WO2012147326A1 - 光音響計測装置およびそれに用いられるプローブユニット - Google Patents

光音響計測装置およびそれに用いられるプローブユニット Download PDF

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WO2012147326A1
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optical fiber
photoacoustic
light
fiber cable
measurement
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PCT/JP2012/002771
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English (en)
French (fr)
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覚 入澤
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富士フイルム株式会社
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    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/0093—Detecting, measuring or recording by applying one single type of energy and measuring its conversion into another type of energy
    • A61B5/0095—Detecting, measuring or recording by applying one single type of energy and measuring its conversion into another type of energy by applying light and detecting acoustic waves, i.e. photoacoustic measurements
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B1/00—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor
    • A61B1/06—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor with illuminating arrangements
    • A61B1/07—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor with illuminating arrangements using light-conductive means, e.g. optical fibres

Definitions

  • the present invention relates to a photoacoustic measurement device that measures a photoacoustic wave generated in a subject by irradiating the subject with light, and a probe unit used for the photoacoustic measurement device.
  • an ultrasonic image is generated by detecting ultrasonic waves reflected in the subject by irradiating the subject with ultrasonic waves.
  • Ultrasonic imaging for obtaining a morphological tomographic image is known.
  • development of an apparatus that displays not only a morphological tomographic image but also a functional tomographic image has been advanced in recent years.
  • One of such devices is a device using a photoacoustic analysis method.
  • This photoacoustic analysis method irradiates a subject with light having a predetermined wavelength (for example, visible light, near infrared light, or mid infrared light), and a specific substance in the subject absorbs the energy of this light.
  • a photoacoustic wave which is the resulting elastic wave, is detected, and the concentration of the specific substance is quantitatively measured (Patent Document 1).
  • the specific substance in the subject is, for example, glucose or hemoglobin contained in blood.
  • Such a technique for detecting a photoacoustic wave and generating a photoacoustic image based on the detection signal is called photoacoustic imaging (PAI) or photoacoustic tomography (PAT).
  • the end face of the optical fiber is likely to be destroyed, and the durability of the optical fiber is a problem. Can occur.
  • the end face of the optical fiber is arranged near the focal point of the condenser lens so that the beam diameter of the measurement light is within the core diameter of the optical fiber.
  • the measurement light is too narrowed and the energy is locally concentrated, and damage to the end face of the optical fiber proceeds starting from the portion where the energy is concentrated.
  • the present invention has been made in view of the above problems.
  • photoacoustic measurement performed by guiding measurement light using an optical fiber the measurement light of high energy is guided while suppressing damage to the end face of the optical fiber. It is an object of the present invention to provide a photoacoustic measurement device that can be used and a probe unit used for the same.
  • a photoacoustic measurement device is: A light irradiating unit that irradiates measurement light into the subject, an electroacoustic conversion unit that detects a photoacoustic wave generated in the subject by irradiation of the measuring light and converts the photoacoustic wave into an electrical signal, and an electrical signal
  • a photoacoustic measurement device comprising a signal measurement unit that performs signal measurement based on A diffusion plate that diffuses measurement light incident from the upstream side of the optical system; A condensing lens system for condensing the measurement light diffused by the diffusion plate;
  • An optical fiber cable including an optical fiber having a core / cladding structure and having a light-resistant energy structure at an end on the side of the condensing lens system so that measurement light condensed by the condensing lens system is incident from one end
  • An optical fiber cable arranged, The light irradiation unit irradiates measurement light guided by an optical fiber cable.
  • the “light-resistant energy structure” means a structure for suppressing damage due to energy of measurement light.
  • the condensing lens system condenses the measuring light so that the minimum beam diameter of the measuring light is 1/2 or more of the core diameter of the optical fiber
  • the optical fiber cable is preferably arranged so that the measurement light is incident in a state where the beam diameter of the measurement light is 1 ⁇ 2 or more of the core diameter of the optical fiber.
  • the divergence angle ⁇ of the measurement light when entering the diffusion plate the diffusion angle ⁇ of the diffusion plate, the focal length f of the condenser lens system, and the core diameter d of the optical fiber are as follows: It is preferable to satisfy the formula (1).
  • the “expansion angle” means an angle at which the beam diameter of the measurement light expands with propagation.
  • the “diffusion angle” of the diffusion plate means an angle at which the beam diameter of the measurement light when transmitted through the diffusion plate expands with propagation.
  • the “expansion angle” and the “diffusion angle” are expressed by the full angle of the plane angle, and the “beam diameter” is a 1 / e 2 diameter including approximately 86.5% of the energy of the measurement light. To do.
  • the focal length of the condenser lens system is preferably 4 to 40 mm.
  • the diffusion plate is a holographic diffuser or a lens diffusion plate in which minute concave lenses are randomly arranged on one side of the substrate, and the diffusion angle of the diffusion plate is 0.2-2. It is preferably 0.0 °.
  • the core diameter of the optical fiber is preferably 100 to 600 ⁇ m.
  • the optical fiber cable further includes a covering member that covers the optical fiber so that a side surface near the end face of the optical fiber is exposed.
  • the optical fiber has a core / cladding structure in which the damage threshold energy density of the clad is approximately the same as the damage threshold energy density of the core, and the covering member has a side surface near the end face of the clad of the optical fiber. It is preferable that the optical fiber is coated so as to be exposed.
  • the optical fiber has an end gap structure in which a member made of a material having a damage threshold energy density comparable to the damage threshold energy density of the core is connected to the end, and the covering member is an optical fiber It is preferable that the optical fiber is coated so that the side surface in the vicinity of the end surface of the member is exposed.
  • the optical fiber cable is a covering member that covers the optical fiber, and is made of a material whose damage threshold energy density is equal to or higher than the damage threshold energy density of the core of the optical fiber.
  • the covering member is further provided, and the side surface of the optical fiber and the inner peripheral surface of the covering member are preferably fixed by an adhesive at a portion other than the vicinity of the end surface.
  • the photoacoustic measurement apparatus it is preferable to include a holding unit that integrally holds the condenser lens system and the optical fiber cable.
  • the holding portion is integrally held including the diffusion plate.
  • the photoacoustic measuring device comprising a branching section for branching the measurement light
  • the diffusing plate, the condensing lens system, and the optical fiber cable are preferably arranged for each optical path of the branched measurement light.
  • the photoacoustic measurement device includes a branching unit that branches the measurement light,
  • the diffusion plate is one and is arranged to diffuse at least two or more of the branched measurement lights,
  • the condensing lens system and the optical fiber cable are preferably arranged for each optical path of the branched measurement light.
  • the condenser lens system is a lens array
  • the condenser lens system is a microlens array
  • the fiber optic cable is a bundle fiber cable including a plurality of optical fibers, It is preferable that the end surfaces of the plurality of optical fibers in the bundle fiber cable and the end surfaces on the microlens array side are respectively arranged corresponding to the microlenses constituting the microlens array.
  • each of the end faces of a plurality of optical fibers in a plurality of optical fiber cables is a lens array (or a micro lens array; the same applies in this paragraph).
  • Means that Two patterns "substantially match" means that even if these patterns are slightly different, each of a plurality of measurement lights collected for each lens part constituting the lens array is a plurality of optical fibers.
  • the “array pattern” of the end faces means an array pattern of representative points (for example, the centers of the cores) related to one end face of the plurality of optical fibers.
  • Condensation pattern means a pattern of bright spots formed on a focal plane perpendicular to the optical axis of the lens array by a plurality of measurement light beams that are transmitted through and condensed through the lens portions constituting the lens array.
  • the measurement light is light in the near-infrared wavelength region
  • the diffuser plate, the condensing lens system, and the optical fiber cable can be configured to guide light in the near-infrared wavelength region.
  • the signal measurement unit can include an acoustic image generation unit that generates a photoacoustic image of the electrical signal of the photoacoustic wave.
  • the probe unit according to the present invention is: Irradiating the subject with measurement light, detecting the photoacoustic wave generated in the subject by irradiation of the measurement light, converting the photoacoustic wave into an electrical signal, and performing signal measurement based on the electrical signal
  • a light irradiator for irradiating measurement light into the subject An electroacoustic conversion unit that detects a photoacoustic wave generated in the subject by irradiation of measurement light and converts the photoacoustic wave into an electric signal
  • a diffusion plate that diffuses measurement light incident from the upstream side of the optical system;
  • a condensing lens system for condensing the measurement light diffused by the diffusion plate;
  • An optical fiber cable including an optical fiber having a core / cladding structure and having a light-resistant energy structure at an end on the side of the condensing lens system so that measurement light condensed by the condensing lens system is incident from one end
  • An optical fiber cable including an optical fiber having
  • the photoacoustic measurement device and the probe unit used therefor include a light irradiating unit that irradiates measurement light into a subject, and a photoacoustic wave generated in the subject by irradiating the measurement light to detect this light.
  • a photoacoustic measurement device including an electroacoustic conversion unit that converts an acoustic wave into an electrical signal and a signal measurement unit that performs signal measurement based on the electrical signal, a diffusion plate that diffuses measurement light incident from the upstream side of the optical system And a condensing lens system that condenses the measurement light diffused by the diffusion plate, and an optical fiber cable that includes a core / cladding structure optical fiber and has a light-resistant energy structure at the end of the condensing lens system side. And an optical fiber cable arranged so that the measurement light collected by the condensing lens system is incident from one end, and the light irradiating unit receives the measurement light guided by the optical fiber cable.
  • FIG. 1 It is the schematic which shows the structure of one Embodiment of the photoacoustic imaging device of embodiment. It is a block diagram which shows the structure of the image generation part in FIG. It is a schematic sectional drawing which shows the structure of embodiment of the optical system which consists of a diffuser plate, a condensing lens system, and an optical fiber cable. It is a schematic sectional drawing which shows the other structure of embodiment of the optical system which consists of a diffuser plate, a condensing lens system, and an optical fiber cable. It is a schematic sectional drawing which shows embodiment of the optical fiber cable which has a light-resistant energy structure in an edge part. It is a schematic sectional drawing which shows other embodiment of the optical fiber cable which has a light-resistant energy structure in an edge part.
  • FIG. 1 is a schematic diagram illustrating the overall configuration of the photoacoustic imaging apparatus 10 according to the present embodiment.
  • FIG. 2 is a block diagram illustrating a configuration of the image generation unit 2 of FIG.
  • FIGS. 3 and 4 are schematic cross-sectional views showing the configuration of an embodiment of the optical system of the present invention comprising the diffusion plate 12, the condensing lens system 13, and the optical fiber cable 14, respectively.
  • the photoacoustic imaging apparatus 10 generates a measurement light L including a specific wavelength component and irradiates the subject 7 with the measurement light L, and the measurement light L is irradiated to the subject 7.
  • An image generation unit 2 that detects photoacoustic waves U generated in the subject 7 to generate photoacoustic image data of an arbitrary cross section, an electroacoustic conversion unit 3 that converts an acoustic signal and an electrical signal,
  • a display unit 6 for displaying the photoacoustic image data, an operation unit 5 for an operator to input patient information and imaging conditions of the apparatus, and a system control unit 4 for comprehensively controlling these units.
  • the probe unit 70 of the present embodiment includes an electroacoustic conversion unit 3, a diffusion plate 12, a condensing lens system 13, an optical fiber cable 14, and a light irradiation unit 15.
  • the light transmission unit 1 includes a light source unit 11 including a plurality of light sources having different wavelengths, a diffusion plate 12 that diffuses laser light Lo output from the light source unit 11, and a laser beam Lo diffused by the diffusion plate 12.
  • the condensing lens system 13, the laser light Lo condensed by the condensing lens system 13 is incident from one end, and the optical fiber cable 14 that guides the laser light Lo is guided to the optical fiber cable 14.
  • a light irradiation unit 15 that irradiates the body surface of the subject 7 with the laser light Lo as the measurement light L is provided.
  • the light source unit 11 includes, for example, one or more light sources that generate light having a predetermined wavelength.
  • a light emitting element such as a semiconductor laser (LD), a solid-state laser, or a gas laser that generates a specific wavelength component or monochromatic light including the component can be used.
  • the light source unit 11 preferably outputs pulsed light having a pulse width of 1 to 100 nsec as laser light.
  • the wavelength of the laser light is appropriately determined according to the light absorption characteristics of the substance in the subject to be measured.
  • hemoglobin in a living body has different optical absorption characteristics depending on its state (oxygenated hemoglobin, reduced hemoglobin, methemoglobin, carbon dioxide hemoglobin, etc.), it generally absorbs light of 600 nm to 1000 nm. Therefore, for example, when the measurement target is hemoglobin in a living body (that is, when imaging a blood vessel), it is generally preferable to set the thickness to about 600 to 1000 nm. Further, from the viewpoint of reaching the deep part of the subject 7, the wavelength of the laser light is preferably 700 to 1000 nm, and is preferably a wavelength belonging to the near infrared wavelength region (approximately 700 to 850 nm).
  • the output of the laser beam is 10 ⁇ J / cm 2 to several tens of mJ / cm 2 from the viewpoints of propagation loss of laser beam and photoacoustic wave, efficiency of photoacoustic conversion, detection sensitivity of the current detector, and the like. Is preferred. Further, the repetition of the pulsed light output is preferably 10 Hz or more from the viewpoint of image construction speed. Further, the laser light may be a pulse train in which a plurality of the above-mentioned pulse lights are arranged.
  • an Nd: YAG laser (emission wavelength: about 1000 nm) which is a kind of solid-state laser, or a He—Ne gas laser (emission light) which is a kind of gas laser.
  • a laser beam having a pulse width of about 10 nsec is formed using a wavelength of 633 nm.
  • a material such as InGaAlP (emission wavelength: 550 to 650 nm), GaAlAs (emission wavelength: 650 to 900 nm), InGaAs or InGaAsP (emission wavelength: 900 to 2300 nm) is used. Can be used.
  • a light-emitting element using InGaN that emits light with a wavelength of 550 nm or less is becoming available.
  • an OPO (Optical Parametrical Oscillators) laser using a nonlinear optical crystal capable of changing the wavelength can be used.
