(57)【要約】【課題】パルス光を照射するパルス光源として半導体レーザが用いられた光音響画像化装置において、画像信号にノイズが発生することを防止する。【解決手段】被検体にパルス光を照射するパルス光源として半導体レーザ１０２が用いられてなる光音響画像化装置、特に、装置稼働時、半導体レーザ１０２にその発振閾値未満の低電流を常時供給する構成を有する光音響画像化装置２００において、半導体レーザ１０２と被検体との間に、該半導体レーザ１０２にその発振閾値未満の電流が供給される期間は、半導体レーザ１０２からの光をカットする時間フィルタ２５０を配設する。【選択図】図５
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体にパルス光を照射するパルス光源として半導体レーザまたは、半導体レーザを種光源とする光増幅型レーザ光源が用いられた光音響画像化装置において、
前記パルス光源と被検体との間の位置に、該パルス光源が発するレーザ光を通過させる一方、該レーザ光とは波長が異なる自然放出光をカットするスペクトルフィルタが配設されたことを特徴とする光音響画像化装置。
【請求項２】
前記パルス光源がリング共振器を有するものであり、このリング共振器内に前記スペクトルフィルタが配設されたことを特徴とする請求項１記載の光音響画像化装置。
【請求項３】
前記パルス光源として、互いに波長が異なるレーザ光を発する複数のパルス光源が設けられ、それらのパルス光源の各々に対応させて前記スペクトルフィルタが配設されたことを特徴とする請求項１記載の光音響画像化装置。
【請求項４】
被検体にパルス光を照射するパルス光源として半導体レーザまたは、半導体レーザを種光源とする光増幅型レーザ光源が用いられた光音響画像化装置において、
前記パルス光源と被検体との間の位置に、前記半導体レーザにその発振閾値未満の電流が供給される期間は、該パルス光源からの光をカットする時間フィルタが配設されたことを特徴とする光音響画像化装置。
【請求項５】
前記パルス光源がリング共振器を有するものであり、このリング共振器内に前記時間フィルタが配設されたことを特徴とする請求項４記載の光音響画像化装置。
【請求項６】
前記パルス光源として、互いに波長が異なるレーザ光を発する複数のパルス光源が設けられ、それらのパルス光源の各々に対応させて前記時間フィルタが配設されたことを特徴とする請求項４記載の光音響画像化装置。
【請求項７】
前記パルス光源と被検体との間の位置に、該パルス光源が発するレーザ光を通過させる一方、該レーザ光とは波長が異なる自然放出光をカットするスペクトルフィルタがさらに配設されたことを特徴とする請求項４から６いずれか１項記載の光音響画像化装置。
【請求項８】
装置稼働時、前記半導体レーザにその発振閾値未満の低電流を常時供給する構成を有することを特徴とする請求項１から７いずれか１項記載の光音響画像化装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は光音響画像化装置すなわち、生体組織等の被検体に光を照射し、光照射に伴って発生する音響波に基づいて被検体を画像化する装置に関するものである。
【背景技術】
【０００２】
従来、例えば特許文献１や非特許文献１に示されているように、光音響効果を利用して生体の内部を画像化する光音響画像化装置が知られている。この光音響画像化装置においては、例えばパルスレーザ光等のパルス光が生体内に照射される。このパルス光の照射を受けた生体内部では、パルス光のエネルギーを吸収した生体組織が熱によって体積膨張し、音響波（音響信号）を発生する。そこで、この音響波を超音波プローブなどで検出し、その検出信号に基づいて生体内部を可視像化することが可能となっている。
【０００３】
