されるように位置決めする。この位置決めでは、例えば顕微鏡などを用いて導光部材１５２を観察し、光出射端がチューブ１６１の先端部分に配置されるように位置を調整するとよい。

引き続き、チューブ１６１の管内に硬化前の透明樹脂１６３を注入し、導光部材１５２がチューブ１６１の管内に挿通された状態で透明樹脂１６３を例えば熱硬化により硬化させる。透明樹脂１６３には、例えば音響波の減衰が少ない軟性エポキシ樹脂を用いるとよい。その後、チューブ１６１及び透明樹脂１６３の先端を、穿刺針本体１５１の先端に適合した形状になるように鋭角に切断する。上記に代えて、先に導光部材１５２を挿通し、その後透明樹脂１６３を注入してもよい。

上記では、光吸収部材１５４が先端部分に付着された導光部材１５２をチューブ１６１の内部に挿通して位置調整した後にチューブ１６１を鋭角に切断しているが、これには限定されない。先にチューブ１６１の先端を鋭角に切断し、そのチューブに光吸収部材１５４が先端部分に付着された導光部材１５２を挿入して位置調整してもよい。この場合、チューブ１６１に金属管などを用いてもよい。

本実施形態では、光出射部１５３を構成する導光部材１５２の光出射端に光吸収部材１５４が設けられ、導光部材１５２と光吸収部材１５４とが透明樹脂１６３に埋め込まれる。本実施形態では、第９実施形態に比べて、光吸収部材１５４をピンポイント化し、光音響波の発生源を点音源に近づけることができる。その他の効果は第９実施形態と同様である。

本発明者は、導光部材１５２にコア直径が２００μｍの光ファイバを用いた内針１５８を作製し、その内針１５８を太さ２２Ｇ（ゲイジ）の針に装着し、その針を挿入角度８０°で穿刺し、光音響画像で針の先端位置の画像化が可能であるか否かの実験を行った。光源からパルス幅８０ｎｓでパルスエネルギーが６．４μＪのパルスレーザ光を出射し、光ファイバの先端部分の表面に設けられた黒色エポキシ樹脂に対して光照射を行い、黒色エポキシ樹脂から発生した光音響波をプローブで検出した。この光音響波を画像化したところ、深さ７７ｍｍの位置まで穿刺した場合でも、画像化が可能であることを確認した。更に８回分の検出結果を加算平均することで、針の先端位置がより明確に画像化できることが確かめられた。また、導光部材１５２にコア直径が１００μｍの光ファイバを用いた場合についても、光源からパルス幅８０ｎｓでパルスエネルギーが２．０μＪの光を出射したときに、深さ７８ｍｍの位置において画像化が可能であることを確認した。

なお、上記各実施形態では、プローブ１１が光音響波と反射超音波の双方を検出するも
のとして説明したが、超音波画像の生成に用いるプローブと光音響画像の生成に用いるプローブとは、必ずしも同一である必要はない。光音響波と反射超音波とを、それぞれ別個のプローブで検出してもよい。また、光音響波の検出（サンプリング）と、反射超音波の検出（サンプリング）とは、どちらを先に行ってもよい。

第３実施形態では、穿刺針１５の内部に存在する水や空気などの屈折率が、光ファイバの屈折率よりも低いため、内壁側（穿刺針の中央と反対の側）が長くなるように光出射側の端面を斜めに形成している。穿刺針の内部が光ファイバの屈折率よりも高い物質で満たされるような場合には、図９とは逆に、穿刺針の中央側（内壁と逆側）が長くなるように光出射端側の端面を斜めに形成すればよい。

第５実施形態では、レーザユニット１３とレーザユニット１６とが独立した光源であるものとして説明したが、一方の光源が他方の光源を兼ねる構成としてもよい。図２１は、第５実施形態に係る光音響画像生成装置に用いられる第１の音源及び第２の音源の光源の変形例を示す。図２１に示した変形例においては、第２の光源であるレーザユニット１６は第１の光源を兼ねている。レーザユニット１６から出射したレーザ光の一部は被検体方向に分岐され、残りの光の少なくとも一部が穿刺針１５方向に分岐される。分岐比は例えば１００：１程度とすることができる。

