WO2007088709A1 - 光音響断層撮影装置及び光音響断層撮影方法 - Google Patents

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photoacoustic tomography
acoustic wave
laser
photoacoustic
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PCT/JP2007/000045
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Tetsuro Takamatsu
Yoshihisa Yamaoka
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Kansai Technology Licensing Organization Co., Ltd.
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    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N21/00—Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using sub-millimetre waves, infrared, visible or ultraviolet light
    • G01N21/17—Systems in which incident light is modified in accordance with the properties of the material investigated
    • G01N21/1702—Systems in which incident light is modified in accordance with the properties of the material investigated with opto-acoustic detection, e.g. for gases or analysing solids
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N29/00—Investigating or analysing materials by the use of ultrasonic, sonic or infrasonic waves; Visualisation of the interior of objects by transmitting ultrasonic or sonic waves through the object
    • G01N29/04—Analysing solids
    • G01N29/06—Visualisation of the interior, e.g. acoustic microscopy

Definitions

  • the present invention relates to a photoacoustic tomography apparatus and a photoacoustic tomography method for visualizing internal information of a measurement object using a photoacoustic effect.
  • X-ray computed tomography or magnetic resonance imaging has been used as a method for observing information inside the body to be measured, such as tissues and organs inside the living body.
  • Methods such as magnetic resonance imaging (MRI) and ultrasonic tomography are known and widely used in medical settings.
  • MRI magnetic resonance imaging
  • ultrasonic tomography are known and widely used in medical settings.
  • these methods can observe the deep structure of the object to be measured over a depth of several tens of centimeters, observation with a spatial resolution of 1 mm or less is extremely difficult, and sufficient information is not always available depending on the purpose of diagnosis. May not be obtained.
  • OCT optical coherence tomography
  • This is a measurement technique that uses the coherence of light.
  • the reflected light from the sample interferes with the reflected light from the reference mirror, and a tomographic image is obtained based on the reflection position information inside the sample obtained from the interference information. Is to be generated.
  • internal information of a biological sample can be visualized with a high spatial resolution of about several / m.
  • the OCT method irradiates the living body with light and detects the light reflected in the living body, so it is necessary to make the light travel back and forth from the surface of the living body to the site to be observed.
  • the OCT method has a problem that only a thin object such as an intima of the blood vessel or a relatively transparent object such as an eye can be observed.
  • the photoacoustic tomography method generates an acoustic wave with little attenuation in a living body by irradiating the measurement object with light, and acquires information inside the measurement object by detecting the acoustic wave. Because there is
  • Patent Document 1 Japanese Patent Publication No. 11-514549
  • the problem to be solved by the present invention is to provide a photoacoustic tomography apparatus and a photoacoustic tomography method capable of photographing the deep structure of the measurement object with high resolution.
  • the photoacoustic tomography apparatus of the present invention which has been made to solve the above problems, is a photoacoustic tomography apparatus that visualizes a substance distribution inside a measurement object using a photoacoustic effect.
  • a pulsed laser irradiation means for inducing multiphoton absorption by irradiating a measured object with a pulsed laser
  • an acoustic wave detecting means for detecting an acoustic wave generated from the measurement object by the multiphoton absorption
  • the pulsed laser is not limited as long as it can perform multiphoton excitation.
  • a pulse laser a picosecond pulse laser or a femtosecond pulse laser can be preferably used.
  • the photoacoustic tomography apparatus of the present invention further includes laser scanning means for scanning the focal position of the pulse laser two-dimensionally or three-dimensionally. Based on the intensity information of the acoustic wave generated from the position, it is desirable to acquire and image two-dimensional or three-dimensional material distribution information inside the measurement object.
  • the laser scanning means moves the object to be measured while fixing the focus position of the laser light, and moves the focus position of the laser light while fixing the object to be measured. Or may be a combination of both.
  • the photoacoustic tomography apparatus of the present invention having the above-described configuration induces multiphoton excitation by condensing and irradiating a measurement object using a pulsed laser as excitation light.
  • Fig. 5 shows an acoustic wave that increases nonlinearly with respect to the energy applied to the object to be measured.
  • Fig. 2 (b) shows the focal point An acoustic wave can be generated by causing localized excitation only in the region. Therefore, according to the photoacoustic tomography apparatus of the present invention, it is possible to prevent generation of an acoustic wave from an unnecessary region, and to observe a deeper region of the sample while maintaining high resolution. Become.
  • the pulse laser irradiation means it is desirable to use one capable of irradiating a near-infrared light pulse having a wavelength of 70 nm to 25500 m.
  • Figure 3 As shown in the figure, near-infrared light is less absorbed by melanin and water and is not easily attenuated in the living body, so that the penetration depth of the excitation light can be increased, enabling high-resolution observation of deep regions. The advantages of the present invention can be further exhibited.
  • FIG. 1 is a schematic diagram showing one embodiment of a photoacoustic tomography apparatus according to the present invention.
  • FIG. 2 A diagram for explaining the acoustic wave generation region due to the focused irradiation of pulsed light.
  • (A) shows a one-photon excitation photoacoustic wave generated by a visible pulse laser, and (b) shows a near-infrared pulsed laser. A multiphoton excitation photoacoustic wave is shown.
  • FIG. 3 is a graph showing the wavelength characteristics of the absorption molar coefficient of oxyhemoglobin, reduced hemoglobin, and melanin, and the wavelength characteristic of the absorption coefficient of water.
  • FIG. 4 is a block diagram showing another configuration example of the photoacoustic tomography apparatus according to the present invention.