  • the diffusion plate 12 diffuses the laser beam Lo output from the light source unit 11 to increase the beam diameter of the laser beam Lo, that is, the laser beam Lo is once passed through the diffusion plate to propagate the light beam included in the laser beam Lo. Serves to widen the distribution of angles. Accordingly, since the light emitting surface of the diffusion plate serves as a secondary light source of the laser light Lo, it is possible to prevent the laser light Lo from being excessively narrowed when the laser light Lo is condensed by the condenser lens system 13.
  • the diffusion plate 12 of the present invention is preferably a lens diffusion plate.
  • the diffusion plate 12 in the present embodiment is a holographic diffuser that is a lens diffusion plate in which minute convex lenses are randomly arranged on one side 12s of the substrate, and the diffusion angle is 0.2 to 2.0 °. Is preferably 0.4 to 1.0 °. This is because the diffusion efficiency is high.
  • a holographic diffuser for example, manufactured by Edmunds (model number: 48513-L, material: quartz, diffusion angle: 0.5 °, transmission efficiency: 93%) can be used.
  • the lens diffuser plate may be a lens diffuser plate in which minute concave lenses are randomly arranged on one side of the substrate.
  • the lens diffuser plate on which such a minute concave lens is arranged for example, RPC Photonics (model number: EDC-0.5-A, diffusion angle: 0.5 °) can be used.
  • the diffusion plate 12 of the present invention is not limited to a lens diffusion plate.
  • the diffusion plate other than the lens diffusion plate applicable to the present invention include, for example, a frost type diffusion plate that uses a frosting effect by rubbing one side of a glass substrate to a rubbing glass (sand surface), and a milky white color in the glass.
  • the diffusion plate utilizing light scattering include an opal glass diffusion plate utilizing diffusion characteristics by dispersing a light diffusion material.
  • the diffusing plate 12 may be configured to be held integrally with the condenser lens system 13 and the optical fiber cable 14 by the holding portion 40a. In this case, adjustment of the positional relationship between the diffusing plate 12 and the condensing lens system 13 is not necessary, and the optical system can be downsized. It is preferable that the diffusing plate 12 is disposed on the upstream side of the optical system with respect to the condenser lens system 13 and within a range of three times the focal length from the center of the condenser lens system 13.
  • the condensing lens system 13 is for guiding the laser light Lo to the core 41 a of the optical fiber 41 in the optical fiber cable 14.
  • the focal length of the condensing lens system 13 (the distance between the principal point on the optical fiber cable 14 side and the focal point) is preferably 4 to 40 mm, and more preferably 8 to 25 mm. This is because the optical system can be miniaturized and the focal length is matched with the numerical aperture NA (about 0.22 at the maximum) of a general optical fiber whose core is made of quartz and whose clad is made of fluorine-doped quartz.
  • the condensing lens system 13 can also be a coupled lens composed of a plurality of lenses.
  • the focal length of the condenser lens system 13 refers to the combined focal length of the coupled lens.
  • the condenser lens system 13 may be configured to be held integrally with the diffusion plate 12 and the optical fiber cable 14 by the holding portion 40a as shown in FIG. 3, and as shown in FIG. It may be configured to be held integrally with only the optical fiber cable 14 by 40b.
  • the optical fiber cable 14 guides the laser light Lo condensed by the condenser lens system 13 to the light irradiation unit 15.
  • the optical fiber cable is meant to include an optical fiber 41 having a core / cladding structure and a covering member 42 such as a ferrule, an adhesive, and a coating (sheath) constituting the periphery thereof.
  • the optical fiber cable 14 has a light-resistant energy structure at least at the end.
  • the “light-resistant energy structure” means a structure for suppressing damage due to energy of laser light.
  • the position of the optical fiber cable 14 is adjusted so that the incident end of the optical fiber 41 is positioned at the focal point of the condenser lens system 13.
  • an optical fiber cable position adjusting unit that moves the optical fiber cable 14 in the optical axis direction may be provided.
  • the condensing lens system 13 and the optical fiber cable 14 are integrally held by the holding portion 40a as shown in FIG. 3, or condensed by the holding portion 40b as shown in FIG.
  • the optical fiber cable 14 is screwed so that the incident end face of the optical fiber cable 14 is easily fixed at the focal position of the condenser lens system 13. It is preferable to be fixed to the holding portion 40a or 40b by a structure that allows the structure to be attached and detached. 3 and 4, each of the joint portion 100a of the holding portions 40a and 40b and the connection portion 100b of the optical fiber cable 14 has a complementary screw structure, so that the optical fiber cable 14 is connected to the holding portions 40a and 40b.
  • the optical fiber cable 14 is fixed to the holding portion 40a or 40b by, for example, a screw structure, the optical fiber cable position adjusting unit is not necessary, and the optical system can be downsized. Further, since the optical fiber cable 14 can be easily replaced simply by removing the screws from the holding portions 40a and 40b, when replacing the damaged optical fiber cable 14, the condensing lens system 13 and the optical fiber cable 14 are replaced. Re-alignment is not required and maintenance is improved.
  • an aspheric lens fiber collimator package (model number: F280SMA-A or F280SMA manufactured by Thorlabs) is used.
  • -B focal length: 18.4 mm
  • products having focal lengths of about 4 mm to 18.4 mm are available, and can be appropriately selected according to the purpose.
  • the damage threshold energy density of the clad 41b (the magnitude of energy per unit area where the structure starts to be damaged by the energy of the laser beam) is the damage of the core 41a.
  • An optical fiber 41 (for example, an optical fiber in which the core is made of quartz and the clad is made of fluorine-doped quartz) and the side surface near the end face of the clad 41b are exposed to the same extent as the threshold energy density.
  • the optical fiber cable 14 (FIG. 5) including the ferrule 42a covering the optical fiber, the optical fiber in which the cladding near the end surface is removed and the side surface near the end surface of the core is exposed, and the side surface near the end surface of the core is exposed.
  • An air gap optical fiber cable having a so-called air gap 43 such as an optical fiber cable 14 (FIG. 6) provided with a ferrule 42 a covering the optical fiber 41 so that the side surface is exposed can be used.
  • the optical fiber cable 14 having the light-resistant energy structure the optical fiber 41 having the core 41a / cladding 41b structure and the ferrule 42b covering the optical fiber, the damage threshold energy density being the damage threshold energy density of the core 41a.
  • a fiber cable 14 (FIG. 7) can also be used.
  • the “near end face” is preferably 1 to 3 mm from the viewpoint of damage to the adhesive due to light energy and the strength of adhesive fixing.
  • the optical fiber 41 and the ferrule 42a or 42b are fixed to each other with an adhesive 41c.
  • the optical fiber cable 14 is the optical fiber cable shown in FIG.
  • the core diameter of the optical fiber 41 in the optical fiber cable 14 is preferably 100 to 600 ⁇ m, and more preferably 200 to 400 ⁇ m.
  • the optical fiber cable 14 is an air gap optical fiber cable having a structure in which the side surface of the core 41a or the clad 41b in the vicinity of the end face is exposed, the range in which the core 41a or the clad 41b is exposed is 1 from the end. It is preferably ⁇ 3 mm.
  • the reason why the optical fiber is 1 mm or more is that the energy density of light deviated from the outside of the core is reduced, and the energy absorbed by the material around the core 41a or the clad 41b is less than the damage threshold energy of the material.
  • the optical fiber 41 in the optical fiber cable 14 is not particularly limited, but is preferably a quartz fiber.
  • the air gap optical fiber cable can be manufactured, for example, by inserting a quartz fiber into a commercially available air gap ferrule, bonding and fixing, and then polishing the end face.
  • the condensing lens system 13 condenses the laser light Lo so that the minimum beam diameter of the laser light Lo is 1/2 or more of the core diameter of the optical fiber 41, and the optical fiber cable 14
  • the laser beam Lo is preferably arranged so that the laser beam Lo is incident in a state where the beam diameter of the laser beam Lo is 1 ⁇ 2 or more of the core diameter of the optical fiber 41.
  • the spread angle ⁇ of the laser light Lo before entering the diffusion plate 12, the diffusion angle ⁇ of the diffusion plate 12, the focal length f of the condenser lens system 13, and the core diameter d of the optical fiber 41 are expressed by the following formula ( It is preferable to satisfy 1).
  • the reason why the beam diameter is set to 1 ⁇ 2 or more of the core diameter of the optical fiber 41 is to suppress damage of the core 41a of the optical fiber 41 due to the narrowing of the beam diameter (core damage mode). It is. Further, this is also because the advantage of using the optical fiber 14 having the light-resistant energy structure at the end is increased in the range where the beam diameter is 1 ⁇ 2 or more of the core diameter of the optical fiber 41.
  • FIG. 8 is a diagram showing the energy profile of the beam at the lens focal point when the laser light diffused by the diffuser is collected by the condenser lens system
  • FIG. 9 collects the laser light without using the diffuser. It is a figure which shows the energy profile of the beam in the lens focus position at the time of condensing with an optical lens system.
  • the spread angle ⁇ of the laser beam when it is output from the laser light source is small (about 0.15 ° at most)
  • the focused laser beam is narrowed down at the incident end of the optical fiber.
  • the energy of the laser beam is concentrated at the incident end of the optical fiber, and the core is damaged at the end face of the optical fiber. Therefore, in the present invention, the beam diameter at the lens focal position of the laser light Lo is controlled by diffusing the laser light Lo with the diffusion plate 12.
  • the parallel light when parallel light traveling in a direction in which the angle formed with the optical axis of the condensing lens system is ⁇ enters the condensing lens system having a focal length f, the parallel light is The principle that the position of the condensing point to be condensed is shifted from the position of the focal point of the condensing lens system and the distance between the condensing point and the focal point can be approximated by ftan ⁇ is used.
  • the laser beam is condensed at a position corresponding to each angle.
  • the condensing range of the entire laser beam obtained by superimposing the condensing points corresponding to the respective angles becomes large.
  • the angular distribution of the laser beam that was within about ⁇ / 2 before entering the diffuser plate is approximately ⁇ (( ⁇ / 2) ⁇ 2 + ( ⁇ / 2) ⁇ 2), and accordingly, the condensing range of the whole laser beam condensed by the condensing lens system is further increased correspondingly.
  • the diameter 2f ⁇ tan ( ⁇ (( ⁇ / 2 ) ⁇ 2 + ( ⁇ / 2) ⁇ 2)) and the beam diameter D are estimated to have a certain correlation with each other.
  • FIG. 10 shows a case where a laser beam having a distribution of angles formed by the traveling direction and the optical axis of the condensing lens is condensed on the condensing lens, the diameter 2f ⁇ tan ( ⁇ (( ⁇ / 2) ⁇ 2 + ( ⁇ / 2) ⁇ 2)) and an experimentally obtained correlation of the actual beam diameter D. More specifically, this graph shows that a wavelength of 532 nm, a pulse width of 3.5 ns, a beam diameter when incident on the diffusion plate is 3.5 mm, and a divergence angle ⁇ is 0.1.
  • the five rhombus plots in the graph are the results of measurement with an optical system composed of a condensing lens with a focal length f of 25 mm and a diffusion plate, and the diffusion angle ⁇ of the diffusion plate is the lower left plot.
  • the three-point square plot in the graph is a result of measurement with an optical system composed of a condensing lens having a focal length f of 18.3 mm and a diffusion plate, and the diffusion angle ⁇ of the diffusion plate is lower left.
  • the triangular plot of 6 points in the graph is a result of measurement with an optical system composed of a condensing lens having a focal length f of 15.3 mm and a diffusion plate, and the diffusion angle ⁇ of the diffusion plate is in the lower left. From the plot, they are 0, 0.65, 0.95, 1.15, 1.35 and 1.80 °, respectively.
  • FIG. 10 shows that the beam diameter D is in a linear function relationship with the diameter of the focusing range.
  • the slope of the linear function in the graph was about 2.4 / 2. Therefore, the beam diameter D can be expressed by the following formula (2).
  • the high-energy laser light so as not to exceed the damage threshold energy density of the core 41a of the optical fiber 41 in the optical fiber cable 14. Lo can be guided by the optical fiber cable 14.
  • the peripheral damage mode at the end of the optical fiber cable 14 is, for example, a resin clad, an end face of a metal ferrule, an adhesive that bonds the outer surface of the clad and the metal ferrule, and a coating (sheath) that constitutes the outermost surface of the optical fiber. It means that etc. are damaged.
  • FIG. 11 is a graph showing the relationship between the beam diameter at the lens focal position and the damage threshold energy of the optical fiber cable 14 of the present embodiment or a normal optical fiber cable, as a result of an experiment in which the conditions of the diffusion plate and the condenser lens are changed. It is. More specifically, this graph shows that a wavelength of 532 nm, a pulse width of 3.5 ns, a beam diameter when incident on the diffusion plate is 3.5 mm, and a divergence angle ⁇ is 0.1. After the 13 ° laser light is incident, the laser light is condensed on the end face of the optical fiber cable 14 of the present embodiment or the normal optical fiber cable by a condensing lens having a predetermined focal length f, and the core damage mode is obtained.
  • the pulse laser beam was incident on one end face of the optical fiber, and the energy of the pulse laser beam emitted from the other end face was measured. Then, while increasing the incident energy of the pulse laser beam until the incident side end face was damaged, the maximum value of the energy measured on the emission side was used as the damage threshold energy.
  • the beam diameter at the lens focal position is a diffusion plate having a diffusion angle ⁇ of 0.65 or 1.8 ° and a condensing lens having a focal length f of 11.0, 15.3, 18.3 or 25.0 mm. It adjusted combining suitably.
  • the solid line shows the damage threshold energy of the optical fiber end face assumed from the damage threshold energy density of the quartz core.
  • the dotted line indicates the damage threshold energy of an air gap optical fiber cable (FIG. 5) having a quartz core with a diameter of 400 ⁇ m and a fluorine-doped quartz cladding with a thickness of 440 ⁇ m.
  • the one-dot chain line is a normal optical fiber cable having a quartz core with a diameter of 400 ⁇ m (that is, the side surface of the cladding at the end is not exposed, and an adhesive and a stainless steel ferrule are present around the end). Shows the damage threshold energy.
  • the damage threshold energy behavior in this graph shows that the normal fiber optic cable damage mode switches from the core damage mode to the ambient damage mode at a beam diameter of about 1 ⁇ 2 the core diameter.