例えば、レーザユニット１６から出射した光を、拡散板１７を用いて拡散させた後に、集光レンズ１８を介して、例えば１００本程度の光ファイバを束ねたバンドルファイバ１９に入射する。拡散板１７及び集光レンズ１８を用いることで、バンドルファイバ１９に入射する光の光強度のばらつきを抑えることができる。バンドルファイバ１９のうちのいくつか、例えば１本を穿刺針１５の方へ分岐し、残りは被検体方向へ分岐する。例えばプローブに、穿刺針１５から延びる光ファイバを接続するための光コネクタを設け、バンドルファイバ１９によりいったんプローブまで全ての光を導光した後に、プローブ内で導光された光の一部を穿刺針方向へ分岐してもよい。なお、分岐の仕方は、上記のものには限定されず、大部分を透過し一部を反射するビームスプリッターを用いるなど、その他の分岐の仕方でもよい。この場合、穿刺針から出る導光部材と接続するコネクタはレーザシステム側に設けることが好ましい。

第８から第１０実施形態では、チューブ１６１、導光部材１５２、及び光吸収部材１５４を内針として用いる例を説明したが、これには限定されない。チューブ１６１を穿刺針本体１５１の内径よりも小さくして、図２と同様に、穿刺針本体１５１の内腔に沿わせてもよい。この場合でも、それぞれの効果は維持される。

穿刺針は、経皮的に被検体外部から被検体に穿刺されるものには限定されず、超音波内視鏡用の針であってもよい。超音波内視鏡用の針に導光部材１５２と光吸収部材１５４とを設け、針先端部分に設けられた光吸収部材１５４に対して光を照射し、光音響波を検出して光音響画像を生成してもよい。その場合、光音響画像を観察して超音波内視鏡用の針の先端部の位置を確認しながら穿刺することができる。超音波内視鏡用の針の先端部で発生した光音響波は、体表用プローブを用いて検出してもよいし、内視鏡に組み込まれたプローブを用いて検出してもよい。

光ファイバなどの導光部材１５２は、穿刺針などの挿入物の内腔内で、接着剤によって内壁に固定されていてもよい。あるいは、挿入物の内腔内に、内腔よりも径が小さい中空の管（チューブ）を通し、そのチューブにより導光部材１５２を固定してもよい。図２２（ａ）は穿刺針の斜視図であり、（ｂ）はＡ−Ａ断面を示す。同図（ａ）に示すように、穿刺針１５ｆは、穿刺針本体１５１の内部にチューブ１６２を有する。同図（ｂ）に示すように、導光部材１５２は、穿刺針本体１５１の内腔とチューブ１６２との間に保持され
る。チューブ１６２の外径は、穿刺針本体１５１の内径よりも、導光部材１５２の外径分だけ小さい。

穿刺針１５ｆの組み立てでは、まず、穿刺針１５ｆの内腔に導光部材１５２を通し、次いでチューブ１６２を穿刺針本体１５１の内腔に挿入する。挿入したチューブ１６２により導光部材１５２を穿刺針本体１５１の内壁に押し当てることで、導光部材１５２を穿刺針本体１５１の内腔に固定する。チューブ１６２は、穿刺針本体１５１の内壁との間の摩擦力により、導光部材１５２を内腔内の所定の位置に維持する。さらに穿刺針本体１５１の内腔とチューブ１６２とを接着剤を用いて接着することとしてもよい。

チューブ１６２の材料には、例えば金属、フッ素樹脂、又はポリイミドなどを用いることができる。チューブ１６２の材料に例えばステンレスなどの金属を用いた場合、導光部材１５２をしっかりと保持することができる。チューブ１６２の材料にフッ素樹脂を用いた場合は、チューブ１６２の材料に金属を用いた場合に比べてチューブの厚み（肉厚）を薄くでき、薬液等の流量を増やすことができる。チューブ１６２の材料にポリイミドを用いた場合、ポリイミドは硬質であるため、穿刺針本体１５１に容易に挿入でき、組み立てがし易い。また、チューブの厚みを薄くでき、薬液などの流量を増やすことができる。なお、それぞれの材料に添加剤等を加えても構わない。

導光部材１５２から出射した光は、穿刺針本体１５１の先端の近傍に設けられた光吸収部材１５４に照射され、光吸収部材１５４から光音響波が発生する。光吸収部材１５４は、第３実施形態と同様に、導光部材の先端部分を穿刺針本体１５１の内壁に固定する固定部材を兼ねていていもよい。あるいは、導光部材１５２の少なくとも先端部分を、光吸収性を有する樹脂で覆うこととしてもよい。

上記各実施形態では、挿入物として穿刺針を考えたが、これには限定されない。挿入物は、内部にラジオ波焼灼術に用いられる電極を収容するラジオ波焼灼用針であってもよいし、血管内に挿入されるカテーテルであってもよいし、血管内に挿入されるカテーテルのガイドワイヤであってもよい。あるいは、レーザ治療用の光ファイバであってもよい。