  • FIG. 5 is a graph showing the dependence of photoacoustic wave intensity on incident pulse energy in Test Example 1 according to the present invention.
  • FIG. 6 is a diagram showing the depth direction dependence of two-photon absorption and one-photon absorption in Test Example 2 according to the present invention.
  • FIG. 7 is a diagram showing the depth direction dependence of two-photon absorption excitation (a) and one-photon absorption excitation (b) photoacoustic signal waveform in Test Example 3 according to the present invention.
  • FIG. 1 is a diagram showing a schematic configuration of a photoacoustic tomography apparatus according to an embodiment of the present invention.
  • the photoacoustic tomography apparatus according to the present embodiment includes a near-infrared pulse light source 10, a laser scanning unit 11, an irradiation optical system for irradiating a measured object 15 with laser light, an acoustic transducer 18, and signal amplification.
  • Unit 19 signal processing unit 22, and control unit 21 for controlling each of the above-described units.
  • the signal processing unit 2 2 and the control unit 21 are realized by a personal computer 20 (abbreviated as “PC” in the figure) equipped with predetermined software, and the personal computer 20 includes A display unit 2 3 equipped with a monitor is connected.
  • PC personal computer 20
  • the near-infrared pulsed light source 10 for example, a light capable of generating near-infrared light / ⁇ rusus such as a titanium sapphire laser, an Nd: YAG laser, or the like is used.
  • the irradiation optical system includes an objective lens 14 for collecting pulsed light and irradiating the object 15 to be measured, and makes the pulsed light emitted from the near-infrared pulse light source 10 incident on the objective lens 14.
  • the microscope 1 2 further includes a stage 1 6 and a stage 1 for placing the object to be measured 15.
  • a stage drive unit 17 for driving 6 is provided. By moving the stage 16 up and down by the stage drive unit 17, the focal position of the laser beam is changed in the optical axis direction (that is, the Z axis in the figure). Direction).
  • the laser scanning unit 11 is attached to the microscope 12 and drives a movable mirror (not shown) provided in the laser scanning unit 11 to measure the object 1 This is for scanning the pulsed light irradiated to 5 in the plane perpendicular to the optical axis direction (that is, the X-axis and Y-axis directions in the figure).
  • the stage 16 is configured to be movable in the XY axis direction, so that the focal position of the pulsed light with respect to the measured object 15 is scanned in the XY plane. You may be able to do it.
  • the acoustic transducer 18 includes a piezoelectric element that collects an acoustic wave emitted from the inside of the measurement object 15 by absorption of pulsed light and converts it into an electrical signal.
  • the electrical signal from the acoustic transducer 18 Is amplified by the signal amplifier 19 and converted into a digital signal by the signal processor 22.
  • the signal processing unit 22 includes the intensity information of the acoustic wave transmitted from the signal amplification unit 19 and the generation position information of the acoustic wave, that is, the X of the pulsed light transmitted from the laser scanning unit 11
  • the signal processing unit 2 2 generates a two-dimensional image (tomographic image) representing an arbitrary cross section of the measured object 15 based on the generated three-dimensional image data, and is displayed on the monitor of the display unit 23. Is displayed.
  • pulse light is emitted from the near-infrared pulse light source 10 at a predetermined interval to be measured. Irradiate. At this time, the pulsed light emitted from the near-infrared pulse light source 10 passes through the laser scanning unit 11, is reflected by the reflecting mirror 13 provided in the microscope 12, and is collected by the objective lens 14. Then, the measurement object 15 placed on the stage 16 is irradiated. As a result, near-infrared pulses are generated inside the DUT 15. Due to multiphoton absorption, an acoustic wave is generated only in the focal region. The acoustic wave generated at the focal position propagates through the living body and is detected by the acoustic transducer 18, and the detection signal is sent to the signal processing unit 22 through the signal amplification unit 19.
  • the laser scanning unit 11 is used to perform irradiation of the pulsed light and detection of the acoustic wave as described above while scanning the focal position of the pulsed light in the X-axis and Y-axis directions.
  • a two-dimensional image of the XY plane at a predetermined depth position in the measurement object 15 can be taken, and the stage drive unit 17 can be used to set the focal position of the pulsed light in the Z-axis direction (that is, the measurement object 1 By taking a plurality of such two-dimensional images while changing in the depth direction of 5), the three-dimensional data inside the measured object 15 can be obtained.
  • the acoustic waves are locally localized from the focal region by multiphoton absorption by near-infrared light pulses. Since waves can be generated, the generation of photoacoustic signals from unintended areas can be prevented, and deep areas can be observed without reducing the spatial resolution.
  • the excitation light can penetrate into the deep part of the living body.
  • a near-infrared light pulse has a wavelength that can specifically excite a blood component by two-photon absorption, the blood distribution in the living body can be visualized. it can.
  • a multiphoton absorbing material excited by near-infrared light is introduced into the measurement object, it functions as a contrast agent in the living body, and the contrast of the measurement object image can be improved.
  • the following test example shows that multiphoton excitation acoustic waves can be efficiently detected by putting a two-photon absorption substance in an aqueous solution in which hemoglobin, the main component of blood, is dissolved.
  • Test Example 1 A solution containing a blood component as a measurement object was prepared as follows. Two-photon absorber mouth-Damine B (Rhodamine B: manufactured by SI GMA) was mixed in an aqueous solution of hemoglobin (manufactured by SI GMA) (solution 1).
  • Ordamin B is a substance that causes two-photon absorption by light having a wavelength of 1064 nm.
  • this Solution 1 was used as an object to be measured, and laser irradiation was performed to detect acoustic waves. The wavelength of the laser used here is 1064 nm.