  • the damage mode of the optical fiber cable does not switch to the peripheral damage mode even when the beam diameter is about 1 ⁇ 2 of the core diameter, and indicates that the core damage mode is dominant up to a larger beam diameter. This is because a normal optical fiber cable has lower durability against the laser light Lo of surrounding members as described above than a core made of quartz or the like.
  • the upper limit value of the beam diameter D is equal to or smaller than the core diameter of the core 41a.
  • the control range of the beam diameter is limited to about 90 ⁇ m at the maximum. Regardless of the amount of energy that can be transmitted, the limit is about 1 mJ. Even when the beam diameter is controlled by a combination of a diffusion plate and a condensing lens system, when condensing laser light on a normal optical fiber cable, as shown in FIG. Therefore, even if the beam diameter is controlled to be enlarged to 150 ⁇ m or more, the amount of energy that can be transmitted does not increase any more. However, as can be seen from the beam profile in FIG. 8 and the graph in FIG.
  • the laser beam Lo is applied to the optical fiber cable 14 having the light-resistant energy structure at the same time as the beam diameter D is controlled by the combination of the diffusion plate 12 and the condenser lens system 13.
  • a larger amount of energy can be transmitted as the beam diameter D is enlarged and controlled.
  • the beam diameter D is set to be approximately the same as the core diameter, an energy amount of up to about 21 mJ is obtained. It becomes possible to transmit.
  • the amount of energy that can be transmitted can be dramatically increased.
  • the light irradiating unit 15 is composed of an emission end face of the optical fiber 41 in the optical fiber cable 14.
  • the emission end face of the optical fiber 41 constituting the light irradiation unit 15 is disposed, for example, in the vicinity of the electroacoustic conversion unit 3.
  • the some conversion element 54 which comprises the electroacoustic conversion part 3 is a transparent material, you may arrange
  • the electroacoustic conversion unit 3 is composed of, for example, a plurality of minute conversion elements 54 arranged in a one-dimensional or two-dimensional manner.
  • the conversion element 54 is a piezoelectric element made of a polymer film such as piezoelectric ceramics or polyvinylidene fluoride (PVDF).
  • the electroacoustic conversion unit 3 receives the photoacoustic wave U generated in the subject 7 by the light irradiation from the light irradiation unit 15.
  • the conversion element 54 has a function of converting the photoacoustic wave U into an electric signal at the time of reception.
  • the electroacoustic conversion unit 3 is configured to be small and light, and is connected to a receiving unit 22 described later by a multi-channel cable.
  • the electroacoustic conversion unit 3 is selected according to the diagnostic region from among sector scanning, linear scanning, convex scanning, and the like.
  • the electroacoustic conversion unit 3 may include an acoustic matching layer in order to efficiently transmit the photoacoustic wave U.
  • the acoustic impedance of the piezoelectric element material and the living body are greatly different. Therefore, when the piezoelectric element material and the living body are in direct contact with each other, reflection at the interface is increased and the photoacoustic wave U cannot be efficiently transmitted. For this reason, the photoacoustic wave U can be efficiently transmitted by arranging an acoustic matching layer having an intermediate acoustic impedance between the piezoelectric element material and the living body.
  • the material constituting the acoustic matching layer include epoxy resin and quartz glass.
  • the image generation unit 2 of the photoacoustic imaging apparatus 10 selectively drives the plurality of conversion elements 54 constituting the electroacoustic conversion unit 3 and gives a predetermined delay time to the electric signal from the electroacoustic conversion unit 3 to adjust the electric signal.
  • a receiving unit 22 that generates a received signal by performing phase addition, a scanning control unit 24 that controls the selection drive of the conversion element 54 and the delay time of the receiving unit 22, and various types of received signals obtained from the receiving unit 22
  • the image generation unit 2 corresponds to an acoustic image generation unit as a signal measurement unit in the present invention.
  • the receiving unit 22 includes an electronic switch 53, a preamplifier 55, a reception delay circuit 56, and an adder 57.
  • the electronic switch 53 selects a predetermined number of adjacent conversion elements 54 when receiving photoacoustic waves in photoacoustic scanning. For example, when the electroacoustic conversion unit 3 includes 192 conversion elements CH1 to CH192 of an array type, such an array conversion element is converted into an area 0 (area of conversion elements from CH1 to CH64 by an electronic switch 53). ), Area 1 (region of the conversion element from CH65 to CH128) and area 2 (region of the conversion element from CH129 to CH192) are handled by being divided.
  • the preamplifier 55 amplifies a minute electric signal received by the conversion element 54 selected as described above, and ensures sufficient S / N.
  • the reception delay circuit 56 forms a converged reception beam by matching the phase of the photoacoustic wave U from a predetermined direction with the electrical signal of the photoacoustic wave U obtained from the conversion element 54 selected by the electronic switch 53. Give a delay time to do.
  • the adder 57 adds together the electric signals of a plurality of channels delayed by the reception delay circuit 56, and combines them into one reception signal. By this addition, phasing addition of acoustic signals from a predetermined depth is performed, and a reception convergence point is set.
  • the scanning control unit 24 includes a beam focusing control circuit 67 and a conversion element selection control circuit 68.
  • the conversion element selection control circuit 68 supplies position information of a predetermined number of conversion elements 54 at the time of reception selected by the electronic switch 53 to the electronic switch 53.
  • the beam focusing control circuit 67 supplies delay time information for forming reception convergence points formed by a predetermined number of conversion elements 54 to the reception delay circuit 56.
  • the signal processing unit 25 includes a filter 66, a signal processor 59, an A / D converter 60, and an image data memory 62.
  • the electrical signal output from the adder 57 of the receiving unit 22 removes unnecessary noise in the filter 66 of the signal processing unit 25, and thereafter, the signal processor 59 performs logarithmic conversion of the amplitude of the received signal to make the weak signal relative. Stress.
  • the received signal from the subject 7 has an amplitude with a wide dynamic range of 80 dB or more, and a weak signal is emphasized in order to display it on a normal monitor having a dynamic range of about 23 dB. Amplitude compression is required.
  • the filter 66 has a band pass characteristic, and has a mode for extracting a fundamental wave in a received signal and a mode for extracting a harmonic component.
  • the signal processor 59 performs envelope detection on the logarithmically converted received signal.
  • the A / D converter 60 A / D converts the output signal of the signal processor 59 to form photoacoustic image data for one line.
  • the photoacoustic image data for one line is stored in the image data memory 62.
  • the image data memory 62 is a storage circuit that sequentially stores the photoacoustic image data for one line generated as described above.
  • the system control unit 4 reads out data for one line of a certain section stored in the image data memory 62 and necessary for generating a one-frame photoacoustic image.
  • the system control unit 4 combines the data for one line while spatially interpolating to generate photoacoustic image data for one frame of the cross section. Then, the system control unit 4 stores the photoacoustic image data for one frame in the image data memory 62.
  • the display unit 6 includes a display image memory 63, a photoacoustic image data converter 64, and a monitor 65.
  • the display image memory 63 is a buffer memory that reads photoacoustic image data for one frame to be displayed on the monitor 65 from the image data memory 62 and temporarily stores it.
  • the photoacoustic image data converter 64 performs D / A conversion and television format conversion on the photoacoustic image data for one frame stored in the display image memory 63, and the output is displayed on the monitor 65.
  • the operation unit 5 includes a keyboard, a trackball, a mouse, and the like on the operation panel, and is used by an apparatus operator to input necessary information such as patient information, apparatus imaging conditions, and a display section.
  • the system control unit 4 includes a CPU (not shown) and a storage circuit (not shown), and controls each unit such as the optical transmission unit 1, the image generation unit 2, and the display unit 6 according to a command signal from the operation unit 5 and the entire system. Supervised. In particular, the input command signal of the operator sent via the operation unit 5 is stored in the internal CPU.
  • the photoacoustic measurement device and the probe unit used in the embodiment, in particular, expand the distribution of the propagation angle of the light beam included in the measurement light by passing the measurement light (laser light) once through the diffusion plate, Since the beam diameter when entering the optical fiber is controlled by the focal length of the condensing lens system, the measurement light is too narrowed when the condensing lens system collects the measurement light and enters the optical fiber. This can be prevented. Thereby, the core damage mode due to the local energy exceeding the damage threshold energy of the core can be prevented. As a result, in photoacoustic measurement performed by guiding measurement light using an optical fiber, it is possible to guide high-energy measurement light while suppressing damage to the end face of the optical fiber.
  • the optical fiber cable has a light-resistant energy structure at the end on the condensing lens system side, durability itself at the end of the optical fiber cable with respect to the energy of the measurement light is also improved. Thereby, it is also possible to prevent the surrounding damage mode that occurs when the beam diameter of the measurement light approaches the value of the core diameter.
  • FIG. 12 is a schematic diagram illustrating the configuration of the endoscope of the present embodiment
  • FIG. 13 is a schematic diagram illustrating the configuration of the distal end of the insertion portion of the endoscope of the present embodiment.
  • the endoscope 8 of the present embodiment includes an insertion portion 81, an operation portion 82, a connection cord 83, and a universal cord 84, as shown in FIG.
  • the optical fiber cable 14 is passed through the insertion portion 81, the operation portion 82 and the universal cord 84, and the diffusion plate 12 is connected at the connection portion 84 a on the upstream side of the universal cord 84 as shown in FIG.
  • the condensing lens system 13 and the optical fiber cable 14 are integrally held.
  • the insertion portion 81 of the endoscope 8 has an elongated flexible tubular shape so that it can be inserted into the patient's body.
  • the operation unit 82 is provided at the base end of the insertion unit 81, is connected to a photoacoustic measurement device main body (not shown) via a connection cord 83, and is connected to a light source device and an optical observation device (not shown) via a universal cord 84. Has been.
  • a convex ultrasonic transducer array 85a is provided at the distal end portion 85 of the insertion portion 81 of the endoscope 8. Further, at the distal end portion 85 of the insertion portion 81, the optical fiber cable 14 is branched as necessary, and the irradiation range of the laser light by the branched optical fiber cable 14 overlaps the ultrasonic reception range by the ultrasonic transducer array 85a. Further, the end of the branched optical fiber cable 14 is arranged.
  • the ultrasonic transducer array 85a receives a photoacoustic wave generated due to the irradiation of the laser light, and outputs a plurality of received signals to the receiving circuit of the photoacoustic measuring device body.
  • the distal end portion 85 of the insertion portion 81 of the endoscope 8 is formed with a hole through which the puncture needle 85b inserted from the treatment instrument insertion port 82a provided in the operation portion 82 is projected.
  • the ultrasonic transducer array 85a includes first to twelfth ultrasonic transducers TA1 to TA12 arranged in a semicircular shape.
  • the endoscope according to the present embodiment includes the probe unit of the present embodiment, the same effects as those described for the probe unit of the present embodiment are achieved.
  • the flexibility of the optical transmission cable portion is required from the viewpoint of operability, so that a thinner optical fiber cable with a core diameter of 100 to 600 ⁇ m is required.
  • the beam diameter incident on the core of these optical fiber cables is required to be 50 to 600 ⁇ m.
  • the above equation (2) is used to appropriately adjust the laser beam divergence angle, the diffusion plate diffusion angle, and the focal length of the condenser lens system. do it.
  • the optical system is further downsized. It is preferable.
  • the diffusion angle of the diffusion plate may be determined based on the above formula (2) using a condensing lens system having a relatively short focal length of 4 to 40 mm.
  • the beam diameter when entering the diffusion plate may be different for each light source.
  • the diffusion plate is a holographic diffusion plate, a larger beam diameter is required to obtain a sufficient diffusion effect.
  • the diffusion angle is obtained so that the diffusion effect can be obtained with a light source having the smallest beam diameter. Is preferably adjusted in the range of 0.2 to 2.0 °.
  • the probe unit of the present invention used in a photoacoustic measurement device and an endoscope includes branch portions 45 and 46 that branch the laser light Lo, and includes a diffusion plate 12 and a condenser lens system 13.
  • the optical fiber cable 14 can be comprised so that it may be integrated and arrange
  • the branching unit includes a combination of a plurality of beam splitters 45 and a plurality of mirrors 46. The number of branches can be adjusted by a combination of the beam splitter 45 and the mirror 46.
  • the number of branches is not particularly limited, but it is preferable that the number of branches is four or more from the viewpoint of effectively dispersing the energy of the laser light Lo. Accordingly, since the laser light Lo is guided by the plurality of optical fiber cables 14, more energy can be transmitted.
  • the probe unit of the present invention used in the photoacoustic measuring apparatus and endoscope of the present invention includes branching portions 45 and 46 for branching the laser light Lo, as shown in FIG.
  • Each of the branched laser beams Lo is disposed so as to be diffused by one diffusion plate 12, and the condensing lens system 13 and the optical fiber cable 14 are integrated by the holding portion 40c for each optical path of the branched laser beams Lo. And can be configured to be arranged.
  • the branching unit is composed of a combination of a plurality of beam splitters 45 and a plurality of mirrors 46.
  • the number of branches can be adjusted by a combination of the beam splitter 45 and the mirror 46.
  • the number of branches is not particularly limited, but it is preferable that the number of branches is four or more from the viewpoint of effectively dispersing the energy of the laser light Lo.
  • the condensing lens system is a lens array 47, and an optical fiber having a light-resistant energy structure.
  • the diffusion plate 12, the lens array 47, and the plurality of optical fiber cables 14 can be integrated by the holding portion 40d.
  • FIG. 16 shows a state in which the laser beam Lo is branched by a branching unit constituted by a combination of the beam splitter 45 and a plurality of mirrors 46, but the laser beam Lo may be branched by the lens array 47.
  • the lens array 47 functions as a condensing lens system and a branching unit in the present invention, and the laser light Lo diffused by the diffusion plate 12 is transmitted by the lens unit 47a constituting the lens array 47. Branch off.
  • the number of branches can be adjusted by the structure of the lens array 47. For example, when a lens array in which hexagonal lenses are combined is used, the laser beam can be branched into seven or nineteen.
  • each of the laser beams Lo branched by the branching function as described above is condensed on the core of the optical fiber 41 arranged corresponding to the lens portion 47a constituting the lens array 47.
  • the laser light Lo is guided by the plurality of optical fiber cables 14 as described above, more energy can be transmitted.
  • the cost can be reduced, and the optical system can be accommodated integrally in the lens barrel, so that the probe unit can be further downsized.
