被検体情報分析装置、内視鏡装置及び被検体情報分析方法
【課題】被検体における検査対象部位の光の散乱情報を含む被検体の特性情報を容易に取得するための被検体情報分析装置、内視鏡装置及び被検体情報分析方法を提供する。
【解決手段】超音波発生部２は、所定の超音波送信軸に沿って被検体に超音波を発生し、照明光発生部３は、超音波が伝達される被検体内における検査対象部位に到達するように照明光を発生する。検査対象部位において周波数変調された光を反射光受光部４で受光し、その受光信号から周波数情報抽出部５による周波数情報の抽出、散乱情報抽出部６による検査対象部位に対する光の散乱情報の抽出等を経て、被検体の検査対象部位に対応する被検体の特性情報を生成する。
【解決手段】超音波発生部２は、所定の超音波送信軸に沿って被検体に超音波を発生し、照明光発生部３は、超音波が伝達される被検体内における検査対象部位に到達するように照明光を発生する。検査対象部位において周波数変調された光を反射光受光部４で受光し、その受光信号から周波数情報抽出部５による周波数情報の抽出、散乱情報抽出部６による検査対象部位に対する光の散乱情報の抽出等を経て、被検体の検査対象部位に対応する被検体の特性情報を生成する。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、超音波を利用して被検体を光学的に分析する被検体情報分析装置、内視鏡装置及び被検体情報分析方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
近年、生体の光断層イメージングを実現するものとして、光ＣＴや光コヒーレンス断層影像法（Ｏｐｔｉｃａｌ Ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ：以下ＯＣＴ）、光音響断層影像法等、様々な技術が提案されている。
光ＣＴは生体内部での光散乱の影響が比較的弱い波長域７００ｎｍ〜１２００ｎｍの近赤外光を利用するため、粘膜下数ｃｍまでの生体深部の断層像を得ることができる。
また、干渉を利用したＯＣＴは２ｍｍ程度の深さまでの生体断層イメージを高分解能（μｍ〜十数μｍ）かつ短時間で取得することが可能である。ＯＣＴは眼科領域での網膜疾患診断において既に実用化されている技術であり、その医学的関心度は非常に高い。
【０００３】
光ＣＴは深部の情報は得られるが、空間分解能は数ｍｍ程度と非常に低い。一方、ＯＣＴは生体粘膜下約２ｍｍ以深を観察すること、更に、癌等の腫瘍組織に対して良好な画質を得ることは難しい。
これは、生体深部及び腫瘍組織における、血液の吸収や強い散乱の影響により、光のコヒーレンス性が著しく乱れるためである。
一方、日坂らによる非特許文献１において、超音波と光を生体へ照射し、生体内にてパルス超音波により変調された照射光を検出することにより、粘膜表層以下１ｃｍ程度の吸収の光イメージングを試みた例が報告されている。
また、特許文献１の特開２００５−２２４３９９号公報においても、超音波パルスと光を生体に照射し、生体内にてパルス超音波により変調された照射光を検出することにより、粘膜表層以下の吸収光イメージングを得る装置が開示されている。
【特許文献１】特開２００５−２２４３９９号公報
【特許文献２】特開２０００−１９７６３５号公報
【特許文献３】特開２０００−８８７４３号公報
【非特許文献１】日坂真樹、杉浦忠男、河田聡、“パルス超音波と光の相互作用を利用した散乱体深部の光断層像観察”、光学２９、ｐｐ６３１−６３４、２０００
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
しかし、上記特許文献１、特許文献３や非特許文献１の先行例は、あくまで吸収の光イメージングに特化されたものであり、組織の構成や構造の変化から生起される散乱情報を得ようとする技術ではない。
一方、生体組織における腫瘍の癌化に伴う核内クロマチンの濃縮状態や核の空間分布変化といった組織の構造的変化は、特に光散乱特性の変化を引き起こす。このため、癌組織等に関連する組織の構造変化に相関性が高い散乱情報が得られることが望まれる。
なお、組織の構造変化に相関性が高い光散乱情報は、その組織部位における複素屈折率の実部に由来し、一方複素屈折率の虚部は吸収に関連するため、複素屈折率の実部と虚部の変化を捉えることにより、散乱特性及び吸収特性に関する２次元、若しくは３次元情報が得られることになる。
【０００５】
一方、特許文献２の特開２０００−１９７６３５号公報には、生体に超音波を集束するように照射し、かつレーザ等複数の光源から様々な方向から光を照射して、超音波が集束された領域で散乱された光を生体の周囲に配置された複数の検出器で検出することにより、散乱係数と吸収係数を記録する方法が拡散型の波動方程式に基づいて開示されている。
この特許文献２の従来例は、光源及び検出器を複数用いるようにしているので、これらを測定できる状態に設置するための作業に時間がかかる点や、検出器以後での信号処理系において検出器の配置に対応した調整が必要になることが予想される点がある等、ユーザに負担をかける欠点がある。
【０００６】
また、この従来例は、光源若しくは検査対象部位を走査してその位置を変更した場合における検出器で適切に受光するように制御する制御手段が設けていないため、画像化された情報等を取得することが簡単に行えない欠点がある。
このため、被検体としての生体内の深部側となる検査対象部位の場合にも高い空間分解能を確保して複素屈折率の実部の情報を含む被検体の特性情報を生成することができる装置及び方法が望まれる。
【０００７】
（発明の目的）
本発明は上述した点に鑑みてなされたもので、被検体における検査対象部位の光の散乱情報を含む被検体の特性情報を容易に取得するための被検体情報分析装置、内視鏡装置及び被検体情報分析方法を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【０００８】
本発明に係る被検体情報分析装置は、所定の超音波送信軸に沿って被検体に対して超音波を発生可能な超音波発生手段と、
前記超音波発生手段によって発生された前記超音波が伝達される前記被検体内における検査対象部位に到達する照明光を発生可能な照明光発生手段と、
前記照明光が到達した前記検査対象部位からの周波数変調された光を受光する受光手段と、
前記周波数変調された光の周波数情報を光学的又は電気的に抽出する周波数情報抽出手段と、
前記周波数情報抽出手段で抽出された周波数情報に基づき、前記照明光が到達した前記検査対象部位における光の散乱情報を抽出する散乱情報抽出手段と、
前記散乱情報抽出手段によって抽出された光の散乱情報に基づき、前記照明光が到達した前記検査対象部位に対応する前記被検体の特性情報を生成する被検体情報生成手段と、
を具備したことを特徴とする。
【０００９】
本発明に係る内視鏡装置は、所定の超音波送信軸に沿って被検体に対して超音波を発生可能な超音波発生部、前記超音波発生部によって発生された前記超音波が伝達される前記被検体内における検査対象部位に到達する照明光を発生可能な照明光発生部、前記照明光が到達した検査対象部位から反射される周波数変調された光を受光可能に設けられた反射光受光部と、
前記反射光受光部で受光された受光信号に基づき、前記照明光が到達した前記検査対象部位における光の散乱情報を抽出する散乱情報抽出部と、
前記散乱情報抽出部によって抽出された光の散乱情報に基づき、前記照明光が到達した前記検査対象部位に対応する前記被検体の特性情報を生成する被検体情報生成部と、
を有することを特徴とする。
【００１０】
本発明に係る被検体情報分析方法は、所定の超音波送信軸に沿って被検体に対して超音波を発生する超音波発生工程と、
前記超音波発生工程によって発生された前記超音波が伝達される前記被検体内における検査対象部位に到達する照明光を発生する照明光発生工程と、
前記照明光が到達した前記検査対象部位からの周波数変調された光を受光する受光工程と、
前記周波数変調された光の周波数情報を光学的又は電気的に抽出する周波数情報抽出工程と、
前記周波数情報抽出工程で抽出された周波数情報に基づき、前記照明光が到達した前記検査対象部位における光の散乱情報を抽出する散乱情報抽出工程と、
前記散乱情報抽出工程によって抽出された光の散乱情報に基づき、前記照明光が到達した前記検査対象部位に対応する前記被検体の特性情報を生成する被検体情報生成工程と、
を具備したことを特徴とする。
【発明の効果】
【００１１】
本発明によれば、被検体における検査対象部位の光の散乱情報を含む被検体の特性情報を容易に取得可能となる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１２】
以下、図面を参照して本発明の実施例を説明する。
【実施例１】
【００１３】
図１から図４を参照して本発明の実施例１を説明する。図１は本発明の被検体情報分析装置における代表的な構成例をブロック図で示し、図２は検体情報分析装置の実施例１の光イメージング装置の全体構成を示し、図３は超音波の収束点近傍でドップラシフトする様子を示し、図４は本実施例の動作内容のフローチャートを示す。
図１に示すように本発明に係る検体情報分析装置は、所定の超音波送信軸に沿って被検体内に対して超音波を伝達させるように超音波を発生可能とする超音波発生部２と、前記超音波発生部２から発生される前記超音波が伝達される被検体内における検査対象部位に到達するような照明光を発生可能とする照明光発生部３とを有する。
【００１４】
また、この検体情報分析装置は、照明光発生部３により発生された照明光が前記検査対象部位で反射されたドップラシフトした周波数変調光を受光可能とするように、例えば照明光発生部３（或いは超音波発生部２）側に配置された反射光受光部４と、この反射光受光部４で受光された受光信号からドップラシフト量を抽出する周波数情報抽出部５とを有する。
なお、図１においては、ドップラシフトした反射光を受光する反射光受光部４の場合でその構成を示しているが、後述する実施例３の第２変形例（図１４参照）のように被検体を透過した光を受光する構成にしても良い。この場合には、図１中の反射光受光部４は、単なる受光部として機能する。
【００１５】
また、図１の場合には受光信号から電気的に周波数情報を抽出する構成の場合で示しているが、後述する実施例３のようにドップラシフトした光を光学的な周波数情報抽出部となる液晶チューナブルフィルタ等の分光装置で抽出しても良い。
この場合には、光学的な周波数情報抽出部は、反射光受光部４で受光される前のドップラシフトした光からその周波数情報（ドップラシフトした周波数成分）を抽出することになる。
また、図１においては、反射光受光部４により受光された受光信号から周波数情報抽出部５が周波数情報を抽出する例を示しているが、反射光受光部４により受光される光を分光部で分光する構成にすることもできる（後述する例えば実施例３参照）。この場合には、反射光受光部４により受光された受光信号は、既に周波数情報を含む信号となり、散乱情報抽出部６に入力される。
【００１６】
また、この検体情報分析装置は、抽出された周波数情報から前記検査対象部位の複素屈折率における少なくとも実部に相当する光の散乱情報を抽出する散乱情報抽出部６と、この散乱情報から前記検査対象部位に対応する被検体の特性情報を生成する被検体情報生成部６′とを有する。なお、図１の場合、反射光受光部４は、光分離部１３を介して反射光を受光する構成にしている。
上記被検体情報生成部６′は、被検体の検査対象部位を例えば２次元或いは３次元的に走査した各位置における散乱情報等を画像化して表示するための画像形成部を有する。
本被検体情報分析装置は、ドップラシフトした周波数情報を抽出することにより、検査対象部位に対する複素屈折率の実部の情報を含む被検体情報を比較的容易に得られるようにしている。
【００１７】
図２に示す光イメージング装置１Ｅは、収納容器となるユニット１１内に照明光発生部３としての光源装置３ｂを有する。この光源装置３ｂにより発生された光は、光分離部１３としてのハーフミラー１３ａに入射され、透過する光と、反射する光に分かれる。
このハーフミラー１３ａを透過した光は、レンズ枠３７に取り付けられたコリメートレンズ（若しくは集光レンズ）３８を経て収束されて、被検体としての生体組織７に照射される。
また、このコリメートレンズ３８の光軸Ｏと例えば角度θ（＞０）なす方向が超音波送信軸Ｏｕとなるように、ユニット１１の端面等に超音波発生部２となる超音波トランスジューサ２ａが取り付けられている。
なお、この超音波トランスジューサ２ａには、超音波収束手段としての音響レンズ１６が設けてある。
【００１８】
そして、この図２に示すように収束点Ｆの近傍領域Ｒ１付近において光軸Ｏ方向に散乱され、その際ドップラーシフトした光（周波数変調光）となり、（この散乱後においては）収束された超音波の影響を殆ど受けることなくコリメートレンズ３８側に戻る。
このコリメートレンズ３８側に戻った光は、ハーフミラー１３ａで一部が反射され、反射光受光部４となる光検出器４ａにて受光される。
また、上記ハーフミラー１３ａで反射された光は、参照光となり、この参照光路上に対向するように配置された参照ミラー１４で反射されて再びハーフミラー１３ａに入射される。そして、入射された光の一部がハーフミラー１３ａを透過する。
この際、ドップラーシフトした戻り光と混合（干渉）された状態で光検出器４ａで受光されることになる。
【００１９】
また、本実施例においては、上記のように、光軸Ｏと超音波送信軸Ｏｕとが異なる方向となるように設定することにより、収束点Ｆの近傍領域Ｒ１で散乱された散乱光を超音波による近傍領域Ｒ１以外での影響を殆ど受けることなく検出できるようにしている。
このため、本実施例では例えば連続波の超音波駆動信号を発生する信号発生器３９を採用している。
この信号発生器３９で発生された超音波駆動信号は、パワーアンプ２２により増幅された後、超音波トランスジューサ２ａに印加される。
なお、コリメートレンズ３８が取り付けられたレンズ枠３７は、ユニット１１側に設けた図示しない筒体と嵌合し、光軸Ｏ方向に移動することにより、超音波を収束する音響レンズ１６による収束点Ｆの位置に光をフォーカスするように調整することができる。つまり、コリメートレンズ３８及びレンズ枠３７は、照明光が照射される照射位置調整部を形成している。
【００２０】
また、超音波トランスジューサ２ａは、可動枠体４０に取り付けてあり、この可動枠体４０を超音波送信軸Ｏｕ方向に移動することにより、超音波の収束点Ｆの位置を調整できるようにして超音波焦点調整部を形成している。
そして、コリメートレンズ３８により光がフォーカスした位置に、超音波が焦点を結ぶように超音波の焦点調整を行うことができる。
また、ユニット１１には、このユニット１１を例えば２次元的にスキャニング（走査）する走査部としてのスキャニングユニット１２が取り付けられており、このスキャニングユニット１２は、スキャニング信号発生回路２４からのスキャニング信号で動作する。
このスキャニング信号発生回路２４は、後述するＰＣ６ａにより制御される。
【００２１】
本実施例においては、光検出器４ａの出力信号は、ドップラーシフト成分を抽出する周波数情報抽出部５としてのスペクトルアナライザ等の信号処理回路５ｃに入力される。
また、この信号処理回路５ｃにより抽出された周波数情報は、散乱情報抽出部６及び被検体情報生成部６′としての機能を持つパーソナルコンピュ−タ（以下、ＰＣと略記）６ａに入力される。このＰＣ６ａにより、周波数情報から散乱情報として、生体組織７の収束点Ｆの近傍領域Ｒ１での複素屈折率における実部に相当する情報を抽出する。
また、信号発生器３９からの信号は、信号処理回路５ｃに入力され、この信号に同期して信号処理回路５ｃは、抽出した周波数情報をＰＣ６ａに出力する。
図３は、収束点近傍領域Ｒ１において光が超音波によりドップラーシフトする様子の説明図を示す。
【００２２】
上述したように光軸Ｏと超音波送信軸Ｏｕとは、例えば角θなし、光の周波数をｆｓ、音波の波長をλ、生体組織７内部での超音波の伝達速度をＶ、生体組織７の屈折率ｎ１、超音波による近傍領域Ｒ１での屈折率変化をΔｎとする。
なお、生体組織７は、より厳密にはその複素屈折率ｍ（＝ｍｒ＋ｉｍｉ ：ここで、ｍｒ：複素屈折率の実部、ｍｉ：複素屈折率の虚部）が超音波の照射によって、その実部と虚部が変化するが、本実施例のように光の周波数に対して、その一次の変化分（ドップラーシフト周波数分）を検出する場合にはその実部の変化分を検出することになる。つまり、上記屈折率変化Δｎは、複素屈折率を用いて表した場合における実部ｍｒの変化分Δｍｒに相当する。
【００２３】
このため、ドップラーシフトに関係する本実施例等においては、屈折率としてより広く用いられている符号ｎを用いた表記法を採用する。
近傍領域Ｒ１で散乱されて入射側に戻る光の周波数は、図３に示すように
ｆｓ−Δf＝ｆｓ−２Ｖcosθ（ｎ１＋Δｎ）／λ （１）
となる。そして、この（１）式の第２項のドップラーシフト量Δｆを検出することになる。
【００２４】
次に本実施例の動作を説明する。まず、光検出器４ａによる信号検出の説明を行う。超音波トランスジューサ２ａから出射される超音波は、周期的に振動する粗密波として生体組織７の内部を伝播する。図３に示すように音圧が高くなる超音波収束領域では、音圧による生体構成物質（散乱体、吸収体）の空間的な密度変化により、音圧が密な部分では屈折率変化Δｎが大きく誘起されると考えられる。逆に、粗な部分では、物質の密度変化が小さい。
一方、音圧が密な部分に光が照射されると、屈折率変化部において強いフレネル反射が起こる。つまり、音圧が密な部分はミラーとしての機能を持つ。この場合、屈折率変化部は、時間と共に超音波の伝搬方向に移動するため、反射光の周波数はΔｆだけ、ドップラーシフトする。
【００２５】
図２に示したようにマイケルソン干渉計を形成した光イメージング装置１Ｅの場合には、光検出器４ａに入射される参照ミラー１４側の電場Ｅｒ（ｔ）と観測光側の電場Ｅｏ（ｔ）は、それぞれ（２）及び（３）式で表される。
Ｅｒ（ｔ）＝Ｅｒexpｉ{2πfｓt-kｏ（Ｄ１＋2Ｌ１＋Ｄ２）｝ （２）
Ｅｏ（ｔ）＝Ｅｏexpｉ{2π(fｓ-Δf)t-kｏ（Ｄ１＋2Ｌ２＋2ｎ０Ｌ４＋2ｎ１ｚ＋Ｄ２）｝ （３）
ここで、図２に示すようにＤ１は光源装置３ｂとハーフミラー１３ａ間の距離、Ｄ２はハーフミラー１３ａと光検出器４ａ間の距離、Ｌ１はハーフミラー１３ａと参照ミラー１４間の距離、Ｌ２＋Ｌ４は、ハーフミラー１３ａ光が入射される生体組織７の表面間の距離、Ｌ４はコリメートレンズ３８から生体組織７の表面間の距離を表す。また、ｎ０は水３６の屈折率を表す。
【００２６】
この場合、ドップラーシフト量Δｆは、（１）式で表される。（１）式によれば、ドップラーシフト量Δｆの中に、超音波により誘起される屈折率変化Δｎが含まれていることが分かる。
つまり、屈折率は、光散乱現象の主パラメータであることから（例えばMie theory）、検出光のドップラーシフト周波数を計測することにより、局所的な散乱特性を取得できる可能性がある。
光検出器４ａで検出される光強度Ｉ（ｔ）は、以下の（４）式となる。
【００２７】
Ｉ（ｔ）＝〈｜Ｅｒ＋Ｅｏ｜２〉
＝〈｜Ｅｒ｜２＋｜Ｅｏ｜２〉＋2〈｜Ｅｒ｜｜Ｅｏ｜〉cos｛2π(2Ｖcosθ(ｎ１＋Δｎ１)/λ)ｔ＋2ｎ１ｋｏｚ｝ （４）
ここで、（Ｌ２＋ｎ０Ｌ４）≒Ｌ１と仮定した。
（４）式中の第３項のＡＣ成分をスペクトルアナライザ等により、その周波数成分を検出することにより、ドップラーシフト周波数の取得、即ち局所領域での散乱計測を行うことが可能となる。
【００２８】
次に本実施例の光イメージング装置１Ｅの動作を図４のフローチャートを参照して説明する。
最初のステップＳ４１において光源装置３ｂは光を発生する。また、ステップＳ４２に示すように超音波トランスジューサ２ａも超音波を発生する。そして、ステップＳ４３に示すように生体組織７の収束点Ｆの近傍領域Ｒ１において光源装置３ｂの光は超音波によりドップラー周波数シフトを引き起こす。つまり、上述した（１）式のようにドップラーシフト量Δｆを伴った光は、ハーフミラー１３ａにおいて、参照光と干渉して、干渉光となり、ステップＳ４４に示すように光検出器４ａにて検出される。
【００２９】
この干渉信号は、ステップＳ４５に示すようにスペクトルアナライザ等の信号処理回路５ｃにより、ドップラーシフト量Δｆが検出される。
ステップＳ４６に示すように信号処理回路５ｃの出力信号は、ＰＣ６ａに入力され、デジタル信号に変換され、ＰＣ６ａ内のメモリ等にΔｆ又はＶ（ｎ１＋Δｎ）等が光散乱情報として、スキャニング位置の情報と関連付けてストックされる。なお、超音波の伝達速度Ｖ、波長λ、角θ等は既知となる。
そして、次のステップＳ４７においてＰＣ６ａは、スキャニングが終端かを判定し、これに該当しない場合にはステップＳ４８に示すように超音波の収束点Ｆを移動させるようにスキャニングを行い、ステップＳ４２又はＳ４３に戻る。
【００３０】
このようにして、スキャニングを２次元或いは３次元的に行い、スキャニングの終端になると、ステップＳ４７からステップＳ４９に進み、画像生成が完了する。そして、画像表示が行われる。
ステップＳ５０に示すように術者は、表示される画像を観察して、癌等の病変部のスクリーニング等に有効利用できる。
また、上述の説明ではステップＳ４５においてドップラーシフト量Δｆの検出をスペクトルアナライザを用いた場合で説明した。この他にフーリエ変換でドップラーシフト量Δｆを検出することもできる。以下、フーリエ変換を用いた場合を説明する。
【００３１】
上述したように光検出器４ａは、（４）式の光強度Ｉ（ｔ）を検出する。この（４）式は、第１及び第２項をＩｄｃと、第３項を振幅Ｉａｃ及びφを用いて以下の（５）式のように表わすことができる。
Ｉ（ｔ）＝Ｉｄｃ＋Ｉａｃcos（2πΔfｔ＋φ）
＝Ｉｄｃ＋Ｉａｃcos（Δωｔ＋φ） （５）
ここで、φ＝２ｎ１ｋ０ｚである。
【００３２】
（５）式は信号処理回路５ｃにおいてフーリエ変換され、（６）式のようになる。
【００３３】
Ｆ（ω）＝∫｛Ｉｄｃ＋Ｉａｃcos（Δωｔ＋φ）｝ｅ-ｊωｔｄｔ
＝∫｛Ｉｄｃ＋Ｉａｃcos（Δωｔ＋φ）｝ｅ-ｊωｔｄｔ （−Ｔ≦ｔ≦Ｔ）
＝2ＩｄｃsinωＴ/ω＋Ｉａｃ｛ｅｊφsin（Δω-ω）Ｔ/（Δω-ω）＋ｅ-ｊφsin（Δω＋ω）Ｔ/（Δω＋ω）