  • Figure 5 shows the dependence of the detected acoustic wave on the incident pulse energy.
  • the output of the photoacoustic wave is nonlinear with respect to the pulse energy, and the acoustic wave is generated by multiphoton absorption. This means that the photoacoustic wave can be detected only from the focal portion where the light intensity is strong, and the deep part of the living body can be visualized with high resolution.
  • the measurement results show that two-photon absorption occurs only near the focal point compared to one-photon absorption. There is a several-fold difference in the half-value width of the position dependence of the one-photon absorption and the two-photon absorption in the optical axis direction. By using multiphoton absorption, a resolution improvement of several times in the depth direction is expected.
  • Rhodamine B manufactured by SI GMA
  • Solution 2 A chloroform solution (Solution 2) was placed in a 1 mm thick glass cell and placed in a water tank.
  • a 532 nm pulse laser was focused and irradiated.
  • the photoacoustic wave generated from the solution 2 was measured with a 10 MHz acoustic transducer (10K6.4 I: manufactured by Japan Probe Co., Ltd.) also installed in the water tank.
  • rhodamine B is a substance that generates two-photon absorption and one-photon absorption with light having wavelengths of 1064 nm and 532 nm, respectively.
  • the glass cell containing Solution 2 was moved relative to the optical axis direction (depth direction), and changes in the photoacoustic signal waveform were measured (Fig. 7).
  • Fig. 7 the one-photon absorption excitation photoacoustic wave generated by 532nm light is generated even when the object to be measured is not at the focal position, but the two-photon absorption excitation photoacoustic wave generated by light of 1064nm is It occurs only when the measurement object is near the focus.
  • the photoacoustic tomography apparatus and the photoacoustic tomography method of the present embodiment can be suitably used particularly for imaging of capillaries and small arteries and veins, measurement of deep structures of tissues and organs, and the like.
  • the target object may be any object as long as it is multi-photon excited by a near-infrared pulse laser, but a blood component is particularly desirable.
  • a blood component is particularly desirable.
  • oxygenated hemoglobin and reduced hemoglobin as the target, the difference in the peak of two-photon absorption between oxidized hemoglobin and reduced hemoglobin (see Fig. 3) is used to measure the oxygen concentration distribution in the brain. Functional imaging that looks at the workings of the brain becomes possible.
  • the near-infrared pulsed light source it is desirable to use a laser with a variable wavelength in the near-infrared region (700 nm to 2500 nm) capable of exciting two photons of oxyhemoglobin and reduced moglobin.
  • the near infrared pulse laser may be any laser capable of performing multiphoton excitation, but in general, a nanosecond pulse laser, a picosecond pulse laser, or a femtosecond is used. A pulsed laser is used.
  • the photoacoustic tomography apparatus of the present invention is not limited to the configuration using the microscope as described above.
  • a laser light irradiation means and an acoustic wave detection means are provided.
  • Laser light irradiation and acoustic wave reception may be performed by directly contacting the surface of the measurement object.
  • An example of the configuration of such a photoacoustic tomography apparatus is shown in Fig. 4.
  • the same components as those in FIG. 1 are denoted by the same reference numerals, and description thereof will be omitted as appropriate.
  • the pulse light guided from the near-infrared pulsed light source 10 is collected on the surface of the probe 30 used in contact with the measured object 15 (the surface in contact with the measured object 15).
  • the light irradiator 3 1 can change the focal position of the pulsed light in the optical axis direction. Furthermore, the focal position of the pulsed light by the light irradiator 3 1 is within the plane perpendicular to the optical axis in the probe. It is desirable to provide a scanning unit 3 2 for scanning in order to acquire 2D or 3D material distribution information in the measured object 15.
  • the light irradiation unit 31 and the acoustic transducer 18 as described above may be arranged on the surface of the probe 30 and switched to operate to scan the pulsed light as described above.
  • the operation of this photoacoustic tomography apparatus will be described taking the case of performing the above-mentioned brain function imaging as an example. Since the blood oxygen concentration in the brain is closely related to the brain activity, it is possible to observe the active site of the brain, etc. by acquiring and imaging the concentration distribution information.
  • the probe 30 is brought into contact with the head of the measurement object 15, and pulse light having a wavelength capable of specifically exciting oxyhemoglobin by two-photon excitation is emitted from the light irradiation unit 31, and the two-photon An acoustic wave generated from the focal position by excitation is detected by an acoustic transducer 18.
  • the focal position of the pulsed light is three-dimensionally scanned by the light irradiating unit 31 and the scanning unit 32, whereby the irradiation of the pulsed light and the detection of the acoustic wave signal are performed for each part of the brain.
  • pulsed light irradiation and acoustic waves are detected at a wavelength capable of specifically exciting reduced hemoglobin by two-photon excitation, and acoustic waves derived from oxyhemoglobin or reduced hemoglobin obtained as described above are detected.
  • the signal processing unit 22 Based on the output signal and the focal position information of the pulsed light transmitted from the probe 30, the signal processing unit 22 performs a predetermined calculation. Thereby, the blood oxygen concentration in each part of the brain is calculated, and three-dimensional image data showing the distribution of the blood oxygen concentration is generated. Further, the signal processing unit 22 generates a 3D image or a 2D image showing an arbitrary cross section of the brain based on the generated 3D image data, and displays it on the monitor of the display unit 23.
  • the photoacoustic tomography apparatus and the photoacoustic tomography method of the present invention are not limited to the observation of a living body as described above, and are applied to, for example, nondestructive inspection of various samples such as product inspection of semiconductor elements. Is possible. In this case, it is desirable to use an appropriate wavelength according to the multiphoton absorption of the substance to be detected.