  • the probe unit of the present invention used in the photoacoustic measuring apparatus and endoscope of the present invention is a light having a light-resistant energy structure in which the condensing lens system is a microlens array 48 as shown in FIG.
  • the fiber cable is a bundle fiber cable 44 including a plurality of optical fibers 41, and each of the end surfaces of the plurality of optical fibers 41 in the bundle fiber cable 44 on the side of the micro lens array 48 is connected to the micro lens array 48.
  • the diffusion plate 12, the microlens array 48, and the bundle fiber cable 44 may be integrated by the holding portion 40e so as to be arranged corresponding to the microlenses 48a to be configured.
  • the microlens array 48 functions as a condensing lens system and a branching portion in the present invention.
  • the laser light Lo diffused by the diffusing plate 12 is branched by a microlens 48 a constituting the microlens array 48.
  • the number of branches can be adjusted by the structure of the microlens array 48. Further, the number of branches is not particularly limited, but it is preferable to branch to 16 or more from the viewpoint of effectively dispersing the energy of the laser light Lo.
  • Each of the branched laser lights Lo is condensed on the core of the optical fiber 41 in the bundle fiber cable 44 arranged corresponding to the microlens 48a constituting the microlens array 48.
  • the laser light Lo is guided by the plurality of optical fibers in the bundle fiber cable 44, so that more energy can be transmitted.
  • the cost can be reduced, and the optical system can be accommodated integrally in the lens barrel, so that the probe unit can be further downsized. Further, the alignment of each of the plurality of branched lights and each of the plurality of optical fibers 41 is facilitated. Further, since the bundle fiber cable 44 can be used, the cord portion of the probe unit can be made flexible.
  • the light irradiation unit 15 is an end face on the downstream side of the plurality of optical fibers 41, and this end face is spaced apart. It can be configured to be arranged in a line. With this configuration, it is not necessary to provide an optical system with a complicated structure at the probe unit tip 71, and a uniform line-shaped light source can be obtained. In addition, a more uniform line light source can be obtained by adjusting the distance in consideration of the intensity of laser light emitted from each of the plurality of optical fibers 41. For example, it is preferable to adjust the distance by widening when the intensity of the laser beam is high, and narrowing when the intensity is low.
  • the probe unit used in the photoacoustic measuring device of the present invention is a light guide plate 72 in which the light irradiation unit 15 has a tapered shape, and is located downstream of the bundle fiber cable 44.
  • the end face can be configured to be connected to the end face on the short side of the light guide plate 72 in a detachable state.
  • the end face of the bundle fiber cable 44 and the end face on the short side of the light guide plate 72 are connected to each other in the connector portion 73.
  • the acoustic image generation unit can be configured to generate an ultrasonic image.
  • the photoacoustic imaging apparatus outputs (transmits) ultrasonic waves to the subject and detects (receives) reflected ultrasonic waves from the subject with respect to the transmitted ultrasonic waves. )I do.
  • the electroacoustic conversion unit that transmits and receives ultrasonic waves the electroacoustic conversion unit 3 described above may be used, or a new electroacoustic conversion unit that is separately provided in the probe unit 70 for transmitting and receiving ultrasonic waves. May be used.
  • transmission and reception of ultrasonic waves may be separated. For example, ultrasonic waves may be transmitted from a position different from the probe unit 70, and reflected ultrasonic waves with respect to the transmitted ultrasonic waves may be received by the probe unit 70.
  • the photoacoustic measuring device demonstrated the case where a photoacoustic image and an ultrasonic image were produced
  • the photoacoustic measurement device can be configured to measure the presence / absence of a measurement target and the physical quantity based on the magnitude of the photoacoustic signal.
  • the measurement light is not limited to laser light.

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Abstract

【課題】光ファイバを用いて測定光を導光して実施する光音響計測において、光ファイバの端面損傷を抑制しながら高エネルギーの測定光を導光することを可能とする。 【解決手段】光音響計測装置（１０）において、光学系の上流側から入射したレーザ光（Ｌｏ）を拡散させる拡散板（１２）と、拡散板（１２）により拡散されたレーザ光（Ｌｏ）を集光する集光レンズ系（１３）と、コア（４１ａ）／クラッド（４１ｂ）構造の光ファイバ（４１）を包含しかつ集光レンズ系（１３）側の端部に耐光エネルギー構造（４３）を有する光ファイバケーブル（１４）であって、集光レンズ系（１３）により集光されたレーザ光（Ｌｏ）を一端から入射させるように配置された光ファイバケーブル（１４）とを備え、光照射部（１５）を、光ファイバケーブル（１４）により導光されたレーザ光（Ｌｏ）を上記測定光（Ｌ）として照射するものとする。

Description

光音響計測装置およびそれに用いられるプローブユニット
　本発明は、光が被検体に照射されることにより被検体内で発生した光音響波を計測する光音響計測装置およびそれに用いられるプローブユニットに関するものである。
　従来、被検体の内部の断層画像を取得する方法としては、超音波が被検体内に照射されることにより被検体内で反射した超音波を検出して超音波画像を生成し、被検体内の形態的な断層画像を得る超音波イメージングが知られている。一方、被検体の検査においては形態的な断層画像だけでなく機能的な断層画像を表示する装置の開発も近年進められている。そして、このような装置の一つに光音響分析法を利用した装置がある。この光音響分析法は、所定の波長を有する光（例えば、可視光、近赤外光又は中間赤外光）を被検体に照射し、被検体内の特定物質がこの光のエネルギーを吸収した結果生じる弾性波である光音響波を検出して、その特定物質の濃度を定量的に計測するものである（特許文献１）。被検体内の特定物質とは、例えば血液中に含まれるグルコースやヘモグロビンなどである。このように光音響波を検出しその検出信号に基づいて光音響画像を生成する技術は、光音響イメージング（ＰＡＩ：Photoacoustic Imaging）或いは光音響トモグラフィー（ＰＡＴ：Photo Acoustic Tomography）と呼ばれる。
　従来、上記のような光音響効果を利用した計測（光音響計測）において、次のような課題がある。被検体に照射された光の強度は、被検体内を伝播する過程で吸収や散乱によって著しく減衰する。また、照射された光に基づいて被検体内で発生した光音響波の強度も、被検体内を伝播する過程で吸収や散乱によって減衰する。したがって、光音響計測では、被検体の深部の情報を得ることが難しい。この課題を解決するため、例えば高エネルギーの測定光を用いて被検体内に照射される光のエネルギー量を増やすことにより、発生する光音響波を大きくすることが考えられる。
特開２０１０－１２２９５号公報
　しかしながら、光音響計測において必要とされる高エネルギー（１ｍＪ以上）の測定光を光ファイバによって導光する場合、その光ファイバの端面が破壊されてしまう可能性が高く、光ファイバの耐久性の問題が生じうる。通常、測定光を光ファイバに入射させる際、測定光のビーム径が光ファイバのコア径に収まるように集光レンズの焦点近傍位置に光ファイバの端面を配置する。しかし、集光レンズにより集光された際測定光が絞られすぎてエネルギーが局所的に集中し、このエネルギーが集中した部分を起点に光ファイバの端面の損傷が進むためである。光ファイバの端面におけるエネルギーの局所的な集中を抑制するために、光ファイバの端面を焦点近傍位置からずらして配置することが考えられるが、この場合には光ファイバの内部でエネルギーが局所的に集中して光ファイバの内部で損傷が発生したりエネルギーの結合損失が増加したりといった問題が生じる可能性があり、それほど大きな効果は期待できない。
　本発明は上記問題に鑑みてなされたものであり、光ファイバを用いて測定光を導光して実施する光音響計測において、光ファイバの端面損傷を抑制しながら高エネルギーの測定光を導光することを可能とする光音響計測装置およびそれに用いられるプローブユニットを提供することを目的とするものである。
　上記課題を解決するために、本発明に係る光音響計測装置は、
　被検体内に測定光を照射する光照射部と、測定光の照射により被検体内で発生した光音響波を検出してこの光音響波を電気信号に変換する電気音響変換部と、電気信号に基づいて信号計測を行う信号計測部とを備える光音響計測装置において、
　光学系の上流側から入射した測定光を拡散させる拡散板と、
　拡散板により拡散された測定光を集光する集光レンズ系と、
　コア／クラッド構造の光ファイバを包含しかつ集光レンズ系側の端部に耐光エネルギー構造を有する光ファイバケーブルであって、集光レンズ系により集光された測定光を一端から入射させるように配置された光ファイバケーブルとを備え、
　光照射部が、光ファイバケーブルにより導光された測定光を照射するものであることを特徴とするものである。