上述のような光音響画像化装置においては、特許文献１にも記載されているように、パルス光を発する光源として半導体レーザ（レーザダイオード）が用いられることが多い。この半導体レーザは、その他の固体レーザ等と比べれば、光音響画像化装置を小型軽量化し、また低コストで形成する上で有利なものとなっている。また、半導体レーザ単体では光音響画像化に必要なエネルギーに達しない場合は、半導体レーザを種光源として用い、そこからの光を、希土類が添加された光ファイバを備えてなるファイバ増幅器や半導体光増幅器（場合により複数段設けてもよい）により増幅するようにした光増幅型レーザ光源を用いることも考えられている（非特許文献２参照）。
【０００４】
なお上記の半導体レーザを用いる場合、パルス駆動の立ち上がりを良くするために、光音響画像化装置の稼働時、半導体レーザに発振閾値未満の低電流を常時供給しておくことが考えられている。また、パルス発振する半導体レーザを種光源とした光増幅型レーザ光源を用いる場合は、種光のパルス間の時間帯つまり非発光時間帯に、光増幅器の増幅自然放出光（Amplified Spontaneous Emission; ＡＳＥ光）が、半導体レーザのスペクトル幅よりも大幅に広いスペクトル幅で、時間的には連続波として発光する現象が認められる。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００５】
【特許文献１】特開２００５−２１３８０号公報
【非特許文献】
【０００６】
【非特許文献１】A High-Speed Photoacoustic Tomography System based on a Commercial Ultrasound and a Custom Transducer Array, Xueding Wang, Jonathan Cannata, Derek DeBusschere, Changhong Hu, J. Brian Fowlkes, and Paul Carson, Proc. SPIE Vol. 7564, 756424 (Feb.23, 2010)
【非特許文献２】全偏波保持型高出力ＹｂファイバＭＯＰＡシステムの開発、住村和彦、吉田英次、藤田尚徳、中塚正大、電子情報通信学会論文誌Ｃ  vol.J91-C、No.4、pp.244-250、2008
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００７】
しかし、パルス光源に半導体レーザや、半導体レーザを種光源とする光増幅型レーザ光源を適用した従来の光音響画像化装置においては、得られた画像信号にノイズが含まれやすいという問題が認められている。この問題は、上述したように、装置稼働時に半導体レーザに常時低電流を供給するようにした光音響画像化装置に特に顕著に認められる。
【０００８】
本発明は上記の事情に鑑みてなされたものであり、パルス光源として半導体レーザを適用しても、ノイズの少ない画像信号を得ることができる光音響画像化装置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】
【０００９】
本発明による第１の光音響画像化装置は、
生体組織等の被検体にパルス光を照射するパルス光源として半導体レーザ、あるいは半導体レーザを種光源とする光増幅型レーザ光源が用いられた光音響画像化装置において、
パルス光源と被検体との間の位置に、該パルス光源が発するレーザ光を通過させる一方、該レーザ光とは波長が異なる自然放出光をカットするスペクトルフィルタが配設されたことを特徴とするものである。
【００１０】
なお、パルス光源がリング共振器を有するものである場合は、このリング共振器内に上記スペクトルフィルタが配設されることが望ましい。
【００１１】
またパルス光源として、互いに波長が異なるレーザ光を発する複数のパルス光源が設けられる場合は、それらのパルス光源の各々に対応させて上記スペクトルフィルタが配設されることが望ましい。
【００１２】
また、本発明による第２の光音響画像化装置は、
生体組織等の被検体にパルス光を照射するパルス光源として半導体レーザ、あるいは半導体レーザを種光源とする光増幅型レーザ光源が用いられた光音響画像化装置において、
前記パルス光源と被検体との間の位置に、前記半導体レーザ（単体で用いられるもの、あるいは光増幅型レーザ光源の種光源として用いられるもの）に発振閾値未満の電流が供給される期間は、該パルス光源からの光をカットする時間フィルタが配設されたことを特徴とするものである。