Abstract

　近赤外光パルスを発生する光源１０と、該パルス光を集光して被測定体１５に照射する手段、該パルス光の焦点位置を走査するレーザ走査部１１、及び該パルス光の多光子吸収により被測定体１５から発生する音響波を検出する音響トランスデューサ１８を設け、該音響波の強度情報と発生位置情報とに基づいて被測定体１５内部の物質分布を示す３次元データを取得し、任意の面における断層画像を表示部２３に表示する。これにより、近赤外パルス光の非線形光学効果を利用し、被測定体１５内部の焦点位置から局在的に音響波を発生させることができ、被測定体１５の深部領域を高解像度で観察することが可能となる。また、励起光として近赤外領域のものを用いることにより生体内における励起光の減衰を防止し、浸透深度を高めることができる。

Description

明 細 書
光音響断層撮影装置及び光音響断層撮影方法
技術分野
[0001 ] 本発明は、 光音響効果を利用して被測定体の内部情報を可視化するための 光音響断層撮影装置及び光音響断層撮影方法に関する。
背景技術
[0002] 従来より、 被測定体内部の情報、 例えば、 生体内部の組織や臓器を観察す る方法として、 X線コンピュータ断層撮影 （X線 C T ： X-ray Computed Tomo graphy ) 法や磁 共鳴画像法 (M R I ： Magnet i c Resonance Imag i ng) 、 超 音波断層撮影法などの手法が知られておリ、 広く医療現場等で用いられてい る。 しかし、 これらの手法では被測定体の深部構造を数十 c mの深さに渡つ て観察できるものの、 空間分解能 1 m m以下の観察は非常に困難であり、 診 断目的によっては必ずしも十分な情報が得られない場合があった。
[0003] 一方、 空間分解能の高い生体測定方法として、 近年、 光コヒーレンス断層 撮影 ( O C T ： Opt i ca l Coherence Tomography) 法が注目されてしゝる。 これ は、 光の干渉性を利用した測定手法であり、 試料からの反射光と参照ミラー からの反射光とを干渉させ、 その干渉情報から得られる試料内部の反射位置 情報に基づいて断層画像を生成するものである。 この手法によれば、 数// m程 度の高い空間分解能で生体試料の内部情報を可視化することができる。 但し 、 上記のように、 O C T法では生体に光を照射し、 生体内で反射した光を検 出するため、 光を生体表面から観察対象部位まで一往復させる必要があるが 、 生体は光にとって高散乱物質であるため、 生体内を長距離伝播させること は困難である。 そのため、 O C T法では、 血管内膜のように厚さの薄いもの や、 目などの比較的透明なものしか観察できないという問題があった。
[0004] そこで、 近年、 生体断層像の撮影技術として光音響断層撮影 （PAT： PhotoA coust i c Tomography) 法と呼ばれる手法が開発され、 その有用性が明らかに なりつつある （例えば、 特許文献 1を参照） 。 これは、 測定対象に対してパ ルス光を照射することによって試料内の原子又は分子を励起し、 該原子又は 分子の非放射遷移によって生じる音響波を検出することで測定対象内の物質 分布情報を取得して画像化するものである。 このように、 光音響断層撮影法 は、 被測定体に光を照射することにより、 生体内減衰の少ない音響波を発生 させ、 該音響波の検出により被測定体内部の情報を取得するものであるため
、 上記 O C T法に比べてより深い領域からの信号検出が可能である。
[0005] 特許文献 1 ：特表平 11 -514549号公報
発明の開示
発明が解決しょうとする課題
[0006] しかし、 上記従来の光音響断層撮影装置においては、 励起光としてナノ秒
( 1 0-9秒） オーダーのパルス幅を有する可視域短パルス光の線形 （1光子) 吸収による光音響波を用いているため、 図 2 ( a ) に示すように、 レーザ光 を試料 （被測定体） に照射した際に光の通る全ての部分で吸収が起きてしま い、 焦点位置以外の領域からも音響波が発生する。 そのため、 試料の深部領 域を観察する際に空間分解能が低下するという問題があった。
[0007] そこで、 本発明が解決しょうとする課題は、 被測定体の深部構造を高分解 能で撮影することのできる光音響断層撮影装置及び光音響断層撮影方法を提 供することである。
課題を解決するための手段
[0008] 上記課題を解決するために成された本発明の光音響断層撮影装置は、 光音 響効果を利用して被測定体内部の物質分布を可視化する光音響断層撮影装置 において、
a)被測定体に対してパルスレーザを照射することで多光子吸収を誘起する パルスレーザ照射手段と、
b)前記多光子吸収により被測定体から発生した音響波を検出する音響波検 出手段と、
c)前記音響波検出手段による検出結果を基に被測定体内部の物質分布情報 を画像化する信号処理手段と、 を有することを特徴としている。
[0009] ここで、 パルスレーザとは、 多光子励起を行うことができるものであれば どのようなものでもよい。 一般的に、 被測定体の吸収波長の倍の波長を発振 するレーザを使用し、 ピークパワーの高いパルス光を被測定体に集光入射す ることにより多光子吸収を誘起することができる。 このようなパルスレーザ としては、 ピコ秒パルスレーザ、 あるいはフェムト秒パルスレーザを好適に 用いることができる。 また、 ナノ秒パルスレーザであっても高いピークパヮ 一を有するものを用いることで多光子吸収を誘起することが可能である。