　本明細書において、「耐光エネルギー構造」とは、測定光のエネルギーによる損傷を抑制するための構造を意味する。
　そして、本発明に係る光音響計測装置において、集光レンズ系は、測定光の最小ビーム径が光ファイバのコア径の１／２以上となるように、測定光を集光するものであり、
　光ファイバケーブルは、測定光のビーム径が光ファイバのコア径の１／２以上である状態で測定光を入射させるように配置されたものであることが好ましい。
　そして、本発明に係る光音響計測装置において、拡散板に入射する際の測定光の拡がり角φ、拡散板の拡散角θ、集光レンズ系の焦点距離ｆおよび光ファイバのコア径ｄが下記式（１）を満たすことが好ましい。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
　本明細書において、「拡がり角」とは、測定光のビーム径が伝搬に伴い拡がる角度を意味する。また、拡散板の「拡散角」とは、当該拡散板を透過した際の測定光のビーム径が伝搬に伴い拡がる角度を意味する。なお、本明細書において「拡がり角」および「拡散角」は平面角の全角で表すものとし、「ビーム径」とは測定光のエネルギーのおよそ８６．５％が含まれる１／ｅ２径とする。なお、これらの角度を測定する場合には、あるビーム径から当該ビーム径の１．５倍のビーム径に拡散するまでの範囲内で測定することが好ましい。
　そして、本発明に係る光音響計測装置において、集光レンズ系の焦点距離は４～４０ｍｍであることが好ましい。
　そして、本発明に係る光音響計測装置において、拡散板はホログラフィックディフューザ、または微小な凹レンズが基板の片面にランダムに配置されたレンズ拡散板であり、拡散板の拡散角は０．２～２．０°であることが好ましい。
　そして、本発明に係る光音響計測装置において、光ファイバのコア径は１００～６００μｍであることが好ましい。
　そして、本発明に係る光音響計測装置において、光ファイバケーブルは、光ファイバの端面近傍の側面が露出するように光ファイバを被覆する被覆部材をさらに備えることが好ましい。この場合において、光ファイバは、クラッドの損傷閾値エネルギー密度がコアの損傷閾値エネルギー密度と同程度であるコア／クラッド構造を有するものであり、被覆部材は、光ファイバのクラッドの端面近傍の側面が露出するように光ファイバを被覆するものであることが好ましい。或いは、光ファイバは、損傷閾値エネルギー密度がコアの損傷閾値エネルギー密度と同程度である材料から構成された部材が端部に接続されたエンドギャップ構造を有するものであり、被覆部材は、光ファイバの上記部材の端面近傍の側面が露出するように光ファイバを被覆するものであることが好ましい。
　そして、本発明に係る光音響計測装置において、光ファイバケーブルは、光ファイバを被覆する被覆部材であって損傷閾値エネルギー密度が光ファイバのコアの損傷閾値エネルギー密度と同等以上である材料から構成された被覆部材をさらに備え、光ファイバの側面と被覆部材の内周面とが端面近傍以外の部分で接着剤により固定されたものであることが好ましい。
　そして、本発明に係る光音響計測装置において、集光レンズ系および光ファイバケーブルを一体化して保持する保持部を備えることが好ましい。
　そして、本発明に係る光音響計測装置において、保持部は、拡散板も含めて一体化して保持するものであることが好ましい。
　そして、本発明に係る光音響計測装置において、測定光を分岐させる分岐部を備え、
　拡散板、集光レンズ系および光ファイバケーブルは、分岐した測定光の光路ごとに配置されることが好ましい。
　或いは、本発明に係る光音響計測装置において、測定光を分岐させる分岐部を備え、
　拡散板は、１つであり、かつ分岐した測定光のうち少なくとも２以上を拡散させるように配置され、
　集光レンズ系および光ファイバケーブルは、分岐した測定光の光路ごとに配置されることが好ましい。
　或いは、本発明に係る光音響計測装置において、集光レンズ系はレンズアレイであり、
　光ファイバケーブルは複数存在し、
　複数の光ファイバケーブル中の複数の光ファイバの端面であってレンズアレイ側の端面のそれぞれは、レンズアレイを構成するレンズ部にそれぞれ対応して配列していることが好ましい。
　或いは、本発明に係る光音響計測装置において、集光レンズ系がマイクロレンズアレイであり、
　光ファイバケーブルが複数の光ファイバを包含するバンドルファイバケーブルであり、
　バンドルファイバケーブル中の複数の光ファイバの端面であってマイクロレンズアレイ側の端面のそれぞれが、マイクロレンズアレイを構成するマイクロレンズにそれぞれ対応して配列していることが好ましい。
　本明細書において、複数の光ファイバケーブル（或いはバンドルファイバケーブル。この段落において以下同じ。）中の複数の光ファイバの端面のそれぞれがレンズアレイ（或いはマイクロレンズアレイ。この段落において以下同じ。）を構成するレンズ部（或いはマイクロレンズ。この段落において以下同じ。）に「それぞれ対応して配列している」とは、複数の光ファイバの当該端面の配列パターンがレンズアレイの集光パターンに実質的に一致することを意味する。２つのパターンが「実質的に一致する」とは、これらのパターンが若干異なっていたとしても、レンズアレイを構成するレンズ部ごとに集光された複数の測定光のそれぞれが複数の光ファイバのコアのそれぞれに入射することができる範囲であれば、一致しているとして取り扱うことを意味する。端面の「配列パターン」とは、複数の光ファイバの一方の端面に関するそれぞれの代表点（例えばコアの中心）の配列のパターンを意味する。「集光パターン」とはレンズアレイを構成するレンズ部をそれぞれ透過し集光された複数の測定光がレンズアレイの光軸に垂直な焦点面に形成する輝点のパターンを意味する。
　また、本発明に係る光音響計測装置において、測定光は近赤外波長域の光であり、
　拡散板、集光レンズ系および光ファイバケーブルは、近赤外波長域の光を導光可能な構成とすることができる。
　また、本発明に係る光音響計測装置において、信号計測部は、光音響波の上記電気信号についての光音響画像を生成する音響画像生成部を含む構成にすることができる。
　さらに、本発明に係るプローブユニットは、
　被検体内に測定光を照射し、この測定光の照射により被検体内で発生した光音響波を検出してこの光音響波を電気信号に変換し、この電気信号に基づいて信号計測を行う光音響計測装置に用いられるプローブユニットにおいて、
　被検体内に測定光を照射する光照射部と、
　測定光の照射により被検体内で発生した光音響波を検出してこの光音響波を電気信号に変換する電気音響変換部と、
　光学系の上流側から入射した測定光を拡散させる拡散板と、
　拡散板により拡散された測定光を集光する集光レンズ系と、
　コア／クラッド構造の光ファイバを包含しかつ集光レンズ系側の端部に耐光エネルギー構造を有する光ファイバケーブルであって、集光レンズ系により集光された測定光を一端から入射させるように配置された光ファイバケーブルとを備え、
　光照射部が、光ファイバケーブルにより導光された測定光を照射するものであることを特徴とするものである。
　本発明に係る光音響計測装置およびそれに用いられるプローブユニットは、被検体内に測定光を照射する光照射部と、測定光の照射により被検体内で発生した光音響波を検出してこの光音響波を電気信号に変換する電気音響変換部と、電気信号に基づいて信号計測を行う信号計測部とを備える光音響計測装置において、光学系の上流側から入射した測定光を拡散させる拡散板と、拡散板により拡散された測定光を集光する集光レンズ系と、コア／クラッド構造の光ファイバを包含しかつ集光レンズ系側の端部に耐光エネルギー構造を有する光ファイバケーブルであって、集光レンズ系により集光された測定光を一端から入射させるように配置された光ファイバケーブルとを備え、光照射部が、光ファイバケーブルにより導光された測定光を照射するものであることを特徴とするものである。つまり、測定光を一度拡散板に通すことにより測定光に含まれる光束の伝播角度の分布を拡げ、光ファイバに入射する際のビーム径を集光レンズ系の焦点距離によって制御しているから、集光レンズ系で集光させて測定光を光ファイバに入射させる際に、測定光が絞られすぎることを防止することができる。これにより、局所的なエネルギーがコアの損傷閾値エネルギーを超えることによる光ファイバの端面におけるコアの損傷を防止することができる。この結果、光ファイバを用いて測定光を導光して実施する光音響計測において、光ファイバの端面損傷を抑制しながら高エネルギーの測定光を導光することが可能となる。
実施形態の光音響撮像装置の一実施形態の構成を示す概略図である。 図１における画像生成部の構成を示すブロック図である。 拡散板、集光レンズ系および光ファイバケーブルからなる光学系の実施形態の構成を示す概略断面図である。 拡散板、集光レンズ系および光ファイバケーブルからなる光学系の実施形態の他の構成を示す概略断面図である。 耐光エネルギー構造を端部に有する光ファイバケーブルの実施形態を示す概略断面図である。 耐光エネルギー構造を端部に有する光ファイバケーブルの他の実施形態を示す概略断面図である。 耐光エネルギー構造を端部に有する光ファイバケーブルの他の実施形態を示す概略断面図である。 拡散板で拡散したレーザ光を集光レンズ系で集光した場合におけるレンズ焦点位置でのビームのエネルギープロファイルを示す図である。 拡散板を使用せずレーザ光を集光レンズ系で集光した場合におけるレンズ焦点位置でのビームのエネルギープロファイルを示す図である。 進行方向と集光レンズ系の光軸との成す角度が分布を持つレーザ光束が当該集光レンズ系に集光された場合における、集光範囲の直径およびビーム径の相関性を示すグラフである。 拡散板および集光レンズ系の条件を変えた実験により、レンズ焦点位置でのビーム径と光ファイバのコアの損傷閾値エネルギーとの関係を示すグラフである。 本発明の内視鏡の実施形態の構成を示す概略図である。 本発明の内視鏡の挿入部の先端の構成を示す概略図である。 分岐されたレーザ光の光路ごとに拡散板、集光レンズ系および光ファイバケーブルからなる光学系を配置する場合の実施形態の構成を示す概略断面図である。 分岐されたレーザ光の光路ごとに集光レンズ系および光ファイバケーブルからなる光学系を配置する場合の実施形態の構成を示す概略断面図である。 複数のレンズ部を備えたレンズアレイを用い、分岐されたレーザ光の光路ごとに光ファイバケーブルを配置する場合の実施形態の構成を示す概略断面図である。 マイクロレンズアレイを用いてレーザ光を分岐させ、バンドルファイバを用いて複数の分岐光のそれぞれを導光する場合の実施形態の構成を示す概略断面図である。 本発明のプローブユニットの先端部の構成を示す概略断面図である。 本発明のプローブユニットの先端部の他の構成を示す概略断面図である。
　以下、本発明の実施形態について図面を用いて説明するが、本発明はこれに限られるものではない。なお、視認しやすくするため、図面中の各構成要素の縮尺等は実際のものとは適宜異ならせてある。
「光音響計測装置およびそれに用いられるプローブユニットの実施形態」
　本発明の光音響計測装置１０の実施形態について説明する。なお本実施形態では、光音響計測装置が、光音響信号に基づいて光音響画像を生成する光音響撮像装置である場合について具体的に説明する。図１は、本実施形態における光音響撮像装置１０全体の構成を示す概略図である。図２は、図１の画像生成部２の構成を示すブロック図である。図３および図４はそれぞれ、拡散板１２、集光レンズ系１３および光ファイバケーブル１４からなる本発明の光学系の実施形態の構成を示す概略断面図である。
　本実施形態による光音響撮像装置１０は、特定波長成分を含む測定光Ｌを発生させこの測定光Ｌを被検体７に照射する光送信部１と、この測定光Ｌが被検体７に照射されることにより被検体７内で発生する光音響波Ｕを検出して任意断面の光音響画像データを生成する画像生成部２と、音響信号と電気信号の変換を行う電気音響変換部３と、この光音響画像データを表示する表示部６と、操作者が患者情報や装置の撮影条件を入力するための操作部５と、これら各ユニットを統括的に制御するシステム制御部４とを備えている。
　そして、本実施形態のプローブユニット７０は、電気音響変換部３、拡散板１２、集光レンズ系１３、光ファイバケーブル１４および光照射部１５を備えている。
　光送信部１は、波長の異なる複数の光源を備える光源部１１と、光源部１１から出力されたレーザ光Ｌｏを拡散させる拡散板１２と、拡散板１２により拡散されたレーザ光Ｌｏを集光する集光レンズ系１３と、集光レンズ系１３により集光されたレーザ光Ｌｏを一端から入射させ、このレーザ光Ｌｏを導光する光ファイバケーブル１４と、光ファイバケーブル１４に導光されたレーザ光Ｌｏを測定光Ｌとして被検体７の体表面へ照射する光照射部１５とを備えている。
　光源部１１は、例えば所定の波長の光を発生する１以上の光源を有する。光源として、特定の波長成分又はその成分を含む単色光を発生する半導体レーザ（ＬＤ）、固体レーザ、ガスレーザ等の発光素子を用いることができる。光源部１１は、レーザ光として１～１００ｎｓｅｃのパルス幅を有するパルス光を出力するものであることが好ましい。レーザ光の波長は、計測の対象となる被検体内の物質の光吸収特性によって適宜決定される。生体内のヘモグロビンは、その状態（酸化ヘモグロビン、還元ヘモグロビン、メトヘモグロビン、炭酸ガスヘモグロビン、等）により光学的な吸収特性が異なるが、一般的には６００ｎｍから１０００ｎｍの光を吸収する。したがって、例えば計測対象が生体内のヘモグロビンである場合（つまり、血管を撮像する場合）には、一般的には６００～１０００ｎｍ程度とすることが好ましい。さらに、被検体７の深部まで届くという観点から、上記レーザ光の波長は７００～１０００ｎｍであることが好ましく、近赤外波長域に属する波長（およそ７００～８５０ｎｍ）であることが好ましい。そして、上記レーザ光の出力は、レーザ光と光音響波の伝搬ロス、光音響変換の効率および現状の検出器の検出感度等の観点から、１０μＪ／ｃｍ２～数１０ｍＪ／ｃｍ２であることが好ましい。さらに、パルス光出力の繰り返しは、画像構築速度の観点から、１０Ｈｚ以上であることが好ましい。また、レーザ光は上記パルス光が複数並んだパルス列とすることもできる。
　より具体的には例えば、被検体７のヘモグロビン濃度を測定する場合には、固体レーザの一種であるＮｄ：ＹＡＧレーザ（発光波長：約１０００ｎｍ）や、ガスレーザの一種であるＨｅ-Ｎｅガスレーザ（発光波長：６３３ｎｍ）を用い、１０ｎｓｅｃ程度のパルス幅を有したレーザ光を形成する。また、ＬＤ等の小型発光素子を用いる場合には、ＩｎＧａＡｌＰ（発光波長：５５０～６５０ｎｍ）、ＧａＡｌＡｓ（発光波長：６５０～９００ｎｍ）、ＩｎＧａＡｓもしくはＩｎＧａＡｓＰ（発光波長：９００～２３００ｎｍ）などの材料を用いた素子を使用することができる。また最近では、波長が５５０ｎｍ以下で発光するＩｎＧａＮを用いた発光素子も使用可能になりつつある。更には、波長可変可能な非線形光学結晶を用いたＯＰＯ（Optical Parametrical Oscillators）レーザを用いることもできる。