【００１３】
この第２の光音響画像化装置においても、パルス光源がリング共振器を有するものである場合は、このリング共振器内に上記時間フィルタが配設されることが望ましい。
【００１４】
またこの第２の光音響画像化装置においても、パルス光源として互いに波長が異なるレーザ光を発する複数のパルス光源が設けられる場合は、それらのパルス光源の各々に対応させて上記時間フィルタが配設されることが望ましい。
【００１５】
また、この第２の光音響画像化装置においては、パルス光源と被検体との間の位置に、第１の光音響画像化装置が備えるものと同様のスペクトルフィルタ、すなわち、パルス光源が発するレーザ光を通過させる一方、該レーザ光とは波長が異なる自然放出光をカットするスペクトルフィルタがさらに配設されることが望ましい。
【００１６】
なお本発明は、装置稼働時、半導体レーザ（単体で用いられるもの、あるいは光増幅型レーザ光源の種光源として用いられるもの）にその発振閾値未満の低電流を常時供給する構成を有する光音響画像化装置に適用されることが特に望ましい。
【００１７】
なお本発明の第２の光音響画像化装置における「発振閾値未満の電流」とは、装置稼働時に常時供給される「低電流」も含むが、それに限定されるものではなく、半導体レーザがパルス駆動される際に該半導体レーザに過渡的に流れる比較的低い電流も含むものである。
【発明の効果】
【００１８】
本発明者の研究によると、従来の光音響画像化装置においてパルス光源として半導体レーザを用いたとき画像信号にノイズが発生しやすいのは、以下の理由によるものであることが分かった。
【００１９】
周知の通り半導体レーザは、発振閾値未満の低電流が供給されると自然放出光を発するが、この自然放出光の波長範囲は、発振したレーザ光の波長範囲よりも広くなっているのが一般的である。光音響画像化装置のパルス光源を構成する半導体レーザとしては、その発振波長が、本来被検体に照射したい波長領域に有るものが選択使用されるが、この発振波長と異なる波長の自然放出光が被検体に照射されると、その自然放出光が、画像化すべき部分とは別の部分で吸収されて、そこから微弱な音響波が発せられるようになる。その微弱な音響波は、本来検出すべき音響波に重畳して検出されるので、光音響画像の空間的な分解能を低下させ、ひいては画像にノイズを発生させることになる。
【００２０】
上記自然放出光は、半導体レーザが供給電流ゼロの状態から立ち上がってパルス駆動する際、過渡的に半導体レーザに発振閾値未満の電流が流れたとき発生するので、こうして生じた自然放出光が生体組織等の被検体に照射されれば、それが上記ノイズの発生につながる。
【００２１】
また、特に光音響画像化装置の稼働時、半導体レーザにその発振閾値未満の低電流を常時供給するようにした場合は、上述したようにパルス駆動期間内で過渡的に発生する自然放出光に加えて、低電流の常時供給により生じた自然放出光も被検体に照射されることになるので、それらのためにより顕著なノイズが発生する。他方、光増幅型レーザ光源が用いられる場合は、上記のような自然放出光に加えて、光増幅器自体から増幅自然放出光が連続的に発せられる。そのような自然放出光も、連続波の広帯域成分として被検体を加熱するようになるので、それによる余分な加熱が、本当に知りたい被検体の熱膨張に影響を与えて、光音響信号のレベル低下、ひいてはそれによる光音響画像の画質低下を招く。
【００２２】
上記の知見に基づいて本発明による第１の光音響画像化装置では、パルス光源と被検体との間の位置に、該パルス光源が発するレーザ光を通過させる一方、該レーザ光とは波長が異なる自然放出光をカットするスペクトルフィルタが配設されているので、本来照射すべき波長と異なる波長の自然放出光が被検体に照射されることを無くして、画像信号にノイズが生じることを防止可能となる。
【００２３】