図２３は、ラジオ波焼灼用針の一例を示す。ラジオ波焼灼用針２５０は、導光部材１５２と光吸収部材１５４とを含む。ラジオ波焼灼用針２５０は、肝がんや乳がんなどのラジオ波約灼術に用いられる。医師などは、ラジオ波焼灼用針（ハンドピース）２５０の先端が所望の位置に配置されるように、ラジオ波焼灼用針２５０を被検体内に挿入する。このとき、電極（展開針）２５１はラジオ波焼灼用針２５０の内部に収容されている。ラジオ波焼灼用針２５０を被検体内に挿入しているときにレーザユニット１３（図１を参照）から光を出射し、導光部材１５２から光吸収部材１５４に対して光照射を行う。光吸収部材１５４が光を吸収することで発生した光音響波は、プローブ１１（図１を参照）で検出され、光音響画像が生成される。この光音響画像を参照することで、ラジオ波焼灼用針２５０の先端の位置を確認でき、焼灼したい病変部内の精確な位置に針先端を配置させることができる。ラジオ波焼灼用針２５０の先端が所望の位置に配置された後に、ラジオ波焼灼用針２５０から電極２５１を突出させ、目的部位に例えば５００ＫＨｚ程度のラジオ波を照射する。

図２４は、ラジオ波焼灼用針の別の例を示す。この例では、針状の電極２５１にも電極用導光部材２５７と電極用光吸収部材２５９が取り付けられる。電極用導光部材２５７は、レーザユニット１３（図１を参照）から出射される光を導光する。電極用光出射部２５８は、電極２５１の先端部分の近傍に設けられ、電極用導光部材２５７により導光された光を出射する。電極用光吸収部材２５９は、電極用光出射部２５８から出射した光に起因した光音響波を発生する。図２４の例では、ラジオ波焼灼用針２５０の先端と、電極２５
１の先端との２か所で光音響波が発生する。

ラジオ波焼灼用針２５０を所望の位置に挿入した後に電極２５１をラジオ波焼灼用針２５０から突出させる。ラジオ波焼灼用針２５０を所望の位置に挿入する際にレーザユニット１３から光を出射し、光音響画像を用いてラジオ波焼灼用針２５０の先端の位置を確認できる点は、図２３の例と同様である。電極２５１を突出させた後、レーザユニット１３から光を出射して、ラジオ波焼灼用針２５０の先端に設けられた光吸収部材１５４と、電極２５１の先端に設けられた電極用光吸収部材２５９とに光を照射する。ラジオ波焼灼用針２５０の先端で発生した光音響波と、電極２５１の先端で発生した光音響波とがプローブ１１で検出され、光音響画像が生成される。この光音響画像を参照することで、ラジオ波が照射される範囲（焼灼範囲）を確認することができる。

図２５は、カテーテルを示す。カテーテル２５３は、血管内治療、例えば経皮冠動脈形成術などに用いられる。カテーテル２５３は、具体的にはガイディングカテーテルである。カテーテル２５３はガイディングカテーテルには限定されず、バルーンカテーテルであってもよい。カテーテル２５３の内部に導光部材１５２を通し、レーザユニット１３（図１を参照）から出射される光をカテーテル２５３の先端部分まで導光する。カテーテル２５３の先端付近は光吸収部材１５４が配置される。医師などは、カテーテル２５３の先端が所望の位置に配置されるように血管内にカテーテル２５３を挿入していく。その際、レーザユニット１３から光を出射し、導光部材１５２を通してカテーテル２５３の先端付近に配置された光吸収部材１５４に光を照射する。光吸収部材１５４が光を吸収することで発生した光音響波は、プローブ１１で検出され、光音響画像が生成される。この光音響画像を参照することで、カテーテル２５３の挿入中にその先端の位置を確認できる。