＝2ＩｄｃsinωＴ/ω＋Ｉａｃcosφ｛sin（Δω-ω）Ｔ/（Δω-ω）＋sin（Δω＋ω）Ｔ/（Δω＋ω）｝＋ｊＩａｃsinφ｛sin（Δω-ω）Ｔ/（Δω-ω）＋sin（Δω＋ω）Ｔ/（Δω＋ω）｝ （６）
ここで、（６）式の一番上の右辺の積分範囲は−∞から＋∞であり、二番目の右辺の積分範囲はその右側に記載されているように有限の時間−Ｔから＋Ｔで近似できる。
【００３４】
（６）式に示したフーリエ変換された信号の実数成分は、図５に示すようになる。そして、この図５に示すように大きなピークとなるドップラーシフト角周波数Δωを検出する。
本実施例によれば、ドップラーシフト量Δfを抽出することにより、生体組織７の散乱情報、つまり、生体組織７の細胞や細胞構成物の形態学的な情報を観測可能とする分析装置を実現できる。また、この場合ドップラーシフト量Δfを抽出することにより、従来例に比較して容易に複素屈折率の実部の情報を抽出できる。従って、被検体の形態学的特性情報を容易に得られることになる。
なお、上述のようにフーリエ変換を用いて周波数成分の抽出（算出）を行う代わりに、ウエーブレット変換を用いて周波数成分の抽出を行うようにしても良い。
【００３５】
図６は、第１変形例の光イメージング装置における照明光軸保持部としてのレンズ保持部２６と、超音波送信軸保持部としてのトランスジューサ保持部２７周辺部を示す。
レンズ保持部２６は、コリメートレンズ３８が取り付けられたレンズ枠３７が嵌合する透孔により摺動可能に保持する可動保持体２６ａと、この可動保持体２６ａの一方の端部側を嵌合して回転的にスライド移動可能に保持する固定側保持体２６ｂとを有する。
また、可動保持体２６ａの他方の端部側には、ラック部２６ｃが設けてあり、このラック部２６ｃは摘み２６ｅの端部に設けたギヤ２６ｄが噛合する。そして、ユーザは、この摘み２６ｅを回動する操作を行うことにより、図６中の符号Ｃで示すように可動保持体２６ａを移動することができる。そして、コリメートレンズ３８の光軸Ｏを移動してその光軸Ｏを調整することができる。
【００３６】
また、同様にトランスジューサ保持部２７は、超音波トランスジューサ２ａが取り付けられた可動枠体４０が嵌合する透孔により摺動可能に保持する可動保持体２７ａと、この可動保持体２７ａの一方の端部側を嵌合して回動的なスライド移動可能に保持する固定側保持体２７ｂとからなる。
また、可動保持体２７ａの他方の端部側には、ラック部２７ｃが設けてあり、このラック部２７ｃは摘み２７ｅの端部に設けたギヤ２７ｄが噛合する。
そして、ユーザは、この摘み２７ｅを回動する操作を行うことにより、図６中の符号Ｄで示すように可動保持体２７ａを移動することができる。そして、超音波トランスジューサ２ａの超音波送信軸Ｏｕを移動してその超音波送信軸Ｏｕの方向を調整することができる。
【００３７】
また、図６において、レンズ枠３７を光軸Ｏの方向に調整することにより、光の焦点位置Ｆｏを調整できる。同様に可動枠体４０を調整することにより超音波の収束点Ｆを調整することができる。
そして、例えば収束点Ｆに焦点位置Ｆｏが一致するように調整することができる照明光調整部が設けてある。また、焦点位置Ｆｏに収束点Ｆが一致するように調整することができる超音波の焦点調整部も設けてある。
本変形例では、固定側保持体２６ｂ、２７ｂにより可動保持体２６ａと可動保持体２７ａとを共通の平面（光軸Ｏと超音波送信軸Ｏｕを含め面）内で回動的に移動自在に保持し、光と超音波の送信軸の方向が異なる場合にも、検査対象とする部位に光及び超音波をフォーカスし易くしている。
【００３８】
なお、図６においては、光軸Ｏと超音波送信軸Ｏｕとが異なる方向に設定した場合におけるフォーカス調整及び方向調整機構を示しているが、光軸Ｏと超音波送信軸Ｏｕとを一致させる場合には、レンズ保持部２６とトランスジューサ保持部２７とを同軸的に或いは積層的に配置することにより実現できる。この構成に関しては、後述する（図９参照）。
図７は第２変形例における超音波の収束点Ｆの近傍領域を示す。図２或いは図３においては、超音波トランスジューサ２ａは、光軸Ｏと角θを成す１つの方向にのみ配置された構成であったが、図７に示すように光軸Ｏに関してθを成す２つの方向に配置された構成にしても良い。
このようにすると、後方散乱光の強度をより大きくすることができ、Ｓ／Ｎを向上することができる。なお、光軸Ｏの回りに回転対称的に２つ以上の超音波トランスジューサ２ａを配置するようにしても良い。
【実施例２】
【００３９】
図８は本発明の実施例２の光イメージング装置１Ｆの構成を示す。実施例１では光軸Ｏと超音波送信軸Ｏｕとが異なる方向に設定されていたが、本実施例は、光軸Ｏと超音波送信軸Ｏｕとを一致させる構成にしたものである。これにより、生体組織７側に光及び超音波を照射する部分をコンパクトにできる。
本実施例においては、超音波の収束点Ｆの近傍領域Ｒ１でのドップラーシフト量Δｆのみを有効に検出するため、パルス状の超音波を照射する。このため、図２の信号発生器３９の代わりにパルス発生器２１が採用される。
また信号処理回路５ｃにはディレイ回路２３で遅延されたパルスが入力され、信号処理回路５ｃは、この遅延された短い期間にドップラーシフト量Δｆの周波数検出或いは周波数抽出を行う。
【００４０】
その他、図２で示したものと同じ構成要素には同じ符号を付け、その説明を省略する。なお、図８においては、超音波を収束させ、光は収束させない構成例で示しているが、光も収束させる構成にしても良い。この場合には、検出される信号のＳ／Ｎを向上できる。
本実施例においては、光軸Ｏと超音波送信軸Ｏｕとの成す角θが０（ｃｏｓθ＝１）となるため、周波数シフトが最大となる状態でドップラーシフト量Δｆを検出することができるメリットがある。
また、上述したように生体組織に光と超音波を照射する部分をよりコンパクトにできる効果がある。
【００４１】
なお、パルス発生器２１からパルス形状の電気信号でなく、連続形状の電気信号をパワーアンプ２２へ与えることで、超音波トランスジューサ２ａより連続超音波を生体組織７へ照射しても良い。またこの際、パルス発生器２１より超音波の波長に相当する時間間隔でパルス状のリファレンス信号を信号処理回路５ｃへ入力して、同期検波をすることでパルス状の超音波を照射した場合と同様の効果を得ることも可能である。
【００４２】
図９は、図８の構成に適用された第１変形例におけるレンズ保持部２６′とトランスジューサ保持部２７′周辺部を示す。光源装置３ｂからハーフミラー１３ａと透過した光は、光軸Ｏ上に設けたレンズ保持部２６′のコリメートレンズ３８を通り、この光軸Ｏと略一致するように隣接して設けられたトランスジューサ保持部２７′における開口１５を通って生体組織７側に集光されて照射される。
レンズ保持部２６′とトランスジューサ保持部２７′は、図６におけるレンズ保持部２６とトランスジューサ保持部２７における回動的な移動の代わりに光軸Ｏ及び超音波送信軸Ｏｕに直交する方向にそれぞれ移動可能とした違いがあるのみである。
【００４３】
そして、例えばレンズ保持部２６′側を調整することにより、矢印Ｃで示す方向に移動して光軸Ｏが超音波送信軸Ｏｕに一致するように調整することを可能とする照明光軸調整部を形成している。
また、トランスジューサ保持部２７′側を調整することにより、超音波送信軸Ｏｕが矢印Ｄで示すように移動でき、光軸Ｏに一致するように調整することを可能とする送信軸調整部を形成している。なお、例えばレンズ枠３７を光軸Ｏ方向に移動可能として、収束点Ｆと焦点位置Ｆｏとが一致するように調整することができる構成にしても良い。
本変形例によれば、レンズ保持部２６′やトランスジューサ保持部２７′がバラツキがある場合においても、調整することにより収束点Ｆと焦点位置Ｆｏとが一致するように調整することができる。そしてＳ／Ｎや分解能が高い状態で光イメージング情報を得ることができる。
また、照明光を集光しているので、Ｓ／Ｎや分解能が高い状態で周波数情報を抽出できる。
【００４４】
なお、上記の各実施例において、超音波としてパルス波と連続波のいずれを用いても良く、更に上述の各実施例においては光検出器４ａとしてＣＣＤ等の２次元検出器や、１次元ラインセンサ、更にPhotodetector、光電子倍増管等の点検出器を使用しても良い。更に上記の実施例１，２においては、フーリエ変換によりドップラーシフト量を検出しても良い。
【実施例３】
【００４５】
次に図１０及び図１１を参照して本発明の実施例３を説明する。実施例１及び実施例２においてはマイケルソン型干渉計を備えた構成の場合で説明したのに対して、本実施例は干渉計を設けないで、例えば液晶チューナブルフィルタのような分光手段を設けた構成にしたものである。
図１０は実施例３の光イメージング装置１Ｇを示す。ユニット１１内に設けられた光源装置３ｂの光は、ハーフミラー１３ａに入射され、このハーフミラー１３ａで反射された光は、水３６に浸された生体組織７に照射される。ユニット１１はスキャニングユニット１２により、２次元若しくは３次元的に移動される。なお、ここでは 水３６に浸された生体組織７に対して適用する例で示しているが、水を入れたバルーンを採用することもできるし、音響レンズ１６を直接接触させても良い。
【００４６】
また、ユニット１１の端面に取り付けられた超音波トランスジューサ２ａから出射される超音波は、音響レンズ１６により収束され、光軸Ｏと角θなす超音波送信軸Ｏｕに沿って、超音波を伝達する水３６を経て生体組織７内部に照射される。
超音波の収束点Ｆの近傍領域Ｒ１でドップラーシフトし、後方側に散乱された光は、ハーフミラー１３ａに入射し、その一部が透過する。このハーフミラー１３ａを透過した光は、さらにミラー４１で反射された後、分光手段としての液晶チューナブルフィルタ４２に入射される。
この液晶チューナブルフィルタ４２は、ドライバ４３から印加される駆動信号に応じて、この液晶チューナブルフィルタ４２の透過波長の帯域が変化する。なお、ドライバ４３は、例えばスキャニング信号発生回路２４からのスキャニング信号に同期して液晶チューナブルフィルタ４２を駆動する。
この液晶チューナブルフィルタ４２を透過した光は、光検出器４ａにより受光される。この光検出器４ａの出力信号は、信号処理回路５ｄを経てＰＣ６ａに入力される。
【００４７】
信号処理回路５ｄ及びＰＣ６ａは、光検出器４ａの出力信号から散乱情報抽出と、被検体情報生成、より具体的には画像形成処理を行う。この場合、信号処理回路５ｄで散乱情報抽出、ＰＣ６ａで画像形成処理を行うようにしても良い。
そして、光検出器４ａにより光電変換された信号は、透過波長をスイープさせる駆動信号と共に、ＰＣ６ａ内のメモリ等に一時格納される。そして、例えば以下のようにして、ドップラーシフトした信号検出時の透過波長（或いはドップラーシフト量Δｆ）を算出する。
光検出器４ａの出力信号からドップラーシフトした信号を検出する場合、例えばＰＣ６ａ（内のＣＰＵ）は、図示しない比較等により、閾値以上で検出され、ピークとなる信号をドップラーシフトした信号として抽出する。
【００４８】
また、そのピークとなる信号検出時における駆動信号の情報から、透過波長を算出して、その算出した透過波長の情報と共に、メモリにストックする。なお、駆動信号を周期的に変化させることにより、そのタイミングから透過波長の値が算出できるようにしても良い。
なお、後述するように例えばＰＣ６ａ内においてフーリエ変換することにより、光検出器４ａの出力信号からドップラーシフトした信号を検出するようにしても良い。
また、超音波トランスジューサ２ａにはパルス発生器２１で発生したパルスがパワーアンプ２２で増幅されたパルス状超音波駆動信号が印加される。また、パルス発生器２１のパルスは、ディレイ回路若しくはトリガ回路４４を介して例えば信号処理回路５ｄに入力され、信号処理回路５ｄは、パルスに応じて抽出した散乱情報をＰＣ６ａに出力する。
なお、本実施例においては、超音波トランスジューサ２ａをパルス的（間欠的）に駆動する構成で示しているが、連続波で駆動する構成にしても良い。
【００４９】
本実施例の動作を図１１のフローチャートを参照して説明する。なお、前述した実施例１における図４の場合のフローチャートを参照しその説明を簡略化する。
図４の場合と同様に最初にステップＳ４１及びＳ４２において光と超音波を発生する。上述のように超音波はパルスの場合に限らず連続波でも良い。
そして、ステップＳ４３に示すように収束点Ｆの近傍領域Ｒ１においてドップラーシフト現象が発生する。この場合には、その光強度Ｉ（ｔ）は（２）及び（３）式を２乗したものとなり、以下の（７）式のように表される。
Ｉ（ｔ）＝Ｉｄｃ＋Ｉａｃcos｛2π（ｆｓ＋Δf）ｔ＋φ｝
＝Ｉｄｃ＋Ｉａｃcos｛（ωｓ＋Δω）ｔ＋φ） （７）
そして、ステップＳ４４′に示すように液晶チューナブルフィルタ４２により透過波長を変化して、ステップＳ４５′に示すようにこの液晶チューナブルフィルタ４２を透過した光を光検出器４ａで検出する。
【００５０】
この光検出器４ａの出力信号は、信号処理回路５ｄを経てＰＣ６ａに入力される。信号処理回路５ｄ或いはＰＣ６ａは、入力された信号から、実際にドップラーシフトした信号の抽出を行う。そして、ＰＣ６ａは、ステップＳ４６に示すようにΔｆ等の情報を光イメージング情報としてメモリにストックする。
その後のステップＳ４７からＳ５０の処理は図４にて説明したものと同様であるので、その説明を省略する。
本実施例は、干渉計を必要としないので、装置構成を簡便にできるメリットがある。また、装置を小規模で実現できるメリットがある。
上述の説明では、比較器等を用いて光検出器４ａの出力信号からドップラーシフトした信号を検出する場合で説明したが、以下のようにフーリエ変換を用いて、ドップラーシフトした信号を検出するようにしても良い。
【００５１】
（７）式はＰＣ６ａ（或いは信号処理回路５ｄでも良い）においてフーリエ変換され、（８）式のようになる。
Ｆ（ω）＝∫｛Ｉｄｃ＋Ｉａｃcos（Δωｔ＋φ）｝ｅ-ｊωｔｄｔ
＝∫｛Ｉｄｃ＋Ｉａｃcos（ωｓｔ＋Δωｔ＋φ）｝ｅ-ｊωｔｄｔ （−Ｔ≦ｔ≦Ｔ）
＝2ＩｄｃsinωＴ/ω＋Ｉａｃcosφ｛sin（Δω＋ωｓ-ω）Ｔ/（Δω＋ωｓ-ω）＋sin（Δω＋ωｓ＋ω）Ｔ/（Δω＋ωｓ＋ω）｝＋ｊＩａｃsinφ｛sin（Δω＋ωｓ-ω）Ｔ/（Δω＋ωｓ-ω）＋sin（Δω＋ωｓ＋ω）Ｔ/（Δω＋ωｓ＋ω）｝ （８）
ここで、（８）式の一番上の右辺の積分範囲は−∞から＋∞であり、二番目の右辺の積分範囲はその右側に記載されているように表される。
【００５２】
（８）式に示したフーリエ変換された信号の実数成分は、図１２に示すようになる。そして、この図１２に示すように大きなピークとなる角周波数ωｓ＋Δωを検出し、既知の角周波数ωｓを減算してドップラーシフトの角周波数Δωを検出する。
図１３は第１変形例の光イメージング装置１Ｈを示す。この光イメージング装置１Ｈは、図１０の構成において、液晶チューナブルフィルタ４２の代わりに音響光学回折格子４５ａ及び圧電素子４５ｂが採用されている。
この音響光学回折格子４５ａ及び圧電素子４５ｂは、ドライバ４３からの駆動信号が圧電素子４５ｂに印加されることにより、回折格子の格子間隔が変化して、入射された光の波長に対する１次の回折角が変化する。つまり、この音響光学回折格子４５ａは、分光器のように分光（波長分解）した光を（異なる方向に）出す。
【００５３】
この音響光学回折格子４５ａにより波長分解された光は光検出器４ａにて検出される。
その他は、図１０と同様の構成である。本変形例の作用効果は、図１０の装置の場合と同様である。
図１４は第２変形例の光イメージング装置１Ｉを示す。この光イメージング装置１Ｉは、図１０の装置を透過型に適用したものである。
ユニット１１ａ側の光源装置３ｂからの光は、光軸Ｏに沿って進行し、水３６を透過して生体組織７内部に照射される。
この光は、超音波収束領域においてドップラーシフトし、その一部は光軸Ｏ上をさらに進行し、生体組織７を透過する。そして、ユニット１１ｂにおける光軸Ｏ上に配置された遮光板１９の開口１９ａを経てミラー４１に入射され、このミラー４１で反射されて液晶チューナブルフィルタ４２に入射される。
【００５４】
この液晶チューナブルフィルタ４２を透過した光は光検出器４ａで検出される。なお、ユニット１１ａ、１１ｂは、それぞれスキャニングユニット１２ａ、１２ｂで２次元或いは３次元的に移動される。その他、図１０等で説明した構成要素と同じものには同じ符号を付け、その説明を省略する。
本変形例は、図１０の装置における反射光（戻り光）を検出する代わりに透過光を検出する相違があるが、これを除けば図１０の装置の場合と同様の作用効果を有する。なお、液晶チューナブルフィルタ４２の代わりに、分光器や音響光学素子といった分光デバイスにしても良い。
なお、図示しないが、図１３に示した装置も透過光の検出タイプの構成にすることもできる。
【００５５】
上記の各実施例における光検出器４ａは、Photodiodeや光電子倍増管といった点検出器でも良いし、１次元ラインセンサやＣＣＤ等の２次元検出器を用いても良い。
【００５６】
更に、図１３、図１４の実施例に関しては、パルス発生器２１の駆動波形を調整することにより、連続超音波やパルス超音波のいずれを用いても良い。更に上記各実施例は分光的手段を用いずにフーリエ変換によりドップラーシフト量を検出しても良い。
【実施例４】
【００５７】
次に図１５及び図１６を参照して本発明の実施例４を説明する。本実施例は、例えば図８の実施例２の場合と同様に超音波送信軸Ｏｕと光軸Ｏとを略同軸となるように配置してコンパクトな構成を実現にしている。但し、本実施例は、参照光と干渉させることなくドップラーシフト量を検出する点が実施例２とは異なる。
図１５に示す光イメージング装置１Ｊは、例えば図８に示した光イメージング装置１Ｆに類似した構成である。
図８の場合においては、参照光と干渉させる構成であったが、本実施例は、参照光と干渉させないで、例えば実施例３の場合のように光学的に分光してドップラーシフト量を検出する構成にしている。
連続光を発生する光源装置３ｂからの光は、ハーフミラー１３ａで一部が反射されてコリメートレンズ３８により集光されて生体組織７側に照射される。また、生体組織７の超音波収束領域Ｒ１で反射されたドップラーシフトした光は、ハーフミラー１３ａに入射し、一部が透過し、光学的な分光手段としての例えば液晶チューナブルフィルタ４２に入射される。
【００５８】
この液晶チューナブルフィルタ４２は、ドライバ４３からの駆動信号の印加により、透過波長が変化する。そして、この液晶チューナブルフィルタ４２を透過した光は、光検出器４ａにて受光され、光電変換される。
この光検出器４ａの出力信号は、メモリ装置５８に入力され、メモリ装置５８内のＡ／Ｄ変換器によりデジタル信号に変換された後、メモリにスキャニング情報と共に、ストックされる。このメモリ装置５８にストックされた情報は、例えば１フレーム分の情報が生成されると、出力装置表示装置１０に出力され、被検体の特性情報が画像として表示される。
【００５９】
また、パルス発生器２１で発生されるパルスは、パワーアンプ２２を介してパルス状超音波駆動信号となり、超音波トランスジューサ２ａに印加され、超音波トランスジューサ２ａはパルス超音波を発生する。
このパルス発生器２１によるパルスは制御装置４６に入力され、制御装置４６はパルス超音波に同期してスキャニング装置４９のスキャニングの動作を制御する。また、この制御装置４６は、パルス超音波に同期して、ドライバ４３の駆動信号の発生を制御する。また、メモリ装置４８もパルス超音波に同期して、光検出器４ａからの出力信号のストックを行う。
なお、本実施例においては、例えば図９で説明したレンズ保持部２６′とトランスジューサ保持部２７′とを備えた構成にしている。
【００６０】
そして、光源装置３ｂの光はコリメートレンズ３８により集光され、その光軸Ｏ上を進行し、超音波トランスジューサ２ａの開口１５を通り、さらに、水３６を経て生体組織７内部に照射される。
収束点近傍領域Ｒ１で、その周波数がドップラーシフトした反射光の一部は、コリメートレンズ３８、ハーフミラー１３ａを経て液晶チューナブルフィルタ４２に入射される。そして、この液晶チューナブルフィルタ４２によりドップラーシフトした光を信号光として抽出できるようにしている。
また、超音波トランスジューサ２ａから出射されるパルス超音波は音響レンズ１６により収束されて生体組織７側に照射される。また、コリメートレンズ３８の光軸Ｏと超音波送信軸Ｏｕとが一致するように調整できるようにしている。
【００６１】
そして、例えばレンズ保持部２６′側を調整することにより、光軸Ｏが超音波送信軸Ｏｕに一致するように調整することを可能とする照明光軸調整部を形成している。
また、トランスジューサ保持部２７′側を調整することにより、超音波送信軸Ｏｕが光軸Ｏに一致するように調整することを可能とする送信軸調整部を形成している。
なお、ユニット１１は、制御装置４６の制御下でスキャニング装置４９により２次元或いは３次元的に駆動される。このスキャニング装置４９は、図８におけるスキャニング信号発生回路２４とスキャニングユニット１２の両機能を兼ねる。
【００６２】
本実施例の動作を図１６を参照して説明する。
最初のステップＳ５１において、光源装置３ｂは連続の光を発生する。そして、この光は、生体組織７側に照射される。次のステップＳ５２に示すようにパルス発生器２１は、パルスを発生し、パワーアンプ２２を経て生成されたパルス状超音波駆動信号が超音波トランスジューサ２ａに印加され、超音波トランスジューサ２ａはパルス超音波を発生する。このパルス超音波は、音響レンズ１６で収束されながら生体組織７に照射される。
ステップＳ５３に示すようにパルス超音波が超音波収束点近傍領域に達した場合の屈折率変化に伴い、この領域に達した光は、最もドップラーシフトし、その反射光は、液晶チューナブルフィルタ４２に入射される。
【００６３】
ステップＳ５４に示すようにドップラーシフトした反射光が液晶チューナブルフィルタ４２に入射されるタイミングでドライバ４３は、液晶チューナブルフィルタ４２の透過波長を変化させる。このようにドライバ４３は、パルス超音波が収束点Ｆに達する時間内において液晶チューナブルフィルタ４２の透過波長を変化させるように制御装置４６により制御される。
そして、ステップＳ５５に示すように液晶チューナブルフィルタ４２を透過した光は、光検出器４ａにより受光される。