　拡散板１２は、光源部１１から出力されたレーザ光Ｌｏを拡散させてレーザ光Ｌｏのビーム径を大きくする、つまりレーザ光Ｌｏを一度拡散板に通すことによりレーザ光Ｌｏに含まれる光束の伝播角度の分布を拡げる機能を果たす。これにより、拡散板の発光面がレーザ光Ｌｏの２次光源となるため、集光レンズ系１３によりレーザ光Ｌｏが集光される際、レーザ光Ｌｏが絞られすぎることを防止できる。本発明の拡散板１２はレンズ拡散板であることが好ましい。例えば本実施形態における拡散板１２は、微小な凸レンズが基板の片面１２ｓにランダムに配置されたレンズ拡散板であるホログラフィックディフューザであり、その拡散角は０．２～２．０°であることが好ましく、０．４～１．０°であることがより好ましい。拡散効率が高いためである。このようなホログラフィックディフューザとしては、例えば、Ｅｄｍｕｎｄｓ社製（型番：４８５１３－Ｌ、材質：石英、拡散角：０．５°、透過効率：９３％）を使用することができる。
　また、レンズ拡散板は、微小な凹レンズが基板の片面にランダムに配置されたレンズ拡散板でも良い。このような微小な凹レンズが配置されたレンズ拡散板としては、例えば、ＲＰＣ　Ｐｈｏｔｏｎｉｃｓ社製（型番：ＥＤＣ－０．５－Ａ、拡散角：０．５°)を使用することもできる。さらに、本発明の拡散板１２はレンズ拡散板に限られない。本発明に適用可能なレンズ拡散板以外の拡散板としては、例えば、ガラス基板の片面を擦りガラス（砂面）にすることでつや消し効果を利用したフロスト型の拡散板、およびガラス内に乳白色の光拡散物質を分散することで拡散特性を利用したオパールガラスの拡散板等の光散乱を利用した拡散板が挙げられる。
　拡散板１２は、図３に示されるように、保持部４０ａによって集光レンズ系１３および光ファイバケーブル１４と一体化して保持されるように構成してもよい。この場合、拡散板１２および集光レンズ系１３の位置関係の調整が不要となり、光学系を小型化することができる。拡散板１２は、集光レンズ系１３に対して光学系の上流側かつ集光レンズ系１３の中心から焦点距離の３倍の範囲内に配置されることが好ましい。
　集光レンズ系１３は、光ファイバケーブル１４中の光ファイバ４１のコア４１ａにレーザ光Ｌｏを導光するためのものである。集光レンズ系１３の焦点距離（光ファイバケーブル１４側の主点と焦点との距離）は、４～４０ｍｍであることが好ましく、８～２５ｍｍであることがより好ましい。光学系の小型化が可能であり、コアが石英からなりクラッドがフッ素ドープ石英からなる一般的な光ファイバの開口数ＮＡ（最大で０．２２程度）に焦点距離を整合させるためである。また、集光レンズ系１３は、複数のレンズから構成される結合系レンズとすることもできる。集光レンズ系１３が結合系レンズである場合には、集光レンズ系１３の焦点距離とは、当該結合系レンズの合成焦点距離をいう。集光レンズ系１３は、図３に示されるように保持部４０ａによって拡散板１２および光ファイバケーブル１４と一体化して保持されるように構成してもよく、図４に示されるように保持部４０ｂによって光ファイバケーブル１４のみと一体化して保持されるように構成してもよい。
　光ファイバケーブル１４は、集光レンズ系１３により集光されたレーザ光Ｌｏを光照射部１５に導光するものである。本明細書では、光ファイバケーブルとは、コア／クラッド構造の光ファイバ４１、並びに、その周囲を構成するフェルール、接着剤および被膜（シース）等の被覆部材４２を含む意味である。さらに本発明においては、光ファイバケーブル１４は、少なくとも端部に耐光エネルギー構造を有する。本明細書において、「耐光エネルギー構造」とは、レーザ光のエネルギーによる損傷を抑制するための構造を意味する。
　光ファイバケーブル１４は、光ファイバ４１の入射端が集光レンズ系１３の焦点に位置するように位置調整される。光ファイバケーブル１４の位置の微調整を可能にするため、光ファイバケーブル１４をその光軸方向に移動せしめる光ファイバケーブル位置調整部を有するように構成することもできる。
　また、図３に示されるように保持部４０ａによって拡散板１２、集光レンズ系１３および光ファイバケーブル１４が一体化して保持される場合、または図４に示されるように保持部４０ｂによって集光レンズ系１３および光ファイバケーブル１４が一体化して保持される場合には、光ファイバケーブル１４の入射端面が集光レンズ系１３の焦点位置に容易に固定されるように、光ファイバケーブル１４はネジ構造等の着脱を可能にする構造によって保持部４０ａまたは４０ｂに固定されることが好ましい。図３および図４では、保持部４０ａおよび４０ｂの接合部１００ａ、並びに、光ファイバケーブル１４の接続部１００ｂのそれぞれが互いに相補的なネジ構造を有することにより、光ファイバケーブル１４が保持部４０ａおよび４０ｂに着脱可能に固定されている。このように、光ファイバケーブル１４を例えばネジ構造によって保持部４０ａまたは４０ｂに固定した場合、光ファイバケーブル位置調整部が不要となるため光学系を小型化することができる。また、保持部４０ａおよび４０ｂからネジをはずすだけで容易に光ファイバケーブル１４を交換することができるため、損傷した光ファイバケーブル１４を交換する際に、集光レンズ系１３および光ファイバケーブル１４の再度の位置合わせが不要となりメンテナンス性が向上する。集光レンズ系１３および光ファイバケーブル１４の位置関係が固定されるようネジ部を介して一体化するためには、例えば、Ｔｈｏｒｌａｂｓ社製の非球面レンズファイバコリメータパッケージ（型番：Ｆ２８０ＳＭＡ－ＡまたはＦ２８０ＳＭＡ－Ｂ、焦点距離：１８．４ｍｍ）等を使用することができる。また、Ｔｈｏｒｌａｂｓ社製の非球面レンズファイバコリメータパッケージのシリーズでは、約４ｍｍから１８．４ｍｍまでの焦点距離を有する製品が揃えられているため、目的に合わせて適宜選択することが可能である。
　具体的には、耐光エネルギー構造を有する光ファイバケーブル１４としては、クラッド４１ｂの損傷閾値エネルギー密度（レーザ光のエネルギーによりその構造が損傷し始める単位面積当たりのエネルギーの大きさ）がコア４１ａの損傷閾値エネルギー密度と同程度である光ファイバ４１(例えばコアが石英から構成され、クラッドがフッ素ドープ石英から構成される光ファイバ等)とクラッド４１ｂの端面近傍の側面が露出するように当該光ファイバ４１を被覆するフェルール４２ａとを備えた光ファイバケーブル１４（図５）、端面近傍のクラッドが除去されてコアの端面近傍の側面が露出している光ファイバとコアの端面近傍の側面が露出するように当該光ファイバを被覆するフェルールとを備えた光ファイバケーブル、および、損傷閾値エネルギー密度がコア４１ａの損傷閾値エネルギー密度と同程度である材料（石英等）から構成された部材４３ａが端部に接続された構造（エンドキャップ構造)を有する光ファイバ４１と当該部材４３ａの側面が露出するように当該光ファイバ４１を被覆するフェルール４２ａとを備えた光ファイバケーブル１４（図６）等、いわゆるエアギャップ４３を有するエアギャップ光ファイバケーブルを使用することができる。
　さらに、耐光エネルギー構造を有する光ファイバケーブル１４としては、コア４１ａ／クラッド４１ｂ構造の光ファイバ４１と、当該光ファイバを被覆するフェルール４２ｂであって損傷閾値エネルギー密度がコア４１ａの損傷閾値エネルギー密度と同等以上である材料（石英、ジルコニア、サファイヤ等）から構成されたフェルール４２ｂとを備え、光ファイバ４１の側面とフェルール４２ｂの内周面とが端面近傍以外の部分で接着剤により固定された光ファイバケーブル１４（図７）を使用することもできる。図７に示された光ファイバケーブル１４において、「端面近傍」とは、光エネルギーによる接着剤の損傷および接着固定の強度の観点から、１～３ｍｍであることが好ましい。
　なお、図５から７に示された光ファイバケーブル１４において、光ファイバ４１とフェルール４２ａまたは４２ｂとは接着剤４１ｃで互いに固定される。
　本実施形態では、例として光ファイバケーブル１４は、前述した図５に示された光ファイバケーブルである。
　光ファイバケーブル１４中の光ファイバ４１のコア径は１００～６００μｍであることが好ましく、２００～４００μｍであることがより好ましい。また、光ファイバケーブル１４がその端面の近傍におけるコア４１ａ又はクラッド４１ｂの側面が露出する構造のエアギャップ光ファイバケーブルである場合には、コア４１ａ又はクラッド４１ｂが露出する範囲は、その末端から１～３ｍｍであることが好ましい。１ｍｍ以上としたのは、コアの外側に外れた光のエネルギー密度が低下してコア４１ａ又はクラッド４１ｂの周囲の材料に吸収されるエネルギーが当該材料の損傷閾値エネルギー未満となるように、光ファイバケーブル１４の末端からコア４１ａ又はクラッド４１ｂの周囲の材料までの距離をとる必要があるためである。また、３ｍｍ以下としたのは、光ファイバケーブル１４の端面の光入射面を研磨する際に撓んで折れる等による損傷が生じないようにするためである。光ファイバケーブル１４中の光ファイバ４１は、特に限定されないが石英ファイバであることが好ましい。エアギャップ光ファイバケーブルは、例えば市販のエアギャップフェルールに石英ファイバを挿入し接着固定後、端面を研磨することにより製作できる。
　本発明において、集光レンズ系１３は、レーザ光Ｌｏの最小ビーム径が光ファイバ４１のコア径の１／２以上となるように、レーザ光Ｌｏを集光するものであり、光ファイバケーブル１４は、レーザ光Ｌｏのビーム径が光ファイバ４１のコア径の１／２以上である状態でレーザ光Ｌｏを入射させるように配置されたものであることが好ましい。具体的には、拡散板１２に入射する前におけるレーザ光Ｌｏの拡がり角φ、拡散板１２の拡散角θ、集光レンズ系１３の焦点距離ｆおよび光ファイバ４１のコア径ｄが下記式（１）を満たすことが好ましい。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
　ビーム径が光ファイバ４１のコア径の１／２以上としたのは、ビーム径が絞られることによりエネルギーが集中して光ファイバ４１のコア４１ａが損傷すること（コア損傷モード）を抑制するためである。また、ビーム径が光ファイバ４１のコア径の１／２以上とする範囲において、端部に耐光エネルギー構造を有する光ファイバ１４を使用する利点が大きくなるためでもある。
　図８は拡散板で拡散したレーザ光を集光レンズ系で集光した場合におけるレンズ焦点位置でのビームのエネルギープロファイルを示す図であり、図９は、拡散板を使用せずレーザ光を集光レンズ系で集光した場合におけるレンズ焦点位置でのビームのエネルギープロファイルを示す図である。通常、レーザ光源から出力されたときのレーザ光の拡がり角φは小さい（大きくても０．１５°程度）ため、集光されたレーザ光は光ファイバの入射端で小さく絞られてしまう。この結果、光ファイバの入射端でレーザ光のエネルギーが集中してしまい、光ファイバの端面におけるコアの損傷が生じる。そこで、本発明では、拡散板１２でレーザ光Ｌｏを拡散することにより、レーザ光Ｌｏのレンズ焦点位置でのビーム径を制御する。
　本発明ではビーム径の制御方法として、集光レンズ系の光軸との成す角度がαとなる方向に進行する平行光が焦点距離ｆの当該集光レンズ系に入射した場合、当該平行光が集光される集光点の位置がその集光レンズ系の焦点の位置からずれてその集光点とその焦点との距離がｆｔａｎαで近似することができる原理を利用している。
　したがって、集光レンズ系に入射するレーザ光束の進行方向と集光レンズ系の光軸との成す角度が分布を持つ場合には、それぞれの角度に対応した位置にレーザ光束が集光されるため、それぞれの角度に対応した集光点を重ね合わせたレーザ光全体の集光範囲は大きくなる。集光レンズ系の上流側に拡散板を配置した場合には、拡散板入射前におよそφ／２以内であったレーザ光束の上記角度分布は、拡散板透過後には半角でおよそ√（（φ／２）＾２＋（θ／２）＾２）以内に拡がるため、これに対応してその後集光レンズ系により集光されたレーザ光全体の集光範囲はさらに大きくなる。
　そして、集光範囲のうちレーザ光のエネルギーのおよそ８６．５％が含まれる１／ｅ２径をビーム径としたことを考慮すると、集光範囲の直径２ｆ・ｔａｎ（√（（φ／２）＾２＋（θ／２）＾２））およびビーム径Ｄは互いに一定の相関性を有することが推定される。
　図１０は、進行方向と集光レンズの光軸との成す角度が分布を持つレーザ光束が当該集光レンズに集光された場合における、集光範囲の直径２ｆ・ｔａｎ（√（（φ／２）＾２＋（θ／２）＾２））および実験的に得られた実際のビーム径Ｄの相関性を示すグラフである。より具体的にはこのグラフは、所定の拡散角θを有する拡散板に波長が５３２ｎｍ、パルス幅が３．５ｎｓ、拡散板に入射する際のビーム径が３．５ｍｍ、拡がり角φが０．１３°のレーザ光を入射させた後、所定の焦点距離ｆを有する集光レンズにより当該レーザ光を集光した場合における集光範囲をビームプロファイラ（Ｃｏｈｅｒｅｎｔ社製のＬａｓｅｒＣａｍ－ＨＲ）で測定した実験結果である。グラフ中の３点の丸形のプロットは、焦点距離ｆが４０ｍｍである集光レンズと拡散板との組み合わせからなる光学系で測定した結果であり、拡散板の拡散角θは左下のプロットからそれぞれ０（つまり拡散板なし）、０．６５、および０．９５°である。また、グラフ中の５点の菱形のプロットは、焦点距離ｆが２５ｍｍである集光レンズと拡散板との組み合わせからなる光学系で測定した結果であり、拡散板の拡散角θは左下のプロットからそれぞれ０、０．６５、０．９５、１．１５および１．３５°である。また、グラフ中の３点の四角形のプロットは、焦点距離ｆが１８．３ｍｍである集光レンズと拡散板との組み合わせからなる光学系で測定した結果であり、拡散板の拡散角θは左下のプロットからそれぞれ０、０．６５および１．８０°である。また、グラフ中６点の三角形のプロットは、焦点距離ｆが１５．３ｍｍである集光レンズと拡散板との組み合わせからなる光学系で測定した結果であり、拡散板の拡散角θは左下のプロットからそれぞれ０、０．６５、０．９５、１．１５、１．３５および１．８０°である。
　図１０からビーム径Ｄは集光範囲の直径に対して一次関数の関係にあることがわかる。そして、グラフ中の一次関数の傾きはおよそ２．４／２であった。したがって、ビーム径Ｄは下記式（２）で表すことができる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000003
　つまり、所定のレーザ光について、上記実験に用いた焦点距離および拡散角に限らず、焦点距離ｆおよび拡散角θを適当に設定することにより、任意のビーム径Ｄを作ることが可能であると言える。
　本発明では、上記の関係を用いてレーザ光Ｌｏのビーム径Ｄを制御することにより、光ファイバケーブル１４中の光ファイバ４１のコア４１ａの損傷閾値エネルギー密度を越えないように高エネルギーのレーザ光Ｌｏを光ファイバケーブル１４によって導光することが可能となる。
　なお本発明においては、レーザ光Ｌｏのビーム径Ｄがコア径の値に近くなった際に生じる光ファイバケーブル１４の端面におけるコア周囲の損傷（周囲損傷モード）が生じないため、光ファイバケーブル１４の端面損傷を抑制するという観点からは、ビーム径Ｄの上限値は特に限定されない。光ファイバケーブル１４の端部における周囲損傷モードとは、例えば樹脂製のクラッド、金属フェルールの端面、クラッド外表と金属フェルールとを接着する接着剤、および光ファイバの最外表を構成する被膜（シース）等が損傷することを意味する。
