(57)【要約】【課題】レーザー装置状態の把握を容易とし、必要範囲内での出力調整によりレーザー装置の制御性を向上させ、レーザー装置を安定に利用する。【解決手段】レーザー光を発振するレーザー媒質と、レーザー媒質を励起する励起源と、励起源に電圧を印加する電圧蓄積部と、電圧蓄積部に電圧を供給する電圧供給部と、電圧供給部からの最大供給電圧を制限する電圧制御部と、レーザー光を照射された被検体から発生する光音響波を受信する受信部と、光音響波を用いて被検体内の特性情報を取得する構成部を有し、電圧制御部は、電圧供給部からの供給電圧を分圧して形成した測定電圧値と、最大供給電圧を規定する参照電圧値とを比較する被検体情報取得装置を用いる。【選択図】図２
2015032766.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
レーザー光を発振するレーザー媒質と、
前記レーザー媒質を励起する励起源と、
前記励起源に電圧を印加する電圧蓄積部と、
前記電圧蓄積部に電圧を供給する電圧供給部と、
前記電圧供給部からの最大供給電圧を制限する電圧制御部と、
前記レーザー光を照射された被検体から発生する光音響波を受信する受信部と、
前記光音響波を用いて前記被検体内の特性情報を取得する構成部と、
を有し、
前記電圧制御部は、前記電圧供給部からの供給電圧を分圧して形成した測定電圧値と、前記最大供給電圧を規定する参照電圧値とを比較する
ことを特徴とする被検体情報取得装置。
【請求項２】
前記電圧制御部による比較の結果を表示する表示部をさらに有する
ことを特徴とする請求項１記載の被検体情報取得装置。
【請求項３】
前記電圧制御部による比較の結果は、前記参照電圧値に対する前記測定電圧値の比率である
ことを特徴とする請求項１または２に記載の被検体情報取得装置。
【請求項４】
前記電圧供給部は、前記参照電圧値に対する前記測定電圧値の比率が１００％未満かつ９０％以上となるように電圧を供給する
ことを特徴とする請求項３記載の被検体情報取得装置。
【請求項５】
前記参照電圧値を設定する設定機構をさらに有する
ことを特徴とする請求項１ないし４のいずれか１項に記載の被検体情報取得装置。
【請求項６】
前記設定機構は、前記励起源の使用開始からの時期に応じて、前記参照電圧値を段階的に規定する
ことを特徴とする請求項５に記載の被検体情報取得装置。
【請求項７】
前記励起源はフラッシュランプである
ことを特徴とする請求項６に記載の被検体情報取得装置。
【請求項８】
発振される前記レーザー光の波長選択機構をさらに有し、
前記構成部は、複数の波長における特性情報を用いて、前記被検体内の酸素飽和度を取得する
ことを特徴とする請求項１ないし７のいずれか１項に記載の被検体情報取得装置。
【請求項９】
レーザー光を発振するレーザー媒質と、
前記レーザー媒質を励起する励起源と、
前記励起源に電圧を印加する電圧蓄積部と、
前記電圧蓄積部に電圧を供給する電圧供給部と、
前記電圧供給部からの最大供給電圧を制限する電圧制御部と、
を有し、
前記電圧制御部は、前記電圧供給部からの供給電圧を分圧して形成した測定電圧値と、前記最大供給電圧を規定する参照電圧値とを比較する
ことを特徴とするレーザー装置。
【請求項１０】
請求項９に記載のレーザー装置と、
発振された前記レーザー光を被検体に照射する照射部と、
前記電圧制御部による比較の結果に基づいて、前記レーザー装置および前記照射部を制御する機器制御部と、
を有することを特徴とする医療装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、被検体情報取得装置、レーザー装置および医療装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
レーザーは、産業用加工装置、半導体機器用製造装置、医療機器用治療及び診断装置など多種多様な用途に利用されている。近年、半導体レーザーやファイバーレーザーのような固体レーザーの特性向上が著しい。一方、美容用や皮膚治療用などの医療機器に特に好適なレーザーとして、フラッシュランプ励起型のレーザーがある。
フラッシュランプ励起固体レーザーは、パルス当たりに高い発振出力が得られる特徴を有するが、フラッシュランプ劣化によるレーザー出力低減等の出力不安定性が問題となる。
【０００３】
レーザー発振出力は、フラッシュランプへの印加電圧に依存したフラッシュランプ発光強度に応じて変化する。特許文献１には、レーザー発振出力の安定化を目的として、射出したレーザー出力を測定しその出力値に応じてフラッシュランプに印加する印加電圧を調整する手法が開示されている。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００４】
