JPH11514549A - レーザー光学音響画像形成装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 本発明はレーザー光音響画像形成及びトモグラフィーの装置及び原理を提供する。レーザー光音響トモグラフィーの基礎は診断対象の吸収性組織内に選択的に発生されたレーザー誘発一過性応力波の時間解像検出である。こうした技術は短レーザー・パルスによって照射された不透明な生物学的組織内に吸収された光の分布の視覚化を可能にしてくれる。レーザー光音響トモグラフィーは、ヘモグラビンなどの種々の組織色素の濃度の増大や疾患組織内での微少循環の増大につながる組織の病理的変化を検出するために用いることができる。本発明による技術はパルス化レーザー励起の利点と音響過渡成分の時間解像検出とを組み合わせている。本発明による技術は生物組織内での光学的不均一性検出のために用いることができる。これらの不均一性には血管、組織層、異常組織、及び損壊された組織を含み、ヒトの器官あるいはその一部の三次元トモグラフィー画像の再構成が行われる。

Description

【発明の詳細な説明】 発明の名称 レーザー光学音響画像形成装置 発明の背景発明の分野 本発明は一般的には光学、レーザー、及び医療診断機器に関するものである。 さらに具体的には、本発明はヒトの器官の三次元画像（トモグラフィ・スキャン ）を作成することができるレーザー音響画像形成装置に関するものである。関連技術の説明 超音波画像形成技術は現在別のタイプの組織内に埋め込まれたひとつのタイプ の組織の場合など、音響境界を有する軟組織内の異常を検出するために臨床医療 の実践において幅広く用いられている。しかしながら、超音波画像形成はいくつ かの制約を有している。例えば、音響的に均一な組織、つまり、走査されるすべ ての組織の超音波特性が同様な場合には検出を行うことができない。 光学的画像形成技術は分散的に反射された光パルスあるいは陽子密度波の時間 解像（time-resolved）又は相解像（phase-resolved）検出に基づいている。光 学トモグラフィー技術は診断目的のために組織の光学特性の差を利用している。 しかしながら、組織内に散乱する遍在光はレーザー画像形成にとって重大な障害 となっている。 光学音響分光法は調査対象（分子あるいは原子）を励起するために光を利用す る。光学分光方法においては、音響（誘 電）検出器を用いて、吸収スペクトルを得るために応力強度を測定することがで きる。これはそれ自体画像形成あるいはトモグラフィー技術ではない。 レーザー光学音響技術、つまり応力発生及び検出法の原理についてはこれまで にも述べられている。音響源の空間的分布とレーザー誘発応力の一過性特徴との 間の関係についても分かっている。しかしながら、レーザー光音響学的方法は医 学的診断のために提案されたものである。 先行技術は機能的レーザー光学音響画像形成システムがないという点で不十分 である。本発明はこの長い間待ち望まれていた技術的ニーズ及び願望に応えるも のである。 発明の要約 医学目的の画像形成のための光音響超音波技術は上記先行技術の項で述べた。 しかしながら、先行技術においては感度、空間的解像度、及び画像の正しい解釈 のために重要なレーザー光音響画像形成の３つの原理について正しく理解されて いなかったし、正しい取り扱いも行われていなかった。これらの原理とは：（１ ）一時的応力閉じ込めのための条件下で一過性の応力波を発生させるための短パ ルス照射が用いられ、こうした照射は組織内の光分布のそれと類似した特徴を有 する発生応力の可能な最高強度をもたらし、それが正確に局所化された鮮明な画 像をつくりだすこと；（２）信号検出の事実からではなく、発生された応力波の 一時的な特徴から診断用情報を得るための応力特性の時間解像検出が行われるこ と； （３）トモグラフィーの高空間解像度を得る目的で正しく応力特性（超音波周波 数の広いスペクトルを有する音響波）を得るために広帯域誘電検出装置を用いる ことである。本発明によるレーザー光音響画像形成システム（ＬＯＡＩＳ）は、 （１）超音波走査と、（２）光学的時間解像トモグラフィーと、そして（３）組 織不均一構造の選択的パルス化励起及び詳細な医学診断情報を得るためのレーザ ー誘発応力波の時間解像検出の諸要素を部分的に組み合わせたものである。 本発明は技術と装置の両方に向けられたもので、光学的対照性に基づいて複雑 な組織構造を画像形成するために用いることができる。