　図１１は、拡散板および集光レンズの条件を変えた実験により、レンズ焦点位置でのビーム径と本実施形態の光ファイバケーブル１４または通常の光ファイバケーブルの損傷閾値エネルギーとの関係を示すグラフである。より具体的にはこのグラフは、所定の拡散角θを有する拡散板に波長が５３２ｎｍ、パルス幅が３．５ｎｓ、拡散板に入射する際のビーム径が３．５ｍｍ、拡がり角φが０．１３°のレーザ光を入射させた後、所定の焦点距離ｆを有する集光レンズにより本実施形態の光ファイバケーブル１４または通常の光ファイバケーブルの端面に当該レーザ光を集光し、コア損傷モードまたは周囲損傷モードが生じ始めた時のエネルギーをプロットしたものである。実験においては、上記パルスレーザ光を光ファイバの一方の端面に入射して、他方の端面から出射したパルスレーザ光のエネルギーを測定した。そして、パルスレーザ光の入射エネルギーを入射側端面が損傷するまで増加させながら、出射側で測定されたエネルギーの最大値を損傷閾値エネルギーとした。レンズ焦点位置でのビーム径は、拡散角θが０．６５または１．８°の拡散板、および焦点距離ｆが１１．０、１５．３、１８．３または２５．０ｍｍの集光レンズを適宜組み合わせて調整した。図１１において、実線は、石英コアの損傷閾値エネルギー密度から想定される光ファイバ端面の損傷閾値エネルギーを示す。また点線は、直径が４００μｍの石英コアおよび厚さが４４０μｍのフッ素ドープ石英クラッドを有するエアギャップ光ファイバケーブル（図５）の損傷閾値エネルギーを示す。また一点鎖線は、直径が４００μｍの石英コアを有する通常の（つまり端部のクラッドの側面が露出しておらず、接着剤およびステンレス製のフェルールが端部の周囲にまで存在する）光ファイバケーブルの損傷閾値エネルギーを示す。
　このグラフにおける損傷閾値エネルギーの挙動は、通常の光ファイバケーブルの損傷のモードは、コア径の１／２程度のビーム径を境にコア損傷モードから周囲損傷モードへと切り替わるのに対し、エアギャップ光ファイバケーブルの損傷モードは、コア径の１／２程度のビーム径においても周辺損傷モードに切り替わらず、より大きなビーム径までコア損傷モードが支配的であることを示している。これは、通常の光ファイバケーブルでは、石英等からなるコアに比べ、上記のような周囲の部材のレーザ光Ｌｏに対する耐久性が低いためである。
　しかしながら、効率よくレーザ光Ｌｏを光ファイバケーブル１４中の光ファイバ４１のコア４１ａに入射させる観点から、ビーム径Ｄの上限値は当該コア４１ａのコア径以下であることが当然好ましい。
　また、拡散板を介さずに光ファイバケーブルにレーザ光を集光する従来の方法では、ビーム径の制御範囲が最大で９０μｍ程度に限定されるため、光ファイバケーブルの光エネルギーに対する耐久性の有無に関わらず伝送可能なエネルギー量は約１ｍＪが限界である。また、拡散板および集光レンズ系の組み合わせによりビーム径を制御した場合であっても、通常の光ファイバケーブルにレーザ光を集光する場合には、図１１に示されるように最大で約１２ｍＪのエネルギー量を伝送することが限界であり、周囲損傷モードが生じるためビーム径を１５０μｍ以上に拡大制御してもこれ以上伝送可能なエネルギー量は増加しない。しかし、図８のビームプロファイルおよび図１１のグラフから分かるように、拡散板１２および集光レンズ系１３の組み合わせによりビーム径Ｄを制御すると同時に耐光エネルギー構造を有する光ファイバケーブル１４にレーザ光Ｌｏを集光する本発明においては、ビーム径Ｄを拡大制御するほどより大きなエネルギー量を伝送することができ、例えばビーム径Ｄをコア径と同程度とした場合には約２１ｍＪ程度までのエネルギー量を伝送することが可能となる。これにより、本発明によれば伝送可能なエネルギー量を飛躍的に増大させることができる。
　光照射部１５は、本実施形態では光ファイバケーブル１４中の光ファイバ４１の出射端面から構成される。光照射部１５を構成する光ファイバ４１の出射端面は、例えば電気音響変換部３の近傍に配置される。また、電気音響変換部３を構成する複数の変換素子５４が透明材料である場合には、光照射部１５は変換素子５４の上方から変換素子全体を照射できるように配置してもよい。
　電気音響変換部３は、例えば１次元状或いは２次元状に配列された微小な複数の変換素子５４から構成される。変換素子５４は、例えば、圧電セラミクス、またはポリフッ化ビニリデン（ＰＶＤＦ）のような高分子フィルムから構成される圧電素子である。電気音響変換部３は、光照射部１５からの光の照射により被検体７内に発生する光音響波Ｕを受信する。この変換素子５４は、受信時において光音響波Ｕを電気信号に変換する機能を有している。電気音響変換部３は、小型、軽量に構成されており、多チャンネルケーブルによって後述する受信部２２に接続される。この電気音響変換部３は、セクタ走査対応、リニア走査対応、コンベックス走査対応等の中から診断部位に応じて選択される。電気音響変換部３は、光音響波Ｕを効率よく伝達するために音響整合層を備えてもよい。一般に圧電素子材料と生体では音響インピーダンスが大きく異なるため、圧電素子材料と生体が直接接した場合には、界面での反射が大きくなり光音響波Ｕは効率よく伝達することができない。このため、圧電素子材料と生体の間に中間的な音響インピーダンスを有する音響整合層が配置されることにより、光音響波Ｕは効率よく伝達することができる。音響整合層を構成する材料の例としては、エポキシ樹脂や石英ガラスなどが挙げられる。
　光音響撮像装置１０の画像生成部２は、電気音響変換部３を構成する複数の変換素子５４を選択駆動するとともに、また電気音響変換部３からの電気信号に所定の遅延時間を与え、整相加算を行うことにより受信信号を生成する受信部２２と、変換素子５４の選択駆動や受信部２２の遅延時間を制御する走査制御部２４と、受信部２２から得られる受信信号に対して各種の処理を行う信号処理部２５とを備えている。画像生成部２は、本発明における信号計測部としての音響画像生成部に相当する。
　受信部２２は、図２に示すように、電子スイッチ５３と、プリアンプ５５と、受信遅延回路５６と、加算器５７とを備えている。
　電子スイッチ５３は、光音響走査における光音響波の受信に際して、連続して隣接する所定数の変換素子５４を選択する。例えば、電気音響変換部３がアレイ型の１９２個の変換素子ＣＨ１～ＣＨ１９２から構成される場合、このようなアレイ型変換素子は、電子スイッチ５３によってエリア０（ＣＨ１～ＣＨ６４までの変換素子の領域）、エリア１（ＣＨ６５～ＣＨ１２８までの変換素子の領域）およびエリア２（ＣＨ１２９～ＣＨ１９２までの変換素子の領域）の３つの領域に分割されて取り扱われる。このようにＮ個の変換素子から構成されるアレイ型変換素子をｎ（ｎ＜Ｎ）個の隣接する振動子のまとまり（エリア）として取り扱い、このエリアごとにイメージング作業を実施した場合には、すべてのチャンネルの変換素子にプリアンプやＡ／Ｄ変換ボードを接続する必要がなくなり、プローブユニット７０の構造を簡素化できコストの増大を防ぐことができる。
　プリアンプ５５は、上記のように選択された変換素子５４によって受信された微小な電気信号を増幅し、充分なＳ／Ｎを確保する。
　受信遅延回路５６は、電子スイッチ５３によって選択された変換素子５４から得られる光音響波Ｕの電気信号に対して、所定の方向からの光音響波Ｕの位相を一致させて収束受信ビームを形成するための遅延時間を与える。
　加算器５７は、受信遅延回路５６により遅延された複数チャンネルの電気信号を加算することによって１つの受信信号にまとめる。この加算によって所定の深さからの音響信号は整相加算され、受信収束点が設定される。
　走査制御部２４は、ビーム集束制御回路６７と変換素子選択制御回路６８とを備える。変換素子選択制御回路６８は、電子スイッチ５３によって選択される受信時の所定数の変換素子５４の位置情報を電子スイッチ５３に供給する。一方、ビーム集束制御回路６７は、所定数個の変換素子５４が形成する受信収束点を形成するための遅延時間情報を受信遅延回路５６に供給する。
　信号処理部２５は、フィルタ６６と、信号処理器５９と、Ａ／Ｄ変換器６０と、画像データメモリ６２とを備えている。受信部２２の加算器５７から出力された電気信号は、信号処理部２５のフィルタ６６において不要なノイズを除去した後、信号処理器５９にて受信信号の振幅を対数変換し、弱い信号を相対的に強調する。一般に、被検体７からの受信信号は、８０ｄＢ以上の広いダイナミックレンジをもった振幅を有しており、これを２３ｄＢ程度のダイナミックレンジをもつ通常のモニタに表示するためには弱い信号を強調する振幅圧縮が必要となる。なお、フィルタ６６は、帯域通過特性を有し、受信信号における基本波を抽出するモードと高調波成分を抽出するモードを有している。また、信号処理器５９は、対数変換された受信信号に対して包絡線検波を行う。そして、Ａ／Ｄ変換器６０は、この信号処理器５９の出力信号をＡ／Ｄ変換し、１ライン分の光音響画像データを形成する。この１ライン分の光音響画像データは、画像データメモリ６２に保存される。
　画像データメモリ６２は、前述のように生成された１ライン分の光音響画像データを順次保存する記憶回路である。システム制御部４は、画像データメモリ６２に保存されたある断面についての１ライン分のデータであって１フレームの光音響画像を生成するのに必要なデータを読み出す。システム制御部４は、空間的に補間しながらそれら１ライン分のデータを合成して当該断面の１フレーム分の光音響画像データを生成する。そして、システム制御部４は、この１フレーム分の光音響画像データを画像データメモリ６２に保存する。
　表示部６は、表示用画像メモリ６３と、光音響画像データ変換器６４と、モニタ６５を備えている。表示用画像メモリ６３は、モニタ６５に表示する１フレーム分の光音響画像データを画像データメモリ６２から読み出し、それを一時的に保存するバッファメモリである。光音響画像データ変換器６４は、表示用画像メモリ６３に保存された１フレーム分の光音響画像データに対してＤ／Ａ変換とテレビフォーマット変換を行い、その出力はモニタ６５において表示される。
　操作部５は、操作パネル上にキーボード、トラックボール、マウス等を備え、装置操作者が患者情報、装置の撮影条件、表示断面など必要な情報を入力するために用いられる。
　システム制御部４は、図示しないＣＰＵと図示しない記憶回路を備え、操作部５からのコマンド信号に従って光送信部１、画像生成部２、表示部６などの各ユニットの制御やシステム全体の制御を統括して行う。特に、内部のＣＰＵには、操作部５を介して送られる操作者の入力コマンド信号が保存される。
　以上より、本実施形態に係る光音響計測装置およびそれに用いられるプローブユニットは、特に、測定光（レーザ光）を一度拡散板に通すことにより測定光に含まれる光束の伝播角度の分布を拡げ、光ファイバに入射する際のビーム径を集光レンズ系の焦点距離によって制御しているから、集光レンズ系で集光させて測定光を光ファイバに入射させる際に、測定光が絞られすぎることを防止することができる。これにより、局所的なエネルギーがコアの損傷閾値エネルギーを超えることによるコア損傷モードを防止することができる。この結果、光ファイバを用いて測定光を導光して実施する光音響計測において、光ファイバの端面損傷を抑制しながら高エネルギーの測定光を導光することが可能となる。
　さらに、本発明では、光ファイバケーブルが集光レンズ系側の端部に耐光エネルギー構造を有するから、測定光のエネルギーに対する光ファイバケーブルの端部における耐久性自体も向上する。これにより、測定光のビーム径がコア径の値に近くなった際に生じる周囲損傷モードを防止することもできる。
　その結果として、さらに高エネルギーの測定光が伝送可能となる、つまり１本の光ファイバケーブルでより多くのエネルギーが伝送可能となり、より強い光音響信号が得られる。この場合、例えば光音響撮像装置において、高画質の光音響画像を撮像することが可能となる。また、測定光の伝送ケーブルの小型化および軽量化が可能となり、光音響計測装置の操作性が向上する。
「内視鏡の実施形態」
　本発明のプローブユニットは内視鏡に適用することも可能である。図１２は本実施形態の内視鏡の構成を示す概略図であり、図１３は本実施形態の内視鏡の挿入部の先端の構成を示す概略図である。
　本実施形態の内視鏡８は、図１２に示すように、挿入部８１、操作部８２、接続コード８３およびユニバーサルコード８４から構成される。本実施形態において、光ファイバケーブル１４が、挿入部８１、操作部８２およびユニバーサルコード８４に亘って通されており、ユニバーサルコード８４の上流側の接続部８４ａで例えば図３のように拡散板１２、集光レンズ系１３および光ファイバケーブル１４が一体化して保持されるように構成されている。
　内視鏡８の挿入部８１は、患者の体内に挿入することができるように細長い可撓性の管状となっている。操作部８２は、挿入部８１の基端に設けられており、接続コード８３を介して図示しない光音響計測装置本体に接続され、ユニバーサルコード８４を介して図示しない光源装置及び光学観測装置に接続されている。
　内視鏡８の挿入部８１の先端部８５には、コンベックス型の超音波トランスデューサアレイ８５ａが設けられている。また挿入部８１の先端部８５では、光ファイバケーブル１４が必要に応じて分岐され、分岐された光ファイバケーブル１４によるレーザ光の照射範囲が超音波トランスデューサアレイ８５ａによる超音波の受信範囲と重なるように、分岐された光ファイバケーブル１４の端部が配置されている。超音波トランスデューサアレイ８５ａは、レーザ光の照射に起因して生じる光音響波を受信して複数の受信信号を光音響計測装置本体の受信回路に出力する。また、内視鏡８の挿入部８１の先端部８５には、操作部８２に設けられた処置具挿入口８２ａから挿入された穿刺針８５ｂが突出される孔が形成されている。
　超音波トランスデューサアレイ８５ａは、図１３に示すように、半円周状に並べられた第１～第１２の超音波トランスデューサＴＡ１～ＴＡ１２を有する。
　以上より、本実施形態に係る内視鏡は、本実施形態のプローブユニットを備えているから、本実施形態のプローブユニットについて説明した効果と同様の効果を奏する。
「光音響計測装置および内視鏡に用いられるプローブユニットの設計変更」
　光音響計測装置および内視鏡に用いられる本発明のプローブユニットは、上記で説明した実施形態に限定されるものではない。
　例えば光音響計測装置および内視鏡に用いられる本発明のプローブユニットにおいては、操作性の観点から光伝送ケーブル部分の可撓性が求められるため、コア径が１００～６００μｍのより細い光ファイバケーブルを用いることが好ましい。したがって、これらの光ファイバケーブルのコアに入射させるビーム径は５０～６００μｍであることが求められる。このような範囲でビーム径を制御するためには、上記式（２）を用いてレーザ光の拡がり角と、拡散板の拡散角と、集光レンズ系の焦点距離とを適宜調整して決定すればよい。
　例えば光音響計測装置および内視鏡に用いられる本発明のプローブユニットにおいては、使用施設内において移動させて用いることが想定される観点から可搬性が求められるため、光学系はより小型化されることが好ましい。そのためには、４～４０ｍｍの比較的短い焦点距離を有する集光レンズ系を用いて上記式（２）に基づき拡散板の拡散角を決定すればよい。
　例えば光音響計測装置および内視鏡に用いられる本発明のプローブユニットにおいては、複数のレーザ光源を用いる場合には拡散板へ入射する際のビーム径が光源ごとに異なる場合も生じうる。拡散板がホログラフィック拡散板である場合に十分な拡散効果を得るためにはより大きなビーム径が必要であるが、この場合には最も小さいビーム径の光源で拡散効果が得られるように拡散角を０．２～２．０°の範囲で調整することが好ましい。