【特許文献１】特開平１１−２８４２８４号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
フラッシュランプ発光による熱エネルギーは、レーザー共振器の安定性に強く影響する。そのためレーザー装置は、熱エネルギーを考慮して共振器損失を抑制し、発振効率が最大になるように設計及びアライメントされている。ここで、特許文献１に示すように、レーザー出力の増減に応じてフラッシュランプへの印加電圧を調整してレーザー出力を制御することは可能である。
しかしながら、共振器のアライメントずれや設置環境変化などの影響により、最適化された初期状態と異なる状態となることで、レーザー出力は低減する。このような状態において印加電圧制御により出力を増大させることは、レーザー装置に負荷を与え装置寿命の低減等をもたらす恐れがあり、レーザー装置の安定性が難しくなるという課題をもたらす。
【０００６】
本発明は上記課題に鑑みてなされたものであって、その目的は、レーザー装置状態の把握を容易とし、必要範囲内での出力調整によりレーザー装置の制御性を向上させ、レーザー装置を安定に利用することにある。
【課題を解決するための手段】
【０００７】
本発明は、以下の構成を採用する。すなわち、
レーザー光を発振するレーザー媒質と、
前記レーザー媒質を励起する励起源と、
前記励起源に電圧を印加する電圧蓄積部と、
前記電圧蓄積部に電圧を供給する電圧供給部と、
前記電圧供給部からの最大供給電圧を制限する電圧制御部と、
前記レーザー光を照射された被検体から発生する光音響波を受信する受信部と、
前記光音響波を用いて前記被検体内の特性情報を取得する構成部と、
を有し、
前記電圧制御部は、前記電圧供給部からの供給電圧を分圧して形成した測定電圧値と、前記最大供給電圧を規定する参照電圧値とを比較する
ことを特徴とする被検体情報取得装置である。
【０００８】
本発明はまた、以下の構成を採用する。すなわち、
レーザー光を発振するレーザー媒質と、
前記レーザー媒質を励起する励起源と、
前記励起源に電圧を印加する電圧蓄積部と、
前記電圧蓄積部に電圧を供給する電圧供給部と、
前記電圧供給部からの最大供給電圧を制限する電圧制御部と、
を有し、
前記電圧制御部は、前記電圧供給部からの供給電圧を分圧して形成した測定電圧値と、前記最大供給電圧を規定する参照電圧値とを比較する
ことを特徴とするレーザー装置である。
【発明の効果】
【０００９】
本発明によれば、レーザー装置状態の把握が容易となり、必要範囲内での出力調整によりレーザー装置の制御性が向上するため、レーザー装置を安定に利用することが可能となる。
【図面の簡単な説明】
【００１０】
【図１】本発明のレーザー装置の一実施形態を示す概略図。
【図２】本発明の制御工程を示すフロー図。
【図３】本発明のレーザー装置の一実施形態を示す概略図。
【図４】本発明の医療機器の一実施形態を示す概略図。
【図５】本発明の医療機器の一実施形態を示す概略図。
【図６】本発明のレーザー装置の一実施形態を示す概略図。
【発明を実施するための形態】
【００１１】
以下に図面を参照しつつ、本発明の好適な実施の形態について説明する。ただし、以下に記載されている構成部品の寸法、材質、形状およびそれらの相対配置などは、発明が適用される装置の構成や各種条件により適宜変更されるべきものであり、この発明の範囲を以下の記載に限定する趣旨のものではない。
【００１２】
本発明は、レーザー光を発生させる装置や、そのレーザー装置を用いた医療装置、診断装置、被検体情報取得装置などに適用できる。被検体情報取得装置には、光（電磁波）を照射された被検体内で光音響効果により発生した音響波を受信して、被検体情報として特性情報を画像データとして取得する装置を含む。取得される特性情報は、光照射によって生じた音響波の発生源分布、被検体内の初期音圧分布、あるいは初期音圧分布から導かれる光エネルギー吸収密度分布や吸収係数分布、組織を構成する物質の濃度分布を示す。物質の濃度分布とは、例えば、酸素飽和度分布や酸化・還元ヘモグロビン濃度分布などである。
本発明でいう音響波とは、典型的には超音波であり、音波、超音波、音響波と呼ばれる弾性波を含む。光音響効果により発生した音響波のことを光音響波と呼ぶ。
【００１３】
［実施形態１］
本発明の実施形態１を説明する。
【００１４】
＜装置構成＞
本実施形態のレーザー装置の構成を、図１の概略図を用いて説明する。