[0010] また、 本発明の光音響断層撮影装置には、 更に、 上記パルスレーザの焦点 位置を 2次元的又は 3次元的に走査するレーザ走査手段を設け、 上記信号処 理手段によって、 各焦点位置から発生した音響波の強度情報を基に、 被測定 体内部の 2次元的又は 3次元的な物質分布情報を取得して画像化するものと することが望ましい。
[001 1 ] なお、 上記レーザ走査手段は、 レーザ光の焦点位置を固定して被測定体を 移動するものであっても、 被測定体を固定してレーザ光の焦点位置を移動す るものであってもよく、 あるいは、 両者を組み合わせたものであってもよい 発明の効果
[0012] 上記構成を有する本発明の光音響断層撮影装置は、 パルスレーザを励起光と して、 被測定体に集光照射することで多光子励起を誘起するものであり、 こ れにより、 図 5 (詳細は後述する） に示すように、 被測定体に与えたェネル ギ一に対し非線形に増加する音響波を得ることができ、 結果として、 図 2 ( b ) に示すように、 焦点領域のみで局在的励起を引き起こして音響波を発生 させることができる。 従って、 本発明の光音響断層撮影装置によれば、 不要 な領域からの音響波の発生を防止することができ、 高分解能を維持したまま 試料のよリ深い領域の観察を行うことが可能となる。
[0013] なお、 上記パルスレーザ照射手段としては、 波長 7 0 0 n m〜 2 5 0 0 η mである近赤外光パルスを照射可能なものを用いることが望ましい。 図 3に 示すように、 近赤外領域の光はメラニンや水による吸収が少なく生体内にお ける減衰が起こリにくいため、 励起光の浸透深度を大きくすることができ、 深部領域の高解像度観察を可能とする上記本発明の利点を一層発揮させるこ とができる。 ここで、 例えば、 8 0 0 n mの波長を有する近赤外パルスレー ザを生体に集光照射した場合、 非線形光学効果による 2光子励起により、 焦 点領域のみにおいて 4 0 0 n m付近に吸収を持つ物質 （例えば、 酸化へモグ ロビン又は還元ヘモグロビン） が励起される。
図面の簡単な説明
[0014] [図 1 ]本発明に係る光音響断層撮影装置の一実施例を示す模式図。
[図 2]パルス光の集光照射による音響波の発生領域を説明する図であり、 （a ) は可視パルスレーザによる 1光子励起光音響波を示し、 （b ) は近赤外パ ルスレーザによる多光子励起光音響波を示す。
[図 3]酸化ヘモグロビン、 還元ヘモグロビン、 メラニンの吸光モル係数の波長 特性、 及び水の吸光係数の波長特性を示すグラフ。 （出典：オレゴンメディ カルセンターのウェブサイ卜く URL : http :〃om l c. og i . edu/spectra/» 。
[図 4]本発明に係る光音響断層撮影装置の別の構成例を示すブロック図。
[図 5]本発明に係る試験例 1における光音響波強度の入射パルスエネルギー依 存性を示す図。
[図 6]本発明に係る試験例 2における 2光子吸収と 1光子吸収の深さ方向依存性 を示す図。
[図 7]本発明に係る試験例 3における 2光子吸収励起 (a)と 1光子吸収励起 (b)光 音響信号波形の深さ方向依存性を示す図。
符号の説明
[0015] 1 0…近赤外パルス光源
1 1…レーザ走査部
1 2…顕微鏡
1 3…反射鏡
1 4…対物レンズ 1 5…被測定体
1 6…ステージ
1 7…ステージ駆動部
1 8…音響トランスデューサ
1 9…信号増幅部
2 0…パーソナルコンピュータ
2 1…制御部
2 2…信号処理部
2 3…表示部
3 0…プローブ
3 1…光照射部
3 2…走査部
発明を実施するための最良の形態
[0016] 以下、 本発明を実施するための最良の形態について実施例に基づいて説明 する。 図 1は、 本発明の一実施例に係る光音響断層撮影装置の概略構成を示 す図である。 本実施例の光音響断層撮影装置は、 近赤外パルス光源 1 0と、 レーザ走査部 1 1、 レーザ光を被測定体 1 5に照射するための照射光学系、 音響トランスデューサ 1 8、 信号増幅部 1 9、 信号処理部 2 2、 及び上記各 部を制御するための制御部 2 1で構成される。 なお、 上記信号処理部 2 2及 び制御部 2 1は所定のソフトウエアを搭載したパーソナルコンピュータ 2 0 (図中では 「P C」 と略す） によって具現化され、 該パーソナルコンビユー タ 2 0にはモニタを備えた表示部 2 3が接続されている。
[0017] 近赤外パルス光源 1 0としては、 例えば、 チタンサファイアレーザ、 Nd :YA Gレーザ等の近赤外の光/《ルスを生成可能なものを使用する。 上記照射光学系 は、 パルス光を集光して被測定体 1 5に照射するための対物レンズ 1 4と、 近赤外パルス光源 1 0から出射されたパルス光を対物レンズ 1 4に入射させ るための反射鏡 1 3とを備えた顕微鏡 1 2によって具現化される。 顕微鏡 1 2には、 更に、 被測定体 1 5を載置するためのステージ 1 6及びステージ 1 6を駆動するためのステージ駆動部 1 7が設けられており、 ステージ駆動部 1 7によってステージ 1 6を上下に移動させることにより、 レーザ光の焦点 位置を光軸方向 （すなわち図中の Z軸方向） に走査することができる。