次のステップＳ５６に示すように、光検出器４ａにより受光され、ドップラーシフトした電気信号はメモリ装置４８内のメモリに光イメージング情報として、スキャニング位置情報と共にストックされる。この場合、液晶チューナブルフィルタ４２の透過波長の情報もメモリ装置５８のメモリにストックされる。これにより、ドップラーシフト量Δｆや屈折率変化を反映した物理量の算出が可能になる。
【００６４】
次のステップＳ５７において制御装置４６は、スキャニングが終端かの判定を行う。そして、終端に該当しない場合には、制御装置４６は、ステップＳ５８に示すように超音波の収束点を移動する制御を行う。
つまり、制御装置４６は、スキャニング装置４９の動作を制御し、ユニット１１を移動させる。そして、ステップＳ５２に戻り、上述した処理を繰り返す。
このようにして、スキャニングがスキャニング範囲の終端まで行われると、ステップＳ５７からステップＳ５９に移る。このステップＳ５９において、１フレーム分の画像生成が完了する。そして、この１フレーム分の画像は、出力信号表示装置１０に送られ、この出力信号表示装置１０において、例えば屈折率変化Δｎを反映した画像が表示される。
【００６５】
本実施例によれば、超音波と光を同軸状に照射すると共に、ドッパラーシフト光を照射光と同じ光路を経て受光するようにしているので、コンパクトな装置で実現できる。
なお、本実施例は、光学的な分光手段を採用しているが、参照光と干渉させ、光検出器４ａの干渉信号からスペクトルアナライザ等を用いてドップラーシフト量Δｆや屈折率変化（屈折率の実部の変化量）を反映した物理量を算出することもできる。
図１７は実施例４の変形例の光イメージング装置１Ｋを示す。本変形例は、図１５において液晶チューナブルフィルタ４２の代わりに分光装置５０′を採用している。
【００６６】
この分光装置５０′により波長分離された光は、光検出器４ａに入力され、電気信号に変換される。
そして、光検出器４ａの出力信号は、分光装置５０′による波長分離に用いた情報及びスキャニング位置の情報と共に、メモリ装置５８内のメモリに格納される。その他は、図１５と同様の構成である。
本変形例は、実施例４の場合と同様に装置をコンパクトにできる等のメリットがある。
【実施例５】
【００６７】
図１８は実施例５の光イメージング装置１Ｌを示す。
この光イメージング装置１Ｌは、図１５の光イメージング装置１Ｊにおいて、超音波トランスジューサ２ａの超音波送信軸Ｏｕを光軸Ｏの方向と異なる方向（例えば超音波送信軸Ｏｕを光軸Ｏとが角θなす方向）に設定したものである。また、この実施例は、光源装置３ｂの光をハーフミラー１３ａにて参照ミラー１４側への参照光と生体組織７側への観測光とに分岐させ、生体組織７側から戻るドップラーシフトした光を参照光と干渉させる構成にしている。本変形例においても、連続波の光を採用している。
なお、本実施例においては、制御装置４６は、ディレイ回路４７を介して信号処理装置４８における検出のタイミングを制御している。この信号処理装置４８は、光検出器４ａからの出力信号が入力されるスペクトルアナライザ４８ａと、例えばＰＣの一部、例えばＡ／Ｄ変換器、、ＣＰＵ、メモリからなるＡ／Ｄ変換器・ＣＰＵ・メモリ４８ｂとからなる。そして、このＡ／Ｄ変換器・ＣＰＵ・メモリ４８ｂにストックされた情報は、出力信号表示装置１０に出力される。
【００６８】
また、本実施例では、例えばレンズ保持部２６′のみ設けた構成にしている。
本実施例のタイミングチャートは、図１９に示すようになる。光源装置３ｂは図１９（Ａ）に示すように連続光を発生する。
超音波トランスジューサ２ａは図１９（Ｂ）に示すように例えば一定間隔のパルス超音波を発生する。このパルス超音波は、例えば図１９（Ｃ）に示すように超音波トランスジューサ２ａによるパルス超音波の発生から例えば時間Ｔｆの後、収束点Ｆに到達する。
制御装置４６は、パルス超音波の発生からこの時間Ｔｆ遅れたタイミングで、光検出器４ａがドップラーシフトした光を検出させるように例えばゲートパスルを印加して制御する。この動作を図１９（Ｄ）においては、ドップラーシフトした光の検出で示している。
【００６９】
光検出器４ａは、光検出した信号を常時出力している場合には、Ａ／Ｄ変換器・ＣＰＵ・メモリ４８ｂ側を制御して、上記のタイミングにおいて光検出器４ａの出力信号を取り込むように制御する。
また、このドップラーシフトした光の検出の後、スキャニング信号により、収束点Ｆを移動する。このようにして、検査対象領域に対するドップラーシフト量Δｆの検出、そして屈折率変化Δｎを反映した画像を得ることができる。
図２０は実施例５の第１変形例の光イメージング装置ＩＭを示す。
この光イメージング装置ＩＭは、図１８の光イメージング装置ＩＬにおいて超音波を収束させない構成にしたものである。つまり、この光イメージング装置ＩＭは、図１８の光イメージング装置ＩＬにおいて超音波を収束する音響レンズ１６を設けない構成にしている。また、レンズ保持部２６′を設けない構成にしている。
【００７０】
本変形例は超音波を収束させないため、簡便な構成で実現できる。なお、このように超音波を収束させない場合には、超音波トランスジューサ２ａ側を固定する構成にしても良い。つまり、超音波が広がって照射されるため、コリメートレンズ３８によりフォーカスする光側をスキャンする構成にすることもできる。
また、図２１は、実施例５の第２変形例の光イメージング装置ＩＮを示す。この光イメージング装置ＩＮは、図２０の光イメージング装置ＩＭにおいて、光源装置３ｂとハーフミラー１３ａとの間にビームイクスパンダ５０を設けたものである。このようにすることにより、ビーム径を増大でき、変調光検出強度を増幅させることが可能である。
図２２は、実施例５の第３変形例の光イメージング装置ＩＰを示す。この光イメージング装置ＩＰは、図２０の光イメージング装置ＩＭにおいて干渉計を形成しない構成にしたものである。
【００７１】
本変形例の装置の構成としては例えば図１０に類似した構成を採用している。この光イメージング装置ＩＰは、図１０の装置においてハーフミラー１３ａで反射された光をコリメートレンズ３８で集光して生体組織７に照射する。
また、生体組織７側で反射され、ハーフミラー１３ａを透過した光は、ミラー４１で反射されて分光装置５Ｏ′に入射され、分光された光を光検出器４ａで検出する。
また、超音波トランスジューサ２ａにはパルス状超音波駆動信号を印加する構成にしている。この場合、音響レンズ１６は設けてなく、超音波トランスジューサ２ａは収束されないパルス超音波を生体組織７に照射することになる。
なお、本変形例は、光源装置３ｂの光をビームイクスパンダ５Ｏによりビーム径を増大して、ハーフミラー１３ａに出射する構成にしている。このビームイクスパンダ５Ｏを用いない構成にしても良い。
本変形例も簡便な構成で実現できる効果がある。また、さらに簡略化するため、図２２におけるコリメートレンズ３８を採用しない構成にしても良い。図２３はコリメートレンズ３８を採用しないで、集光されない光を生体組織７側に照射する光イメージング装置ＩＱの一部を示している。
【００７２】
なお、上記の各実施例においても、超音波はパルスでも良いし、連続波でも良い。また、上記の各実施例の構成中の光検出器４ａは、点検出器でも、１次元のライン状検出器でも、ＣＣＤ等の２次元検出器でも良い。更に、フーリエ変換によりドッパラーシフト量を検出しても良い。
【実施例６】
【００７３】
次に図２４から図２６を参照して本発明の実施例６を説明する。図２４に示す実施例６の光イメージング装置１Ｕは、ドツプラーシフト量を検出するタイプである。
この光イメージング装置１Ｕは、生体組織７に照射するレーザ光等の光を発生する光源装置３ｂを有する。
この光源装置３ｂの光は、この光を導光する光ファイバ５２ａの端面に入射され、この光ファイバ５２ａを介してその途中に設けられた光カプラ５３において、２つの光に分岐される。そして、一方は光ファイバ５２ｂを介して光照射と受光を行う光照射・受光部５４ｂ側に導光され、他方は光ファイバ５２ｃを介して参照光生成部５５側に導光される。
【００７４】
また、光ファイバ５２ｂにより、超音波を伝達する水３６を介して生体組織７側に照射され、生体組織７側からドップラーシフトして戻る光は、観測光としてこの光ファイバ５２ｂに入射され、光カプラ５３において参照光側の光と干渉した干渉光となる。
そして、この干渉光は、光ファイバ５２ｄを経てその端面に配置された光検出器４ａにより受光され、光電変換される。
上記参照光生成部は、光ファイバ５２ｃの端面から出射される光をコリメートレンズ５６により平行な光束の光にして、固定された参照ミラー１４に入射させ、この参照ミラー１４で反射された光をコリメートレンズ５６により再び光ファイバ５２ｃの端面に入射させる。
また、上記光照射・受光部５４ｂは、光照射（或いは光射出）及び受光を行う光ファイバ５２ｂの端面付近に、超音波トランスジューサ５７ｂとスキャニングデバイス５８と音響レンズ５９が設けられている。
【００７５】
超音波トランスジューサ５７ｂは、超音波送信面側が例えば凹面形状に加工されており、パルス発生器２１からパワーアンプ２２で増幅されたパルス状の超音波駆動信号が印加されることにより、パルス超音波を発生し、このパルス超音波は収束されて生体組織７側に照射される。
また、スキャニングデバイス５８は、パルス状超音波駆動信号と同期して、スキャニング信号発生回路２４からのスキャニング信号が印加されることにより、光照射・受光部５４ｂを２次元的にスキャンする。例えば、生体組織７の深さ方向、つまりz方向と、このz方向と直交する例えばx方向等にスキャンする。
この光ファイバ５２ｂの端面の拡大図を図２５に示す。本実施例においては、光ファイバ５２ｂは、中央部に配置した１本或いは複数本の光ファイバからなる第１の光ファイバ部６０ａと、この第１の光ファイバ部６０ａの周囲に配置した複数のファイバ、つまりファイババンドルからなる第２の光ファイバ部６０ｂとにより構成されている。
【００７６】
そして、例えば図２６の光カプラ５３の拡大図に示すように光源装置３ｂによる光を光ファイバ５２ａに入射させ、光カプラ５３を構成する第１カプラ部５３ａにおいて例えば２本に分岐させて光ファイバ５２ｂの第２の光ファイバ部６０ｂと光ファイパ５２ｃにおける第２の光ファイバ部６０ｂと導光させるようにしている。
そして、第２の光ファイバ部６０ｂの端面から、導光されたレーザ光を生体組織７側に照射する。また、生体組織７側からのドップラーシフトした戻り光を中央の第１の光ファイバ部６０ａで受光するようにしている。この第１の光ファイバ部６０ａで受光された光は、第２のカプラ部５３ｂにおいて参照光側の光を導光する第１の光ファイバ部６０ａと光混合され、ドップラーシフトした干渉光が生成される。そして、この干渉光は、光ファイバ５２ｄにより導光されて光検出器４ａで受光される。
【００７７】
この光検出器４ａで検出された信号は、スペクトルアナライザ等の信号処理回路５ｃに入力され、ドップラーシフト量△fが検出される。
また、この信号処理回路５ｃは、パルス発生器２１からディレイ回路２３によりディレイされたタイミングに同期して、信号抽出の動作を行う。
この信号処理回路５ｃで検出された信号は、ＰＣ６ａのＰＣ本体６ｃ内のＡ／Ｄ変換回路に入力される。なお、ＰＣ本体６ｃは、内部にＣＰＵ、メモリ、Ａ／Ｄ変換回路等を備えている。そして、ＰＣ本体６ｃから出力される画像表示用信号はモニタ３５に入力され、このモニタ３５の表示面に光イメージング情報の画像が表示される。
また、このＰＣ本体６ｃ内のＡ／Ｄ変換回路には、スキャニング信号発生回路２４からスキャニング信号が入力され、このスキャニング信号を取り込むことにより、スキャニング位置情報を算出する。
【００７８】
また制御回路２５は、パルス発生器２１、スキャニング信号発生回路２４及びディレイ回路２３の各動作を制御する。また、この制御回路２５は、例えばＰＣ本体６ｃ内のＣＰＵと制御信号などの送受を行うことができる。そして、制御回路２５によりパルス発生器２１等を制御することができると共に、ＰＣ６ａ側から制御回路２５を介して或いは制御回路２５をスルーしてパルス発生器２１等を制御することもできるようにしている。
このような構成による本実施例によれば、光ファイバ５２ｂの先端付近をスキャニングすることにより、実施例１と同様に複素屈折率の実部に相当する光イメージング情報を得ることができる。さらに、スキャニングデバイス５８としてサイズが小さくかつ駆動力が小さなもので済む。その他、実施例１と同様の効果を有する。
【００７９】
図２７は実施例６の第１変形例の光イメージング装置１Ｖの構成を示す。この光イメージング装置１Ｖは、干渉計を形成しない構成にしたものである。この光イメージング装置１Ｖは、図２４の光イメージング装置１Ｕにおいて、光の分離や結合を行う光カプラ５３を用いない構成にしている。
また、本変形例は、連続の光を発生する光源装置３ｃを採用し、超音波については連続波の超音波を発生する構成にしている。なお、図２４の場合と同様に連続の光とパルス超音波とを採用する構成にしても良い。
光源装置３ｃからの光は、光ファイババンドル５２ａ′により、その先端面に導光され、光照射と受光を行う光照射・受光部５４ｂにおける先端面から導光された光が生体組織７側に照射される。
【００８０】
また、この光ファイババンドル５２ａ′は、途中で光ファイバ５２ｄ′と例えば一体化された光ファイババンドル部５２ｂ′が形成されている。
この光ファイババンドル部５２ｂ′は、例えば図２５と類似の構成である。具体的には、図２７中の端面拡大図に示すように、中心位置に受光用の光ファイバ５２ｄ′が配置され、その周囲に光ファイババンドル５２ａ′を構成する光ファイバが配置された同心の構造になっている。
また、光ファイババンドル５２ａ′の先端付近の外側には凹面形状の超音波トランスジューサ５７ｂとスキャニングデバイス５８と音響レンズ５９が設けられている。
【００８１】
そして、中心位置に配置した光ファイバ５２ｄ′により、生体組織７側からのドップラーシフトした光を受光し、その基端面側に導光する。この基端面には、例えば分光装置５０′が配置されており、ドップラーシフトした光を光学的に分離抽出する。抽出された光は、光検出器４ａに入力され、光電変換された電気信号となり、ＰＣ本体６ｃに入力され、内部のメモリにスキャニング位置の情報や分光装置５０′による周波数分離の情報と共にストックされる。
本変形例は、図２４の構成の場合における電気的にドップラーシフトした周波数成分の信号を分離抽出することを行わない構成のため、図２４における光検出器４ａの出力信号は、信号処理回路５ｃを経由しないで、ＰＣ本体６ｃに入力される。
【００８２】
光源装置３ｃによる光の発生のタイミングは、制御回路２５により制御される。また、制御回路２５は、光の発生のタイミングに同期して、生体組織７側の収束点Ｆで反射されたドップラーシフトした光が分光装置５０′、光検出器４ａを経てＰＣ本体６ｃに入力されるタイミングにおいて、光検出器４ａの出力信号を取り込むようにＰＣ本体６ｃに制御信号を送る。
なお、超音波トランスジューサ５７ｂは、図２の場合と同様に信号発生器３９、パワーアンプ２２を経た超音波駆動信号により駆動される。
その他は、図２４の構成と同様である。本変形例は、図２４の場合と同様の効果を有する。また、図２４における光カプラ５３や干渉させるための参照光生成部５５等が不要となり、よりコンパクトな装置を実現できる。
【００８３】
なお、本変形例における分光装置５０′の代わりに、他の光学的な分光手段（若しくは波長分離抽出手段）、具体的には液晶チューナブルフィルタ、音響光学素子、回折格子等を用いることもできる。
図２８は実施例６の第２変形例で、光イメージング装置を備えた内視鏡装置１Ｗの構成を示す。
本変形例は、例えば実施例６における光照射・受光部５４ｂに相当する構成を内視鏡７１に設けている。
この内視鏡７１は、挿入部７２の先端に設けられた硬質の先端部７３には、照明光を出射する照明窓と観察(撮像)を行う観察窓とが設けてある。照明窓にはライトガイド７４の先端側が取り付けてあり、その先端面から照明光を出射する。なお、ライトガイド７４の図示しない手元側の端面には、図示しない内視鏡光源装置から照明光が入射される。
【００８４】
また、観察窓には対物レンズ７５が取り付けてあり、その結像位置には撮像素子として例えばＣＣＤ７６が配置されている。このＣＣＤ７６は、図示しないビデオプロセッサ等の信号処理装置と接続され、この信号処理装置は、ＣＣＤ７６により撮像された画像信号に対する信号処理を行って映像信号を生成し、図示しないモニタに映像信号を出力する。
また、この挿入部７２にはその長手方向に処置具類を挿通可能とするチャンネル７７が設けてあり、このチャンネル７７内に光ファイバ５２ｂが挿通される。
また、本変形例における内視鏡７１においては、例えば先端部７３の先端面にスキャニングデバイス７９が取り付けられ、このスキャニングデバイス７９の駆動面に超音波トランスジューサ７８が取り付けられている。
【００８５】
そして、スキャニング信号発生回路２４のスキャニング信号をスキャニングデバイス７９に印加することにより、超音波トランスジューサ７８を２次元的にスキャンすることができるようにしている。
なお、本変形例における超音波トランスジューサ７８は例えば電子走査型の超音波トランスジューサにより構成され、この超音波トランスジューサは例えば図２８におけるｘ方向に沿って複数配置されたトランスジューサエレメントにより構成され、図示しない遅延素子等を介して遅延時間を制御して駆動することにより超音波を収束させるように出射させ、収束点Ｆで収束させることができるようにしている。
そして、図２８に示すように光ファイバ５２ｂの先端面から出射される光の照射部位内の領域において、超音波の収束点Ｆを設定し、この状態でスキャニングデバイス７９をスキャニング信号で駆動することにより収束点Ｆを２次元的にスキャンする。
【００８６】
その他の構成は図２４と同様であり、その説明を省略する。本変形例によれば、内視鏡７１により体腔内の生体組織７を内視鏡検査することができる。そして、病変部等、より詳しく観察或いは診断したい部位に対しては図２８に示すようにチャンネル７７内に光ファイパ５２ｂを挿通して、その先端面を観察対象部位に対向させる。
そして、パルス発生器２１からパワーアンプ２２を介してパルス状超音波駆動信号を発生させると共に、スキャニング信号も発生させて、観察対象部位の周辺部に対する２次元イメージング情報を取得し、モニタ３５の表示面に表示する。
本変形例においては、内視鏡７１に光を照射する光照射部と、超音波を収束させるように照射する超音波照射手段と、超音波の収束領域を２次元的にスキャンするスキャニング手段とを設けているので、体腔内における所望とする部位の生体組織７に対する光イメージング情報を得ることができる。
【００８７】
従って、体腔内の患部等の生体組織７を光学的に内視鏡検査し、その場合に病変部のように、より詳しく診断したい部位に対して、光イメージング情報を取得し、モニタ３５に表示させるようにすることができる。このようにすることにより、内視鏡検査のみの場合よりも、病変部をより的確に診断するのに有益な情報を得ることができる。
なお、本変形例を変形した第３変形例として以下に説明するように、例えばチャンネル７７の先端開口部分に、実施例４における超音波を収束して照射する機能と、スキャニング手段の機能も備えた光照射・受光部５４ｂを設けるようにしても良い。
図２９は、実施例６の第３変形例の内視鏡装置1×における内視鏡７１の先暗部付近の構成を示す。本変形例は、図２４の光照射・受光部５４ｂをチャンネル７７の先端開口に着脱自在に取り付けた構成にしたものである。このような構成にすることにより、既存の内視鏡のチャンネルに光照射・受光部５４ｂを取り付けて光イメージング情報を得ることができる。なお、図２７の構成のものを同様に内視鏡に適用しても良い。この場合にも同様の効果を得ることができる。
【００８８】
また、図３０は第４変形例における光ファイバ５２ｂの端部の構成例を示す。図２５で示したようにこの光ファイバ５２ｂは、その中央部に第１の光ファイバ部６０ａが配置され、その周囲に複数のファイバからなる第２の光ファイバ部６０ｂが配置されている。
図３０の光ファイバ５２ｂにおいては、第２の光ファイバ部６０ｂの端面が中央部の第１の光ファイバ部６０ａの軸に関して回転対称となる放物面等の凹面を形成するように加工されており、さらにその端面には集光するコリメートレンズ（或いは集光レンズ）６０ｃが取り付けられている。
そして、各第２の光ファイバ部６０ｂの端面から出射される光を焦点位置Ｆｏにフォーカスすることができるようにしている。このようにすることにより、Ｓ／Ｎが良い光イメージング情報を取得できる。
【００８９】
上記各実施例においては、超音波としてパルス又は連続波のいずれでも良く、さらに光検出器４ａは、点検出器であるPhotodiodeや光電子倍増管、１次元ライン型検出器やＣＣＤ等の２次元検出器のいずれを用いても良い。
【００９０】
また、上記各実施例においては、フーリエ変換にてドップラーシフト量を検出する構成にしても良い。
【実施例７】
【００９１】
次に図３１から図３４を参照して本発明の実施例７を説明する。図３１は本発明の実施例７の光イメージング装置１Ｚの構成を示す。本実施例は、超音波出射部と、光照射及び光検出部とが一体的に形成された超音波出射・光照射・検出部がラインに沿って複数個、１次元的に配列された超音波出射・光照射・検出アレイ９５を採用した構成である。この構成により、１つの超音波出射・光照射・検出アレイ９５を用いてスキャニングを行うこと無しで１次元の光イメージング情報を得られるようにしたものである。これにより、１次元の光イメージング情報を時間短縮して得られる効果を有する。
【００９２】
また、この超音波出射・光照射・検出アレイ９５を１次元的にスキャニングすることにより、２次元の光イメージング情報が得られる。
なお、後述するように複数の超音波出射・光照射・検出部が２次元的に配置された超音波出射・光照射・検出アレイ９５Ｂを採用することにより、超音波トランスジューサ等のスキャニングを行わないでも２次元のイメージング情報を得ることもできる。
【００９３】
なお、本実施例は、ドップラーシフト量Δｆを抽出することにより、散乱情報を算出するタイプの構成となっている。