本発明による技術はその 周辺領域とは異なった光吸収性を有する特定の組織領域を軽度に、ただし迅速に 加熱するためにパスル化レーザーを用いる。この軽度の加熱は圧力並、つまり加 熱源から前方に伝播する音波に変わる。トランスジューサが到着する圧力波の時 間と強度と形状を検出する。このトランスジューサは組織表面で用いられる誘電 トランスジューサあるいは埋め込み型トランスジューサのいずれであってもよい 。レーザー・パルスは圧力が音響の速度（約1500ｍ/ｓ）で消失する前にその圧 力がビルド・アップできるように十分に短くなければならない。例えば、10nsレ ーザー・パルスは（1500ｍ/ｓ）（10ns）＝15μmの空間解像度で吸収性対象物を 画像形成することができる。従って、本発明では生物組織などの不透明な媒体内 でも高い空間解像度で組織構造を画像形成することが可能である。本発明による 画像形成技術は超音波、磁気共振画像形成、又はＸ線演算トモグラフィーなどに おけるような密度変化ではなく光学的対照性に基づくものである。本発明による 方法は、従って、他の画像形成技術ではうまく画像形成されない対照性対象物を 画像形成するために用いることができる。 本発明のひとつの実施の形態において、十分な深さまで貫通して高い光吸収性 を有する疾患組織の少量、あるいは層を加熱するように少なくともひとつのレー ザー・パルスで正常な組織の表面を照射するステップと、上記疾患組織のそれと 類似した特徴を有し、正常な組織の表面に最小の変化で伝播する応力波をつくり 出させるステップと、該応力波を少なくともひとつの音響トランスジューサで検 出するステップと、レーザーにより誘発された応力波の強度と一時的な特徴をデ ジタル・オッシロスコープで記録するステップと、コンピュータによって上記レ ーザー誘発応力波の強度と特徴を分析するステップとで構成されたレーザー光音 響トモグラフィーを用いて正常な組織内の疾患組織を診断する方法が提供される 。 本発明の別の実施の形態においては、パルス・レーザーと、光伝達システムと 、少なくともひとつの音響検出器と、信号記録および処理のための電子システム と、そして、画像形成及び分析のためのソフトウエアを有するコンピュータで構 成された電子システムが提供される。 本発明の他のそしてさらなる側面及び利点は開示の目的で提示する以下の本発 明の現時点での好ましい実施の形態から 明らかになるであろう。 図面の簡単な説明 上に述べた、及び以下に述べる本発明の特徴、利点及び目的を達成し、より詳 細に理解できるように、以下に、上に概要を述べた発明のより具体的な説明を添 付図面を参照して以下に行う。これらの図面は本明細書の一部を構成する。しか しながら、添付図面は本発明の好ましい実施の形態を説明するためのものであっ て、その範囲の限定は意図していない。 図１は透過モードでのレーザー光音響トモグラフィーの構成図である。 図２は大量のヒヨコ乳房筋肉組織内に置かれた少量の肝臓から音響トランスジ ューサ信号がイン・ビトロで検出できることを示している。 図３は女性の乳房に疑似化された大量の光学的に不透明なゲル・シリンダー内 に埋め込まれた疑似病理組織から音響トランスジューサ信号を検出できることを 示している。レーザー・パルスがなくて小さな色彩球が加熱されない場合にゲル ・シリンダーから記録された信号も比較のために示す。 図４は反射モードでのレーザー光音響トモグラフィーの構成図である。 図５はポートワインしみの最も良く知られたヒヨコとさかモデルからイン・ビ ボで検出された音響トランスジューサ信号を示している。 図６はマウスの背中下部の下にある小さな腫瘍からイン・ ビボで検出された音響トランスジューサ信号を示している。 発明の詳細な説明定義 ここで用いられている『レーザー光音響トモグラフィー』という用語はその発 生から照射組織表面に反射された応力波の検出を利用するレーザー光音響トモグ ラフィー・システムを意味している。言い換えると、レーザー光音響トモグラフ ィーはレーザー誘発応力特性を検出しつつ層状化された組織の光学画像を得るた めの診断手順である。 ここで用いられている『反射透過モードでのトモグラフィー』という用語は、 その発生から後部組織表面に透過した応力波の検出を用いる本発明のレーザー・ トモグラフィー・システムを意味している。 ここで用いられている「一過性応力波』は限定的な継続時間を持ち、一定体積 を占有する応力波を意味している。 