また、上記の知見に基づいて本発明による第２の光音響画像化装置では、パルス光源と被検体との間の位置に、半導体レーザにその発振閾値未満の電流が供給される期間は、該パルス光源からの光をカットする時間フィルタが配設されているので、この場合も、所定の光照射期間外に半導体レーザやあるいは光増幅器から発せられる自然放出光が被検体に照射されることを無くして、画像信号にノイズが生じることを防止可能となる。
【００２４】
なお本発明が、装置稼働時、半導体レーザにその発振閾値未満の低電流を常時供給する構成を有する光音響画像化装置に適用された場合は、前述のように半導体レーザが立ち上がる際に過渡的に生じる自然放出光に加えて、半導体レーザに上記低電流が供給されることにより生じる自然放出光もカットすることができる。
【図面の簡単な説明】
【００２５】
【図１】本発明の第１実施形態による光音響画像化装置の概略構成を示すブロック図
【図２】超音波探触子の構成例を示す斜視図
【図３】超音波探触子と信号取込み部との接続例を示すブロック図
【図４】図１の装置における半導体レーザの光照射期間を示すグラフ
【図５】本発明の第２実施形態による光音響画像化装置の概略構成を示すブロック図
【図６】図５の装置における半導体レーザの発光期間と、時間フィルタによる光通過／遮断期間とを示すグラフ
【図７】本発明の第３実施形態による光音響画像化装置の概略構成を示すブロック図
【図８】図７の装置に用いられた光増幅型レーザ光源を示す概略側面図
【図９】図８の光増幅型レーザ光源における光増幅器の前、後の光の波形を概略的に示すグラフ
【図１０】本発明の第４実施形態による光音響画像化装置の概略構成を示すブロック図
【図１１】本発明の光音響画像化装置に用いられ得る半導体レーザ光源の例を示す概略図
【図１２】図１１の半導体レーザ装置の駆動状態を説明する図
【図１３】本発明の光音響画像化装置に用いられ得る半導体レーザ光源の別の例を示す概略図
【発明を実施するための形態】
【００２６】
以下、図面を参照して本発明の実施形態を詳細に説明する。図１は、本発明の第１実施形態による光音響画像化装置の基本構成を示すブロック図である。この光音響画像化装置１００は、レーザドライバ１０１、レーザ光源１０２、超音波探触子１０３、領域選択部１０４、光照射検出部１０５、同期補正処理部１０６、信号取込み部１０７、素子データメモリ１０８、画像構築部１０９、画像メモリ１１０、画像表示部１１１およびスペクトルフィルタ１５０を有している。
【００２７】
レーザ光源１０２は、被検体である生体組織に照射するパルスレーザ光を射出するもので、本実施形態においては半導体レーザが用いられる。レーザドライバ１０１は、上記レーザ光源（以下、半導体レーザと称する）１０２を駆動するものであり、トリガー信号が入力されるとそれに応答して半導体レーザ１０２をパルス駆動させる。
【００２８】
超音波探触子１０３は、複数チャネルの超音波探触子素子（プローブ素子）を有する。それらのプローブ素子は、生体組織の画像化する範囲に対応させて、例えば１９２個設けられている。この超音波探触子１０３は、半導体レーザ１０２から生体組織にパルスレーザ光が照射されたとき該生体組織内から生じる音響信号（超音波）を検出し、その音響信号を電気信号に変換して出力する。
【００２９】
超音波探触子１０３の複数のプローブ素子に対応する範囲、つまり生体組織の画像化される範囲は、互いに重ならない複数の部分領域に分けられている。本実施形態においてこの部分領域は、後に詳述するように例えば領域Ａ、領域Ｂおよび領域Ｃの３つとされている。各部分領域の幅は、信号取込み部１０７が並列にサンプリング可能な信号数と同数のプローブ素子に対応する幅となっている。本例において、信号取込み部１０７は６４ｃｈ分のデータを並列にサンプリング可能とされている。そこで、領域Ａ、領域Ｂ、および領域Ｃの各領域は、６４個のプローブ素子に対応した幅となる。
【００３０】