光源装置９１から出射される可視或いは近赤外の波長領域の光は、複数本（例えばｐ本）の光ファイバを配列して構成された光ファイバアレイ９２ａを構成する各光ファイバに入射される。各光ファイバに入射された光は、光カプラ部９３で光ファイバアレイ９２ｃの光ファイバ側と光ファイバアレイ９２ｂ側の光ファイバ９２ｂｉ（ｉは１〜ｐの１つを代表）とに分岐される。
【００９４】
光ファイバアレイ９２ｃの光ファイバに導光された光は、参照光生成部５５において、図２４の場合と同様に参照光が生成され、光カプラ部９３側に戻る。
また、光ファイバアレイ９２ｂ側の光ファイバ９２ｂｉに導光された光は、（超音波出射・光照射・検出アレイ９５を構成する）超音波出射・光照射・検出部の超音波トランスジューサ５７−ｉに設けた開口部を通って生体組織７側に照射される。
超音波出射・光照射・検出アレイ９５は、図３１の右下部分の拡大図に示すように例えばｘ方向に複数の超音波出射・光照射・検出部が配置されている。そして、各超音波出射・光照射・検出部は、その構成要素となる超音波トランスジューサ５７−ｉによりそれぞれ収束点Ｆで超音波を収束する。
【００９５】
かつその収束点Ｆには、光ファイバアレイ９２ｂを構成する光ファイバ９２ｂｉの端面による光照射・検出部から光が照射されると共に、その収束点Ｆの近傍領域Ｒ１を経たドップラーシフトした戻り光を受光する。
光ファイバアレイ９２ｂの光ファイバ９２ｂｉにより受光された光は、観測光として、光カプラ部９３において光ファイバアレイ９２ｃ側の光ファイバによる参照光と光混合されてドップラーシフトした干渉光が生成される。
各干渉光は、光ファイバアレイ９２ｄの光ファイバにより導光され、その端面から光検出器アレイ９６を構成する各光検出器４ａにて受光され、光電変換される。光検出器アレイ９６を構成する光検出器４ａでそれぞれ光電変換された出力信号は、例えば複数チャンネルのスペクトルアナライザ５ｅに入力される。
【００９６】
そして、このスペクトルアナライザ５ｅにより各光検出器４ａから出力されるドップラシフト量Δｆの干渉信号を殆ど同時に抽出する。
このスペクトルアナライザ５ｅから出力される複数の干渉信号は、ＰＣ６ａにおける複数の入力チャンネルからＰＣ６ａ内のメモリなどにストックされる。
また、本実施例におけるスキャニング信号発生回路２４Ｂは、例えば超音波出射・光照射・検出アレイ９５が取り付けられたスキャニングデバイス９８を例えばｙ方向にスキャンさせるように駆動する。そして、２次元の光イメージング情報を得られるようにしている。なお、ここではパルス発生器２１′は、図２４のパルス発生器２１とパワーアンプ２２の機能を備えたものである。
【００９７】
図３２は、超音波出射・光照射・検出アレイ９５を、例えばｙ方向にスキャンさせることにより、２次元（２Ｄ）光イメージング情報が得られる様子を示す。ライン状に配置された超音波出射・光照射・検出部により、ｘ方向の１次元（１Ｄ）光イメージング情報が得られ、超音波出射・光照射・検出部をｙ方向にスキャンすることにより２次元光イメージング情報が得られる。
なお、スキャニング信号発生回路２４Ｂにより、超音波出射・光照射・検出アレイ９５をｙ方向及びｚ方向に２次元スキャンを行うように駆動して、３次元光イメージング情報を得られるようにしても良い。
本実施例によれば、高速に２次元或いは３次元の光イメージング情報が得られる。
【００９８】
なお、得られる光イメージング情報のｘ方向の解像度は、光ファイバアレイ９２ｂの本数に依存するため、ｘ方向にもスキャンさせることにより、その解像度を飛躍的に向上させるようにしても良い。
図３３は第１変形例の光イメージング装置における超音波出射・光照射・検出アレイ９５Ｂの概略の構成を示す。本変形例は、図３１の光イメージング装置１Ｚにおいて、光ファイバアレイ９２ａ、９２ｂなどを構成する光ファイバの本数をより多くしている（例えば図３１の場合の整数倍以上）。これに対応して、超音波出射・光照射・検出部の数も増大する。
そして、本変形例では、光ファイバアレイ９２ｂにおける端部側の超音波出射・光照射・検出部をｘ、ｙ方向に２次元的に配置して超音波出射・光照射・検出アレイ９５Ｂを構成している。
【００９９】
図３３に示すように光ファイバアレイ９２ｂは、例えばｐ本づつの光ファイバ９２ｂ１〜９２ｂｐがｍ組、例えば帯状に設けられたものであり、これらの各光ファイバ９２ｂｉは、スキャニングデバイス９８に２次元的に設けた開口部にそれぞれ取り付けられている。
なお、このスキャニングデバイス９８の底面側には、図３１で示したような超音波トランスジューサ（図３３では図示せず）が取り付けられている。そして、この超音波出射・光照射・検出アレイ９５Ｂをスキャンしない状態において、２次元光イメージング情報（図３４参照）を得ることができるようにしている。
なお本変形例においては、ＰＣ６ａもスペクトルアナライザ５ｅから出力される出力信号を超音波出射・光照射・検出アレイ９５Ｂを構成する超音波出射・光照射・検出部の２次元配列に対応したアドレスのメモリにストックする。
【０１００】
また、本変形例では、スキャニング信号により、スキャニングデバイス９８をｚ方向に駆動することにより図３４に示すように３次元光イメージング情報を得られるようにしている。
なお、本変形例に対しても、実施例４で説明したようにｘ、ｙ方向にもスキャンすることにより、より高解像度の光イメージング情報を得るようにしても良い。本変形例においても高速に２次元或いは３次元の光イメージング情報を得ることができる。
なお、本変形例におけるさらに変形例として、スキャニングを行わないで２次元の光イメージング情報を得るようにしても良い。
【０１０１】
なお、上述した各実施例において、光を収束させる構成にしても良い。上記の各実施例では、パルス超音波、又は連続超音波のいずれを用いてもよい。また、スペクトラルアナライザなどの信号処理回路を用いずにフーリエ変換によりドップラーシフト量を検出しても良い。
なお、上記の各実施例においては、複素屈折率の実部に基づく光散乱情報を検出するものであるが、例えば、蛍光、りん光等の非弾性散乱情報に基づいて生体組織の情報を取得しても良い。
また、上述した各実施例を部分的に組み合わせる等して構成される実施例等も本発明に属する。
【産業上の利用可能性】
【０１０２】
生体組織に超音波が照射された検査対象部位に光を照射し、超音波が照射された部位でドップラーシフトした光を観測光として検出し、複素屈折率の実部に相当する光散乱情報を検出して画像化できるようにすることにより、病変組織の構造変化に相関性が高い情報を得ることができ、病変組織の診断等に有効利用することができる。
【図面の簡単な説明】
【０１０３】
【図１】図１は本発明の被検体情報分析装置の代表的な構成例を示すブロック図。
【図２】本発明の実施例１に係る光イメージング装置の全体構成を示すブロック図。
【図３】図３は超音波収束領域付近においてドップラーシフトする様子の説明図。
【図４】図４は実施例１の動作説明用のフローチャート。
【図５】図５はフーリエ変換された信号の実数成分の角周波数に対する波形例を示す図。
【図６】図６は第１変形例におけるレンズ保持部及びトランスジューサ保持部の構造を示す図。
【図７】図７は第２変形例における超音波の収束点近傍領域でのドップラーシフトする様子の説明図。
【図８】図８は本発明の実施例２に係る光イメージング装置の全体構成を示すブロック図。
【図９】図９は実施例２の変形例におけるレンズ保持部及びトランスジューサ保持部の構造を示す図。
【図１０】図１０は本発明の実施例３に係る光イメージング装置の全体構成を示すブロック図。
【図１１】図１１は実施例３の動作説明用のフローチャート。
【図１２】図１２はフーリエ変換された信号の実数成分の角周波数に対する波形例を示す図。
【図１３】図１３は第１変形例の光イメージング装置の全体構成を示すブロック図。
【図１４】図１４は第２変形例の光イメージング装置の全体構成を示すブロック図。
【図１５】図１５は本発明の実施例４に係る光イメージング装置の全体構成を示すブロック図。
【図１６】図１６は実施例４の動作説明用のフローチャート。
【図１７】図１７は実施例４の変形例の光イメージング装置の全体構成を示すブロック図。
【図１８】図１８は実施例５に係る光イメージング装置の全体構成を示すブロック図。
【図１９】図１９は実施例５の動作説明用のタイミングチャート。
【図２０】図２０は実施例５の第１変形例の光イメージング装置の全体構成を示すブロック図。
【図２１】図２１は実施例５の第２変形例の光イメージング装置の全体構成を示すブロック図。
【図２２】図２２は実施例５の第３変形例の光イメージング装置の全体構成を示すブロック図。
【図２３】図２３は実施例５の第４変形例における一部の構成を示す図。
【図２４】図２４は本発明の実施例６に係る光イメージング装置の全体構成を示すブロック図。
【図２５】図２５は光ファイバの端面の構造を示す図。
【図２６】図２６は光カプラの構成例を示す図。
【図２７】図２７は実施例６の第１変形例の光イメージング装置の全体構成を示すブロック図。
【図２８】図２８は光イメージング装置を備えた第２変形例に係る内視鏡装置の構成を示すブロック図。
【図２９】図２９は第３変形例の光イメージング装置における内視鏡の先端側の構成を示す図。
【図３０】図３０は第４変形例における光ファイバの構成を示す斜視図。
【図３１】図３１は本発明の実施例７に係る光イメージング装置の構成を示すブロック図。
【図３２】図３２は実施例７における１次元走査により２次元光イメージング情報が得られる動作の説明図。
【図３３】図３３は第１変形例における超音波・光照射・検出アレイ部の概略の構成を示す図。
【図３４】図３４は図３３の超音波・光照射・検出アレイ部による動作の説明図。
【符号の説明】
【０１０４】
１Ｅ、１Ｆ…光イメージング装置
２…超音波発生部
２ａ…超音波トランスジューサ
３…照明光発生部
３ｂ…光源装置
４…反射光受光部
４ａ…光検出器
５…周波数情報抽出部
５ｃ…信号処理回路
６…散乱情報抽出部
６′…被検体情報生成部
６ａ…ＰＣ
７…生体組織
１１…ユニット
１２…スキャニングユニット
１３ａ…ハーフミラー
１６…音響レンズ
２４…スキャニング信号発生回路
３３…ＣＰＵ
３５…モニタ
３８…コリメートレンズ
【技術分野】
【０００１】
本発明は、超音波を利用して被検体を光学的に分析する被検体情報分析装置、内視鏡装置及び被検体情報分析方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
近年、生体の光断層イメージングを実現するものとして、光ＣＴや光コヒーレンス断層影像法（Ｏｐｔｉｃａｌ Ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ：以下ＯＣＴ）、光音響断層影像法等、様々な技術が提案されている。
光ＣＴは生体内部での光散乱の影響が比較的弱い波長域７００ｎｍ〜１２００ｎｍの近赤外光を利用するため、粘膜下数ｃｍまでの生体深部の断層像を得ることができる。
また、干渉を利用したＯＣＴは２ｍｍ程度の深さまでの生体断層イメージを高分解能（μｍ〜十数μｍ）かつ短時間で取得することが可能である。ＯＣＴは眼科領域での網膜疾患診断において既に実用化されている技術であり、その医学的関心度は非常に高い。
【０００３】
光ＣＴは深部の情報は得られるが、空間分解能は数ｍｍ程度と非常に低い。一方、ＯＣＴは生体粘膜下約２ｍｍ以深を観察すること、更に、癌等の腫瘍組織に対して良好な画質を得ることは難しい。
これは、生体深部及び腫瘍組織における、血液の吸収や強い散乱の影響により、光のコヒーレンス性が著しく乱れるためである。
一方、日坂らによる非特許文献１において、超音波と光を生体へ照射し、生体内にてパルス超音波により変調された照射光を検出することにより、粘膜表層以下１ｃｍ程度の吸収の光イメージングを試みた例が報告されている。
また、特許文献１の特開２００５−２２４３９９号公報においても、超音波パルスと光を生体に照射し、生体内にてパルス超音波により変調された照射光を検出することにより、粘膜表層以下の吸収光イメージングを得る装置が開示されている。
【特許文献１】特開２００５−２２４３９９号公報
【特許文献２】特開２０００−１９７６３５号公報
【特許文献３】特開２０００−８８７４３号公報
【非特許文献１】日坂真樹、杉浦忠男、河田聡、“パルス超音波と光の相互作用を利用した散乱体深部の光断層像観察”、光学２９、ｐｐ６３１−６３４、２０００
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
しかし、上記特許文献１、特許文献３や非特許文献１の先行例は、あくまで吸収の光イメージングに特化されたものであり、組織の構成や構造の変化から生起される散乱情報を得ようとする技術ではない。
一方、生体組織における腫瘍の癌化に伴う核内クロマチンの濃縮状態や核の空間分布変化といった組織の構造的変化は、特に光散乱特性の変化を引き起こす。このため、癌組織等に関連する組織の構造変化に相関性が高い散乱情報が得られることが望まれる。
なお、組織の構造変化に相関性が高い光散乱情報は、その組織部位における複素屈折率の実部に由来し、一方複素屈折率の虚部は吸収に関連するため、複素屈折率の実部と虚部の変化を捉えることにより、散乱特性及び吸収特性に関する２次元、若しくは３次元情報が得られることになる。
【０００５】
一方、特許文献２の特開２０００−１９７６３５号公報には、生体に超音波を集束するように照射し、かつレーザ等複数の光源から様々な方向から光を照射して、超音波が集束された領域で散乱された光を生体の周囲に配置された複数の検出器で検出することにより、散乱係数と吸収係数を記録する方法が拡散型の波動方程式に基づいて開示されている。
この特許文献２の従来例は、光源及び検出器を複数用いるようにしているので、これらを測定できる状態に設置するための作業に時間がかかる点や、検出器以後での信号処理系において検出器の配置に対応した調整が必要になることが予想される点がある等、ユーザに負担をかける欠点がある。
【０００６】
また、この従来例は、光源若しくは検査対象部位を走査してその位置を変更した場合における検出器で適切に受光するように制御する制御手段が設けていないため、画像化された情報等を取得することが簡単に行えない欠点がある。
このため、被検体としての生体内の深部側となる検査対象部位の場合にも高い空間分解能を確保して複素屈折率の実部の情報を含む被検体の特性情報を生成することができる装置及び方法が望まれる。
【０００７】
（発明の目的）
本発明は上述した点に鑑みてなされたもので、被検体における検査対象部位の光の散乱情報を含む被検体の特性情報を容易に取得するための被検体情報分析装置、内視鏡装置及び被検体情報分析方法を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【０００８】
本発明に係る被検体情報分析装置は、所定の超音波送信軸に沿って被検体に対して超音波を発生可能な超音波発生手段と、
前記超音波発生手段によって発生された前記超音波が伝達される前記被検体内における検査対象部位に到達する照明光を発生可能な照明光発生手段と、
前記照明光が到達した前記検査対象部位からの周波数変調された光を受光する受光手段と、
前記周波数変調された光の周波数情報を光学的又は電気的に抽出する周波数情報抽出手段と、
前記周波数情報抽出手段で抽出された周波数情報に基づき、前記照明光が到達した前記検査対象部位における光の散乱情報を抽出する散乱情報抽出手段と、
前記散乱情報抽出手段によって抽出された光の散乱情報に基づき、前記照明光が到達した前記検査対象部位に対応する前記被検体の特性情報を生成する被検体情報生成手段と、
を具備したことを特徴とする。
【０００９】
本発明に係る内視鏡装置は、所定の超音波送信軸に沿って被検体に対して超音波を発生可能な超音波発生部、前記超音波発生部によって発生された前記超音波が伝達される前記被検体内における検査対象部位に到達する照明光を発生可能な照明光発生部、前記照明光が到達した検査対象部位から反射される周波数変調された光を受光可能に設けられた反射光受光部と、
前記反射光受光部で受光された受光信号に基づき、前記照明光が到達した前記検査対象部位における光の散乱情報を抽出する散乱情報抽出部と、
前記散乱情報抽出部によって抽出された光の散乱情報に基づき、前記照明光が到達した前記検査対象部位に対応する前記被検体の特性情報を生成する被検体情報生成部と、
を有することを特徴とする。
【００１０】
本発明に係る被検体情報分析方法は、所定の超音波送信軸に沿って被検体に対して超音波を発生する超音波発生工程と、
前記超音波発生工程によって発生された前記超音波が伝達される前記被検体内における検査対象部位に到達する照明光を発生する照明光発生工程と、
前記照明光が到達した前記検査対象部位からの周波数変調された光を受光する受光工程と、
前記周波数変調された光の周波数情報を光学的又は電気的に抽出する周波数情報抽出工程と、
前記周波数情報抽出工程で抽出された周波数情報に基づき、前記照明光が到達した前記検査対象部位における光の散乱情報を抽出する散乱情報抽出工程と、
前記散乱情報抽出工程によって抽出された光の散乱情報に基づき、前記照明光が到達した前記検査対象部位に対応する前記被検体の特性情報を生成する被検体情報生成工程と、
を具備したことを特徴とする。
【発明の効果】
【００１１】
本発明によれば、被検体における検査対象部位の光の散乱情報を含む被検体の特性情報を容易に取得可能となる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１２】
以下、図面を参照して本発明の実施例を説明する。
【実施例１】
【００１３】
図１から図４を参照して本発明の実施例１を説明する。図１は本発明の被検体情報分析装置における代表的な構成例をブロック図で示し、図２は検体情報分析装置の実施例１の光イメージング装置の全体構成を示し、図３は超音波の収束点近傍でドップラシフトする様子を示し、図４は本実施例の動作内容のフローチャートを示す。
図１に示すように本発明に係る検体情報分析装置は、所定の超音波送信軸に沿って被検体内に対して超音波を伝達させるように超音波を発生可能とする超音波発生部２と、前記超音波発生部２から発生される前記超音波が伝達される被検体内における検査対象部位に到達するような照明光を発生可能とする照明光発生部３とを有する。
【００１４】
また、この検体情報分析装置は、照明光発生部３により発生された照明光が前記検査対象部位で反射されたドップラシフトした周波数変調光を受光可能とするように、例えば照明光発生部３（或いは超音波発生部２）側に配置された反射光受光部４と、この反射光受光部４で受光された受光信号からドップラシフト量を抽出する周波数情報抽出部５とを有する。
なお、図１においては、ドップラシフトした反射光を受光する反射光受光部４の場合でその構成を示しているが、後述する実施例３の第２変形例（図１４参照）のように被検体を透過した光を受光する構成にしても良い。この場合には、図１中の反射光受光部４は、単なる受光部として機能する。
【００１５】
また、図１の場合には受光信号から電気的に周波数情報を抽出する構成の場合で示しているが、後述する実施例３のようにドップラシフトした光を光学的な周波数情報抽出部となる液晶チューナブルフィルタ等の分光装置で抽出しても良い。
この場合には、光学的な周波数情報抽出部は、反射光受光部４で受光される前のドップラシフトした光からその周波数情報（ドップラシフトした周波数成分）を抽出することになる。
また、図１においては、反射光受光部４により受光された受光信号から周波数情報抽出部５が周波数情報を抽出する例を示しているが、反射光受光部４により受光される光を分光部で分光する構成にすることもできる（後述する例えば実施例３参照）。この場合には、反射光受光部４により受光された受光信号は、既に周波数情報を含む信号となり、散乱情報抽出部６に入力される。
【００１６】
また、この検体情報分析装置は、抽出された周波数情報から前記検査対象部位の複素屈折率における少なくとも実部に相当する光の散乱情報を抽出する散乱情報抽出部６と、この散乱情報から前記検査対象部位に対応する被検体の特性情報を生成する被検体情報生成部６′とを有する。なお、図１の場合、反射光受光部４は、光分離部１３を介して反射光を受光する構成にしている。
上記被検体情報生成部６′は、被検体の検査対象部位を例えば２次元或いは３次元的に走査した各位置における散乱情報等を画像化して表示するための画像形成部を有する。
本被検体情報分析装置は、ドップラシフトした周波数情報を抽出することにより、検査対象部位に対する複素屈折率の実部の情報を含む被検体情報を比較的容易に得られるようにしている。
【００１７】
図２に示す光イメージング装置１Ｅは、収納容器となるユニット１１内に照明光発生部３としての光源装置３ｂを有する。この光源装置３ｂにより発生された光は、光分離部１３としてのハーフミラー１３ａに入射され、透過する光と、反射する光に分かれる。
このハーフミラー１３ａを透過した光は、レンズ枠３７に取り付けられたコリメートレンズ（若しくは集光レンズ）３８を経て収束されて、被検体としての生体組織７に照射される。
また、このコリメートレンズ３８の光軸Ｏと例えば角度θ（＞０）なす方向が超音波送信軸Ｏｕとなるように、ユニット１１の端面等に超音波発生部２となる超音波トランスジューサ２ａが取り付けられている。
なお、この超音波トランスジューサ２ａには、超音波収束手段としての音響レンズ１６が設けてある。
【００１８】
そして、この図２に示すように収束点Ｆの近傍領域Ｒ１付近において光軸Ｏ方向に散乱され、その際ドップラーシフトした光（周波数変調光）となり、（この散乱後においては）収束された超音波の影響を殆ど受けることなくコリメートレンズ３８側に戻る。
このコリメートレンズ３８側に戻った光は、ハーフミラー１３ａで一部が反射され、反射光受光部４となる光検出器４ａにて受光される。
また、上記ハーフミラー１３ａで反射された光は、参照光となり、この参照光路上に対向するように配置された参照ミラー１４で反射されて再びハーフミラー１３ａに入射される。そして、入射された光の一部がハーフミラー１３ａを透過する。
この際、ドップラーシフトした戻り光と混合（干渉）された状態で光検出器４ａで受光されることになる。
【００１９】