ここで用いられている『一時的応力閉じ込め』という用語はレーザー・エネル ギー蓄積の過程での加熱体積内部でのレーザー誘発応力の閉じ込めを意味してい る。 ここで用いられている『応力特性の時間解像特性』とは圧力波特性を正確に再 構成するのに十分な一時的解像度での一過性応力波の検出を意味している。 ここで述べられている『光学的時間解像トモグラフィー』という用語は診断目 的のための生物組織を通じて透過された非常に波長の短いレーザー・パルスの時 間解像検出に基づく トモグラフィーを意味している。 ここで用いられている『誘電検出装置』という用語は、例えば、圧力波がかけ られた結晶内部での体積の変化によって電荷が発生するという原理を用いた音響 波の検出装置を意味している。 ここで用いられている『超音波走査』という用語は超音波応力波を組織表面に 与えて、その後診断対象の組織内部の境界から反射された信号を検出する診断手 順を意味している。 ここで用いられている『組織のパルス化加熱』という用語はレーザー・パルス によって照射された組織の加熱を意味している。 本発明は診断を目的としたヒトの器官あるいは細胞構造のトモグラフィー画像 を得るためにレーザー誘発応力（超音）波の時間解像検出を用いる。本発明によ るレーザー光音響画像形成システムの診断手順が有益な診断手順は（１）調査の 対象となるヒトの器官の全部表面に短レーザー・パルスを照射するステップを含 んでいる。レーザー波長は望ましい光透過深度と、正常な組織と異常な組織との 間の最大コントラストを達成するように選択する必要がある。陽子の不均一な吸 収と組織の加熱は照射された体積内に一時的に閉じ込められる熱可塑的応力を発 生させる。短レーザー・パルスは（１）一過性応力を最も効率的に発生させ、（ ２）均一光分布の特性と類似した応力特性を得、（３）診断用の組織層あるいは 体積の可能な範囲で最高の精度を有する画像を得るため、の ３つの目的に寄与する。 一過性応力波は音響トランスジューサ（検出器）に向かって伝播する。トラン スジューサ、例えば誘電トランスジューサは応力特性を電気信号に変換する。デ ジタル・オッシロスコープで記録されたこの電気信号の一過性特性は一過性応力 分布の空間特性に変換される。一過性応力分布は吸収されたレーザー・エネルギ ー分布の特性と似ており、それは一定の診断情報を提供してくれる。レーザー・ ビームと誘電トランスジューサ（検出器）の両方とも診断される領域にスキャン される。種々の場所に検出器を配置することで、一過性応力特性とレーザー・パ ルス化照射の瞬間と応力検出との間の時間差（ほとんどの組織に関して音波速度 はは知られている）から三次元光音響画像を再構成することができる。応力検出 は透過モードと反射モードの両方で行うことができ、ヒトの種々の器官およびそ の他の生物システムのイン・ビボ診断におけるかなりの柔軟性を可能にしてくれ る。 レーザー光音響画像形成システム（ＬＯＡＩＳ）は乳ガン（マンモグラフィー ）、皮膚ガン、及び外部から、又はエンドスコープを介してアクセス可能である かどうかを問わず他の病変（例えばポートワインしみなど）の診断的スクリーニ ング、脳血腫（出血）、血管内のアテローム性動脈硬化性病変の検出、及び組織 組成及び構造の一般的な特徴付けのために用いることができる。加えて、レーザ ー光音響画像形成はレーザーによる医療措置中にフィードバック情報を提供する ことができる。 このように、本発明はレーザー光音響トモグラフィーを用いた正常な組織内の 疾患組織を診断する方法に関するものであり、この方法は、十分な深さまで貫通 して高い光吸収性を有する疾患組織の少量、あるいは層を加熱するように少なく ともひとつのレーザー・パルスで正常な組織の表面を照射するステップと、上記 疾患組織のそれと類似した特徴を有し、正常な組織の表面に最小の変化で伝播す る応力波をつくり出させるステップと、該応力波を少なくともひとつの音響トラ ンスジューサで検出するステップと、レーザーにより誘発された応力波の強度と 一時的な特徴をデジタル・オッシロスコープで記録するステップと、コンピュー タによって上記レーザー誘発応力波の強度と特徴を分析するステップとで構成さ れている。 好ましくは、応力特性は三次元画像を再構成するためにコンピュータによって 記録、分析される。通常、レーザー・パルスは異なった光吸収性を有する一定の 組織構造を加熱し、それによって不均一組織内の吸収レーザー・エネルギー分布 の特性に似た応力特性を発生させ、その後、超音波応力波の時間解像検出が行わ れる。