[0018] レーザ走査部 1 1は、 上記顕微鏡 1 2に付設されるものであり、 レーザ走 査部 1 1の内部に設けられた可動式ミラー （図示略） を駆動することにより 被測定体 1 5に照射されるパルス光をその光軸方向と直交する面内 （すなわ ち、 図中の X軸及び Y軸方向） において走査するためのものである。 なお、 このようなレーザ走査部 1 1を設ける代わりに、 上記ステージ 1 6を X Y軸 方向に移動可能な構成とすることで、 被測定体 1 5に対するパルス光の焦点 位置を X Y平面内で走査できるようにしてもよい。
[0019] 音響トランスデューサ 1 8は、 パルス光の吸収によって被測定体 1 5内部 から放出される音響波を集音して電気信号に変換する圧電素子から成り、 該 音響トランスデューサ 1 8からの電気信号は信号増幅部 1 9で増幅され、 信 号処理部 2 2においてデジタル信号に変換される。
[0020] 上記信号処理部 2 2は、 信号増幅部 1 9から送出される音響波の強度情報 と、 該音響波の発生位置情報、 すなわちレーザ走査部 1 1から送出されるパ ルス光の X軸及び Y軸方向の焦点位置情報とステージ駆動部 1 7から送出さ れるパルス光の Z軸方向の焦点位置情報とを受信、 デジタル化し、 これらの 情報に基づいて所定の演算を行うことによリ被測定体 1 5内部の物質分布を 示す 3次元画像データを生成するものである。 更に、 該信号処理部 2 2では 、 生成された 3次元画像データを基に被測定体 1 5の任意の断面を表した 2 次元画像 （断層像） が生成され、 表示部 2 3のモニタ上に表示される。
[0021 ] 上記構成の光音響断層撮影装置を用いて生体の断層画像を撮影する際には 、 まず、 近赤外パルス光源 1 0から所定の間隔でパルス光を出射させて被測 定休 1 5に照射する。 このとき、 近赤外パルス光源 1 0から出射されたパル ス光はレーザ走査部 1 1を経て上記顕微鏡 1 2に設けられた反射鏡 1 3で反 射され、 対物レンズ 1 4で集光されてステージ 1 6上に載置された被測定体 1 5に照射される。 これにより、 被測定体 1 5の内部では、 近赤外パルスに よる多光子吸収により焦点領域のみにおいて音響波が発生する。 焦点位置で 発生した音響波は生体内を伝播し音響トランスデューサ 1 8によつて検出さ れ、 該検出信号が信号増幅部 1 9を経て信号処理部 2 2に送出される。
[0022] ここで、 レーザ走査部 1 1を用いてパルス光の焦点位置を X軸及び Y軸方 向に走査しながら上記のようなパルス光の照射及び音響波の検出を行うこと で、 被測定体 1 5内の所定の深さ位置における X Y平面の 2次元画像を撮影 することができ、 更に、 ステージ駆動部 1 7を用いてパルス光の焦点位置を Z軸方向 （すなわち被測定体 1 5の深さ方向） に変化させながらこのような 2次元画像を複数枚撮影することで、 被測定体 1 5内部の 3次元データを取 得することができる。
[0023] 以上のような、 本実施例の光音響断層撮影装置及びそれを用いた光音響断 層撮影方法によれば、 近赤外光パルスによる多光子吸収により焦点領域から 局在的に音響波を発生させることができるため、 目的外の領域からの光音響 信号の発生を防止し、 空間分解能を低下させることなく深部領域の観察を行 うことが可能となる。
[0024] また、 励起光として生体吸収の少ない近赤外光を用いることで生体の深部 まで励起光を浸透させることが可能となる。 特に、 このような近赤外光パル スとして、 血液成分を 2光子吸収によつて特異的に励起することが可能な波 長を有するものを用いれば、 生体内の血液分布を可視化することができる。
[0025] さらに、 近赤外光により励起される多光子吸収物質を被測定体に導入すれ ば、 生体内において造影剤として働き、 被測定体イメージのコントラスト向 上が可能となる。 以下の試験例は、 血液の主成分であるヘモグロビンを溶か した水溶液に 2光子吸収物質を入れることにより、 多光子励起音響波を効率 よく検出することが可能であるという結果を示している。
[0026] (試験例 1 ) 被測定体として血液成分を含む溶液を以下のように調整し た。 ヘモグロビン （hemog l ob i n human : S I GMA社製） 水溶液に 2光子吸収剤口 ーダミン B (Rhodam i ne B : S I GMA社製） を混和させた （溶液 1 ) 。 ここで、 口 ーダミン Bは 1064nmの波長の光によって 2光子吸収を生じる物質である。 この 溶液 1を被測定体として、 レーザ照射し、 音響波の検出を行った。 ここで使 用したレーザの波長は 1064nmである。 検出された音響波の入射パルスェネル ギー依存性を図 5に示す。 ここに示されるように、 光音響波の出力はパルス エネルギーに対して非線形であり、 音響波は多光子吸収によリ発生している 。 このことは、 光強度の強い焦点部のみからの光音響波検出が可能であるこ とを意味しておリ、 生体深部を高分解能で可視化することが可能である。
[0027] (試験例 2 ) さらに、 多光子励起を利用することによる光音響断層撮影 の分解能向上を見積もった。 近赤外波長域で 2光子吸収を起こす HE染色した ラット肝臓の切片 （厚さ数十// m) に 800nmの近赤外パルスレーザ （2光子吸 収） と 488nmの可視レーザ （ 1光子吸収） を 1 0倍の対物レンズで集光し、 2 光子と 1光子の吸収量の光軸方向の位置依存性を測定した （図 6 ) 。 ここで 吸収量は蛍光強度により測定を行った。 測定結果は、 1光子吸収に比べて 2 光子吸収は焦点近傍でのみ起こることを示している。 1光子吸収と 2光子吸 収の光軸方向位置依存性の半値幅には数倍の差があリ、 多光子吸収を利用す ることで、 深さ方向に数倍の分解能向上が期待される。