領域選択部１０４は、上記３つの部分領域のうちの１つを選択するものであり、その選択情報をレーザドライバ１０１および超音波探触子１０３に通知する。レーザドライバ１０１は、少なくとも選択された部分領域を含む範囲にパルスレーザ光を照射するように半導体レーザ１０２を駆動する。一方、超音波探触子１０３は、図示しないマルチプレクサなどを用いて、選択された部分領域に対応するプローブ素子を信号取込み部１０７に接続させる。信号取込み部１０７は、部分領域に光が照射された後、接続されたプローブ素子が出力する電気信号（音響信号データ）を所定の計測期間にわたって複数回サンプリングし、サンプリングしたデータを素子データメモリ１０８に格納する。
【００３１】
領域選択部１０４は、選択した部分領域に対応するプローブ素子からの音響信号データが素子データメモリ１０８に格納されると、次の部分領域を選択する。こうして領域選択部１０４は、生体組織の画像化する範囲すべてが選択されるまで、部分領域を順次選択する。領域選択部１０４が部分領域を順次選択することで、素子データメモリ１０８には、超音波探触子１０３の全プローブ素子からの音響信号データが素子データメモリ１０８に格納される。つまり、領域選択部１０４が領域Ａ、領域Ｂ、領域Ｃを順次選択し、信号取込み部１０７が各領域についてＮ回サンプリングすれば、素子データメモリ１０８には計（１９２×Ｎ）ｃｈ分の音響信号データが格納されることになる。
【００３２】
信号取込み部１０７は、超音波探触子１０３からの電気信号を素子データメモリ１０８に格納する。信号取込み部１０７は、超音波探触子１０３が出力する上記電気信号を所定の計測期間にわたって複数回サンプリングし、それにより得られたサンプリングデータを素子データメモリ１０８に格納する。この信号取込み部１０７は、例えば微小信号を増幅するプリアンプや、アナログ信号をデジタル信号に変換するＡＤ変換器を含んで構成されている。信号取込み部１０７が、並列に取り込める信号の数つまりチャンネル（ｃｈ）数は、超音波探触子１０３が有するプローブ素子の総数よりも少ない。例えば本実施形態では、超音波探触子１０３は一例として１９２個のプローブ素子を有するのに対して、信号取込み部１０７が並列に取り込み可能なｃｈ数は６４とされている。
【００３３】
次に、上記構成についてさらに詳しく説明する。図２は、超音波探触子１０３を詳しく示すものである。ここに１３１で示すのが、上記プローブ素子である。プローブ素子１３１は、例えば所定の方向に沿って１次元的に配列されている。光ファイバ１３４は、半導体レーザ１０２（図１参照）から発せられたパルスレーザ光を、超音波探触子１０３内に設けられた光照射部１３２まで導く。光照射部１３２は、上記パルスレーザ光を生体組織に照射する。本実施形態において光照射部１３２は、生体組織の例えば３つの領域Ａ、領域Ｂ、および領域Ｃのそれぞれに対応して設けられている。すなわち、領域Ａに対応する光照射部１３２は領域Ａの選択時にパルスレーザ光を少なくとも領域Ａに照射する。また、領域Ｂに対応する光照射部１３２は領域Ｂの選択時にパルスレーザ光を少なくとも領域Ｂに照射し、領域Ｃに対応する光照射部１３２は領域Ｃの選択時にパルスレーザ光を少なくとも領域Ｃに照射する。
【００３４】
光検出器１３３は、図１に示す光照射検出部１０５に含まれる。光検出器１３３は、光照射部１３２からのパルスレーザ光が生体組織に照射されたことを検出するもので、このパルスレーザ光を受光すると光検出信号を出力する。光検出器１３３は、領域Ａ、領域Ｂ、および領域Ｃのそれぞれに対応して設けられている。領域Ａに対応する光検出器１３３は、領域Ａが選択されているときに、該領域Ａにパルスレーザ光が照射されたことを検出する。領域Ｂおよび領域Ｃに対応する光検出器１３３も同様であり、それぞれの領域の選択時に、各領域にパルスレーザ光が照射されたことを検出する。
【００３５】
また図３は、超音波探触子１０３と信号取込み部１０７との接続例を示している。超音波探触子１０３は上述の通り、１９２ｃｈのプローブ素子１３１（図２参照）を有している。１９２ｃｈのプローブ素子１３１に対応する生体組織の領域は、前述したように３つの部分領域（領域Ａ〜Ｃ）からなるものとして考えられる。つまり、１９２ｃｈのプローブ素子１３１に対応する生体組織の幅が５７．６ｍｍであるとすると、各部分領域の幅は１９．２ｍｍとなる。光音響画像化装置１００は、上記１９．２ｍｍ幅の部分領域への光照射・データ収集を逐次行って、全１９２ｃｈ分のデータを取得する。