図２６は、ガイドワイヤを示す。ガイドワイヤ２５４は、血管内治療に用いられるカテーテルをガイドするためのワイヤである。ガイドワイヤ２５４に沿って導光部材１５２を付け、レーザユニット１３（図１を参照）から出射される光をガイドワイヤ２５４の先端部分まで導光する。導光部材１５２をガイドワイヤ２５４の外側に付けるのに代えて、ガイドワイヤ２５４の中に導光部材１５２を通してもよい。ガイドワイヤ２５４の先端付近には光吸収部材１５４が配置される。医師などは、ガイドワイヤ２５４の先端が所望の位置に配置されるように血管内にガイドワイヤ２５４を挿入していく。その際、レーザユニット１３から光を出射し、導光部材１５２を通してガイドワイヤ２５４の先端付近に配置された光吸収部材１５４に光を照射する。光吸収部材１５４が光を吸収することで発生した光音響波は、プローブ１１で検出され、光音響画像が生成される。この光音響画像を参照することで、ガイドワイヤ２５４の挿入中にその先端の位置を確認できる。

図２７は、レーザ治療用の光ファイバの一例を示す。光ファイバ２５５は、下肢静脈瘤治療や結石破壊などの用途に用いられる光ファイバである。この例では、光ファイバ２５５は、レーザユニット１３（図１を参照）から出射される光を挿入物の先端部分まで導光する導光部材を兼ねる。光ファイバ２５５の先端には光吸収部材１５４が配置される。図２８は、レーザ治療用の光ファイバの別の例を示す。この例では、光ファイバ２５５の先端にキャップ２５６によって封止されている。この場合は、キャップ２５６の先端に光吸収部材１５４を配置すればよい。

医師などは、光ファイバ２５５の先端が所望の位置に配置されるように被検体内に光ファイバ２５５を挿入していく。その際、レーザユニット１３から光を出射し、光ファイバ２５５を通して先端付近に配置された光吸収部材１５４に光を照射する。光吸収部材１５４が光を吸収することで発生した光音響波は、プローブ１１で検出され、光音響画像が生成される。この光音響画像を参照することで、光ファイバ２５５の先端の位置を確認できる。光ファイバ２５５が所望の位置に配置された後は、光源を切り替えるなどして、光フ
ァイバ２５５から治療用のレーザ光を出射すればよい。

上記各実施形態では、針として先端に開口を有する針を想定したが、開口は必ずしも先端部分に設けられている必要はない。針は、注射針のような針には限定されず、生体検査に用いられる生検針であってよい。すなわち、生体の検査対象物に穿刺して検査対象物中の生検部位の組織を採取可能な生検針であってもよい。また、針は、皮下や腹くう内臓器など、深部までの穿刺を目的とするガイディングニードルとして使用されてもよい。

図２９は、生検針の先端部分の断面を示す。生検針１６４は、その側面に、例えば石灰化組織などの生検部位の組織を吸引して採取するための採取部（吸入口）１６５を有する。導光部材１５２は、生検針１６４の内部に挿通される。光出射部１５３を構成する導光部材１５２の光出射端は、採取部１６５の近傍に設けられる。光出射部１５３を覆う位置に光吸収部材１５４を配置することで、採取部１６５の位置から光音響波を発生させることができ、光音響画像で採取部１６５の位置を確認することが可能となる。生検針１６４の先端部分にも光吸収部材１５４を設け、その光吸収部材１５４に対して光照射を行うことで、生検針１６４の先端において光音響波を発生させてもよい。

術者は、生検針１６４を被検体に穿刺し、光音響画像で採取部１６５の位置を確認しながら、採取部１６５の位置が生検部位に配置されるように、穿刺位置を調整する。所望の位置に配置された後に、採取部１６５から生検針１６４の内部に生検部位の組織を吸引し、生検部位の組織を切除する。その後、採取部１６５から吸引された組織を回収する。

レーザユニット１３には、図３及び図４に示したものの他に、下記構成のレーザユニットを用いてもよい。図３０は、レーザユニットの更なる構成例を示す。レーザユニット４０は、電源入力端子４１、トリガ入力端子４２、ＤＣ−ＤＣ変換部４３、パルスレーザダイオード光源４５、結合光学系４６、及び光出力端子４７を有する。レーザユニット４０は、図１や図１０に示すレーザユニット１３として使用される。レーザユニット４０の外寸は、例えば長さ７４ｍｍ×幅５４ｍｍ×高さ２０ｍｍである。

電源入力端子４１は、超音波ユニット１２（図１及び図１０を参照）の電源供給ラインに接続される。電源入力端子４１には例えば５ＶのＤＣ（Direct Current）電源が供給される。トリガ入力端子４２は、超音波ユニット１２の信号出力ラインに接続される。電源入力端子４１及びトリガ入力端子４２は、例えばＵＳＢコネクタとして構成される。超音波ユニット１２はＵＳＢポート（レセプタクル）を有しており、ＵＳＢポートに電源入力端子４１及びトリガ入力端子４２を含むＵＳＢコネクタを差し込むことで、レーザユニット４０に電源が供給され、かつ超音波ユニット１２から出力される信号が供給される。