[0028] (試験例 3 ) 2光子吸収剤ローダミン B (Rhodam i ne B : S I GMA社製） ク ロロホルム溶液 （溶液 2 ) を 1mm厚のガラスセルに入れ水槽の中に設置し、 10 64nmと 532nmのパルスレーザを集光照射した。 溶液 2から発生した光音響波は 、 同じく水槽内に設置した 10MHz音響トランスデューサ （10K6. 4 I ：ジャパン プローブ社製） で測定した。 ここで、 ローダミン Bは 1064nm、 532nmの波長の 光でそれぞれ 2光子吸収、 1光子吸収を生じる物質である。 光軸方向 （深さ 方向） に対して溶液 2の入ったガラスセルを移動させ、 光音響信号波形の変 化を測定した （図 7 ) 。 図 7を見てわかるように、 532nmの光による 1光子吸 収励起光音響波は被測定体が焦点位置にある時以外でも発生するが、 1064nm の光による 2光子吸収励起光音響波は被測定体が焦点近傍にある時にしか発 生しない。 このように従来の 1光子励起光音響断層撮影法に比べて、 多光子 吸収励起光音響波を使うことにより、 深さ方向に空間分解能が向上すること を示している。 [0029] 従って、 本実施例の光音響断層撮影装置及び光音響断層撮影方法は、 特に 毛細血管や小動静脈のィメージング、 組織や臓器の深部構造の測定等に好適 に用いることができる。
[0030] なお、 被対象物としては、 近赤外パルスレーザにより多光子励起されるも のであればどのようなものでも良いが、 特に血液成分が望ましい。 例えば、 酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンを被対象物とすることにより、 酸化へ モグロビンと還元ヘモグロビンの 2光子吸収のピークの違い （図 3参照） を 利用して脳内血中酸素濃度分布を測定し、 脳の働きをみるような機能ィメ一 ジングが可能となる。 具体的には、 酸化ヘモグロビンの 1光子吸収ピーク波 長の 2倍の波長を持つレーザを X Y Z方向にスキヤンし、 発生する光音響波 強度の位置依存性を測定すると、 酸化へモグロビンの多い血液から信号が強 く発生するので、 酸素濃度の高い血液を含む血管のみが可視化される。 同様 に、 還元へモグロビンの 1光子吸収の 2倍の波長を持つレーザを用いて測定 を行うと、 酸素濃度の低い血液を多く含む血管のみが可視化できる。 このよ うに波長を変化させて測定を行うことによリ血管内酸素濃度情報を含めた血 管の画像化ができ、 例えば、 脳内の活性化部位の観察が可能となる。 上記近 赤外パルス光源としては、 酸化へモグロビン及び還元へモグロビンを 2光子 励起可能な近赤外領域 （700 nm〜2500 nm) で波長可変なレーザを用いるこ έ が望ましい。 また、 上記近赤外パルスレーザとしては、 多光子励起を行うこ とができるものであればどのようなものでもよいが、 一般的には、 ナノ秒パ ルスレーザ、 ピコ秒パルスレーザ、 あるいはフェムト秒パルスレーザが用い られる。
[0031 ] 以上、 実施例を用いて本発明の光音響断層撮影装置及び光音響断層撮影方 法を実施するための最良の形態について説明したが、 本発明は上記実施例に 限定されるものではなく、 本発明の範囲内で適宜変更が許容されるものであ る。
[0032] 本発明の光音響断層撮影装置は、 上記のような顕微鏡を利用した構成に限 定されるものではなく、 例えば、 レーザ光の照射手段と音響波の検出手段を 被測定体の表面に直接当接させることでレーザ光の照射及び音響波の受信を 行うものとしてもよい。 このような光音響断層撮影装置の構成の一例を図 4 に示す。 なお、 図 1と同様の構成については同一符号を付し、 適宜説明を省 略する。 ここでは、 被測定体 1 5に当接させて用いられるプローブ 3 0の表 面 （被測定体 1 5と当接する面） に、 近赤外パルス光源 1 0から導かれたパ ルス光を集光して被測定体 1 5に照射するための光照射部 3 1と、 該パルス 光の吸収によリ被測定体 1 5内で発生した音響波を検出するための P V D F (ポリフッ化ビニリデン樹脂） 等の圧電素子から成る音響卜ランスデューサ 1 8とを配設した構成となっている。 なお、 光照射部 3 1はパルス光の光軸 方向の焦点位置を変更可能なものとし、 更に、 プローブ内には光照射部 3 1 によるパルス光の焦点位置をその光軸に直交する平面内で走査するための走 査部 3 2を設け、 被測定体 1 5内の 2次元的又は 3次元的な物質分布情報を 取得できるものとすることが望ましい。 なお、 上記のような光照射部 3 1と 音響トランスデューサ 1 8とをプローブ 3 0の表面に多数個配列させ、 それ らを切り換えて動作させることによりパルス光を走査する構成としてもよい 上記のような光音響断層撮影装置の動作を、 上述の脳機能イメージングを 行う場合を例にとって説明する。 脳内の血中酸素濃度は脳活動と密接な関連 があるため、 その濃度分布情報を取得して画像化することにより脳の活動部 位等を観察することができる。 