また、本実施例においては、上記のように、光軸Ｏと超音波送信軸Ｏｕとが異なる方向となるように設定することにより、収束点Ｆの近傍領域Ｒ１で散乱された散乱光を超音波による近傍領域Ｒ１以外での影響を殆ど受けることなく検出できるようにしている。
このため、本実施例では例えば連続波の超音波駆動信号を発生する信号発生器３９を採用している。
この信号発生器３９で発生された超音波駆動信号は、パワーアンプ２２により増幅された後、超音波トランスジューサ２ａに印加される。
なお、コリメートレンズ３８が取り付けられたレンズ枠３７は、ユニット１１側に設けた図示しない筒体と嵌合し、光軸Ｏ方向に移動することにより、超音波を収束する音響レンズ１６による収束点Ｆの位置に光をフォーカスするように調整することができる。つまり、コリメートレンズ３８及びレンズ枠３７は、照明光が照射される照射位置調整部を形成している。
【００２０】
また、超音波トランスジューサ２ａは、可動枠体４０に取り付けてあり、この可動枠体４０を超音波送信軸Ｏｕ方向に移動することにより、超音波の収束点Ｆの位置を調整できるようにして超音波焦点調整部を形成している。
そして、コリメートレンズ３８により光がフォーカスした位置に、超音波が焦点を結ぶように超音波の焦点調整を行うことができる。
また、ユニット１１には、このユニット１１を例えば２次元的にスキャニング（走査）する走査部としてのスキャニングユニット１２が取り付けられており、このスキャニングユニット１２は、スキャニング信号発生回路２４からのスキャニング信号で動作する。
このスキャニング信号発生回路２４は、後述するＰＣ６ａにより制御される。
【００２１】
本実施例においては、光検出器４ａの出力信号は、ドップラーシフト成分を抽出する周波数情報抽出部５としてのスペクトルアナライザ等の信号処理回路５ｃに入力される。
また、この信号処理回路５ｃにより抽出された周波数情報は、散乱情報抽出部６及び被検体情報生成部６′としての機能を持つパーソナルコンピュ−タ（以下、ＰＣと略記）６ａに入力される。このＰＣ６ａにより、周波数情報から散乱情報として、生体組織７の収束点Ｆの近傍領域Ｒ１での複素屈折率における実部に相当する情報を抽出する。
また、信号発生器３９からの信号は、信号処理回路５ｃに入力され、この信号に同期して信号処理回路５ｃは、抽出した周波数情報をＰＣ６ａに出力する。
図３は、収束点近傍領域Ｒ１において光が超音波によりドップラーシフトする様子の説明図を示す。
【００２２】
上述したように光軸Ｏと超音波送信軸Ｏｕとは、例えば角θなし、光の周波数をｆｓ、音波の波長をλ、生体組織７内部での超音波の伝達速度をＶ、生体組織７の屈折率ｎ１、超音波による近傍領域Ｒ１での屈折率変化をΔｎとする。
なお、生体組織７は、より厳密にはその複素屈折率ｍ（＝ｍｒ＋ｉｍｉ ：ここで、ｍｒ：複素屈折率の実部、ｍｉ：複素屈折率の虚部）が超音波の照射によって、その実部と虚部が変化するが、本実施例のように光の周波数に対して、その一次の変化分（ドップラーシフト周波数分）を検出する場合にはその実部の変化分を検出することになる。つまり、上記屈折率変化Δｎは、複素屈折率を用いて表した場合における実部ｍｒの変化分Δｍｒに相当する。
【００２３】
このため、ドップラーシフトに関係する本実施例等においては、屈折率としてより広く用いられている符号ｎを用いた表記法を採用する。
近傍領域Ｒ１で散乱されて入射側に戻る光の周波数は、図３に示すように
ｆｓ−Δf＝ｆｓ−２Ｖcosθ（ｎ１＋Δｎ）／λ （１）
となる。そして、この（１）式の第２項のドップラーシフト量Δｆを検出することになる。
【００２４】
次に本実施例の動作を説明する。まず、光検出器４ａによる信号検出の説明を行う。超音波トランスジューサ２ａから出射される超音波は、周期的に振動する粗密波として生体組織７の内部を伝播する。図３に示すように音圧が高くなる超音波収束領域では、音圧による生体構成物質（散乱体、吸収体）の空間的な密度変化により、音圧が密な部分では屈折率変化Δｎが大きく誘起されると考えられる。逆に、粗な部分では、物質の密度変化が小さい。
一方、音圧が密な部分に光が照射されると、屈折率変化部において強いフレネル反射が起こる。つまり、音圧が密な部分はミラーとしての機能を持つ。この場合、屈折率変化部は、時間と共に超音波の伝搬方向に移動するため、反射光の周波数はΔｆだけ、ドップラーシフトする。
【００２５】
図２に示したようにマイケルソン干渉計を形成した光イメージング装置１Ｅの場合には、光検出器４ａに入射される参照ミラー１４側の電場Ｅｒ（ｔ）と観測光側の電場Ｅｏ（ｔ）は、それぞれ（２）及び（３）式で表される。
Ｅｒ（ｔ）＝Ｅｒexpｉ{2πfｓt-kｏ（Ｄ１＋2Ｌ１＋Ｄ２）｝ （２）
Ｅｏ（ｔ）＝Ｅｏexpｉ{2π(fｓ-Δf)t-kｏ（Ｄ１＋2Ｌ２＋2ｎ０Ｌ４＋2ｎ１ｚ＋Ｄ２）｝ （３）
ここで、図２に示すようにＤ１は光源装置３ｂとハーフミラー１３ａ間の距離、Ｄ２はハーフミラー１３ａと光検出器４ａ間の距離、Ｌ１はハーフミラー１３ａと参照ミラー１４間の距離、Ｌ２＋Ｌ４は、ハーフミラー１３ａ光が入射される生体組織７の表面間の距離、Ｌ４はコリメートレンズ３８から生体組織７の表面間の距離を表す。また、ｎ０は水３６の屈折率を表す。
【００２６】
この場合、ドップラーシフト量Δｆは、（１）式で表される。（１）式によれば、ドップラーシフト量Δｆの中に、超音波により誘起される屈折率変化Δｎが含まれていることが分かる。
つまり、屈折率は、光散乱現象の主パラメータであることから（例えばMie theory）、検出光のドップラーシフト周波数を計測することにより、局所的な散乱特性を取得できる可能性がある。
光検出器４ａで検出される光強度Ｉ（ｔ）は、以下の（４）式となる。
【００２７】
Ｉ（ｔ）＝〈｜Ｅｒ＋Ｅｏ｜２〉
＝〈｜Ｅｒ｜２＋｜Ｅｏ｜２〉＋2〈｜Ｅｒ｜｜Ｅｏ｜〉cos｛2π(2Ｖcosθ(ｎ１＋Δｎ１)/λ)ｔ＋2ｎ１ｋｏｚ｝ （４）
ここで、（Ｌ２＋ｎ０Ｌ４）≒Ｌ１と仮定した。
（４）式中の第３項のＡＣ成分をスペクトルアナライザ等により、その周波数成分を検出することにより、ドップラーシフト周波数の取得、即ち局所領域での散乱計測を行うことが可能となる。
【００２８】
次に本実施例の光イメージング装置１Ｅの動作を図４のフローチャートを参照して説明する。
最初のステップＳ４１において光源装置３ｂは光を発生する。また、ステップＳ４２に示すように超音波トランスジューサ２ａも超音波を発生する。そして、ステップＳ４３に示すように生体組織７の収束点Ｆの近傍領域Ｒ１において光源装置３ｂの光は超音波によりドップラー周波数シフトを引き起こす。つまり、上述した（１）式のようにドップラーシフト量Δｆを伴った光は、ハーフミラー１３ａにおいて、参照光と干渉して、干渉光となり、ステップＳ４４に示すように光検出器４ａにて検出される。
【００２９】
この干渉信号は、ステップＳ４５に示すようにスペクトルアナライザ等の信号処理回路５ｃにより、ドップラーシフト量Δｆが検出される。
ステップＳ４６に示すように信号処理回路５ｃの出力信号は、ＰＣ６ａに入力され、デジタル信号に変換され、ＰＣ６ａ内のメモリ等にΔｆ又はＶ（ｎ１＋Δｎ）等が光散乱情報として、スキャニング位置の情報と関連付けてストックされる。なお、超音波の伝達速度Ｖ、波長λ、角θ等は既知となる。
そして、次のステップＳ４７においてＰＣ６ａは、スキャニングが終端かを判定し、これに該当しない場合にはステップＳ４８に示すように超音波の収束点Ｆを移動させるようにスキャニングを行い、ステップＳ４２又はＳ４３に戻る。
【００３０】
このようにして、スキャニングを２次元或いは３次元的に行い、スキャニングの終端になると、ステップＳ４７からステップＳ４９に進み、画像生成が完了する。そして、画像表示が行われる。
ステップＳ５０に示すように術者は、表示される画像を観察して、癌等の病変部のスクリーニング等に有効利用できる。
また、上述の説明ではステップＳ４５においてドップラーシフト量Δｆの検出をスペクトルアナライザを用いた場合で説明した。この他にフーリエ変換でドップラーシフト量Δｆを検出することもできる。以下、フーリエ変換を用いた場合を説明する。
【００３１】
上述したように光検出器４ａは、（４）式の光強度Ｉ（ｔ）を検出する。この（４）式は、第１及び第２項をＩｄｃと、第３項を振幅Ｉａｃ及びφを用いて以下の（５）式のように表わすことができる。
Ｉ（ｔ）＝Ｉｄｃ＋Ｉａｃcos（2πΔfｔ＋φ）
＝Ｉｄｃ＋Ｉａｃcos（Δωｔ＋φ） （５）
ここで、φ＝２ｎ１ｋ０ｚである。
【００３２】
（５）式は信号処理回路５ｃにおいてフーリエ変換され、（６）式のようになる。
【００３３】
Ｆ（ω）＝∫｛Ｉｄｃ＋Ｉａｃcos（Δωｔ＋φ）｝ｅ-ｊωｔｄｔ
＝∫｛Ｉｄｃ＋Ｉａｃcos（Δωｔ＋φ）｝ｅ-ｊωｔｄｔ （−Ｔ≦ｔ≦Ｔ）
＝2ＩｄｃsinωＴ/ω＋Ｉａｃ｛ｅｊφsin（Δω-ω）Ｔ/（Δω-ω）＋ｅ-ｊφsin（Δω＋ω）Ｔ/（Δω＋ω）
＝2ＩｄｃsinωＴ/ω＋Ｉａｃcosφ｛sin（Δω-ω）Ｔ/（Δω-ω）＋sin（Δω＋ω）Ｔ/（Δω＋ω）｝＋ｊＩａｃsinφ｛sin（Δω-ω）Ｔ/（Δω-ω）＋sin（Δω＋ω）Ｔ/（Δω＋ω）｝ （６）
ここで、（６）式の一番上の右辺の積分範囲は−∞から＋∞であり、二番目の右辺の積分範囲はその右側に記載されているように有限の時間−Ｔから＋Ｔで近似できる。
【００３４】
（６）式に示したフーリエ変換された信号の実数成分は、図５に示すようになる。そして、この図５に示すように大きなピークとなるドップラーシフト角周波数Δωを検出する。
本実施例によれば、ドップラーシフト量Δfを抽出することにより、生体組織７の散乱情報、つまり、生体組織７の細胞や細胞構成物の形態学的な情報を観測可能とする分析装置を実現できる。また、この場合ドップラーシフト量Δfを抽出することにより、従来例に比較して容易に複素屈折率の実部の情報を抽出できる。従って、被検体の形態学的特性情報を容易に得られることになる。
なお、上述のようにフーリエ変換を用いて周波数成分の抽出（算出）を行う代わりに、ウエーブレット変換を用いて周波数成分の抽出を行うようにしても良い。
【００３５】
図６は、第１変形例の光イメージング装置における照明光軸保持部としてのレンズ保持部２６と、超音波送信軸保持部としてのトランスジューサ保持部２７周辺部を示す。
レンズ保持部２６は、コリメートレンズ３８が取り付けられたレンズ枠３７が嵌合する透孔により摺動可能に保持する可動保持体２６ａと、この可動保持体２６ａの一方の端部側を嵌合して回転的にスライド移動可能に保持する固定側保持体２６ｂとを有する。
また、可動保持体２６ａの他方の端部側には、ラック部２６ｃが設けてあり、このラック部２６ｃは摘み２６ｅの端部に設けたギヤ２６ｄが噛合する。そして、ユーザは、この摘み２６ｅを回動する操作を行うことにより、図６中の符号Ｃで示すように可動保持体２６ａを移動することができる。そして、コリメートレンズ３８の光軸Ｏを移動してその光軸Ｏを調整することができる。
【００３６】
また、同様にトランスジューサ保持部２７は、超音波トランスジューサ２ａが取り付けられた可動枠体４０が嵌合する透孔により摺動可能に保持する可動保持体２７ａと、この可動保持体２７ａの一方の端部側を嵌合して回動的なスライド移動可能に保持する固定側保持体２７ｂとからなる。
また、可動保持体２７ａの他方の端部側には、ラック部２７ｃが設けてあり、このラック部２７ｃは摘み２７ｅの端部に設けたギヤ２７ｄが噛合する。
そして、ユーザは、この摘み２７ｅを回動する操作を行うことにより、図６中の符号Ｄで示すように可動保持体２７ａを移動することができる。そして、超音波トランスジューサ２ａの超音波送信軸Ｏｕを移動してその超音波送信軸Ｏｕの方向を調整することができる。
【００３７】
また、図６において、レンズ枠３７を光軸Ｏの方向に調整することにより、光の焦点位置Ｆｏを調整できる。同様に可動枠体４０を調整することにより超音波の収束点Ｆを調整することができる。
そして、例えば収束点Ｆに焦点位置Ｆｏが一致するように調整することができる照明光調整部が設けてある。また、焦点位置Ｆｏに収束点Ｆが一致するように調整することができる超音波の焦点調整部も設けてある。
本変形例では、固定側保持体２６ｂ、２７ｂにより可動保持体２６ａと可動保持体２７ａとを共通の平面（光軸Ｏと超音波送信軸Ｏｕを含め面）内で回動的に移動自在に保持し、光と超音波の送信軸の方向が異なる場合にも、検査対象とする部位に光及び超音波をフォーカスし易くしている。
【００３８】
なお、図６においては、光軸Ｏと超音波送信軸Ｏｕとが異なる方向に設定した場合におけるフォーカス調整及び方向調整機構を示しているが、光軸Ｏと超音波送信軸Ｏｕとを一致させる場合には、レンズ保持部２６とトランスジューサ保持部２７とを同軸的に或いは積層的に配置することにより実現できる。この構成に関しては、後述する（図９参照）。
図７は第２変形例における超音波の収束点Ｆの近傍領域を示す。図２或いは図３においては、超音波トランスジューサ２ａは、光軸Ｏと角θを成す１つの方向にのみ配置された構成であったが、図７に示すように光軸Ｏに関してθを成す２つの方向に配置された構成にしても良い。
このようにすると、後方散乱光の強度をより大きくすることができ、Ｓ／Ｎを向上することができる。なお、光軸Ｏの回りに回転対称的に２つ以上の超音波トランスジューサ２ａを配置するようにしても良い。
【実施例２】
【００３９】
図８は本発明の実施例２の光イメージング装置１Ｆの構成を示す。実施例１では光軸Ｏと超音波送信軸Ｏｕとが異なる方向に設定されていたが、本実施例は、光軸Ｏと超音波送信軸Ｏｕとを一致させる構成にしたものである。これにより、生体組織７側に光及び超音波を照射する部分をコンパクトにできる。
本実施例においては、超音波の収束点Ｆの近傍領域Ｒ１でのドップラーシフト量Δｆのみを有効に検出するため、パルス状の超音波を照射する。このため、図２の信号発生器３９の代わりにパルス発生器２１が採用される。
また信号処理回路５ｃにはディレイ回路２３で遅延されたパルスが入力され、信号処理回路５ｃは、この遅延された短い期間にドップラーシフト量Δｆの周波数検出或いは周波数抽出を行う。
【００４０】
その他、図２で示したものと同じ構成要素には同じ符号を付け、その説明を省略する。なお、図８においては、超音波を収束させ、光は収束させない構成例で示しているが、光も収束させる構成にしても良い。この場合には、検出される信号のＳ／Ｎを向上できる。
本実施例においては、光軸Ｏと超音波送信軸Ｏｕとの成す角θが０（ｃｏｓθ＝１）となるため、周波数シフトが最大となる状態でドップラーシフト量Δｆを検出することができるメリットがある。
また、上述したように生体組織に光と超音波を照射する部分をよりコンパクトにできる効果がある。
【００４１】
なお、パルス発生器２１からパルス形状の電気信号でなく、連続形状の電気信号をパワーアンプ２２へ与えることで、超音波トランスジューサ２ａより連続超音波を生体組織７へ照射しても良い。またこの際、パルス発生器２１より超音波の波長に相当する時間間隔でパルス状のリファレンス信号を信号処理回路５ｃへ入力して、同期検波をすることでパルス状の超音波を照射した場合と同様の効果を得ることも可能である。
【００４２】
図９は、図８の構成に適用された第１変形例におけるレンズ保持部２６′とトランスジューサ保持部２７′周辺部を示す。光源装置３ｂからハーフミラー１３ａと透過した光は、光軸Ｏ上に設けたレンズ保持部２６′のコリメートレンズ３８を通り、この光軸Ｏと略一致するように隣接して設けられたトランスジューサ保持部２７′における開口１５を通って生体組織７側に集光されて照射される。
レンズ保持部２６′とトランスジューサ保持部２７′は、図６におけるレンズ保持部２６とトランスジューサ保持部２７における回動的な移動の代わりに光軸Ｏ及び超音波送信軸Ｏｕに直交する方向にそれぞれ移動可能とした違いがあるのみである。
【００４３】
そして、例えばレンズ保持部２６′側を調整することにより、矢印Ｃで示す方向に移動して光軸Ｏが超音波送信軸Ｏｕに一致するように調整することを可能とする照明光軸調整部を形成している。
また、トランスジューサ保持部２７′側を調整することにより、超音波送信軸Ｏｕが矢印Ｄで示すように移動でき、光軸Ｏに一致するように調整することを可能とする送信軸調整部を形成している。なお、例えばレンズ枠３７を光軸Ｏ方向に移動可能として、収束点Ｆと焦点位置Ｆｏとが一致するように調整することができる構成にしても良い。
本変形例によれば、レンズ保持部２６′やトランスジューサ保持部２７′がバラツキがある場合においても、調整することにより収束点Ｆと焦点位置Ｆｏとが一致するように調整することができる。そしてＳ／Ｎや分解能が高い状態で光イメージング情報を得ることができる。
また、照明光を集光しているので、Ｓ／Ｎや分解能が高い状態で周波数情報を抽出できる。
【００４４】
なお、上記の各実施例において、超音波としてパルス波と連続波のいずれを用いても良く、更に上述の各実施例においては光検出器４ａとしてＣＣＤ等の２次元検出器や、１次元ラインセンサ、更にPhotodetector、光電子倍増管等の点検出器を使用しても良い。更に上記の実施例１，２においては、フーリエ変換によりドップラーシフト量を検出しても良い。
【実施例３】
【００４５】
次に図１０及び図１１を参照して本発明の実施例３を説明する。実施例１及び実施例２においてはマイケルソン型干渉計を備えた構成の場合で説明したのに対して、本実施例は干渉計を設けないで、例えば液晶チューナブルフィルタのような分光手段を設けた構成にしたものである。
図１０は実施例３の光イメージング装置１Ｇを示す。ユニット１１内に設けられた光源装置３ｂの光は、ハーフミラー１３ａに入射され、このハーフミラー１３ａで反射された光は、水３６に浸された生体組織７に照射される。ユニット１１はスキャニングユニット１２により、２次元若しくは３次元的に移動される。なお、ここでは 水３６に浸された生体組織７に対して適用する例で示しているが、水を入れたバルーンを採用することもできるし、音響レンズ１６を直接接触させても良い。
【００４６】
また、ユニット１１の端面に取り付けられた超音波トランスジューサ２ａから出射される超音波は、音響レンズ１６により収束され、光軸Ｏと角θなす超音波送信軸Ｏｕに沿って、超音波を伝達する水３６を経て生体組織７内部に照射される。
超音波の収束点Ｆの近傍領域Ｒ１でドップラーシフトし、後方側に散乱された光は、ハーフミラー１３ａに入射し、その一部が透過する。このハーフミラー１３ａを透過した光は、さらにミラー４１で反射された後、分光手段としての液晶チューナブルフィルタ４２に入射される。
この液晶チューナブルフィルタ４２は、ドライバ４３から印加される駆動信号に応じて、この液晶チューナブルフィルタ４２の透過波長の帯域が変化する。なお、ドライバ４３は、例えばスキャニング信号発生回路２４からのスキャニング信号に同期して液晶チューナブルフィルタ４２を駆動する。
この液晶チューナブルフィルタ４２を透過した光は、光検出器４ａにより受光される。この光検出器４ａの出力信号は、信号処理回路５ｄを経てＰＣ６ａに入力される。
【００４７】
信号処理回路５ｄ及びＰＣ６ａは、光検出器４ａの出力信号から散乱情報抽出と、被検体情報生成、より具体的には画像形成処理を行う。この場合、信号処理回路５ｄで散乱情報抽出、ＰＣ６ａで画像形成処理を行うようにしても良い。
そして、光検出器４ａにより光電変換された信号は、透過波長をスイープさせる駆動信号と共に、ＰＣ６ａ内のメモリ等に一時格納される。そして、例えば以下のようにして、ドップラーシフトした信号検出時の透過波長（或いはドップラーシフト量Δｆ）を算出する。
光検出器４ａの出力信号からドップラーシフトした信号を検出する場合、例えばＰＣ６ａ（内のＣＰＵ）は、図示しない比較等により、閾値以上で検出され、ピークとなる信号をドップラーシフトした信号として抽出する。
【００４８】
また、そのピークとなる信号検出時における駆動信号の情報から、透過波長を算出して、その算出した透過波長の情報と共に、メモリにストックする。なお、駆動信号を周期的に変化させることにより、そのタイミングから透過波長の値が算出できるようにしても良い。
なお、後述するように例えばＰＣ６ａ内においてフーリエ変換することにより、光検出器４ａの出力信号からドップラーシフトした信号を検出するようにしても良い。
また、超音波トランスジューサ２ａにはパルス発生器２１で発生したパルスがパワーアンプ２２で増幅されたパルス状超音波駆動信号が印加される。また、パルス発生器２１のパルスは、ディレイ回路若しくはトリガ回路４４を介して例えば信号処理回路５ｄに入力され、信号処理回路５ｄは、パルスに応じて抽出した散乱情報をＰＣ６ａに出力する。
なお、本実施例においては、超音波トランスジューサ２ａをパルス的（間欠的）に駆動する構成で示しているが、連続波で駆動する構成にしても良い。
【００４９】
本実施例の動作を図１１のフローチャートを参照して説明する。なお、前述した実施例１における図４の場合のフローチャートを参照しその説明を簡略化する。
図４の場合と同様に最初にステップＳ４１及びＳ４２において光と超音波を発生する。上述のように超音波はパルスの場合に限らず連続波でも良い。
そして、ステップＳ４３に示すように収束点Ｆの近傍領域Ｒ１においてドップラーシフト現象が発生する。この場合には、その光強度Ｉ（ｔ）は（２）及び（３）式を２乗したものとなり、以下の（７）式のように表される。
Ｉ（ｔ）＝Ｉｄｃ＋Ｉａｃcos｛2π（ｆｓ＋Δf）ｔ＋φ｝
＝Ｉｄｃ＋Ｉａｃcos｛（ωｓ＋Δω）ｔ＋φ） （７）
そして、ステップＳ４４′に示すように液晶チューナブルフィルタ４２により透過波長を変化して、ステップＳ４５′に示すようにこの液晶チューナブルフィルタ４２を透過した光を光検出器４ａで検出する。
【００５０】
この光検出器４ａの出力信号は、信号処理回路５ｄを経てＰＣ６ａに入力される。信号処理回路５ｄ或いはＰＣ６ａは、入力された信号から、実際にドップラーシフトした信号の抽出を行う。そして、ＰＣ６ａは、ステップＳ４６に示すようにΔｆ等の情報を光イメージング情報としてメモリにストックする。
その後のステップＳ４７からＳ５０の処理は図４にて説明したものと同様であるので、その説明を省略する。
本実施例は、干渉計を必要としないので、装置構成を簡便にできるメリットがある。また、装置を小規模で実現できるメリットがある。