レーザー装置は、電源部１０１、レーザー発振部１０２、レーザー制御部１０３、レーザー操作部１０４、表示部１０５より構成される。
電源部１０１は電源供給部１０６と電圧蓄積部１０７を有する。レーザー発振部１０２は、励起源１０８とレーザー媒質１０９を含む励起容器１１０、反射鏡及び射出鏡を含む共振器部１１１により構成される。レーザー操作部１０４により、レーザー制御部１０３を介して電源供給部１０６より電圧蓄積部１０７に電圧を供給し、電気エネルギーを励起源１０８へ印加する。励起源１０８によりレーザー媒質１０９が励起されて蛍光が生じ、反射鏡及び射出鏡を含む共振器部１１１で光強度が増幅されてレーザー発振に至る。
【００１５】
レーザー装置の種類は、励起源１０８、レーザー媒質１０９、共振器部１１１からなるレーザー発振部の構成に依存する。
励起源１０８にフラッシュランプを用いるフラッシュランプ励起固体レーザーは、本発明のレーザー装置の一形態である。レーザー発振に寄与するレーザー媒質１０９の上準位蛍光寿命とフラッシュランプ発光パルス波形を一致させることで、効率的な励起が可能となる。
【００１６】
電圧蓄積部１０７はパルスフォーミングネットワーク（ＰＦＮ）からなる。ＰＦＮを構成するコイルとコンデンサーを最適化することで、フラッシュランプ発光パルス波形を調整できる。上準位蛍光寿命が長いレーザー媒質１０９が、フラッシュランプ励起に対しては好ましい。例えば、母材結晶であるＹＡＧ（Yttrium Aluminum Garnet）に、ＮｄやＨ
ｏ、Ｃｒ、Ｔｍ等を添加したレーザー媒質１０９や、母材結晶であるクリソベリルにＣｒを添加したレーザー媒質１０９が挙げられる。
【００１７】
フラッシュランプは、キセノンやクリプトンガスを用いたアーク放電で発光する。フラッシュランプ発光強度は、電圧供給部１０６から供給する電圧と、ＰＦＮのコイル容量による電気エネルギーに依存するため、容易に強い発光強度を得ることができる。しかしながら、フラッシュランプは発光帯域が広いため、レーザー媒質の励起に対してエネルギー利用効率が低い。発光エネルギーの大部分はレーザー出力に変換されずに熱エネルギーとして散逸する。熱エネルギーを考慮して共振器設計を行い、レ−ザー発振を安定化させることが不可欠である。
【００１８】
本発明の別のレーザー装置として、励起源１０８にレーザー照射源を用いてもよい。例えば、広帯域発振が可能な波長可変レーザーであるチタンサファイア（Ｔｉ：ｓａ）レーザーが挙げられる。Ｔｉ：ｓａ結晶は上準位蛍光寿命が短いため、フラッシュランプによる直接励起では発振効率が低くなる。このため、フラッシュランプ励起Ｎｄ：ＹＡＧレーザーの第二高調波を種光源として発振効率を高めて利用する。
【００１９】
更に、半導体レーザーを励起源とする半導体励起固体レーザー（Diode pump solid state laser：ＤＰＳＳ  ｌａｓｅｒ）も、本発明に適するレーザーである。好適なレーザー媒質として、ＹＶＯ４（Yttrium Vanadate）を母結晶とするＮｄ：ＹＶＯ４が挙げられる。また、Ｎｄ：ＹＡＧ、Ｙｂ：ＹＡＧ、Ｎｄ：ＧｄＶＯ４（Nd Doped Gadolinium Orthovanadate）等も挙げられる。
【００２０】
電源部１０１は、電圧供給部１０６から供給する最大供給電圧を制限する電圧制御部１１２を有する。電圧制御部１１２は、電圧供給部１０６から出力される供給電圧を直接制御する。なお電圧制御部１１２がレーザー制御部１０３に含まれたり、レーザー制御部１０３からの制御に従って動作したりするような構成でも、本発明は実行可能である。
本構成では、電圧制御部１１２で扱う下記の制御工程内に示す測定電圧値及び参照電圧値を表示部１０５で表示する。
【００２１】
＜制御工程＞
制御工程を図２のフローチャートを用いて概説する。
「工程Ｓ２０１（測定電圧値の形成）」
本工程では、電圧制御部１１２が、電圧供給部１０６から電圧蓄電部１０７に供給されている電圧を、分圧して測定している。この測定値を測定電圧値（Ｖ）と称する。供給電圧が１ｋＶ程度の場合は１／２００程度に分圧して測定電圧値とする。本測定電圧値は、供給電圧及び後段のコンパレーターに依存して分圧して形成するものであり、１／２００の分圧に限られるものではない。
【００２２】
「工程Ｓ２０２（測定電圧値と参照電圧値との比較）」
本工程では、コンパレーター回路を用いて測定電圧値（Ｖ）と、予め設定した供給電圧の最大許容値を規定する参照電圧値（Ｖｒｅｆ）とを比較する。
【００２３】
「工程Ｓ２０３（電圧蓄積部への電圧供給）」
本工程では、上記工程Ｓ２０２での比較の結果に基づき、測定電圧値が参照電圧値未満の場合（Ｖ＜Ｖｒｅｆ）、電圧蓄積部１０７に電圧を供給する。