疾患組織体積あるいは層の形状と寸法は通常はレーザー誘発応力の一時的 な特性、応力波が音響トランスジューサに到達する時間、及び応力検出の方向か ら判定される。 好ましくは、音響トランスジューサは誘電検出器であり、 この音響トランスジューサは一時的な解像を用いる。通常、トランスジューサは レーザー・ビームの固定された位置で音響トランスジューサのスキャンなしで診 断される組織体積の形状を判定する。しかしながら、複数の個別光ファイバーあ るいはレーザー・ビームを用いて、走査の時間と入射レーザーの影響を少なくす るために大きな体積の組織を照射することができる。一般的に、レーザー誘発応 力の一時的な特性がデジタル・オッシロスコープを用いて記録される。 本発明の方法においては、応力検出は透過モードで行われ、組織の光学的不均 一性の応力検出は最大12cmまでの組織深度で行われる。また、応力検出は反射モ ードで行うことも可能である。一般的に、照射は約600nmから約1400nmまでの範 囲の治療用ウィンドウの空間範囲で行われる。さらに、当業者であればトモグラ フィー画像のコントラストを強化するために外来性の分子プローブや染料の使用 も想起できよう。 一般的に、本発明の方法はいろいろな疾患組織の診断に用いることができる。 好ましくは、その疾患組織とは乳ガン、脳出血、脳血腫、アテノーム性動脈硬化 性不全、多発性関節炎、ポートワインしみ、皮膚不全、黒色腫、あるいは眼球疾 患である。 疾患組織が内臓器官である場合、照射はエンドスコープを介して行われ、音響 トランスジューサは皮膚表面に配置される。また、照射は皮膚表面に対して行わ れてもよく、トランスジューサはエンドスコープ内に組み込まれて、その器官内 に配置される。さらに、疾患組織が内臓器官である場合、光ファイバーをエンド スコープ内に組み込んで、その器官内部に配置される。 本発明はまた、パルス・レーザーと、光伝達システムと、少なくともひとつの 音響検出器と、信号記録および処理のための電子システムと、そして、画像形成 及び分析のためのソフトウエアを有するコンピュータで構成された生物医学診断 用のトモグラフィー・システムとしての新しい装置も提供する。 以下の実施例は本発明の種々の実施の形態のために提示されるものであって、 いかなる意味でも本発明の限定は意図していない。図１は本発明のひとつの実施 の形態、つまり、大きな体積の正常組織内の小さな体積の疾患組織（黒丸）の診 断におけるレーザー光音響トモグラフィーの利用例を示している。レーザー・パ ルスは正常な組織の表面を照射し、高い光吸収性を有する小さな体積の疾患組織 を選択的に加熱するのに十分な深さまで浸透する。その瞬間、加熱された疾患組 織部はその疾患組織部の特性と類似した応力波をつくり出す。応力波はほとんど 変化せずに正常な組織の表面まで伝播し、そこで音響トランスジューサによって 一時的な解像度で検出される。レーザー誘発応力波の強度と一時的な特性はデジ タル・オッシレータによって記録され、データ分析のためインタフェースを介し てコンピュータに送られる。レーザー・ビーム（光ファイバー）の走査によって トモグラフィー的に走 査されている器官の体積全体の照射と正常な組織内に存在する疾患組織だけの加 熱が可能になる。器官の表面に沿った音響トランスジューサの走査によって疾患 組織部の正確な位置が判定できる。応力特性はコンピュータによって記録、分析 され、表示可能な三次元画像が再構成される。 応力透過モードでのトモグラフィー（画像形成）はレーザー誘発部から組織の 厚い層を通じて深さ方向に送られる応力過渡成分の検出を利用する。透過モード ・トモグラフィーにおける強調は組織のかなり深い場所（最大12cm）にある組織 の光学的不均一性を選択的に検出することによって行われる。 図２は筋肉組織スラブ（ヒヨコの胸）間に配置された仔ウシ肝臓の小片内のレ ーザー誘発一過性応力の測定例を示している。一過性応力波と強度は、サンプル の厚みと光吸収係数に従ってそれぞれ300nsと４mbarであった。この実験は４セ ンチメートル以上の深さでの周辺組織の吸収係数μ_a＝0.01cm^-1より多少高い吸 収係数μ_a＝0.215cm^-1を有する小さな体積の組織（３mm×２mm×0.5cm）を検出 する上でのレーザー光音響トモグラフィーの能力を示している。 図３は大きな体積の光学的に不透明なゲル・シリンダー内に埋め込まれた疑似 病理組織から検出された音響トランスジューサ信号を示している。レーザー照射 が色付きの小球を『ミスした』場合には制御信号が用いられ、それも図に示して ある。