上述の説明では、比較器等を用いて光検出器４ａの出力信号からドップラーシフトした信号を検出する場合で説明したが、以下のようにフーリエ変換を用いて、ドップラーシフトした信号を検出するようにしても良い。
【００５１】
（７）式はＰＣ６ａ（或いは信号処理回路５ｄでも良い）においてフーリエ変換され、（８）式のようになる。
Ｆ（ω）＝∫｛Ｉｄｃ＋Ｉａｃcos（Δωｔ＋φ）｝ｅ-ｊωｔｄｔ
＝∫｛Ｉｄｃ＋Ｉａｃcos（ωｓｔ＋Δωｔ＋φ）｝ｅ-ｊωｔｄｔ （−Ｔ≦ｔ≦Ｔ）
＝2ＩｄｃsinωＴ/ω＋Ｉａｃcosφ｛sin（Δω＋ωｓ-ω）Ｔ/（Δω＋ωｓ-ω）＋sin（Δω＋ωｓ＋ω）Ｔ/（Δω＋ωｓ＋ω）｝＋ｊＩａｃsinφ｛sin（Δω＋ωｓ-ω）Ｔ/（Δω＋ωｓ-ω）＋sin（Δω＋ωｓ＋ω）Ｔ/（Δω＋ωｓ＋ω）｝ （８）
ここで、（８）式の一番上の右辺の積分範囲は−∞から＋∞であり、二番目の右辺の積分範囲はその右側に記載されているように表される。
【００５２】
（８）式に示したフーリエ変換された信号の実数成分は、図１２に示すようになる。そして、この図１２に示すように大きなピークとなる角周波数ωｓ＋Δωを検出し、既知の角周波数ωｓを減算してドップラーシフトの角周波数Δωを検出する。
図１３は第１変形例の光イメージング装置１Ｈを示す。この光イメージング装置１Ｈは、図１０の構成において、液晶チューナブルフィルタ４２の代わりに音響光学回折格子４５ａ及び圧電素子４５ｂが採用されている。
この音響光学回折格子４５ａ及び圧電素子４５ｂは、ドライバ４３からの駆動信号が圧電素子４５ｂに印加されることにより、回折格子の格子間隔が変化して、入射された光の波長に対する１次の回折角が変化する。つまり、この音響光学回折格子４５ａは、分光器のように分光（波長分解）した光を（異なる方向に）出す。
【００５３】
この音響光学回折格子４５ａにより波長分解された光は光検出器４ａにて検出される。
その他は、図１０と同様の構成である。本変形例の作用効果は、図１０の装置の場合と同様である。
図１４は第２変形例の光イメージング装置１Ｉを示す。この光イメージング装置１Ｉは、図１０の装置を透過型に適用したものである。
ユニット１１ａ側の光源装置３ｂからの光は、光軸Ｏに沿って進行し、水３６を透過して生体組織７内部に照射される。
この光は、超音波収束領域においてドップラーシフトし、その一部は光軸Ｏ上をさらに進行し、生体組織７を透過する。そして、ユニット１１ｂにおける光軸Ｏ上に配置された遮光板１９の開口１９ａを経てミラー４１に入射され、このミラー４１で反射されて液晶チューナブルフィルタ４２に入射される。
【００５４】
この液晶チューナブルフィルタ４２を透過した光は光検出器４ａで検出される。なお、ユニット１１ａ、１１ｂは、それぞれスキャニングユニット１２ａ、１２ｂで２次元或いは３次元的に移動される。その他、図１０等で説明した構成要素と同じものには同じ符号を付け、その説明を省略する。
本変形例は、図１０の装置における反射光（戻り光）を検出する代わりに透過光を検出する相違があるが、これを除けば図１０の装置の場合と同様の作用効果を有する。なお、液晶チューナブルフィルタ４２の代わりに、分光器や音響光学素子といった分光デバイスにしても良い。
なお、図示しないが、図１３に示した装置も透過光の検出タイプの構成にすることもできる。
【００５５】
上記の各実施例における光検出器４ａは、Photodiodeや光電子倍増管といった点検出器でも良いし、１次元ラインセンサやＣＣＤ等の２次元検出器を用いても良い。
【００５６】
更に、図１３、図１４の実施例に関しては、パルス発生器２１の駆動波形を調整することにより、連続超音波やパルス超音波のいずれを用いても良い。更に上記各実施例は分光的手段を用いずにフーリエ変換によりドップラーシフト量を検出しても良い。
【実施例４】
【００５７】
次に図１５及び図１６を参照して本発明の実施例４を説明する。本実施例は、例えば図８の実施例２の場合と同様に超音波送信軸Ｏｕと光軸Ｏとを略同軸となるように配置してコンパクトな構成を実現にしている。但し、本実施例は、参照光と干渉させることなくドップラーシフト量を検出する点が実施例２とは異なる。
図１５に示す光イメージング装置１Ｊは、例えば図８に示した光イメージング装置１Ｆに類似した構成である。
図８の場合においては、参照光と干渉させる構成であったが、本実施例は、参照光と干渉させないで、例えば実施例３の場合のように光学的に分光してドップラーシフト量を検出する構成にしている。
連続光を発生する光源装置３ｂからの光は、ハーフミラー１３ａで一部が反射されてコリメートレンズ３８により集光されて生体組織７側に照射される。また、生体組織７の超音波収束領域Ｒ１で反射されたドップラーシフトした光は、ハーフミラー１３ａに入射し、一部が透過し、光学的な分光手段としての例えば液晶チューナブルフィルタ４２に入射される。
【００５８】
この液晶チューナブルフィルタ４２は、ドライバ４３からの駆動信号の印加により、透過波長が変化する。そして、この液晶チューナブルフィルタ４２を透過した光は、光検出器４ａにて受光され、光電変換される。
この光検出器４ａの出力信号は、メモリ装置５８に入力され、メモリ装置５８内のＡ／Ｄ変換器によりデジタル信号に変換された後、メモリにスキャニング情報と共に、ストックされる。このメモリ装置５８にストックされた情報は、例えば１フレーム分の情報が生成されると、出力装置表示装置１０に出力され、被検体の特性情報が画像として表示される。
【００５９】
また、パルス発生器２１で発生されるパルスは、パワーアンプ２２を介してパルス状超音波駆動信号となり、超音波トランスジューサ２ａに印加され、超音波トランスジューサ２ａはパルス超音波を発生する。
このパルス発生器２１によるパルスは制御装置４６に入力され、制御装置４６はパルス超音波に同期してスキャニング装置４９のスキャニングの動作を制御する。また、この制御装置４６は、パルス超音波に同期して、ドライバ４３の駆動信号の発生を制御する。また、メモリ装置４８もパルス超音波に同期して、光検出器４ａからの出力信号のストックを行う。
なお、本実施例においては、例えば図９で説明したレンズ保持部２６′とトランスジューサ保持部２７′とを備えた構成にしている。
【００６０】
そして、光源装置３ｂの光はコリメートレンズ３８により集光され、その光軸Ｏ上を進行し、超音波トランスジューサ２ａの開口１５を通り、さらに、水３６を経て生体組織７内部に照射される。
収束点近傍領域Ｒ１で、その周波数がドップラーシフトした反射光の一部は、コリメートレンズ３８、ハーフミラー１３ａを経て液晶チューナブルフィルタ４２に入射される。そして、この液晶チューナブルフィルタ４２によりドップラーシフトした光を信号光として抽出できるようにしている。
また、超音波トランスジューサ２ａから出射されるパルス超音波は音響レンズ１６により収束されて生体組織７側に照射される。また、コリメートレンズ３８の光軸Ｏと超音波送信軸Ｏｕとが一致するように調整できるようにしている。
【００６１】
そして、例えばレンズ保持部２６′側を調整することにより、光軸Ｏが超音波送信軸Ｏｕに一致するように調整することを可能とする照明光軸調整部を形成している。
また、トランスジューサ保持部２７′側を調整することにより、超音波送信軸Ｏｕが光軸Ｏに一致するように調整することを可能とする送信軸調整部を形成している。
なお、ユニット１１は、制御装置４６の制御下でスキャニング装置４９により２次元或いは３次元的に駆動される。このスキャニング装置４９は、図８におけるスキャニング信号発生回路２４とスキャニングユニット１２の両機能を兼ねる。
【００６２】
本実施例の動作を図１６を参照して説明する。
最初のステップＳ５１において、光源装置３ｂは連続の光を発生する。そして、この光は、生体組織７側に照射される。次のステップＳ５２に示すようにパルス発生器２１は、パルスを発生し、パワーアンプ２２を経て生成されたパルス状超音波駆動信号が超音波トランスジューサ２ａに印加され、超音波トランスジューサ２ａはパルス超音波を発生する。このパルス超音波は、音響レンズ１６で収束されながら生体組織７に照射される。
ステップＳ５３に示すようにパルス超音波が超音波収束点近傍領域に達した場合の屈折率変化に伴い、この領域に達した光は、最もドップラーシフトし、その反射光は、液晶チューナブルフィルタ４２に入射される。
【００６３】
ステップＳ５４に示すようにドップラーシフトした反射光が液晶チューナブルフィルタ４２に入射されるタイミングでドライバ４３は、液晶チューナブルフィルタ４２の透過波長を変化させる。このようにドライバ４３は、パルス超音波が収束点Ｆに達する時間内において液晶チューナブルフィルタ４２の透過波長を変化させるように制御装置４６により制御される。
そして、ステップＳ５５に示すように液晶チューナブルフィルタ４２を透過した光は、光検出器４ａにより受光される。
次のステップＳ５６に示すように、光検出器４ａにより受光され、ドップラーシフトした電気信号はメモリ装置４８内のメモリに光イメージング情報として、スキャニング位置情報と共にストックされる。この場合、液晶チューナブルフィルタ４２の透過波長の情報もメモリ装置５８のメモリにストックされる。これにより、ドップラーシフト量Δｆや屈折率変化を反映した物理量の算出が可能になる。
【００６４】
次のステップＳ５７において制御装置４６は、スキャニングが終端かの判定を行う。そして、終端に該当しない場合には、制御装置４６は、ステップＳ５８に示すように超音波の収束点を移動する制御を行う。
つまり、制御装置４６は、スキャニング装置４９の動作を制御し、ユニット１１を移動させる。そして、ステップＳ５２に戻り、上述した処理を繰り返す。
このようにして、スキャニングがスキャニング範囲の終端まで行われると、ステップＳ５７からステップＳ５９に移る。このステップＳ５９において、１フレーム分の画像生成が完了する。そして、この１フレーム分の画像は、出力信号表示装置１０に送られ、この出力信号表示装置１０において、例えば屈折率変化Δｎを反映した画像が表示される。
【００６５】
本実施例によれば、超音波と光を同軸状に照射すると共に、ドッパラーシフト光を照射光と同じ光路を経て受光するようにしているので、コンパクトな装置で実現できる。
なお、本実施例は、光学的な分光手段を採用しているが、参照光と干渉させ、光検出器４ａの干渉信号からスペクトルアナライザ等を用いてドップラーシフト量Δｆや屈折率変化（屈折率の実部の変化量）を反映した物理量を算出することもできる。
図１７は実施例４の変形例の光イメージング装置１Ｋを示す。本変形例は、図１５において液晶チューナブルフィルタ４２の代わりに分光装置５０′を採用している。
【００６６】
この分光装置５０′により波長分離された光は、光検出器４ａに入力され、電気信号に変換される。
そして、光検出器４ａの出力信号は、分光装置５０′による波長分離に用いた情報及びスキャニング位置の情報と共に、メモリ装置５８内のメモリに格納される。その他は、図１５と同様の構成である。
本変形例は、実施例４の場合と同様に装置をコンパクトにできる等のメリットがある。
【実施例５】
【００６７】
図１８は実施例５の光イメージング装置１Ｌを示す。
この光イメージング装置１Ｌは、図１５の光イメージング装置１Ｊにおいて、超音波トランスジューサ２ａの超音波送信軸Ｏｕを光軸Ｏの方向と異なる方向（例えば超音波送信軸Ｏｕを光軸Ｏとが角θなす方向）に設定したものである。また、この実施例は、光源装置３ｂの光をハーフミラー１３ａにて参照ミラー１４側への参照光と生体組織７側への観測光とに分岐させ、生体組織７側から戻るドップラーシフトした光を参照光と干渉させる構成にしている。本変形例においても、連続波の光を採用している。
なお、本実施例においては、制御装置４６は、ディレイ回路４７を介して信号処理装置４８における検出のタイミングを制御している。この信号処理装置４８は、光検出器４ａからの出力信号が入力されるスペクトルアナライザ４８ａと、例えばＰＣの一部、例えばＡ／Ｄ変換器、、ＣＰＵ、メモリからなるＡ／Ｄ変換器・ＣＰＵ・メモリ４８ｂとからなる。そして、このＡ／Ｄ変換器・ＣＰＵ・メモリ４８ｂにストックされた情報は、出力信号表示装置１０に出力される。
【００６８】
また、本実施例では、例えばレンズ保持部２６′のみ設けた構成にしている。
本実施例のタイミングチャートは、図１９に示すようになる。光源装置３ｂは図１９（Ａ）に示すように連続光を発生する。
超音波トランスジューサ２ａは図１９（Ｂ）に示すように例えば一定間隔のパルス超音波を発生する。このパルス超音波は、例えば図１９（Ｃ）に示すように超音波トランスジューサ２ａによるパルス超音波の発生から例えば時間Ｔｆの後、収束点Ｆに到達する。
制御装置４６は、パルス超音波の発生からこの時間Ｔｆ遅れたタイミングで、光検出器４ａがドップラーシフトした光を検出させるように例えばゲートパスルを印加して制御する。この動作を図１９（Ｄ）においては、ドップラーシフトした光の検出で示している。
【００６９】
光検出器４ａは、光検出した信号を常時出力している場合には、Ａ／Ｄ変換器・ＣＰＵ・メモリ４８ｂ側を制御して、上記のタイミングにおいて光検出器４ａの出力信号を取り込むように制御する。
また、このドップラーシフトした光の検出の後、スキャニング信号により、収束点Ｆを移動する。このようにして、検査対象領域に対するドップラーシフト量Δｆの検出、そして屈折率変化Δｎを反映した画像を得ることができる。
図２０は実施例５の第１変形例の光イメージング装置ＩＭを示す。
この光イメージング装置ＩＭは、図１８の光イメージング装置ＩＬにおいて超音波を収束させない構成にしたものである。つまり、この光イメージング装置ＩＭは、図１８の光イメージング装置ＩＬにおいて超音波を収束する音響レンズ１６を設けない構成にしている。また、レンズ保持部２６′を設けない構成にしている。
【００７０】
本変形例は超音波を収束させないため、簡便な構成で実現できる。なお、このように超音波を収束させない場合には、超音波トランスジューサ２ａ側を固定する構成にしても良い。つまり、超音波が広がって照射されるため、コリメートレンズ３８によりフォーカスする光側をスキャンする構成にすることもできる。
また、図２１は、実施例５の第２変形例の光イメージング装置ＩＮを示す。この光イメージング装置ＩＮは、図２０の光イメージング装置ＩＭにおいて、光源装置３ｂとハーフミラー１３ａとの間にビームイクスパンダ５０を設けたものである。このようにすることにより、ビーム径を増大でき、変調光検出強度を増幅させることが可能である。
図２２は、実施例５の第３変形例の光イメージング装置ＩＰを示す。この光イメージング装置ＩＰは、図２０の光イメージング装置ＩＭにおいて干渉計を形成しない構成にしたものである。
【００７１】
本変形例の装置の構成としては例えば図１０に類似した構成を採用している。この光イメージング装置ＩＰは、図１０の装置においてハーフミラー１３ａで反射された光をコリメートレンズ３８で集光して生体組織７に照射する。
また、生体組織７側で反射され、ハーフミラー１３ａを透過した光は、ミラー４１で反射されて分光装置５Ｏ′に入射され、分光された光を光検出器４ａで検出する。
また、超音波トランスジューサ２ａにはパルス状超音波駆動信号を印加する構成にしている。この場合、音響レンズ１６は設けてなく、超音波トランスジューサ２ａは収束されないパルス超音波を生体組織７に照射することになる。
なお、本変形例は、光源装置３ｂの光をビームイクスパンダ５Ｏによりビーム径を増大して、ハーフミラー１３ａに出射する構成にしている。このビームイクスパンダ５Ｏを用いない構成にしても良い。
本変形例も簡便な構成で実現できる効果がある。また、さらに簡略化するため、図２２におけるコリメートレンズ３８を採用しない構成にしても良い。図２３はコリメートレンズ３８を採用しないで、集光されない光を生体組織７側に照射する光イメージング装置ＩＱの一部を示している。
【００７２】
なお、上記の各実施例においても、超音波はパルスでも良いし、連続波でも良い。また、上記の各実施例の構成中の光検出器４ａは、点検出器でも、１次元のライン状検出器でも、ＣＣＤ等の２次元検出器でも良い。更に、フーリエ変換によりドッパラーシフト量を検出しても良い。
【実施例６】
【００７３】
次に図２４から図２６を参照して本発明の実施例６を説明する。図２４に示す実施例６の光イメージング装置１Ｕは、ドツプラーシフト量を検出するタイプである。
この光イメージング装置１Ｕは、生体組織７に照射するレーザ光等の光を発生する光源装置３ｂを有する。
この光源装置３ｂの光は、この光を導光する光ファイバ５２ａの端面に入射され、この光ファイバ５２ａを介してその途中に設けられた光カプラ５３において、２つの光に分岐される。そして、一方は光ファイバ５２ｂを介して光照射と受光を行う光照射・受光部５４ｂ側に導光され、他方は光ファイバ５２ｃを介して参照光生成部５５側に導光される。
【００７４】
また、光ファイバ５２ｂにより、超音波を伝達する水３６を介して生体組織７側に照射され、生体組織７側からドップラーシフトして戻る光は、観測光としてこの光ファイバ５２ｂに入射され、光カプラ５３において参照光側の光と干渉した干渉光となる。
そして、この干渉光は、光ファイバ５２ｄを経てその端面に配置された光検出器４ａにより受光され、光電変換される。
上記参照光生成部は、光ファイバ５２ｃの端面から出射される光をコリメートレンズ５６により平行な光束の光にして、固定された参照ミラー１４に入射させ、この参照ミラー１４で反射された光をコリメートレンズ５６により再び光ファイバ５２ｃの端面に入射させる。
また、上記光照射・受光部５４ｂは、光照射（或いは光射出）及び受光を行う光ファイバ５２ｂの端面付近に、超音波トランスジューサ５７ｂとスキャニングデバイス５８と音響レンズ５９が設けられている。
【００７５】
超音波トランスジューサ５７ｂは、超音波送信面側が例えば凹面形状に加工されており、パルス発生器２１からパワーアンプ２２で増幅されたパルス状の超音波駆動信号が印加されることにより、パルス超音波を発生し、このパルス超音波は収束されて生体組織７側に照射される。
また、スキャニングデバイス５８は、パルス状超音波駆動信号と同期して、スキャニング信号発生回路２４からのスキャニング信号が印加されることにより、光照射・受光部５４ｂを２次元的にスキャンする。例えば、生体組織７の深さ方向、つまりz方向と、このz方向と直交する例えばx方向等にスキャンする。
この光ファイバ５２ｂの端面の拡大図を図２５に示す。本実施例においては、光ファイバ５２ｂは、中央部に配置した１本或いは複数本の光ファイバからなる第１の光ファイバ部６０ａと、この第１の光ファイバ部６０ａの周囲に配置した複数のファイバ、つまりファイババンドルからなる第２の光ファイバ部６０ｂとにより構成されている。
【００７６】
そして、例えば図２６の光カプラ５３の拡大図に示すように光源装置３ｂによる光を光ファイバ５２ａに入射させ、光カプラ５３を構成する第１カプラ部５３ａにおいて例えば２本に分岐させて光ファイバ５２ｂの第２の光ファイバ部６０ｂと光ファイパ５２ｃにおける第２の光ファイバ部６０ｂと導光させるようにしている。
そして、第２の光ファイバ部６０ｂの端面から、導光されたレーザ光を生体組織７側に照射する。また、生体組織７側からのドップラーシフトした戻り光を中央の第１の光ファイバ部６０ａで受光するようにしている。この第１の光ファイバ部６０ａで受光された光は、第２のカプラ部５３ｂにおいて参照光側の光を導光する第１の光ファイバ部６０ａと光混合され、ドップラーシフトした干渉光が生成される。そして、この干渉光は、光ファイバ５２ｄにより導光されて光検出器４ａで受光される。
【００７７】
この光検出器４ａで検出された信号は、スペクトルアナライザ等の信号処理回路５ｃに入力され、ドップラーシフト量△fが検出される。
また、この信号処理回路５ｃは、パルス発生器２１からディレイ回路２３によりディレイされたタイミングに同期して、信号抽出の動作を行う。
この信号処理回路５ｃで検出された信号は、ＰＣ６ａのＰＣ本体６ｃ内のＡ／Ｄ変換回路に入力される。なお、ＰＣ本体６ｃは、内部にＣＰＵ、メモリ、Ａ／Ｄ変換回路等を備えている。そして、ＰＣ本体６ｃから出力される画像表示用信号はモニタ３５に入力され、このモニタ３５の表示面に光イメージング情報の画像が表示される。
また、このＰＣ本体６ｃ内のＡ／Ｄ変換回路には、スキャニング信号発生回路２４からスキャニング信号が入力され、このスキャニング信号を取り込むことにより、スキャニング位置情報を算出する。
【００７８】
また制御回路２５は、パルス発生器２１、スキャニング信号発生回路２４及びディレイ回路２３の各動作を制御する。また、この制御回路２５は、例えばＰＣ本体６ｃ内のＣＰＵと制御信号などの送受を行うことができる。そして、制御回路２５によりパルス発生器２１等を制御することができると共に、ＰＣ６ａ側から制御回路２５を介して或いは制御回路２５をスルーしてパルス発生器２１等を制御することもできるようにしている。
このような構成による本実施例によれば、光ファイバ５２ｂの先端付近をスキャニングすることにより、実施例１と同様に複素屈折率の実部に相当する光イメージング情報を得ることができる。さらに、スキャニングデバイス５８としてサイズが小さくかつ駆動力が小さなもので済む。その他、実施例１と同様の効果を有する。
【００７９】
図２７は実施例６の第１変形例の光イメージング装置１Ｖの構成を示す。この光イメージング装置１Ｖは、干渉計を形成しない構成にしたものである。この光イメージング装置１Ｖは、図２４の光イメージング装置１Ｕにおいて、光の分離や結合を行う光カプラ５３を用いない構成にしている。
また、本変形例は、連続の光を発生する光源装置３ｃを採用し、超音波については連続波の超音波を発生する構成にしている。なお、図２４の場合と同様に連続の光とパルス超音波とを採用する構成にしても良い。
光源装置３ｃからの光は、光ファイババンドル５２ａ′により、その先端面に導光され、光照射と受光を行う光照射・受光部５４ｂにおける先端面から導光された光が生体組織７側に照射される。
【００８０】
また、この光ファイババンドル５２ａ′は、途中で光ファイバ５２ｄ′と例えば一体化された光ファイババンドル部５２ｂ′が形成されている。