まず、 プローブ 3 0を被測定体 1 5の頭部に 当接させ、 2光子励起により酸化ヘモグロビンを特異的に励起可能な波長の パルス光を光照射部 3 1から照射すると共に、 該 2光子励起によって焦点位 置から発生する音響波を音響トランスデューサ 1 8で検出する。 このとき、 光照射部 3 1及び走査部 3 2によってパルス光の焦点位置を 3次元的に走査 することにより、 脳の各部についてパルス光の照射及び音響波信号の検出が 行われる。 続いて、 同様にして、 2光子励起により還元ヘモグロビンを特異 的に励起可能な波長におけるパルス光の照射及び音響波の検出を行い、 以上 により取得された酸化ヘモグロビン又は還元ヘモグロビン由来の音響波の検 出信号とプローブ 3 0から送出されるパルス光の焦点位置情報に基づいて信 号処理部 2 2で所定の演算を行う。 これにより脳の各部における血中酸素濃 度が算出され、 該血中酸素濃度の分布を示す 3次元画像データが生成される 。 更に、 信号処理部 2 2は生成された 3次元画像データに基づいて 3次元画 像又は脳の任意の断面を示した 2次元画像を生成し、 表示部 2 3のモニタ上 に表示する。
なお、 本発明の光音響断層撮影装置及び光音響断層撮影方法は、 上記のよ うな生体の観察に限定されるものではなく、 例えば、 半導体素子の製品検査 など種々の試料の非破壊検査に応用可能である。 なお、 この場合には、 検出 対象となる物質の多光子吸収に応じた適切な波長を使用することが望ましい

Claims

請求の範囲
[1] 光音響効果を利用して被測定体内部の物質分布を可視化する光音響断層撮 影装置において、
a)被測定体に対してパルスレーザを照射することで多光子吸収を誘起する パルスレーザ照射手段と、
b)前記多光子吸収により被測定体から発生した音響波を検出する音響波検 出手段と、
c)前記音響波検出手段による検出結果を基に被測定体内部の物質分布情報 を画像化する信号処理手段と、
を有することを特徴とする光音響断層撮影装置。
[2] 上記パルスレーザが、 ナノ秒パルスレーザ、 ピコ秒パルスレーザ、 又はフ ェム卜秒パルスレーザのいずれかであることを特徴とする請求項 1に記載の 光音響断層撮影装置。
[3] 更に、 上記パルスレーザの焦点位置を 2次元的又は 3次元的に走査するレ 一ザ走査手段を有し、 上記信号処理手段が、 各焦点位置から発生した音響波 の強度情報を基に、 被測定体内部の 2次元的又は 3次元的な物質分布情報を 取得して画像化するものであることを特徴とする請求項 1又は 2に記載の光 音響断層撮影装置。
[4] 前記パルスレーザ照射手段が、 近赤外パルスレーザを照射するものである ことを特徴とする請求項 1〜 3のいずれかに記載の光音響断層撮影装置。
[5] 上記近赤外パルスレーザが 2光子吸収によリ血液成分を特異的に励起可能 な波長を有するものであることを特徴とする請求項 4に記載の光音響断層撮 影装置。
[6] 上記パルスレーザ照射手段が、 2光子吸収により酸化ヘモグロビンを特異 的に励起可能な波長及び 2光子吸収により還元ヘモグロビンを特異的に励起 可能な波長を有する近赤外パルスレーザを照射可能なものであり、 上記信号 処理手段が、 前記各波長における音響波を上記音響波検出手段によって検出 した結果に基づいて被測定体内部の血中酸素濃度を測定し、 その分布情報を 画像化することを特徴とする請求項 5に記載の光音響断層撮影装置。
[7] 光音響効果を利用して被測定体内部の物質分布を可視化する光音響断層撮 影方法において、
a) パルスレーザを被測定体に照射することにより、 該レーザの焦点位置 のみにおいて多光子吸収による音響波を発生させるステップと、
b)該音響波を検出するステップと、
c)該音響波の検出結果を基に被測定体内部の物質分布情報を画像化するス テツプと、
を有することを特徴とする光音響断層撮影方法。
[8] 上記パルスレーザが、 ナノ秒パルスレーザ、 ピコ秒パルスレーザ、 又はフ ェム卜秒パルスレーザのいずれかであることを特徴とする請求項 7に記載の 光音響断層撮影方法。
[9] 上記パルスレーザの焦点位置を 2次元的又は 3次元的に走査しながら被測 定休への照射を行い、 各焦点位置において発生した音響波を検出し、 その検 出結果を基に被測定体内部の 2次元的又は 3次元的な物質分布情報を取得し て画像化することを特徴とする請求項 7又は 8に記載の光音響断層撮影方法
[10] 上記パルスレーザとして近赤外パルスレーザを用いることを特徴とする請 求項 7〜 9のいずれかに記載の光音響断層撮影方法。
[11 ] 上記近赤外パルスレーザが 2光子吸収によリ血液成分を特異的に励起可能 な波長を有するものであることを特徴とする請求項 1 0に記載の光音響断層 撮影方法。
[12] 上記パルスレーザとして 2光子吸収により酸化ヘモグロビンを特異的に励 起可能な波長及び 2光子吸収により還元ヘモグロビンを特異的に励起可能な 波長を有する近赤外パルスレーザをそれぞれ被測定体に照射し、 前記各波長 において発生する音響波の検出結果を基に被検体内部の血中酸素濃度分布情 報を取得して画像化することを特徴とする請求項 1 1に記載の光音響断層撮 影方法。 上記近赤外パルスレーザの照射によリ多光子吸収が誘起される物質を造影 剤として利用することを特徴とする請求項 7〜 1 2のいずれかに記載の光音 響断層撮影方法。
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