「工程Ｓ２０４（電気エネルギーの印加）」
本工程では、励起源１０８であるフラッシュランプに電気エネルギーを印加する。
【００２４】
「工程Ｓ２０５（電気エネルギー遮断）」
本工程では、上記工程Ｓ２０２で測定電圧値が参照電圧値以上の場合（Ｖ≧Ｖｒｅｆ）、励起源１０８への電気エネルギー印加を遮断する。
【００２５】
＜効果＞
フラッシュランプ励起固体レーザーは、フラッシュランプの劣化に伴い印加電圧を増大させることでレーザー出力を調整して利用できる。このとき、上記制御工程により、予め設定した出力範囲でのレーザー出力調整が可能となる。
特に、フラッシュランプ劣化は徐々に進展するため、予め、参照電圧値により規定される最大供給電圧を制限しておくことで、レーザー状態を把握し、レーザー装置状態の大きな変化のない状態を安定利用範囲と定める事が可能となる。また、測定電圧値や参照電圧値を常に表示する事により、フラッシュランプの消耗状態の指標になる利点も有する。
【００２６】
一方、フラッシュランプ励起固体レーザーは、フラッシュランプの熱エネルギーにより共振器周囲の熱状態が平衡状態に達する事でレーザー出力が安定する。故に、熱状態に依存してレーザー発振開始時に出力が若干低減する場合は、印加電圧を制御して出力調整を行う。しかし、過渡的なレーザー発振が不安定な状態における過度な印加電圧調整は、レーザー安定性を損なうだけでなく、レーザー装置に負荷をかけ装置寿命の低減等をもたらす可能性がある。
そこで、本発明の図１に示す電圧制御部１１２を有するレーザー装置を用いる事により、過度な出力調整を抑制する事が可能となる。そして、レーザー状態を把握してレーザー装置を安定な状態で使用する事が可能となる。また、測定電圧値や参照電圧値を常に表示する事により、発振出力状態を常に監視することが可能となる。なお、出力調整のために、必ずしも比較の結果を表示する必要はなく、比較結果を用いて情報処理装置が制御を行うようにすれば良い。
【００２７】
＜変形例＞
図１の表示部１０５では、比較の結果にかかる測定電圧値及び参照電圧値を直接示すだけでなく、参照電圧値に対する測定電圧値の比率を示す事も好ましい形態である。本比率表示により予め設定した最大許容レーザー出力に対するレーザー出力を容易に把握できる
。
更に、上記比率を一定範囲で用いる事は好ましい一形態である。比率１００％未満かつ９０％以上で利用する事に依り、適当な出力調整範囲を確保しつつ安定した状態でレーザーを使用しやすくなる。比率９０％未満の場合は、レーザー構成に依存するが、出力制御可能範囲が広く本発明の目的を達成できない事が多くなる。一方、比率９５％以上とすることによりレーザー安定性は更に向上する。しかしながら、出力調整範囲が極端に狭い場合は頻繁に最大供給電圧に近い状態を取りうるため、調整による利便性が損なわれることに留意する必要がある。
【００２８】
［実施形態２］
本発明の実施形態２を説明する。本実施形態と実施形態１とは、参照電圧値の設定において異なる部分がある。
【００２９】
＜装置構成＞
本発明のレーザー装置の別の構成を、図３の概略図を用いて説明する。
レーザー装置は、電源部３０１、レーザー発振部３０２、レーザー制御部３０３、レーザー操作部３０４、表示部３０５より構成される。
電源部３０１は電源供給部３０６と電圧蓄積部３０７を有する。レーザー発振部３０２は、励起源３０８とレーザー媒質３０９を含む励起容器３１０、及び共振器部３１１により構成される。
【００３０】
電源部３０１は、電圧供給部３０６から供給する最大供給電圧を制限する電圧制御部３１２を有する。なお電圧制御部３１２がレーザー制御部３０３に含まれたり、レーザー制御部３０３からの制御に従って動作したりするような構成でも、本発明は実行可能である。また、電圧制御部３１２の中に参照電圧値を設定する設定機構３１３を有する。設定機構３１３を有する事で、参照電圧値を任意に設定することが可能となる。
また、本構成では、測定電圧値及び参照電圧値を表示部３０５で表示する。
【００３１】
本設定機構３１３において、フラッシュランプの使用開始からの時期に応じて、フラッシュランプの寿命を考慮し、予め離散的かつ段階的に参照電圧値を規定しておくことも、好ましい一形態である。例えばフラッシュランプを使用開始した初期状態で、所望のレーザー出力を実現する印加電圧を決定し、この電圧値を標準的な値の１３０％の値として設定しておく。そして、使用開始からの時期に応じて、最大供給電圧を前記標準的な値の１０５％〜１３０％の６段階に規定する。