ＤＣ−ＤＣ変換部４３は、電源入力端子４１から供給されるＤＣ電源の電圧を変換する。ＤＣ−ＤＣ変換部４３は、例えばＤＣ５ＶをＤＣ１２Ｖに変換する。パルスレーザダイオード駆動回路４４は、パルスレーザダイオード光源４５を駆動する。パルスレーザダイオード光源４５は、ＤＣ−ＤＣ変換部４３から供給されるＤＣ電源により駆動される。パルスレーザダイオード駆動回路４４は、トリガ入力端子４２から入力されたトリガ信号に基づいてパルスレーザダイオード光源４５に供給するＤＣ電源を制御することで、所望のタイミングでパルスレーザダイオード光源４５からパルスレーザ光を出射させる。

結合光学系４６は、パルスレーザダイオード光源４５と光出力端子４７とを結合する。結合光学系４６は、例えば集光レンズなどを含む。軽量化の観点からは、パルスダイオード４５と結合光学系４６と光出力端子４７とは、溶着で一体となっていることが好ましい。光出力端子４７には、穿刺針１５などの挿入物まで光を導光する光ファイバ４８が光学的に接続される。光ファイバ４８は、例えば穿刺針１５において導光部材１５２を構成す
る光ファイバである。光出力端子４７には、光ファイバ４８の素線が接続可能であることが好ましい。光出力端子４７には、例えばＦＣ形ベアファイバアダプタが用いられる。

図３１は、レーザユニット４０を含む光音響画像生成装置の外観を示す。超音波ユニット１２にはプローブ１１が接続される。超音波ユニット１２は、画像表示手段１４を含む一体型の装置として構成されている。超音波ユニット１２には、光音響画像生成に関するプログラムが組み込まれている。超音波ユニット１２は、ＵＳＢポート３２を有する。レーザユニット４０の電源入力端子４１及びトリガ入力端子４２を含むＵＳＢコネクタは、ＵＳＢポート３２に挿し込まれる。レーザユニット４０は、カードサイズの小型・軽量な装置とした場合、ＵＳＢコネクタを超音波ユニット１２のＵＳＢポートに挿し込むことでその保持が可能である。

穿刺針１５は、特に限定はされないが、第６実施形態から第１０実施形態で説明した内針を有する穿刺針であってよい。穿刺針１５に代えて、その他の挿入物を用いてもよい。穿刺針１５の導光部材１５２を構成する光ファイバの一端は、レーザユニット４０の光出力端子４７に接続される。光ファイバは、光出力端子４７に挿入され、ばね力などにより保持される。術者が穿刺針１５を引っ張るなどして光出力端子４７に強い力が働くと、光ファイバが光出力端子４７から抜け、光ファイバが折れることが防止できる。また、光出力端子４７に対して光ファイバを直接抜き差し可能とすることで、穿刺針１５から延びる光ファイバにはコネクタを設ける必要がなく、コストを低減できる効果がある。

レーザユニット４０から出力されるパルスレーザ光のパルスエネルギーは、導光部材１５２を構成する光ファイバのコア直径が２００μｍであれば、６．４μＪとすることができる。光ファイバのコア直径が１００μｍであれば、２．０μＪとすることができる。パルス時間幅については、８０ｎｓとすることができる。パルス繰り返しレートは、例えば画像表示を３０ｆｐｓで行う場合は６０Ｈｚとすればよい。繰り返しレートは、最高で３３００Ｈｚまで実現できる。

なお、図３１においては、電源入力端子４１及びトリガ入力端子４２を含むＵＳＢコネクタが存在する面と対向する面に光出力端子４７が設けられているが、光出力端子４７は、ＵＳＢコネクタが存在する面と直交する面に設けられていることが好ましい。ＵＳＢコネクタと光出力端子４７とが互いに対向する面に設けられている場合、術者が穿刺針１５を動かしたときにレーザユニット４０が引っ張れると、ＵＳＢコネクタがＵＳＢポート３２から抜けることがある。これに対し、ＵＳＢコネクタと光出力端子４７とが互いに直交する面に設けられている場合、レーザユニット４０が引っ張られても、ＵＳＢコネクタがＵＳＢポート３２から抜けにくくなる。

以上、本発明をその好適な実施形態に基づいて説明したが、本発明の光音響画像生成装置及び穿刺針は、上記実施形態にのみ限定されるものではなく、上記実施形態の構成から種々の修正及び変更を施したものも、本発明の範囲に含まれる。