このゲル疑似サンプルは乳ガン内に見られるものと同様の色付きゲルの光 学的特性をもたせることで女性の乳房 を疑似的に示したものである。さらに、周辺ゲルの光学的特性は女性の乳房組織 内のものと同様であった。実験の状態も示してある。レーザー・パルスはゲル・ シリンダーの一方の側から与えられ、一過性応力は反対側から検出された。腫瘍 を疑似的に示す色付きゲル小球の位置は診断手順を行うものには知らされていな かった。レーザー・ビームと音響トランスジューサの両方を同時に走査したとこ ろ、『腫瘍』の位置と寸法が明らかにされた。 図４は応力検出の反射モードでの実施の形態における本発明によるレーザー光 音響トモグラフィーの概要図である。レーザー・パルスはその組織を表面的に（ 約１mm）貫通するように選定された波長で組織の表面を照射し、そして高対照性 及び高空間解像度を得る目的でその組織内部のすべての微細構造を選択的に加熱 した。層状組織の加熱された部分が瞬間的に組織構造を示す特徴を有する応力波 をつくりだす。応力波は照射された表面の方向に反射され、ナノ秒レベルの一時 的解像度を有する音響トランスジューサでほとんど変化なしで検出された。レー ザー・パルスは同じ組織表面に照射され、そこで応力波が検出された。レーザー 誘発応力波の強度と一時的な特徴はデジタル・オッシロスコープで記録され、デ ータ分析のため、インターフェースを介してコンピュータに送られた。レーザー ・ビームと共に音響トランスジューサ−反射計を用いて走査することで診断対象 の領域全体の照射が可能であった。記録された応力特性はコンピュータで分析さ れ て、特別のソフトウエアで表示、処理された。 応力反射モードでのトモグラフィー（画像形成）は表面組織層内部で発生され 組織の表面の方向に反射される応力過渡成分の検出を利用する。反射モード・ト モグラフィーでは測定された画像の高空間解像度に重点が置かれる（最大1.5μm ）。 図５はとさか内での吸収レーザー影響分布のＺ軸光音響画像を示している。雄 鶏のとさか内で14−nsパルスで532nmで誘発された一過性応力特性を音響トラン スジューサを用いてイン・ビボで測定した。レーザー・ビームの直径は約１cmで あった。時間『０』は組織表面から検出された信号に対応している。そのとさか 組織内に明確な層が観察された。分散された毛細血管（層２）内で発生された音 波の回折による検出応力過渡成分の変化はネガティブ信号をつくりだす。回折効 果を補償すると、あるいは各層内部での均一な吸収性を示す層状化システムなど の回折のない状態で一過性応力を測定した場合、応力特性はポジティブな成分だ けを示す。信号１−６は組織のいろいろな深さにある血管内で誘発されたもので ある。番号１−５は小さな血管の密度が高い層（１及び２）、あるいは別々の大 きな血管が存在する層（３，４及び５）で検出された音響トランスジューサ信号 に対応している。とさかの層状構造が鮮明に描かれている（表皮のすぐ下側に存 在する小さな毛細血管が高い密度で存在している層、血管の結合がややゆるい組 織の層、動脈及びとさかのより表面に近い 血管層に血液を供給する血管を有する層）。 それらの位置の深さは、とさかの組織と比較して正確に測定される。組織の表 面に沿ってレーザー・ビームを走査することで横方向の位置も見出すことができ る。 図６はナノ秒レーザー・パルスによって532nmで皮膚のすぐ下に小さな腫瘍を もったマウスの組織内に発生させた応力波の典型的な特徴を示している。ガンの ある部分から得られた信号とガンのない部分から得られた信号の両方を比較のた めに示す。これら２つの信号間の違いはマウス・モデルでイン・ビボで本発明に よるレーザー光音響トモグラフィー・システムによって乳ガンを診断することが できることを示している。これはイン・ビボで行われる反射モードでの実施の形 態における本発明のレーザー光音響トモグラフィーの別の例である。研究の対象 はマウスの筋肉内部に成長させた女性の乳ガンと同様のガンを持ったマウスであ った。画像形成実験は似たような腫瘍状態を有する二匹のマウスを用いて二度行 った。これらの実施の形態はレーザー誘発応力過渡成分の時間解像検出によって 組織内での光音響画像形成を可能性を実証した。 本発明に取り上げられている特許あるいは出版物はいずれも本発明が関連する 技術分野の当業者が理解できるレベルのものてある。これらの特許及び出版物は 、参照されることで各個別出版物が具体的、個別的に組み入れられるのと同じレ ベルで本明細書に組み入れられる。 