このように段階的に出力調整範囲を設定する事で、フラッシュランプを交換する時期の把握が容易になり、フラッシュランプの寿命範囲内において、出力不安定性を気にすることなくレーザー装置を利用することが可能となる。また、設定機構に対して外部から設定値を指定または変更可能な入力手段を用意してもよい。
【００３２】
［実施形態３］
本発明のレーザー装置を搭載する医療機器は、特に好ましい形態である。
レーザー装置は、レーザーメスや、美容形成、皮膚治療、光学力学治療（Photodynamic
therapy：ＰＤＴ）等の治療装置に適用できる。さらに、現在開発が進められている光音響診断測定等の診断装置も、本発明に好適な医療機器である。これらの医療機器にはパルス当たりに高出力が必要とされるため、フラッシュランプ励起Ｎｄ：ＹＡＧレーザーや、フラッシュランプ励起アレキサンドライトレーザー等が有用である。
【００３３】
＜装置構成＞
図４に本発明のレーザー装置を搭載した医療装置の概略図を示す。
医療機器４２０は、機器操作部４２１、機器制御部４２２、レーザー装置４２４より構
成される。
機器指示部４２１から機器制御部４２２を介してレーザー装置４２４のレーザー発振を制御する。レーザー装置４２４は、電源部４０１、レーザー発振部４０２、レーザー制御部４０３、レーザー操作部４０４、表示部４０５より構成される。
【００３４】
電源部４０１は、電源供給部４０６と電圧蓄積部４０７を有する。レーザー発振部４０２は、励起源４０８とレーザー媒質４０９を含む励起容器４１０、及び共振器部４１１により構成される。更に電源部４０１は、電圧供給部４０６から供給する最大供給電圧を制限する電圧制御部４１２を有する。電圧制御部４１２の中には、参照電圧値を設定する設定機構４１３を有する。
【００３５】
レーザー発振に当っては、実線で示すように、機器操作部４２１から機器制御部４２２より直接レーザー装置４２４の電源部４０１を制御して励起源４０８に電圧を印加することも可能である。また点線で示すように、機器制御部４２２からレーザー制御部４０３を介してレーザー発振を制御しても良い。
更に、測定電圧値及び参照電圧値をレーザー装置４２４の表示部４０５より確認する事が可能である。本医療機器では、機器制御部４２２より、レーザー装置４２４の最大供給電圧を規定する参照電圧値を、設定機構４１３を用いて設定できる。
【００３６】
［実施形態４］
本発明の実施形態４について、実施形態３と異なる点を中心に説明する。
【００３７】
＜装置構成＞
図５に、本発明のレーザー装置を搭載した医療機器の別の一形態の概略図を示す。
医療機器５２０は、機器操作部５２１、機器Ａ制御部５２２および機器Ｂ制御部５２３という２つの制御部、ならびにレーザー装置５２４より構成される。
レーザー装置５２４は、電源部５０１、レーザー発振部５０２、レーザー制御部５０３、レーザー操作部５０４、表示部５０５より構成される。
【００３８】
電源部５０１は、電源供給部５０６と電圧蓄積部５０７を有する。レーザー発振部５０２は、励起源５０８とレーザー媒質５０９を含む励起容器５１０、及び共振器部５１１により構成される。更に電源部５０１は、電圧供給部５０６から供給する最大供給電圧を制限する電圧制御部５１２を有する。電圧制御部５１２の中には、参照電圧値を設定する設定機構５１３を有する。更に、測定電圧値及び参照電圧値をレーザー装置５２４の表示部５０５より確認する事が可能である。
【００３９】
本構成の医療機器では、機器操作部５２１から、機器Ａ制御部５２２を介してレーザー装置５２４の設定機構５１３を用いて、最大供給電圧を規定する参照電圧値を設定する。一方、機器操作部５２１から機器Ｂ制御部５２３を介して、上記レーザー装置５２４の設定機構５１３以外のレーザー制御を実施する。
レーザー発振に当っては、実線で示すように、機器Ｂ制御部５２３より直接レーザー装置５２４の電源部５０１を制御して励起源５０８に電圧印加することも可能である。また点線で示すように、機器Ｂ制御部５２３からレーザー制御部５０３を介してレーザー発振を制御しても良い。
更に、測定電圧値及び参照電圧値をレーザー装置５０５の表示部より確認する事が可能である。
【００４０】
本医療機器では、機器Ａ制御部５２２と機器Ｂ制御部５２３は独立した制御部である。レーザー装置利用条件を機器Ａ制御部５２２より設定し、治療や診断などの臨床時においては機器Ｂ制御５２３を用いる。臨床時に参照設定電圧値を変更する必要のない場合、本
構成により予め決めた構成範囲内で利用する。設定変更や誤設定等への配慮を軽減し、常に一定の条件で臨床を実施する事が可能となる。
【００４１】
上記構成を有するレーザーメスやＰＤＴなどの治療装置では、最大許容レーザー出力エネルギーが規定されているため、治療場所以外のダメージ低減を図る事が可能となる。また、レーザー状態が安定しており、医師が安心してレーザー出力を調整する事が可能となる。