この光ファイババンドル部５２ｂ′は、例えば図２５と類似の構成である。具体的には、図２７中の端面拡大図に示すように、中心位置に受光用の光ファイバ５２ｄ′が配置され、その周囲に光ファイババンドル５２ａ′を構成する光ファイバが配置された同心の構造になっている。
また、光ファイババンドル５２ａ′の先端付近の外側には凹面形状の超音波トランスジューサ５７ｂとスキャニングデバイス５８と音響レンズ５９が設けられている。
【００８１】
そして、中心位置に配置した光ファイバ５２ｄ′により、生体組織７側からのドップラーシフトした光を受光し、その基端面側に導光する。この基端面には、例えば分光装置５０′が配置されており、ドップラーシフトした光を光学的に分離抽出する。抽出された光は、光検出器４ａに入力され、光電変換された電気信号となり、ＰＣ本体６ｃに入力され、内部のメモリにスキャニング位置の情報や分光装置５０′による周波数分離の情報と共にストックされる。
本変形例は、図２４の構成の場合における電気的にドップラーシフトした周波数成分の信号を分離抽出することを行わない構成のため、図２４における光検出器４ａの出力信号は、信号処理回路５ｃを経由しないで、ＰＣ本体６ｃに入力される。
【００８２】
光源装置３ｃによる光の発生のタイミングは、制御回路２５により制御される。また、制御回路２５は、光の発生のタイミングに同期して、生体組織７側の収束点Ｆで反射されたドップラーシフトした光が分光装置５０′、光検出器４ａを経てＰＣ本体６ｃに入力されるタイミングにおいて、光検出器４ａの出力信号を取り込むようにＰＣ本体６ｃに制御信号を送る。
なお、超音波トランスジューサ５７ｂは、図２の場合と同様に信号発生器３９、パワーアンプ２２を経た超音波駆動信号により駆動される。
その他は、図２４の構成と同様である。本変形例は、図２４の場合と同様の効果を有する。また、図２４における光カプラ５３や干渉させるための参照光生成部５５等が不要となり、よりコンパクトな装置を実現できる。
【００８３】
なお、本変形例における分光装置５０′の代わりに、他の光学的な分光手段（若しくは波長分離抽出手段）、具体的には液晶チューナブルフィルタ、音響光学素子、回折格子等を用いることもできる。
図２８は実施例６の第２変形例で、光イメージング装置を備えた内視鏡装置１Ｗの構成を示す。
本変形例は、例えば実施例６における光照射・受光部５４ｂに相当する構成を内視鏡７１に設けている。
この内視鏡７１は、挿入部７２の先端に設けられた硬質の先端部７３には、照明光を出射する照明窓と観察(撮像)を行う観察窓とが設けてある。照明窓にはライトガイド７４の先端側が取り付けてあり、その先端面から照明光を出射する。なお、ライトガイド７４の図示しない手元側の端面には、図示しない内視鏡光源装置から照明光が入射される。
【００８４】
また、観察窓には対物レンズ７５が取り付けてあり、その結像位置には撮像素子として例えばＣＣＤ７６が配置されている。このＣＣＤ７６は、図示しないビデオプロセッサ等の信号処理装置と接続され、この信号処理装置は、ＣＣＤ７６により撮像された画像信号に対する信号処理を行って映像信号を生成し、図示しないモニタに映像信号を出力する。
また、この挿入部７２にはその長手方向に処置具類を挿通可能とするチャンネル７７が設けてあり、このチャンネル７７内に光ファイバ５２ｂが挿通される。
また、本変形例における内視鏡７１においては、例えば先端部７３の先端面にスキャニングデバイス７９が取り付けられ、このスキャニングデバイス７９の駆動面に超音波トランスジューサ７８が取り付けられている。
【００８５】
そして、スキャニング信号発生回路２４のスキャニング信号をスキャニングデバイス７９に印加することにより、超音波トランスジューサ７８を２次元的にスキャンすることができるようにしている。
なお、本変形例における超音波トランスジューサ７８は例えば電子走査型の超音波トランスジューサにより構成され、この超音波トランスジューサは例えば図２８におけるｘ方向に沿って複数配置されたトランスジューサエレメントにより構成され、図示しない遅延素子等を介して遅延時間を制御して駆動することにより超音波を収束させるように出射させ、収束点Ｆで収束させることができるようにしている。
そして、図２８に示すように光ファイバ５２ｂの先端面から出射される光の照射部位内の領域において、超音波の収束点Ｆを設定し、この状態でスキャニングデバイス７９をスキャニング信号で駆動することにより収束点Ｆを２次元的にスキャンする。
【００８６】
その他の構成は図２４と同様であり、その説明を省略する。本変形例によれば、内視鏡７１により体腔内の生体組織７を内視鏡検査することができる。そして、病変部等、より詳しく観察或いは診断したい部位に対しては図２８に示すようにチャンネル７７内に光ファイパ５２ｂを挿通して、その先端面を観察対象部位に対向させる。
そして、パルス発生器２１からパワーアンプ２２を介してパルス状超音波駆動信号を発生させると共に、スキャニング信号も発生させて、観察対象部位の周辺部に対する２次元イメージング情報を取得し、モニタ３５の表示面に表示する。
本変形例においては、内視鏡７１に光を照射する光照射部と、超音波を収束させるように照射する超音波照射手段と、超音波の収束領域を２次元的にスキャンするスキャニング手段とを設けているので、体腔内における所望とする部位の生体組織７に対する光イメージング情報を得ることができる。
【００８７】
従って、体腔内の患部等の生体組織７を光学的に内視鏡検査し、その場合に病変部のように、より詳しく診断したい部位に対して、光イメージング情報を取得し、モニタ３５に表示させるようにすることができる。このようにすることにより、内視鏡検査のみの場合よりも、病変部をより的確に診断するのに有益な情報を得ることができる。
なお、本変形例を変形した第３変形例として以下に説明するように、例えばチャンネル７７の先端開口部分に、実施例４における超音波を収束して照射する機能と、スキャニング手段の機能も備えた光照射・受光部５４ｂを設けるようにしても良い。
図２９は、実施例６の第３変形例の内視鏡装置1×における内視鏡７１の先暗部付近の構成を示す。本変形例は、図２４の光照射・受光部５４ｂをチャンネル７７の先端開口に着脱自在に取り付けた構成にしたものである。このような構成にすることにより、既存の内視鏡のチャンネルに光照射・受光部５４ｂを取り付けて光イメージング情報を得ることができる。なお、図２７の構成のものを同様に内視鏡に適用しても良い。この場合にも同様の効果を得ることができる。
【００８８】
また、図３０は第４変形例における光ファイバ５２ｂの端部の構成例を示す。図２５で示したようにこの光ファイバ５２ｂは、その中央部に第１の光ファイバ部６０ａが配置され、その周囲に複数のファイバからなる第２の光ファイバ部６０ｂが配置されている。
図３０の光ファイバ５２ｂにおいては、第２の光ファイバ部６０ｂの端面が中央部の第１の光ファイバ部６０ａの軸に関して回転対称となる放物面等の凹面を形成するように加工されており、さらにその端面には集光するコリメートレンズ（或いは集光レンズ）６０ｃが取り付けられている。
そして、各第２の光ファイバ部６０ｂの端面から出射される光を焦点位置Ｆｏにフォーカスすることができるようにしている。このようにすることにより、Ｓ／Ｎが良い光イメージング情報を取得できる。
【００８９】
上記各実施例においては、超音波としてパルス又は連続波のいずれでも良く、さらに光検出器４ａは、点検出器であるPhotodiodeや光電子倍増管、１次元ライン型検出器やＣＣＤ等の２次元検出器のいずれを用いても良い。
【００９０】
また、上記各実施例においては、フーリエ変換にてドップラーシフト量を検出する構成にしても良い。
【実施例７】
【００９１】
次に図３１から図３４を参照して本発明の実施例７を説明する。図３１は本発明の実施例７の光イメージング装置１Ｚの構成を示す。本実施例は、超音波出射部と、光照射及び光検出部とが一体的に形成された超音波出射・光照射・検出部がラインに沿って複数個、１次元的に配列された超音波出射・光照射・検出アレイ９５を採用した構成である。この構成により、１つの超音波出射・光照射・検出アレイ９５を用いてスキャニングを行うこと無しで１次元の光イメージング情報を得られるようにしたものである。これにより、１次元の光イメージング情報を時間短縮して得られる効果を有する。
【００９２】
また、この超音波出射・光照射・検出アレイ９５を１次元的にスキャニングすることにより、２次元の光イメージング情報が得られる。
なお、後述するように複数の超音波出射・光照射・検出部が２次元的に配置された超音波出射・光照射・検出アレイ９５Ｂを採用することにより、超音波トランスジューサ等のスキャニングを行わないでも２次元のイメージング情報を得ることもできる。
【００９３】
なお、本実施例は、ドップラーシフト量Δｆを抽出することにより、散乱情報を算出するタイプの構成となっている。
光源装置９１から出射される可視或いは近赤外の波長領域の光は、複数本（例えばｐ本）の光ファイバを配列して構成された光ファイバアレイ９２ａを構成する各光ファイバに入射される。各光ファイバに入射された光は、光カプラ部９３で光ファイバアレイ９２ｃの光ファイバ側と光ファイバアレイ９２ｂ側の光ファイバ９２ｂｉ（ｉは１〜ｐの１つを代表）とに分岐される。
【００９４】
光ファイバアレイ９２ｃの光ファイバに導光された光は、参照光生成部５５において、図２４の場合と同様に参照光が生成され、光カプラ部９３側に戻る。
また、光ファイバアレイ９２ｂ側の光ファイバ９２ｂｉに導光された光は、（超音波出射・光照射・検出アレイ９５を構成する）超音波出射・光照射・検出部の超音波トランスジューサ５７−ｉに設けた開口部を通って生体組織７側に照射される。
超音波出射・光照射・検出アレイ９５は、図３１の右下部分の拡大図に示すように例えばｘ方向に複数の超音波出射・光照射・検出部が配置されている。そして、各超音波出射・光照射・検出部は、その構成要素となる超音波トランスジューサ５７−ｉによりそれぞれ収束点Ｆで超音波を収束する。
【００９５】
かつその収束点Ｆには、光ファイバアレイ９２ｂを構成する光ファイバ９２ｂｉの端面による光照射・検出部から光が照射されると共に、その収束点Ｆの近傍領域Ｒ１を経たドップラーシフトした戻り光を受光する。
光ファイバアレイ９２ｂの光ファイバ９２ｂｉにより受光された光は、観測光として、光カプラ部９３において光ファイバアレイ９２ｃ側の光ファイバによる参照光と光混合されてドップラーシフトした干渉光が生成される。
各干渉光は、光ファイバアレイ９２ｄの光ファイバにより導光され、その端面から光検出器アレイ９６を構成する各光検出器４ａにて受光され、光電変換される。光検出器アレイ９６を構成する光検出器４ａでそれぞれ光電変換された出力信号は、例えば複数チャンネルのスペクトルアナライザ５ｅに入力される。
【００９６】
そして、このスペクトルアナライザ５ｅにより各光検出器４ａから出力されるドップラシフト量Δｆの干渉信号を殆ど同時に抽出する。
このスペクトルアナライザ５ｅから出力される複数の干渉信号は、ＰＣ６ａにおける複数の入力チャンネルからＰＣ６ａ内のメモリなどにストックされる。
また、本実施例におけるスキャニング信号発生回路２４Ｂは、例えば超音波出射・光照射・検出アレイ９５が取り付けられたスキャニングデバイス９８を例えばｙ方向にスキャンさせるように駆動する。そして、２次元の光イメージング情報を得られるようにしている。なお、ここではパルス発生器２１′は、図２４のパルス発生器２１とパワーアンプ２２の機能を備えたものである。
【００９７】
図３２は、超音波出射・光照射・検出アレイ９５を、例えばｙ方向にスキャンさせることにより、２次元（２Ｄ）光イメージング情報が得られる様子を示す。ライン状に配置された超音波出射・光照射・検出部により、ｘ方向の１次元（１Ｄ）光イメージング情報が得られ、超音波出射・光照射・検出部をｙ方向にスキャンすることにより２次元光イメージング情報が得られる。
なお、スキャニング信号発生回路２４Ｂにより、超音波出射・光照射・検出アレイ９５をｙ方向及びｚ方向に２次元スキャンを行うように駆動して、３次元光イメージング情報を得られるようにしても良い。
本実施例によれば、高速に２次元或いは３次元の光イメージング情報が得られる。
【００９８】
なお、得られる光イメージング情報のｘ方向の解像度は、光ファイバアレイ９２ｂの本数に依存するため、ｘ方向にもスキャンさせることにより、その解像度を飛躍的に向上させるようにしても良い。
図３３は第１変形例の光イメージング装置における超音波出射・光照射・検出アレイ９５Ｂの概略の構成を示す。本変形例は、図３１の光イメージング装置１Ｚにおいて、光ファイバアレイ９２ａ、９２ｂなどを構成する光ファイバの本数をより多くしている（例えば図３１の場合の整数倍以上）。これに対応して、超音波出射・光照射・検出部の数も増大する。
そして、本変形例では、光ファイバアレイ９２ｂにおける端部側の超音波出射・光照射・検出部をｘ、ｙ方向に２次元的に配置して超音波出射・光照射・検出アレイ９５Ｂを構成している。
【００９９】
図３３に示すように光ファイバアレイ９２ｂは、例えばｐ本づつの光ファイバ９２ｂ１〜９２ｂｐがｍ組、例えば帯状に設けられたものであり、これらの各光ファイバ９２ｂｉは、スキャニングデバイス９８に２次元的に設けた開口部にそれぞれ取り付けられている。
なお、このスキャニングデバイス９８の底面側には、図３１で示したような超音波トランスジューサ（図３３では図示せず）が取り付けられている。そして、この超音波出射・光照射・検出アレイ９５Ｂをスキャンしない状態において、２次元光イメージング情報（図３４参照）を得ることができるようにしている。
なお本変形例においては、ＰＣ６ａもスペクトルアナライザ５ｅから出力される出力信号を超音波出射・光照射・検出アレイ９５Ｂを構成する超音波出射・光照射・検出部の２次元配列に対応したアドレスのメモリにストックする。
【０１００】
また、本変形例では、スキャニング信号により、スキャニングデバイス９８をｚ方向に駆動することにより図３４に示すように３次元光イメージング情報を得られるようにしている。
なお、本変形例に対しても、実施例４で説明したようにｘ、ｙ方向にもスキャンすることにより、より高解像度の光イメージング情報を得るようにしても良い。本変形例においても高速に２次元或いは３次元の光イメージング情報を得ることができる。
なお、本変形例におけるさらに変形例として、スキャニングを行わないで２次元の光イメージング情報を得るようにしても良い。
【０１０１】
なお、上述した各実施例において、光を収束させる構成にしても良い。上記の各実施例では、パルス超音波、又は連続超音波のいずれを用いてもよい。また、スペクトラルアナライザなどの信号処理回路を用いずにフーリエ変換によりドップラーシフト量を検出しても良い。
なお、上記の各実施例においては、複素屈折率の実部に基づく光散乱情報を検出するものであるが、例えば、蛍光、りん光等の非弾性散乱情報に基づいて生体組織の情報を取得しても良い。
また、上述した各実施例を部分的に組み合わせる等して構成される実施例等も本発明に属する。
【産業上の利用可能性】
【０１０２】
生体組織に超音波が照射された検査対象部位に光を照射し、超音波が照射された部位でドップラーシフトした光を観測光として検出し、複素屈折率の実部に相当する光散乱情報を検出して画像化できるようにすることにより、病変組織の構造変化に相関性が高い情報を得ることができ、病変組織の診断等に有効利用することができる。
【図面の簡単な説明】
【０１０３】
【図１】図１は本発明の被検体情報分析装置の代表的な構成例を示すブロック図。
【図２】本発明の実施例１に係る光イメージング装置の全体構成を示すブロック図。
【図３】図３は超音波収束領域付近においてドップラーシフトする様子の説明図。
【図４】図４は実施例１の動作説明用のフローチャート。
【図５】図５はフーリエ変換された信号の実数成分の角周波数に対する波形例を示す図。
【図６】図６は第１変形例におけるレンズ保持部及びトランスジューサ保持部の構造を示す図。
【図７】図７は第２変形例における超音波の収束点近傍領域でのドップラーシフトする様子の説明図。
【図８】図８は本発明の実施例２に係る光イメージング装置の全体構成を示すブロック図。
【図９】図９は実施例２の変形例におけるレンズ保持部及びトランスジューサ保持部の構造を示す図。
【図１０】図１０は本発明の実施例３に係る光イメージング装置の全体構成を示すブロック図。
【図１１】図１１は実施例３の動作説明用のフローチャート。
【図１２】図１２はフーリエ変換された信号の実数成分の角周波数に対する波形例を示す図。
【図１３】図１３は第１変形例の光イメージング装置の全体構成を示すブロック図。
【図１４】図１４は第２変形例の光イメージング装置の全体構成を示すブロック図。
【図１５】図１５は本発明の実施例４に係る光イメージング装置の全体構成を示すブロック図。
【図１６】図１６は実施例４の動作説明用のフローチャート。
【図１７】図１７は実施例４の変形例の光イメージング装置の全体構成を示すブロック図。
【図１８】図１８は実施例５に係る光イメージング装置の全体構成を示すブロック図。
【図１９】図１９は実施例５の動作説明用のタイミングチャート。
【図２０】図２０は実施例５の第１変形例の光イメージング装置の全体構成を示すブロック図。
【図２１】図２１は実施例５の第２変形例の光イメージング装置の全体構成を示すブロック図。
【図２２】図２２は実施例５の第３変形例の光イメージング装置の全体構成を示すブロック図。
【図２３】図２３は実施例５の第４変形例における一部の構成を示す図。
【図２４】図２４は本発明の実施例６に係る光イメージング装置の全体構成を示すブロック図。
【図２５】図２５は光ファイバの端面の構造を示す図。
【図２６】図２６は光カプラの構成例を示す図。
【図２７】図２７は実施例６の第１変形例の光イメージング装置の全体構成を示すブロック図。
【図２８】図２８は光イメージング装置を備えた第２変形例に係る内視鏡装置の構成を示すブロック図。
【図２９】図２９は第３変形例の光イメージング装置における内視鏡の先端側の構成を示す図。
【図３０】図３０は第４変形例における光ファイバの構成を示す斜視図。
【図３１】図３１は本発明の実施例７に係る光イメージング装置の構成を示すブロック図。
【図３２】図３２は実施例７における１次元走査により２次元光イメージング情報が得られる動作の説明図。
【図３３】図３３は第１変形例における超音波・光照射・検出アレイ部の概略の構成を示す図。
【図３４】図３４は図３３の超音波・光照射・検出アレイ部による動作の説明図。
【符号の説明】
【０１０４】
１Ｅ、１Ｆ…光イメージング装置
２…超音波発生部
２ａ…超音波トランスジューサ
３…照明光発生部
３ｂ…光源装置
４…反射光受光部
４ａ…光検出器
５…周波数情報抽出部
５ｃ…信号処理回路
６…散乱情報抽出部
６′…被検体情報生成部
６ａ…ＰＣ
７…生体組織
１１…ユニット
１２…スキャニングユニット
１３ａ…ハーフミラー
１６…音響レンズ
２４…スキャニング信号発生回路
３３…ＣＰＵ
３５…モニタ
３８…コリメートレンズ
【特許請求の範囲】
【請求項１】
所定の超音波送信軸に沿って被検体に対して超音波を発生可能な超音波発生手段と、
前記超音波発生手段によって発生された前記超音波が伝達される前記被検体内における検査対象部位に到達する照明光を発生可能な照明光発生手段と、
前記照明光が到達した前記検査対象部位からの周波数変調された光を受光する受光手段と、
前記周波数変調された光の周波数情報を光学的又は電気的に抽出する周波数情報抽出手段と、
前記周波数情報抽出手段で抽出された周波数情報に基づき、前記照明光が到達した前記検査対象部位における光の散乱情報を抽出する散乱情報抽出手段と、
前記散乱情報抽出手段によって抽出された光の散乱情報に基づき、前記照明光が到達した前記検査対象部位に対応する前記被検体の特性情報を生成する被検体情報生成手段と、
を具備したことを特徴とする被検体情報分析装置。
【請求項２】
所定の超音波送信軸に沿って被検体に対して超音波を発生可能な超音波発生手段と、
前記被検体に対して前記超音波発生手段と同じ側に配置され、前記超音波発生手段によって発生された前記超音波が伝達される前記被検体内における検査対象部位に到達する照明光を発生可能な照明光発生手段と、
前記被検体に対して前記超音波発生手段と同じ側に配置され、前記照明光が到達した前記検査対象部位から反射される光を受光可能に設けられた反射光受光手段と、
前記反射光受光手段で受光された受光信号から得られる周波数情報を抽出する周波数情報抽出手段と、
前記周波数情報抽出手段で抽出された周波数情報に基づき、前記照明光が到達した前記検査対象部位における光の散乱情報を抽出する散乱情報抽出手段と、
前記散乱情報抽出手段によって抽出された光の散乱情報に基づき、前記照明光が到達した前記検査対象部位に対応する前記被検体の特性情報を生成する被検体情報生成手段と、
を具備したことを特徴とする被検体情報分析装置。
【請求項３】
所定の超音波送信軸に沿って被検体に対して超音波を発生可能な超音波発生手段と、
前記被検体に対して前記超音波発生手段と同じ側に配置され、前記超音波発生手段によって発生された前記超音波が伝達される前記被検体内における検査対象部位に到達する照明光を発生可能な照明光発生手段と、
前記被検体に対して前記超音波発生手段と同じ側に配置され、前記照明光が到達した前記検査対象部位から反射される光を受光可能に設けられた反射光受光手段と、
前記照明光発生手段によって発生される照明光と前記反射光受光手段によって受光された反射光とを干渉させて周波数情報を抽出する周波数情報抽出手段と、
前記周波数情報抽出手段で抽出された周波数情報に基づき、前記照明光が到達した前記検査対象部位における光の散乱情報を抽出する散乱情報抽出手段と、
前記散乱情報抽出手段によって抽出された光の散乱情報に基づき、前記照明光が到達した前記検査対象部位に対応する前記被検体の特性情報を生成する被検体情報生成手段と、
を具備したことを特徴とする被検体情報分析装置。
【請求項４】
所定の超音波送信軸に沿って被検体に対して超音波を発生可能な超音波発生手段と、
前記被検体に対して前記超音波発生手段と同じ側に配置され、前記超音波発生手段によって発生された前記超音波が伝達される前記被検体内における検査対象部位に到達する照明光を発生可能な照明光発生手段と、