【００３６】
信号取込み部１０７は、例えば６４ｃｈ分のデータを並列にサンプリング可能なＡＤ変換器を含む。マルチプレクサ１１２は、超音波探触子１０３のプローブ素子と信号取り込み部１０７とを選択的に接続する。マルチプレクサ１１２は、例えば１９２ｃｈのプローブ素子と接続しており、そのうちの６４ｃｈ分を信号取込み部１０７のＡＤ変換器に選択的に接続する。マルチプレクサ１１２は、例えば領域Ａが選択されているときは、領域Ａに対応する部分の６４ｃｈのプローブ素子を信号取込み部１０７のＡＤ変換器に接続する。また、マルチプレクサ１１２は、領域Ｂが選択されているときは、領域Ｂに対応する部分の６４ｃｈのプローブ素子を信号取込み部１０７のＡＤ変換器に接続し、領域Ｃが選択されているときは、領域Ｃに対応する部分の６４ｃｈのプローブ素子を信号取込み部１０７のＡＤ変換器に接続する。
【００３７】
領域Ａが選択され、光照射部１３２（図２参照）が生体組織の領域Ａにパルスレーザ光を照射すると、このパルスレーザ光は生体組織内の散乱により、ある程度の広がりを持って進行する。生体組織内に存在する血液等の吸収体はパルスレーザ光のエネルギーを吸収し、音響信号を発生する。この音響信号が各プローブ素子で検出されるまでに要する時間は、音響信号発生地点と各プローブ素子とのＸ方向の位置関係と、音響信号発生地点のＺ方向の位置とに応じて決まる。
【００３８】
上記音響信号を検出するために、マルチプレクサ１１２が選択したプローブ素子１３１が出力する電気信号は、ＡＤ変換器にて所定の計測期間にわたって複数回サンプリングされる。これは他の領域Ｂおよび領域Ｃについても同様であり、各領域に対してパルスレーザ光が照射され、各領域に対応するプローブ素子が出力する電気信号が所定の計測期間にわたって複数回サンプリングされ、音響信号が検出される。
【００３９】
ここで、各部分領域に関する処理の流れを考えると、部分領域の選択、トリガー信号発生、レーザ光源駆動、生体組織へのパルスレーザ光照射、生体組織からの音響信号検出、素子データメモリへのデータ格納という流れになる。信号取込み部１０７における電気信号の取込み開始タイミングつまりサンプリング開始タイミングは、生体組織へパルスレーザ光が照射されるタイミングに合わせて事前に設定されている。
【００４０】
上記のトリガー信号発生から実際に生体組織へパルスレーザ光が照射されるまでの時間が、各部分領域毎に異なっていると、各部分領域毎に得られた音響信号データを合成して生成される画像の画質が低下する問題が起きる。光照射検出部１０５および同期補正処理部１０６は、この問題を防止するために設けられている。すなわち、光照射検出部１０５は半導体レーザ１０２から生体組織に光が照射されたことを検出し、また同期補正処理部１０６は、光照射検出部１０５が検出した光照射タイミングの差を部分領域間で求め、そのタイミング差に基づいて、素子データメモリ１０８におけるサンプリングデータの時間軸を部分領域間で補正する。
【００４１】
領域選択部１０４が全ての部分領域を選択し、超音波探触子１０３が有する１９２ｃｈのプローブ素子それぞれが出力する複数回のサンプリングデータが素子データメモリ１０８に格納されると、画像構築部１０９はこの素子データメモリ１０８からサンプリングデータを読み出し、読み出したデータに基づいて生体組織の断層画像を構築する。画像構築部１０９は典型的には、信号処理部、位相整合加算部および画像処理部を含んで構成される。画像構築部１０９における詳細な画像構築手順について詳しい説明は省略するが、その機能は、例えばコンピュータが所定のプログラムに従って動作することで実現可能である。あるいは画像構築部１０９の機能を、ＤＳＰ（digital Signal Processor）やＦＰＧＡ（Field Programmable Gate Array）などで実現してもよい。
【００４２】