【００４２】
［実施形態５］
図４並びに図５に示す構成を、光音響測定等を行う診断装置に適用する事も好ましい一形態である。以下、光音響診断装置に関して概説する。光音響測定とは、ナノ秒程度のパルスレーザーを測定部位に照射して、光エネルギーを吸収した吸収体から発生する光音響波を受信し、受信信号処理により画像形成を行う測定手法である。
【００４３】
例えば、乳房内部の腫瘍観察に光音響診断装置を適用する手法が報告されている。腫瘍周辺は吸収係数の高い血管組織を多く含む。血管に含まれるヘモグロビンは酸化状態に応じて吸収係数が異なるため、光音響信号の違いを検出してヘモグロビンの酸素飽和度を測定することで腫瘍の状態を観察する方法が提案されている。酸素飽和度測定では定量性が重要であるため、
【００４４】
本発明のレーザー装置を搭載した光音響診断装置を用いる事によりレーザー装置の出力エネルギーを安定に保ち測定精度向上が見込まれる。また、レーザー装置の状態を把握し、常にレーザー装置を安定な状態で利用する事が可能となる。
【００４５】
［実施例１］
以下、本発明のレーザー装置の、より具体的な実施例を示す。
【００４６】
＜装置構成＞
図６に本発明のＴｉ：ｓａレーザー装置の概略図を示す。装置は、電源部６０１、レーザー発振部６０２、レーザー制御部６０３、レーザー操作部６０４、表示部６０５、冷却水循環装置（不図示）より構成される。
【００４７】
レーザー発振部６０２は、励起レーザーとなるＮｄ：ＹＡＧレーザー６１４とＴｉ：ｓａレーザー６１５から構成される。
Ｎｄ：ＹＡＧレーザー６１４は、励起容器６１０と共振器部６１１で構成される。励起容器６１０は、励起源であるフラッシュランプ６０８とレーザー媒質であるＮｄ：ＹＡＧ結晶６０９を含み、フラッシュランプ６０８から発光する光照射を効率的にＮｄ：ＹＡＧ結晶６０９に集光する。共振器部６１１は、Ｎｄ：ＹＡＧ結晶を挟むようにして配置する反射鏡と射出鏡、及びジャイアントパルス形成をするためのＱスイッチ（不図示）を主な構成物としている。また、共振器外部の射出鏡後に第二高調波を形成する非線形光学結晶を配置する。
なお、レーザー内部の詳細な構成要素が上記の通りでなくても、上記基本的な構成要素を有するフラッシュランプ励起Ｎｄ：ＹＡＧレーザー及びその第二高調波発生システムであれば、本発明を適用する事が可能である。
【００４８】
Ｔｉ：ｓａレーザー６１５は、共振器部６１６とＴｉ：ｓａ結晶６１７より構成される。励起光となるＮｄ：ＹＡＧレーザーの第二高調波である波長５３２ｎｍのレーザー光でＴｉｓ：ｓａ結晶６１７を励起し、共振器内部で光強度が増幅されてＴｉ：ｓａレーザーが発振する。Ｔｉ：ｓａレーザー６１５に関しても、広帯域発振可能なＴｉ：ｓａの発振波長を選択する波長可変機構（不図示）が含まれる。なお、本発明におけるＴｉ：ｓａレ
ーザーの励起方法や増幅方法などは、Ｔｉ：ｓａレーザーに通常用いられる様々な構成を使用できる。
【００４９】
電源部６０１は電源供給部６０６、電圧蓄積部６０７、電圧制御部６１２から構成される。さらに本実施例では、電源部６０１には、Ｎｄ：ＹＡＧレーザーのＱスイッチ用ドライバー、フラッシュランプ発光トリガー用のイグナイターやシマー部品、および、Ｔｉ：ｓａレーザーの波長選択機構などが含まれる。
【００５０】
電圧制御部６１２は、複数の制御工程を介して電圧供給部６０６から出力される供給電圧を直接制御する。また、本電圧制御部６１２による測定電圧値及び参照電圧値は、表示部６０５に表示される。
この制御工程では、最初に測定電圧値を形成する。電圧供給部６０６の最大チャージ電圧１０００Ｖに対して１／２００に分圧した値を測定電圧値とする。次いで、オペアンプで構成されるコンパレーター回路を用いて、測定電圧値と、供給電圧の最大許容値を規定する参照電圧値を比較する。測定電圧値が参照電圧値未満の場合は、電圧蓄積部６０７に電圧を供給し、更にフラッシュランプ６０８に電気エネルギーを印加する。一方、測定電圧値が参照電圧値以上の場合は、フラッシュランプ６０８への電気エネルギーの印加を遮断する。
【００５１】
本構成のＴｉ：ｓａレーザー装置では、Ｎｄ：ＹＡＧレーザー及びその第二高調波の出力強度が、電圧供給部６０６から供給される電圧値に比例する。また、励起レーザーを励起源とするＴｉ：ｓａレーザーの出力強度は、励起レーザーの出力強度に比例する。故に、Ｔｉ：ｓａレーザー出力は電圧供給部６０６の供給電圧に依存する。