　例えば光音響計測装置および内視鏡に用いられる本発明のプローブユニットは、図１４に示されるように、レーザ光Ｌｏを分岐させる分岐部４５、４６を備え、拡散板１２、集光レンズ系１３および光ファイバケーブル１４は、分岐したレーザ光Ｌｏの光路ごとに保持部４０ａで一体化されて配置されるように構成することができる。分岐部は、複数のビームスプリッタ４５および複数のミラー４６の組み合わせから構成される。分岐本数は、ビームスプリッタ４５およびミラー４６の組み合わせにより調整することができる。また分岐本数は、特に限定されないが、効果的にレーザ光Ｌｏのエネルギーを分散させる観点から、４本以上に分岐せしめることが好ましい。これにより、複数の光ファイバケーブル１４でレーザ光Ｌｏを導光するため、より多くのエネルギーが伝送可能となる。
　また、例えば本発明の光音響計測装置および内視鏡に用いられる本発明のプローブユニットは、図１５に示されるように、レーザ光Ｌｏを分岐させる分岐部４５、４６を備え、拡散板１２は、分岐したレーザ光Ｌｏのそれぞれを１つの当該拡散板１２で拡散させるように配置され、集光レンズ系１３および光ファイバケーブル１４は、分岐したレーザ光Ｌｏの光路ごとに保持部４０ｃで一体化されて配置されるように構成することができる。
　分岐部は、複数のビームスプリッタ４５および複数のミラー４６の組み合わせから構成される。分岐本数は、ビームスプリッタ４５およびミラー４６の組み合わせにより調整することができる。また分岐本数は、特に限定されないが、効果的にレーザ光Ｌｏのエネルギーを分散させる観点から、４本以上に分岐せしめることが好ましい。これにより、上記と同様に、複数の光ファイバケーブル１４でレーザ光Ｌｏを導光するため、より多くのエネルギーが伝送可能となる。さらに、使用する拡散板１２が１つで済むためコストを削減することが可能となり、光学系が鏡筒に一体的に収めることができるためよりプローブユニットを小型化することが可能となる。
　また、例えば本発明の光音響計測装置および内視鏡に用いられる本発明のプローブユニットは、図１６に示されるように、集光レンズ系がレンズアレイ４７であり、耐光エネルギー構造を有する光ファイバケーブル１４が複数存在し、複数の光ファイバケーブル１４中の複数の光ファイバ４１の端面であってレンズアレイ４７側の端面のそれぞれが、レンズアレイ４７を構成するレンズ部４７ａにそれぞれ対応して配列するように、拡散板１２、レンズアレイ４７および複数の光ファイバケーブル１４が保持部４０ｄで一体化された構成とすることができる。
　この場合、図１６ではビームスプリッタ４５および複数のミラー４６の組み合わせから構成される分岐部によりレーザ光Ｌｏが分岐する様子を示しているが、レンズアレイ４７によってレーザ光Ｌｏが分岐する構成としてもよい。このような場合には、レンズアレイ４７は、本発明における集光レンズ系および分岐部として機能することとなり、拡散板１２により拡散されたレーザ光Ｌｏは、レンズアレイ４７を構成するレンズ部４７ａによって分岐される。レンズアレイ４７でレーザ光Ｌｏを分岐させる場合、分岐本数はレンズアレイ４７の構造により調整することができる。例えば、六角形のレンズを組み合わせたレンズアレイを用いた場合には、レーザ光を７本或いは１９本などに分岐させることができる。
　そして、上記のような分岐機能により分岐されたレーザ光Ｌｏはそれぞれ、レンズアレイ４７を構成するレンズ部４７ａに対応して配列した光ファイバ４１のコアに集光される。これにより、上記と同様に、複数の光ファイバケーブル１４でレーザ光Ｌｏを導光するため、より多くのエネルギーが伝送可能となる。さらに、使用する拡散板１２が１つで済むためコストを削減することが可能となり、光学系が鏡筒に一体的に収めることができるためよりプローブユニットを小型化することが可能となる。
　また、例えば本発明の光音響計測装置および内視鏡に用いられる本発明のプローブユニットは、図１７に示されるように、集光レンズ系がマイクロレンズアレイ４８であり、耐光エネルギー構造を有する光ファイバケーブルが複数の光ファイバ４１を包含するバンドルファイバケーブル４４であり、バンドルファイバケーブル４４中の複数の光ファイバ４１の端面であってマイクロレンズアレイ４８側の端面のそれぞれが、マイクロレンズアレイ４８を構成するマイクロレンズ４８ａにそれぞれ対応して配列するように、拡散板１２、マイクロレンズアレイ４８およびバンドルファイバケーブル４４が保持部４０ｅで一体化された構成とすることができる。
　この場合、マイクロレンズアレイ４８は、本発明における集光レンズ系および分岐部として機能する。拡散板１２により拡散されたレーザ光Ｌｏは、マイクロレンズアレイ４８を構成するマイクロレンズ４８ａによって分岐される。分岐本数は、マイクロレンズアレイ４８の構造により調整することができる。また分岐本数は、特に限定されないが、効果的にレーザ光Ｌｏのエネルギーを分散させる観点から、１６本以上に分岐せしめることが好ましい。
　分岐されたレーザ光Ｌｏはそれぞれ、マイクロレンズアレイ４８を構成するマイクロレンズ４８ａに対応して配列したバンドルファイバケーブル４４中の光ファイバ４１のコアに集光される。これにより、上記と同様に、バンドルファイバケーブル４４中の複数の光ファイバでレーザ光Ｌｏを導光するため、より多くのエネルギーが伝送可能となる。さらに、使用する拡散板１２が１つで済むためコストを削減することが可能となり、光学系が鏡筒に一体的に収めることができるためよりプローブユニットを小型化することが可能となる。さらに、複数の分岐光のそれぞれと複数の光ファイバ４１のそれぞれとの位置合わせが容易になる。さらに、バンドルファイバケーブル４４を使用することができるため、プローブユニットのコード部分に可撓性を持たせることが可能となる。
　また、例えば本発明の光音響計測装置に用いられるプローブユニットは、図１８に示されるように、光照射部１５が複数の光ファイバ４１の下流側の端面であり、この端面が間隔を置いてライン状に配列されたものであるように構成することができる。このように構成することで、プローブユニット先端部７１に複雑な構造の光学系を設ける必要がなく、均一なライン状光源を得ることができる。また、複数の光ファイバ４１のそれぞれから出射するレーザ光の強度を勘案して上記間隔を調整することにより、より均一なライン状光源を得ることができる。例えば、レーザ光の強度が強い場合には上記間隔を広く、弱い場合には狭くする等して調整することが好ましい。
　また、例えば本発明の光音響計測装置に用いられるプローブユニットは、図１９に示されるように、光照射部１５が先太りの形状を有する導光板７２であり、バンドルファイバケーブル４４の下流側の端面が、着脱可能な状態で導光板７２の短辺側の端面に接続されたものであるように構成することができる。例えば図１９では、コネクタ部７３においてバンドルファイバケーブル４４の上記端面と導光板７２の短辺側の端面とが互いに接続されている。このように構成することで、バンドルファイバケーブル４４が破損した場合、バンドルファイバケーブル４４のみを交換することが可能となり、メンテナンス性能が向上する。
　また、音響画像生成部は超音波画像を生成可能な構成にすることもできる。この場合、光音響撮像装置は、上記のような光音響信号の検出に加えて、被検体に対する超音波の出力（送信）、及び送信した超音波に対する被検体からの反射超音波の検出（受信）を行う。超音波の送受信を行う電気音響変換部としては、前述した電気音響変換部３を使用してもよいし、超音波の送受信用に別途プローブユニット７０中に設けられた新たな電気音響変換部を使用してもよい。また、超音波の送受信は分離してもよい。例えばプローブユニット７０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ユニット７０で受信してもよい。
　なお、以上では光音響計測装置が光音響画像や超音波画像を生成する場合について説明したが、このような画像生成は必ずしも必要ではない。例えば光音響計測装置を、光音響信号の大きさに基づいて測定対象の存在の有無や物理量を計測する構成にすることもできる。また、測定光はレーザ光に限られない。

Claims (20)

  1. 　被検体内に測定光を照射する光照射部と、前記測定光の照射により前記被検体内で発生した光音響波を検出して該光音響波を電気信号に変換する電気音響変換部と、前記電気信号に基づいて信号計測を行う信号計測部とを備える光音響計測装置において、
    　光学系の上流側から入射した前記測定光を拡散させる拡散板と、
    　該拡散板により拡散された前記測定光を集光する集光レンズ系と、
    　コア／クラッド構造の光ファイバを包含しかつ前記集光レンズ系側の端部に耐光エネルギー構造を有する光ファイバケーブルであって、前記集光レンズ系により集光された前記測定光を一端から入射させるように配置された前記光ファイバケーブルとを備え、
    　前記光照射部が、該光ファイバケーブルにより導光された前記測定光を照射するものであることを特徴とする光音響計測装置。
  2. 　前記集光レンズ系が、前記測定光の最小ビーム径が前記光ファイバのコア径の１／２以上となるように、前記測定光を集光するものであり、
    　前記光ファイバケーブルが、前記測定光のビーム径が前記光ファイバのコア径の１／２以上である状態で前記測定光を入射させるように配置されたものであることを特徴とする請求項１に記載の光音響計測装置。
  3. 　前記拡散板に入射する際の前記測定光の拡がり角φ、前記拡散板の拡散角θ、前記集光レンズ系の焦点距離ｆおよび前記光ファイバのコア径ｄが下記式（１）を満たすことを特徴とする請求項２に記載の光音響計測装置。
    Figure JPOXMLDOC01-appb-M000004
  4. 　前記集光レンズ系の焦点距離が４～４０ｍｍであることを特徴とする請求項１から３いずれかに記載の光音響計測装置。
  5. 　前記拡散板がホログラフィックディフューザであり、
    　該ホログラフィックディフューザの拡散角が０．２～２．０°であることを特徴とする請求項１から４いずれかに記載の光音響計測装置。
  6. 　前記拡散板が、微小な凹レンズが基板の片面にランダムに配置されたレンズ拡散板であり、
    　該レンズ拡散板の拡散角が０．２～２．０°であることを特徴とする請求項１から４いずれかに記載の光音響計測装置。
  7. 　前記光ファイバのコア径が１００～６００μｍであることを特徴とする請求項１から６いずれかに記載の光音響計測装置。
  8. 　前記光ファイバケーブルが、前記光ファイバの端面近傍の側面が露出するように前記光ファイバを被覆する被覆部材をさらに備えたことを特徴とする請求項１から７いずれかに記載の光音響計測装置。
  9. 　前記光ファイバが、クラッドの損傷閾値エネルギー密度がコアの損傷閾値エネルギー密度と同程度である前記コア／クラッド構造を有するものであり、
    　前記被覆部材が、前記光ファイバの前記クラッドの端面近傍の側面が露出するように前記光ファイバを被覆するものであることを特徴とする請求項８に記載の光音響計測装置。
  10. 　前記光ファイバが、損傷閾値エネルギー密度がコアの損傷閾値エネルギー密度と同程度である材料から構成された部材が端部に接続されたエンドギャップ構造を有するものであり、
    　前記被覆部材が、前記光ファイバの前記部材の端面近傍の側面が露出するように前記光ファイバを被覆するものであることを特徴とする請求項８に記載の光音響計測装置。
  11. 　前記光ファイバケーブルが、前記光ファイバを被覆する被覆部材であって損傷閾値エネルギー密度が前記光ファイバのコアの損傷閾値エネルギー密度と同等以上である材料から構成された前記被覆部材をさらに備え、
    　前記光ファイバの側面と前記被覆部材の内周面とが端面近傍以外の部分で接着剤により固定されたものであることを特徴とする請求項１から７いずれかに記載の光音響計測装置。
  12. 　前記集光レンズ系および前記光ファイバケーブルを一体化して保持する保持部を備えることを特徴とする請求項１から１１いずれかに記載の光音響計測装置。
  13. 　前記保持部が、前記拡散板も含めて一体化して保持するものであることを特徴とする請求項１２に記載の光音響計測装置。
  14. 　前記測定光を分岐させる分岐部を備え、
    　前記拡散板、前記集光レンズ系および前記光ファイバケーブルが、分岐した前記測定光の光路ごとに配置されたことを特徴とする請求項１から１３いずれかに記載の光音響計測装置。
  15. 　前記測定光を分岐させる分岐部を備え、
    　前記拡散板が、１つであり、かつ分岐した前記測定光のうち少なくとも２以上を拡散させるように配置され、
    　前記集光レンズ系および前記光ファイバケーブルが、分岐した前記測定光の光路ごとに配置されたことを特徴とする請求項１から１３いずれかに記載の光音響計測装置。
  16. 　前記集光レンズ系がレンズアレイであり、
    　前記光ファイバケーブルが複数存在し、
    　複数の前記光ファイバケーブル中の複数の前記光ファイバの端面であって前記レンズアレイ側の端面のそれぞれが、該レンズアレイを構成するレンズ部にそれぞれ対応して配列していることを特徴とする請求項１から１３いずれかに記載の光音響計測装置。
  17. 　前記集光レンズ系がマイクロレンズアレイであり、
    　前記光ファイバケーブルが複数の前記光ファイバを包含するバンドルファイバケーブルであり、
    　該バンドルファイバケーブル中の複数の前記光ファイバの端面であって前記マイクロレンズアレイ側の端面のそれぞれが、該マイクロレンズアレイを構成するマイクロレンズにそれぞれ対応して配列していることを特徴とする請求項１から１３いずれかに記載の光音響計測装置。
  18. 　前記測定光が近赤外波長域の光であり、
    　前記拡散板、前記集光レンズ系および前記光ファイバケーブルが、近赤外波長域の光を導光可能な構成であることを特徴とする請求項１から１７いずれかに記載の光音響計測装置。
  19. 　前記信号計測部が、前記光音響波の前記電気信号についての光音響画像を生成する音響画像生成部を含むことを特徴とする請求項１から１８いずれかに記載の光音響計測装置。
  20. 　被検体内に測定光を照射し、該測定光の照射により前記被検体内で発生した光音響波を検出して該光音響波を電気信号に変換し、該電気信号に基づいて信号計測を行う光音響計測装置に用いられるプローブユニットにおいて、
    　被検体内に測定光を照射する光照射部と、
    　前記測定光の照射により前記被検体内で発生した光音響波を検出して該光音響波を電気信号に変換する電気音響変換部と、
    　光学系の上流側から入射した測定光を拡散させる拡散板と、
    　該拡散板により拡散された前記測定光を集光する集光レンズ系と、
    　コア／クラッド構造の光ファイバを包含しかつ前記集光レンズ系側の端部に耐光エネルギー構造を有する光ファイバケーブルであって、前記集光レンズ系により集光された前記測定光を一端から入射させるように配置された前記光ファイバケーブルとを備え、
    　前記光照射部が、該光ファイバケーブルにより導光された前記測定光を照射するものであることを特徴とするプローブユニット。
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