当業者であれば本発明が上に述べた課題を実行し、目的と利点及びそれと本質 的に関連する目的、利点を達成するのによく適合していることは理解できるであ ろう。本実施例は、ここに述べられている方法、手順、措置、分子、及び化合物 と共に現段階での好ましい実施の形態であり、具体例であって、本発明の範囲の 限定を意図するものではない。当業者であれば、権利請求の範囲に定義されてい る本発明の範囲に含まれるの変更および他の利用法を想起可能であろう。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 エセナリエブ，リナット，オー. アメリカ合衆国 77030 テキサス，ヒュ ーストン，7600 カービ，アパートメント 401

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １．十分な深さまで貫通し、光吸収性がより高い疾患組織の小さな体積部分又は 層を選択的に加熱するように少なくともひとつのレーザー・パルスで正常な組織 の表面を照射するステップと； 上記疾患組織にその疾患組織のそれと類似した特性を有し、正常な組織の表 面までほとんど変わらずに伝播する応力波をつくりださせるステップと； 少なくともひとつの光音響トランスジューサでその応力波を検出するステッ プと； デジタル・オッシロスコープでレーザー誘発応力波の強度と一時的な特性を 記録するステップと；そして レーザー誘発応力波の強度と特性をコンピュータで分析するステップを含む レーザー光音響トモグラフィーを用いた正常な組織内部の疾患組織を診断する方 法。 ２．該応力波が三次元画像を再構成するためにコンピュータで記録、分析される 請求項１の方法。 ３．前記レーザー・パルスが異なった光吸収性をもった組織構造を加熱して、そ れによって不均一な組織内での吸収レーザー・エネルギー分布の特性と類似した 応力特性を発生させ、その後超音波応力波の時間解像検出を行う請求項１の方法 。 ４．前記疾患組織部分又は層がレーザー誘発応力の一時的特性、上記光音響トラ ンスジューサへの応力波の到達時 間、及び応力検出の方向によって判定される請求項１の方法。 ５．前記光音響トランスジューサが誘電検出器である請求項１の方法。 ６．前記応力波が一時的解像度を用いる音響トランスジューサによって検出され る請求項１の方法。 ７．前記トランスジューサがレーザー・ビームの固定位置で音響トランスジュー サを走査させずに診断される組織部分の形状を判定する請求項１の方法。 ８．前記複数の個別光ファイバー又はレーザー・ビームが照射時間と入射レーザ ーの影響を減らすためにと大きな体積の組織を照射する請求項１の方法。 ９．前記レーザー誘発応力波の前記強度および一時的な特性がデジタル・オッシ ロスコープによって記録されることを特徴とする請求項１の方法。 10．前記応力検出が透過モードで行われる請求項１の方法。 11．組織の光学的不均一性の前記応力検出が最大12cmの組織進度で行われる請求 項１の方法。 12．前記検出が反射モードで行われる請求項１の方法。 13．前記照射が約600nmから約1400nmのスペクトル範囲内で行われる請求項１の 方法。 14．前記照射が診断対象の分子、細胞、又は組織の吸収帯域に対応する波長で行 われる請求項１の方法。 15．トモグラフィー画像のコントラストを強化するために 外部分子プローブ又は染料を用いるステップを含む請求項１の方法。 16．前記疾患組織が乳ガン、脳血腫瘍、脳出血、アテローム性動脈硬化性斑点、 多発性関節炎、ポートワインしみ、皮膚不全、黒色腫、及び眼球疾患により構成 されるグループから選択される請求項１の方法。 17．前記疾患組織が内臓器官であり、照射がエンドスコープを介して行われ、前 記音響トランスジューサが皮膚表面に配置される請求項１の方法。 18．前記疾患組織が内臓器官であり、照射が皮膚表面に対して行われ、前記トラ ンスジューサがエンドスコープ内に組み込まれており、上記器官内部に配置され る請求項１の方法。 19．前記疾患組織が内部器官であり、光ファイバーとトランスジューサがエンド スコープ内に組み込まれており、上記器官内に配置される請求項１の方法。 20．パルス化レーザーと； 光伝達システムと； 少なくともひとつの音響検出器と； 信号記録及び処理のための電子システムと；そして 画像再構成及び分析用のソフトウエアを備えたコンピュータによって構成さ れる生物医学診断用トモグラフィー・システム。