ここで、フラッシュランプ発光、Ｎｄ：ＹＡＧレーザー光、第二高調波レーザー光、Ｔｉ：ｓａレーザー光への各エネルギー変換は、共振器状態や励起強度に依存する。そのため、これらのエネルギー変換は常に一定比率で行われるわけではない。また、励起強度が低いレーザー発振閾値近傍では変換されたレーザー光の出力強度は、非常に不安定である。
そのため、本発明のＴｉ：ｓａレーザー装置は、ある程度安定したレーザー発振状態となる領域で利用することが好適である。しかしながら、供給電圧とＴｉ：ｓａレーザー出力の強度の関係を予め測定しておくことで、利用可能な出力範囲を確認することが可能である。
【００５２】
＜測定条件と結果＞
本装置にて、電圧供給部６０６より電圧蓄積部６０７へ供給する供給電圧を７３０Ｖとした。この状態で波長７９５ｎｍのＴｉ：ｓａレーザーを出力し、レーザー出力後段に設置したエネルギー測定器で測定したところ、値は１００ｍＪであった。このときの測定電圧値と参照電圧値の表示値はそれぞれ、３．６５Ｖと３．８Ｖであった。従って、参照電圧値に対する測定電圧値はおよそ９６％である。本実施例では、波長７９５ｎｍのＴｉ：ｓａレーザー出力が常に１００ｍＪとなるように、レーザー装置を用いた。
【００５３】
測定電圧値は本装置を利用するに連れて徐々に増大し、フラッシュランプ６０８を５００万パルス程度使用したところで参照電圧値３．６５Ｖに一致した。このように、レーザー装置利用時に測定電圧値と参照電圧値が表示されていることで、レーザー状態を把握し、且つランプ消耗程度も把握できるため、安定な状態でレーザー装置を使用する事ができた。
また、別の装置を上と同様の方法で利用したところ、フラッシュランプを２００万パルス使用したところで、測定電圧値が参照電圧値と一致した。本装置内部の共振器状態を確認したところ、アライメントが初期の状態より変化して出力エネルギーが低減していることが分かった。このように、測定電圧値と参照電圧値が表示されていることで、レーザー
状態を把握する事ができた。
【００５４】
［実施例２］
以下、本発明のレーザー装置を搭載する医療装置の例として、光音響測定装置について説明する。装置構成は、実施形態３で用いた図４に記載の医療装置の構成と同じである。
【００５５】
＜装置構成＞
本実施例の医療機器４２０は光音響測定装置であり、以下、光音響測定装置４２０と記載する。またレーザー装置４２４はアレキサンドライトレーザーであり、以下、アレキサンドライトレーザー４２４と記載する。
光音響測定装置４２０は、装置操作部４２１、装置制御部４２２、アレキサンドライトレーザー４２４より構成される。図４には記述しないが、光音響測定装置４２０は、アレキサンドライトレーザー４２４のレーザー光照射部、レーザー照射により発生した光音響波を検出する超音波受信器（受信部）を有する。光音響測定装置４２０はさらに、測定した光音響波に対する増幅やデジタル変換などの処理を行う、信号処理部と信号変換部を有し、光音響信号を生成する。光音響測定装置４２０はまた、既知の画像再構成技術を用いて光音響信号から被検体内の特性情報を取得する構成部と、該特性情報に基づき被検体内の画像を表示する画像表示部を有する（いずれも不図示）。
【００５６】
アレキサンドライトレーザー４２４は、電源部４０１、レーザー発振部４０２、レーザー制御部４０３、レーザー操作部４０４、表示部４０５、冷却水循環装置より構成される。
レーザー発振部４０２は、励起容器４１０と共振器部４１１で構成される。励起容器４１０は、励起源４０８であるフラッシュランプと、レーザー媒質４０９であるアレキサンドライト結晶を含む。以下、これらを、フラッシュランプ４０８及びアレキサンドライト結晶４０９と記載する。励起容器４１０は、フラッシュランプ４０８から照射される光が、効率的にアレキサンドライト結晶４０９に集光するように構成される。
【００５７】
共振器部４１１は、アレキサンドライト結晶を挟むようにして配置する反射鏡と射出鏡、及びジャイアントパルス形成をするためのＱスイッチ、発振波長を選択する波長選択機構を主な構成物としている。
なお、レーザー内部の詳細な構成要素が上記の通りでなくても、上記基本的な構成要素を有するフラッシュランプ励起アレキサンドライトレーザーシステムであれば、本発明を適用する事が可能である。
【００５８】
電源部４０１は電源供給部４０６、電圧蓄積部４０７、電圧制御部４１２、設定機構４１３から構成される。さらに、電源部４０１には、アレキサンドライトレーザー４２４のＱスイッチ用ドライバー、フラッシュランプ発光トリガー用のイグナイターやシマー部品、波長選択機構などが含まれる。
【００５９】