１０：光音響画像生成装置
１１：プローブ
１２：超音波ユニット
１３：レーザユニット（第１の光源）
１４：画像表示手段
１５：穿刺針
１６：レーザユニット（第２の光源）
１７：拡散板
１８：レンズ
１９：バンドルファイバ
２１：受信回路
２２：ＡＤ変換手段
２３：受信メモリ
２４：データ分離手段
２５：光音響画像生成手段
２６：超音波画像生成手段
２７：画像合成手段
２８：制御手段
２９：送信制御回路
３０：光ファイバ
３１：光コネクタ
４０：レーザユニット
４１：電源流力端子
４２：トリガ入力端子
４３：ＤＣ−ＤＣ変換部
４４：パルスレーザダイオード駆動回路
４５：パルスレーザダイオード光源
４６：結合光学系
４７：光出力端子
４８：光ファイバ
５１：レーザロッド
５２：フラッシュランプ
５３、５４：ミラー
５５：Ｑスイッチ
１５１：穿刺針本体
１５２：導光部材
１５３：光出射部
１５４、１５５：光吸収部材
１５６：外針基
１５８：内針
１５９：内針基
１６０：黒色のフッ素樹脂膜
１６１、１６２：チューブ
１６３：透明樹脂
１６４：生検針
１６５：採取部
２５０：ラジオ波焼灼用針
２５１：電極
２５３：カテーテル
２５４：ガイドワイヤ
２５５：光ファイバ
２５６：キャップ
２５７：電極用導光部材
２５８：電極用光出射部
２５９：電極用光吸収部材
３６０、３８０：パルスレーザ光
３５１：半導体レーザ光源
３５２：励起用レーザ光
３５３：励起用半導体レーザ光源
３５４：合波器
３５５：ファイバ光増幅器
３５６：アイソレータ
３７０：パルスレーザ光
３５８：光波長変換素子

Claims (8)

1. 光源と、
   内腔を有し、少なくとも先端部分が被検体内に挿入される挿入物であって、前記内腔に挿入され、前記光源から出射される光を導光する導光部材と、前記導光部材の光出射端である光出射部を覆い、前記光出射部から出射される光を吸収して光音響波を発生する光吸収部材とを有し、前記導光部材の径よりも前記光吸収部材の径が大きく、前記光吸収部材は前記内腔の内壁に設けられており、前記導光部材の先端部分を前記内壁に固定する固定部材を兼ねる挿入物と、
   前記被検体から発せられる音響波を検出する音響波検出手段と、
   前記音響波検出手段により検出された音響波に基づいて光音響画像を生成する光音響画像生成手段とを有する光音響画像生成装置の作動方法であって、
   前記光源から光を出射するステップと、
   光に起因して発生した前記光音響波を検出するステップと、
   検出した前記光音響波に基づいて前記光音響画像を生成するステップとを含む光音響画像生成装置の作動方法。
2. 前記音響波検出手段は、前記被検体に向けて送信された音響波に対する反射音響波を更に検出し、
   前記光音響画像生成装置は、前記反射音響波に基づいて反射音響波画像を生成する反射音響波画像生成手段を更に備え、
   前記反射音響波を検出するステップと、
   検出した前記反射音響波に基づいて前記反射音響波画像を生成するステップとを含む請求項１に記載の光音響画像生成装置の作動方法。
3. 前記光源は、レーザダイオードである請求項１または２に記載の光音響画像生成装置の作動方法。
4. 前記光音響画像生成装置は、前記光源を含むレーザユニットと、前記レーザユニットを制御する制御手段と、前記レーザユニットに電源を供給する電源供給手段とを更に備える請求項３に記載の光音響画像生成装置の作動方法。
5. 前記レーザユニットは、前記電源供給手段から供給されたＤＣ電源の電圧を変換するＤＣ−ＤＣ変換部を備える請求項４に記載の光音響画像生成装置の作動方法。
6. 前記レーザユニットは、前記挿入物と接続するための光出力端子と、前記光源と前記光出力端子とを結合する結合光学系とを備える請求項４または５に記載の光音響画像生成装置の作動方法。
7. 前記結合光学系は、集光レンズである請求項６に記載の光音響画像生成装置の作動方法。
8. 前記レーザユニットは、前記制御手段および／または前記電源供給手段とＵＳＢを介して接続される請求項４から７のいずれか１項に記載の光音響画像生成装置の作動方法。