画像構築部１０９は、構築した断層画像を示す画像データを画像メモリ１１０に格納する。画像表示部１１１は、画像メモリ１１０に格納された画像データに基づいて、上記断層画像を表示モニタなどに表示する。
【００４３】
次に、図１に示したスペクトルフィルタ１５０およびその作用について説明する。本実施形態においてパルス光源として適用された半導体レーザ１０２は、その発振閾値未満の値の電流が供給されたときは、自然放出光を発する。図４はこのことを示すものである。図中Ｐｓが半導体レーザ１０２に求められる所定の光出力であり、図１に示すレーザドライバ１０１は、この光出力Ｐｓで発光するように半導体レーザ１０２をパルス駆動する。本実施形態では、光音響画像化装置１００の稼働中、半導体レーザ１０２を駆動しない期間では該半導体レーザ１０２に電流供給はなされない。したがって、半導体レーザ１０２に駆動電流が供給される光照射期間において、該半導体レーザ１０２の光出力はゼロの状態から立ち上がるが、駆動電流が発振閾値未満のときは自然放出光が発せられ、駆動電流が発振閾値以上になると発振したレーザ光が発せられる。図４では、自然放出領域をＰ１として、またレーザ発振領域をＰ２として示している。
【００４４】
周知の通り自然放出光は、発振したレーザ光と比べると波長範囲が広くなっている。このような自然放出光が生体組織に照射されると、本来生体組織に照射すべき光の波長とは異なる波長の光が照射されることになって、先に述べたように、構築される画像の画質劣化を招く。スペクトルフィルタ１５０はこの問題を防止するためのものであり、半導体レーザ１０２と生体組織との間に位置するように配されている。このスペクトルフィルタ１５０は、半導体レーザ１０２（一例として発振中心波長８００ｎｍ、スペクトル幅１ｎｍ）が発する波長７９９．５ｎｍ〜８００．５ｎｍのレーザ光は良好に通過させる一方、それとは異なる波長域、例えば７５０ｎｍ以上７９９．５ｎｍ未満、および８００．５ｎｍを越えて８５０ｎｍ以下の範囲に含まれる自然放出光はカットする特性を有するものである。つまりこのスペクトルフィルタ１５０は、帯域幅１ｎｍの帯域通過フィルタとして機能する。
【００４５】
上述の通りのスペクトルフィルタ１５０が設けられていることにより、本来照射すべき光の波長とは異なる波長の自然放出光が生体組織に照射されることがなくなるので、構築される光音響画像のノイズ増大、画質劣化を防止可能となる。
【００４６】
次に図５を参照して、本発明の第２の実施形態による光音響画像化装置２００について説明する。なおこの図５において、図１中の要素と同等の要素には同番号を付してあり、それらについての説明は特に必要の無い限り省略する（以下、同様）。
【００４７】
この第２実施形態の光音響画像化装置２００は、図１に示した第１実施形態の光音響画像化装置１００と比べると、光音響画像化装置２００の稼働時半導体レーザ１０２には、レーザドライバ１０１から発振閾値未満の低電流が常時供給される点、およびスペクトルフィルタ１５０に代えて時間フィルタ２５０が設けられた点が異なるものである。この時間フィルタ２５０も、半導体レーザ１０２と生体組織との間に位置する状態に配されている。装置稼働時、半導体レーザ１０２に上記低電流が常時供給されることにより、半導体レーザ１０２がパルス駆動される際の立ち上がり特性が良好になる。なお、上記低電流が常時供給されている間、つまり光照射期間の前後において、半導体レーザ１０２は低出力ＰＬの自然放出光を発し続ける。
【００４８】
時間フィルタ２５０は電気光学素子と偏光子とを組み合わせて構成されたもので、設定された期間だけ開状態となって、半導体レーザ１０２から発せられた光を通過させる。時間フィルタ２５０はより詳しくは、閉状態とするときは、通過光に半波長の位相差を与える駆動電圧を電気光学素子に加えてレーザ光の偏光の向きを９０度回転させ、それを偏光子にてカットする一方、開状態とするときは上記駆動電圧を切ることにより、レーザ光を通過させるものである。この時間フィルタ２５０における光の通過期間は、レーザドライバ１０１が半導体レーザ１０２に供給するパルス波駆動電流の出力タイミングに基づいて、例えば図６に示すように設定されている。すなわち、上記低電流が供給されている間、およびパルス駆動される半導体レーザ１０２の立ち上がり並びに立ち下がり時に過渡的に発振閾値未満の電流が流れる間が、時間フィルタ２５０による遮断期間とされ、半導体レーザ１０２に発振閾値以上の電流が供給される期間がフィルタ通過期間とされている。