前記被検体に対して前記超音波発生手段と同じ側に配置され、前記照明光が到達した前記検査対象部位から反射される光を受光可能に設けられた反射光受光手段と、
前記反射光受光手段で受光された反射光を分光する分光手段と、
前記分光手段で分光された分光結果に基づき、前記照明光が到達した前記検査対象部位における光の散乱情報を抽出する散乱情報抽出手段と、
前記散乱情報抽出手段によって抽出された光の散乱情報に基づき、前記照明光が到達した前記検査対象部位に対応する前記被検体の特性情報を生成する被検体情報生成手段と、
を具備したことを特徴とする被検体情報分析装置。
【請求項５】
所定の超音波送信軸に沿って被検体に対して超音波を発生可能な超音波発生手段と、
前記被検体に対して前記超音波発生手段と同じ側に配置され、前記超音波発生手段によって発生された前記超音波が伝達される前記被検体内における検査対象部位に到達する照明光を発生可能な照明光発生手段と、
前記被検体に対して前記超音波発生手段と同じ側に配置され、前記照明光が到達した前記検査対象部位から反射される光を受光可能に設けられた反射光受光手段と、
前記反射光受光手段で受光した受光信号を周波数変換して周波数成分を抽出する周波数成分抽出手段と、
前記周波数成分抽出手段で抽出された周波数成分に基づき前記照明光が到達した前記検査対象部位における光の散乱情報を抽出する散乱情報抽出手段と、
前記散乱情報抽出手段によって抽出された光の散乱情報に基づき、前記照明光が到達した前記検査対象部位に対応する前記被検体の特性情報を生成する被検体情報生成手段と、
を具備したことを特徴とする被検体情報分析装置。
【請求項６】
前記周波数成分抽出手段は、フーリエ変換により周波数成分を抽出するフーリエ変換手段を有することを特徴とする請求項５記載の被検体情報分析装置。
【請求項７】
前記周波数成分抽出手段は、ウェーブレツト変換により周波数成分を抽出するウェーブレツト変換手段を有することを特徴とする請求項５記載の被検体情報分析装置。
【請求項８】
前記超音波発生手段は、前記被検体の所定の位置に焦点を結ぶ焦点調整部を有することを特徴とする請求項１ないし７の何れかに記載の被検体情報分析装置。
【請求項９】
前記照明光発生手段は、照明光を前記超音波の照射される位置内の所定の位置に収束させる照明光収束部を有することを特徴とする請求項１ないし８の何れかに記載の被検体情報分析装置。
【請求項１０】
前記被検体情報生成手段によって生成された前記被検体の特性情報に基づいて画像を形成する画像形成手段を有することを特徴とする請求項１ないし９の何れかに記載の被検体情報分析装置。
【請求項１１】
前記超音波発生手段は、前記超音波をパルス波として発生させるパルス超音波発生部を有することを特徴とする請求項１ないし１０の何れかに記載の被検体情報分析装置。
【請求項１２】
前記照明光発生手段は、前記照明光をパルス光として照射させるパルス光発生部を有することを特徴とする請求項１ないし１０の何れかに記載の被検体情報分析装置。
【請求項１３】
前記照明光発生手段による照明光の照射位置が少なくとも一次元的に変化するよう走査させる走査手段を有することを特徴とする請求項１ないし１２の何れかに記載の被検体情報分析装置。
【請求項１４】
前記光の散乱情報は、前記検査対象部位の複素屈折率の実部に相当する情報であることを特徴とする請求項１ないし１３の何れかに記載の被検体情報分析装置。
【請求項１５】
前記光の散乱情報は、非弾性散乱情報であることを特徴とする請求項１ないし１３の何れかに記載の被検体情報分析装置。
【請求項１６】
所定の超音波送信軸に沿って被検体に対して超音波を発生可能な超音波発生部、前記超音波発生部によって発生された前記超音波が伝達される前記被検体内における検査対象部位に到達する照明光を発生可能な照明光発生部、前記照明光が到達した検査対象部位から反射される周波数変調された光を受光可能に設けられた反射光受光部と、
前記反射光受光部で受光された受光信号に基づき、前記照明光が到達した前記検査対象部位における光の散乱情報を抽出する散乱情報抽出部と、
前記散乱情報抽出部によって抽出された光の散乱情報に基づき、前記照明光が到達した前記検査対象部位に対応する前記被検体の特性情報を生成する被検体情報生成部と、
を有することを特徴とする内視鏡装置。
【請求項１７】
前記照明光発生部は、前記超音波発生部の周辺に配置され、
前記情報抽出部は、前記反射光受光部で受光された受光信号から得られる周波数情報を抽出する周波数情報抽出部と、前記周波数情報抽出部で抽出された周波数情報に基づき、前記照明光が到達した前記検査対象部位における光の散乱情報を抽出する散乱情報抽出部とを有し、
前記被検体情報生成部は、前記散乱情報抽出部によって抽出された光の散乱情報に基づき、前記照明光が到達した前記検査対象部位に対応する前記被検体の特性情報を生成することを特徴とする請求項１６に記載の内視鏡装置。
【請求項１８】
前記照明光発生部は、前記超音波発生部の周辺に配置され、
前記情報抽出部は、前記照明光発生部によって発生される照明光と前記反射光受光部によって受光された反射光とを干渉させて周波数情報を抽出する周波数情報抽出部と、前記周波数情報抽出部で抽出された周波数情報に基づき、前記照明光が到達した前記検査対象部位における光の散乱情報を抽出する散乱情報抽出部と、
前記被検体情報生成部は、前記散乱情報抽出部によって抽出された光の散乱情報に基づき、前記照明光が到達した前記検査対象部位に対応する前記被検体の特性情報を生成することを特徴とする請求項１６に記載の内視鏡装置。
【請求項１９】
前記照明光発生部は、前記超音波発生部の周辺に配置され、
前記情報抽出部は、前記反射光受光部で受光した受光信号を周波数変換して周波数成分を抽出する周波数成分抽出部と、前記周波数成分抽出部で抽出された周波数成分に基づき前記照明光が到達した前記検査対象部位における光の散乱情報を抽出する散乱情報抽出部とを有し、
前記被検体情報生成部は、前記散乱情報抽出部によって抽出された光の散乱情報に基づき、前記照明光が到達した前記検査対象部位に対応する前記被検体の特性情報を生成することを特徴とする請求項１４に記載の内視鏡装置。
【請求項２０】
前記周波数成分抽出部は、フーリエ変換により周波数成分を抽出するフーリエ変換部を有することを特徴とする請求項１７記載の内視鏡装置。
【請求項２１】
前記光の散乱情報は、前記検査対象部位の複素屈折率の実部に相当する情報であることを特徴とする請求項１６ないし２０の何れかに記載の内視鏡装置。
【請求項２２】
前記光の散乱情報は、非弾性散乱情報であることを特徴とする請求項１６ないし２０の何れかに記載の内視鏡装置。
【請求項２３】
所定の超音波送信軸に沿って被検体に対して超音波を発生する超音波発生工程と、
前記超音波発生工程によって発生された前記超音波が伝達される前記被検体内における検査対象部位に到達する照明光を発生する照明光発生工程と、
前記照明光が到達した前記検査対象部位からの周波数変調された光を受光する受光工程と、
前記周波数変調された光の周波数情報を光学的又は電気的に抽出する周波数情報抽出工程と、
前記周波数情報抽出工程で抽出された周波数情報に基づき、前記照明光が到達した前記検査対象部位における光の散乱情報を抽出する散乱情報抽出工程と、
前記散乱情報抽出工程によって抽出された光の散乱情報に基づき、前記照明光が到達した前記検査対象部位に対応する前記被検体の特性情報を生成する被検体情報生成工程と、
を具備したことを特徴とする被検体情報分析方法。
【請求項２４】
超音波発生部により所定の超音波送信軸に沿って被検体に対して超音波を発生する超音波発生工程と、
照明光発生部により前記超音波の照射される位置内の所定の位置に到達する照明光を発生する照明光発生工程と、
反射光受光部によって前記照明光が到達した位置に対応する部位から反射される光を受光する反射光受光工程と、
前記反射工程受光工程で受光された受光信号から得られる周波数情報を抽出する周波数情報抽出工程と、
前記周波数情報抽出工程で抽出された周波数情報に基づき、前記照明光が到達した前記検査対象部位における光の散乱情報を抽出する散乱情報抽出工程と、
前記散乱情報抽出工程で抽出された光の散乱情報に基づき、前記照明光が到達した前記検査対象部位に対応する前記被検体の特性情報を生成する被検体情報生成工程と、
を有することを特徴とする被検体情報分析方法。
【請求項２５】
前記光の散乱情報は、前記検査対象部位の複素屈折率の実部に相当する情報であることを特徴とする請求項２３または２４に記載の被検体情報分析方法。
【請求項２６】
前記光の散乱情報は、非弾性散乱情報であることを特徴とする請求項２３または２４に記載の被検体情報分析方法。
【請求項１】
所定の超音波送信軸に沿って被検体に対して超音波を発生可能な超音波発生手段と、
前記超音波発生手段によって発生された前記超音波が伝達される前記被検体内における検査対象部位に到達する照明光を発生可能な照明光発生手段と、
前記照明光が到達した前記検査対象部位からの周波数変調された光を受光する受光手段と、
前記周波数変調された光の周波数情報を光学的又は電気的に抽出する周波数情報抽出手段と、
前記周波数情報抽出手段で抽出された周波数情報に基づき、前記照明光が到達した前記検査対象部位における光の散乱情報を抽出する散乱情報抽出手段と、
前記散乱情報抽出手段によって抽出された光の散乱情報に基づき、前記照明光が到達した前記検査対象部位に対応する前記被検体の特性情報を生成する被検体情報生成手段と、
を具備したことを特徴とする被検体情報分析装置。
【請求項２】
所定の超音波送信軸に沿って被検体に対して超音波を発生可能な超音波発生手段と、
前記被検体に対して前記超音波発生手段と同じ側に配置され、前記超音波発生手段によって発生された前記超音波が伝達される前記被検体内における検査対象部位に到達する照明光を発生可能な照明光発生手段と、
前記被検体に対して前記超音波発生手段と同じ側に配置され、前記照明光が到達した前記検査対象部位から反射される光を受光可能に設けられた反射光受光手段と、
前記反射光受光手段で受光された受光信号から得られる周波数情報を抽出する周波数情報抽出手段と、
前記周波数情報抽出手段で抽出された周波数情報に基づき、前記照明光が到達した前記検査対象部位における光の散乱情報を抽出する散乱情報抽出手段と、
前記散乱情報抽出手段によって抽出された光の散乱情報に基づき、前記照明光が到達した前記検査対象部位に対応する前記被検体の特性情報を生成する被検体情報生成手段と、
を具備したことを特徴とする被検体情報分析装置。
【請求項３】
所定の超音波送信軸に沿って被検体に対して超音波を発生可能な超音波発生手段と、
前記被検体に対して前記超音波発生手段と同じ側に配置され、前記超音波発生手段によって発生された前記超音波が伝達される前記被検体内における検査対象部位に到達する照明光を発生可能な照明光発生手段と、
前記被検体に対して前記超音波発生手段と同じ側に配置され、前記照明光が到達した前記検査対象部位から反射される光を受光可能に設けられた反射光受光手段と、
前記照明光発生手段によって発生される照明光と前記反射光受光手段によって受光された反射光とを干渉させて周波数情報を抽出する周波数情報抽出手段と、
前記周波数情報抽出手段で抽出された周波数情報に基づき、前記照明光が到達した前記検査対象部位における光の散乱情報を抽出する散乱情報抽出手段と、
前記散乱情報抽出手段によって抽出された光の散乱情報に基づき、前記照明光が到達した前記検査対象部位に対応する前記被検体の特性情報を生成する被検体情報生成手段と、
を具備したことを特徴とする被検体情報分析装置。
【請求項４】
所定の超音波送信軸に沿って被検体に対して超音波を発生可能な超音波発生手段と、
前記被検体に対して前記超音波発生手段と同じ側に配置され、前記超音波発生手段によって発生された前記超音波が伝達される前記被検体内における検査対象部位に到達する照明光を発生可能な照明光発生手段と、
前記被検体に対して前記超音波発生手段と同じ側に配置され、前記照明光が到達した前記検査対象部位から反射される光を受光可能に設けられた反射光受光手段と、
前記反射光受光手段で受光された反射光を分光する分光手段と、
前記分光手段で分光された分光結果に基づき、前記照明光が到達した前記検査対象部位における光の散乱情報を抽出する散乱情報抽出手段と、
前記散乱情報抽出手段によって抽出された光の散乱情報に基づき、前記照明光が到達した前記検査対象部位に対応する前記被検体の特性情報を生成する被検体情報生成手段と、
を具備したことを特徴とする被検体情報分析装置。
【請求項５】
所定の超音波送信軸に沿って被検体に対して超音波を発生可能な超音波発生手段と、
前記被検体に対して前記超音波発生手段と同じ側に配置され、前記超音波発生手段によって発生された前記超音波が伝達される前記被検体内における検査対象部位に到達する照明光を発生可能な照明光発生手段と、
前記被検体に対して前記超音波発生手段と同じ側に配置され、前記照明光が到達した前記検査対象部位から反射される光を受光可能に設けられた反射光受光手段と、
前記反射光受光手段で受光した受光信号を周波数変換して周波数成分を抽出する周波数成分抽出手段と、
前記周波数成分抽出手段で抽出された周波数成分に基づき前記照明光が到達した前記検査対象部位における光の散乱情報を抽出する散乱情報抽出手段と、
前記散乱情報抽出手段によって抽出された光の散乱情報に基づき、前記照明光が到達した前記検査対象部位に対応する前記被検体の特性情報を生成する被検体情報生成手段と、
を具備したことを特徴とする被検体情報分析装置。
【請求項６】
前記周波数成分抽出手段は、フーリエ変換により周波数成分を抽出するフーリエ変換手段を有することを特徴とする請求項５記載の被検体情報分析装置。
【請求項７】
前記周波数成分抽出手段は、ウェーブレツト変換により周波数成分を抽出するウェーブレツト変換手段を有することを特徴とする請求項５記載の被検体情報分析装置。
【請求項８】
前記超音波発生手段は、前記被検体の所定の位置に焦点を結ぶ焦点調整部を有することを特徴とする請求項１ないし７の何れかに記載の被検体情報分析装置。
【請求項９】
前記照明光発生手段は、照明光を前記超音波の照射される位置内の所定の位置に収束させる照明光収束部を有することを特徴とする請求項１ないし８の何れかに記載の被検体情報分析装置。
【請求項１０】
前記被検体情報生成手段によって生成された前記被検体の特性情報に基づいて画像を形成する画像形成手段を有することを特徴とする請求項１ないし９の何れかに記載の被検体情報分析装置。
【請求項１１】
前記超音波発生手段は、前記超音波をパルス波として発生させるパルス超音波発生部を有することを特徴とする請求項１ないし１０の何れかに記載の被検体情報分析装置。
【請求項１２】
前記照明光発生手段は、前記照明光をパルス光として照射させるパルス光発生部を有することを特徴とする請求項１ないし１０の何れかに記載の被検体情報分析装置。
【請求項１３】
前記照明光発生手段による照明光の照射位置が少なくとも一次元的に変化するよう走査させる走査手段を有することを特徴とする請求項１ないし１２の何れかに記載の被検体情報分析装置。
【請求項１４】
前記光の散乱情報は、前記検査対象部位の複素屈折率の実部に相当する情報であることを特徴とする請求項１ないし１３の何れかに記載の被検体情報分析装置。
【請求項１５】
前記光の散乱情報は、非弾性散乱情報であることを特徴とする請求項１ないし１３の何れかに記載の被検体情報分析装置。
【請求項１６】
所定の超音波送信軸に沿って被検体に対して超音波を発生可能な超音波発生部、前記超音波発生部によって発生された前記超音波が伝達される前記被検体内における検査対象部位に到達する照明光を発生可能な照明光発生部、前記照明光が到達した検査対象部位から反射される周波数変調された光を受光可能に設けられた反射光受光部と、
前記反射光受光部で受光された受光信号に基づき、前記照明光が到達した前記検査対象部位における光の散乱情報を抽出する散乱情報抽出部と、
前記散乱情報抽出部によって抽出された光の散乱情報に基づき、前記照明光が到達した前記検査対象部位に対応する前記被検体の特性情報を生成する被検体情報生成部と、
を有することを特徴とする内視鏡装置。
【請求項１７】
前記照明光発生部は、前記超音波発生部の周辺に配置され、
前記情報抽出部は、前記反射光受光部で受光された受光信号から得られる周波数情報を抽出する周波数情報抽出部と、前記周波数情報抽出部で抽出された周波数情報に基づき、前記照明光が到達した前記検査対象部位における光の散乱情報を抽出する散乱情報抽出部とを有し、
前記被検体情報生成部は、前記散乱情報抽出部によって抽出された光の散乱情報に基づき、前記照明光が到達した前記検査対象部位に対応する前記被検体の特性情報を生成することを特徴とする請求項１６に記載の内視鏡装置。
【請求項１８】
前記照明光発生部は、前記超音波発生部の周辺に配置され、
前記情報抽出部は、前記照明光発生部によって発生される照明光と前記反射光受光部によって受光された反射光とを干渉させて周波数情報を抽出する周波数情報抽出部と、前記周波数情報抽出部で抽出された周波数情報に基づき、前記照明光が到達した前記検査対象部位における光の散乱情報を抽出する散乱情報抽出部と、
前記被検体情報生成部は、前記散乱情報抽出部によって抽出された光の散乱情報に基づき、前記照明光が到達した前記検査対象部位に対応する前記被検体の特性情報を生成することを特徴とする請求項１６に記載の内視鏡装置。
【請求項１９】
前記照明光発生部は、前記超音波発生部の周辺に配置され、
前記情報抽出部は、前記反射光受光部で受光した受光信号を周波数変換して周波数成分を抽出する周波数成分抽出部と、前記周波数成分抽出部で抽出された周波数成分に基づき前記照明光が到達した前記検査対象部位における光の散乱情報を抽出する散乱情報抽出部とを有し、
前記被検体情報生成部は、前記散乱情報抽出部によって抽出された光の散乱情報に基づき、前記照明光が到達した前記検査対象部位に対応する前記被検体の特性情報を生成することを特徴とする請求項１４に記載の内視鏡装置。
【請求項２０】
前記周波数成分抽出部は、フーリエ変換により周波数成分を抽出するフーリエ変換部を有することを特徴とする請求項１７記載の内視鏡装置。
【請求項２１】
前記光の散乱情報は、前記検査対象部位の複素屈折率の実部に相当する情報であることを特徴とする請求項１６ないし２０の何れかに記載の内視鏡装置。
【請求項２２】
前記光の散乱情報は、非弾性散乱情報であることを特徴とする請求項１６ないし２０の何れかに記載の内視鏡装置。
【請求項２３】
所定の超音波送信軸に沿って被検体に対して超音波を発生する超音波発生工程と、
前記超音波発生工程によって発生された前記超音波が伝達される前記被検体内における検査対象部位に到達する照明光を発生する照明光発生工程と、
前記照明光が到達した前記検査対象部位からの周波数変調された光を受光する受光工程と、
前記周波数変調された光の周波数情報を光学的又は電気的に抽出する周波数情報抽出工程と、
前記周波数情報抽出工程で抽出された周波数情報に基づき、前記照明光が到達した前記検査対象部位における光の散乱情報を抽出する散乱情報抽出工程と、
前記散乱情報抽出工程によって抽出された光の散乱情報に基づき、前記照明光が到達した前記検査対象部位に対応する前記被検体の特性情報を生成する被検体情報生成工程と、
を具備したことを特徴とする被検体情報分析方法。
【請求項２４】
超音波発生部により所定の超音波送信軸に沿って被検体に対して超音波を発生する超音波発生工程と、
照明光発生部により前記超音波の照射される位置内の所定の位置に到達する照明光を発生する照明光発生工程と、
反射光受光部によって前記照明光が到達した位置に対応する部位から反射される光を受光する反射光受光工程と、
前記反射工程受光工程で受光された受光信号から得られる周波数情報を抽出する周波数情報抽出工程と、
前記周波数情報抽出工程で抽出された周波数情報に基づき、前記照明光が到達した前記検査対象部位における光の散乱情報を抽出する散乱情報抽出工程と、
前記散乱情報抽出工程で抽出された光の散乱情報に基づき、前記照明光が到達した前記検査対象部位に対応する前記被検体の特性情報を生成する被検体情報生成工程と、
を有することを特徴とする被検体情報分析方法。
【請求項２５】
前記光の散乱情報は、前記検査対象部位の複素屈折率の実部に相当する情報であることを特徴とする請求項２３または２４に記載の被検体情報分析方法。
【請求項２６】
前記光の散乱情報は、非弾性散乱情報であることを特徴とする請求項２３または２４に記載の被検体情報分析方法。
【図１】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【図１２】
【図１３】
【図１４】
【図１５】
【図１６】
【図１７】
【図１８】
【図１９】
【図２０】
【図２１】
【図２２】
【図２３】
【図２４】
【図２５】
【図２６】
【図２７】
【図２８】
【図２９】
【図３０】
【図３１】
【図３２】
【図３３】
【図３４】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【図１２】
【図１３】
【図１４】
【図１５】
【図１６】
【図１７】
【図１８】
【図１９】
【図２０】
【図２１】
【図２２】
【図２３】
【図２４】
【図２５】
【図２６】
【図２７】
【図２８】
【図２９】
【図３０】
【図３１】
【図３２】
【図３３】
【図３４】
【公開番号】特開２００８−１７０３６３（Ｐ２００８−１７０３６３Ａ）
【公開日】平成２０年７月２４日（２００８．７．２４）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２００７−５６７８（Ｐ２００７−５６７８）
【出願日】平成１９年１月１５日（２００７．１．１５）
【出願人】（３０４０５０９２３）オリンパスメディカルシステムズ株式会社 (1,905)
【Ｆターム（参考）】
【公開日】平成２０年７月２４日（２００８．７．２４）
【国際特許分類】
【出願日】平成１９年１月１５日（２００７．１．１５）
【出願人】（３０４０５０９２３）オリンパスメディカルシステムズ株式会社 (1,905)
【Ｆターム（参考）】
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