電圧制御部４１２は、複数の制御工程を介して電圧供給部４０６から出力される供給電圧を直接制御する。また、本電圧制御部４１２を通して形成された測定電圧値及び参照電圧値は、表示部４０５に表示される。更に、参照電圧値は設定機構４１３を用いて変えることができる。なお、設定機構４１３における設定変更は、レーザー操作部４０４からレーザー制御部４０３を介して行われるだけでなく、光音響測定装置４２０の装置操作部４２１での操作により、装置制御部４２２を介して行われる事も可能である。
【００６０】
この制御工程では、最初に測定電圧値を形成する。電圧供給部４０６の最大チャージ電圧１５００Ｖに対して１／２００に分圧した値を測定電圧値とする。次いで、オペアンプで構成されるコンパレーター回路を用いて、測定電圧値と、供給電圧の最大許容値を規定
する参照電圧値を比較する。測定電圧値が参照電圧値未満の場合は、電圧蓄積部４０７に電圧を供給し、更にフラッシュランプ４０８に電気エネルギーを印加する。一方、測定電圧値が参照電圧値以上の場合は、フラッシュランプ４０８への電気エネルギーの印加を遮断する。
【００６１】
本構成のアレキサンドライトレーザー４２４の出力強度は、電圧供給部４０６から供給電圧値に依存する。
ここで、フラッシュランプ発光に対するアレキサンドライトレーザー出力光のエネルギー変換率は、共振器状態や励起強度に依存する。そのため、エネルギー変換は常に一定比率で行われるわけではない。しかしながら、安定状態において供給電圧とアレキサンドライトレーザー出力の強度の関係を予め測定しておくことで、利用可能な出力範囲を確認することが可能である。
【００６２】
＜測定条件と結果＞
本装置にて、電圧供給部４０６より電圧蓄積部４０７へ供給する供給電圧を１０００Ｖとした。この状態で波長７５５ｎｍのアレキサンドライトレーザーを出力し、レーザー出力後段に設置したエネルギー測定器で測定したところ、値は２００ｍＪであった。このときの測定電圧値と参照電圧値の表示値はそれぞれ、５．０Ｖと５．２５Ｖであった。従って、参照電圧値に対する測定電圧値はおよそ９５％である。本実施例では、波長７５５ｎｍのアレキサンドライトレーザー出力が常に２００ｍＪとなるように、レーザー装置を用いた。
【００６３】
測定電圧値は本装置を利用するに連れて徐々に増大し、フラッシュランプ４０８を５００万パルス程度使用したところで参照電圧値５．２５Ｖに一致した。更に、装置操作部４２１より装置制御部４２２を介して、設定機構４１３により、参照電圧値を５．５５Ｖに変更した。引き続きこの状態で本レーザーを使用したところ、総計７５０万パルス程度使用したところで、変更した参照電圧値５．５５Ｖに一致した。このように、レーザー装置利用時に測定電圧値と参照電圧値が表示されていることで、レーザー状態を把握し、且つランプ消耗程度も把握できるため、安定な状態でレーザー装置を使用する事ができた。
【００６４】
光音響測定装置４２０の超音波測定器を用いて、疑似生体であるファントムから発生する光音響波を受信した。波長７５５ｎｍのアレキサンドライトレーザー出力を２００ｍＪに調整したところ、アレキサンドライトレーザーが熱平衡状態ではなかったため、供給電圧は１０３０Ｖであり、測定電圧値は５．１５Ｖであった。参照電圧値は５．５０Ｖに調整した。
この状態で、常にアレキサンドライトレーザーの出力が２００ｍＪとなるように電圧供給部４０６の供給電圧を調整したところ、測定時間が経過するに連れて測定電圧値が５．００Ｖ近傍に接近した。
【００６５】
一方、装置暖機をせずに装置を使用したところ、電圧供給部４０６の供給電圧を１０５０Ｖ以上に上げたところで、フラッシュランプ４０８への電気エネルギー印加が遮断されレーザー発振が停止した。すなわち、装置状態が不安定であり、測定電圧値が参照電圧値５．５０Ｖに一致したためレーザー発振が停止した。
このように、本発明の適用により、装置が不安定な状態での光音響測定を避けることができ、レーザー装置の状態を把握し、レーザー装置を安定な状態で利用する事が可能となった。
【００６６】
本発明は、上述のようにレーザー装置、医療装置や被検体情報取得装置として捉えることができる。本発明はさらに、これらの装置を制御する方法や、該制御方法を情報処理装置に実行させるプログラムとしても捉えることができる。
【符号の説明】
【００６７】
２０１：電源部、２０２：レーザー発振部、２０３：レーザー制御部、２０４：レーザー操作部、２０６：電源供給部、２０７：電圧蓄積部、２０８：励起源、２０９：レーザー媒質、２１２：電圧制御部
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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