【００４９】
このように動作する時間フィルタ２５０が設けられていることにより、本実施形態においても、本来照射すべき光の波長とは異なる波長の自然放出光が生体組織に照射されることがなくなるので、構築される画像の画質劣化を防止可能となる。
【００５０】
なお上記のように、装置稼働時、半導体レーザに前述の低電流が常時供給される構成を有する光音響画像化装置において、第１実施形態で用いられたスペクトルフィルタ１５０が設けられてもよい。そうした場合も、第１実施形態におけるのと同様の効果を得ることができる。その場合、時間フィルタ２５０は基本的に不要であるが、画像の画質劣化をより確実に防止するために、併せて時間フィルタ２５０を設けても構わない。
【００５１】
また上記とは逆に、装置稼働時、半導体レーザに前述の低電流が常時供給されることがない光音響画像化装置において時間フィルタを設け、それにより第２実施形態におけるのと同様の効果を得ることもできる。すなわちその場合は、パルス駆動される半導体レーザの立ち上がり並びに立ち下がり時に過渡的に発振閾値未満の電流が流れる間が、時間フィルタによる遮断期間とされ、半導体レーザに発振閾値以上の電流が供給される期間がフィルタ通過期間とされる。その場合、半導体レーザにパルス波駆動電流が供給される期間の前後では半導体レーザは当然発光しないので、その発光しない期間は基本的に時間フィルタで光を遮断する必要はない。
【００５２】
次に図７を参照して、本発明の第３の実施形態による光音響画像化装置３００について説明する。この第３実施形態の光音響画像化装置３００は、図１に示した第１実施形態の光音響画像化装置１００と比べると基本的に、半導体レーザからなるレーザ光源１０２に代えて光増幅型レーザ光源３０２が用いられている点、およびスペクトルフィルタ１５０とは通過帯域が異なるスペクトルフィルタ３５０が適用されている点が異なるものである。
【００５３】
上記光増幅型レーザ光源３０２は図８にブロック図で構成を示すように、種光としてのパルスレーザ光３６０を発する半導体レーザ３５１と、励起用レーザ光３５２を発する励起用半導体レーザ３５３と、パルスレーザ光３６０および励起用レーザ光３５２を合波する合波器３５４と、例えばＥｒ（エルビウム）がドープされたコアを有し、上記合波器３５４に接続されたファイバ光増幅器３５５と、このファイバ光増幅器３５５に接続された発振防止のための光アイソレータ３５６と、この光アイソレータ３５６から出力されたパルスレーザ光３７０を波長が１／２の第２高調波に変換する光波長変換素子３５８とから構成されている。
【００５４】
光音響画像の取得時、上記光増幅型レーザ光源３０２においては、種光源である半導体レーザ３５１が図７に示すトリガー信号に基づいてパルス駆動され、そこから発せられた例えば波長１５６０ｎｍのパルスレーザ光３６０がファイバ光増幅器３５５に入力される。このパルスレーザ光３６０はファイバ光増幅器３５５のコアを伝搬し、その際、例えば波長９８０ｎｍの励起用レーザ光３５２により励起されたエルビウムイオンからエネルギーを受けて増幅される。この増幅されたパルスレーザ光３７０は、ファイバ光増幅器３５５から出射した後、光波長変換素子３５８により波長７８０ｎｍの第２高調波であるパルスレーザ光３８０に変換され、最終的にこのパルスレーザ光３８０が、図２に示したような超音波探触子１０３から生体組織に照射される。
【００５５】
図９は、ファイバ光増幅器３５５に入力される前と後の光の波形を概略的に示すものであり、同図（１）に示す入力前のパルスレーザ光３６０に対して、ファイバ光増幅器３５５で増幅された後のパルスレーザ光３７０は、同図（２）に示す通りより高出力のものとなる。しかしここでファイバ光増幅器３５５においては、エルビウムイオンが発する自然放出光が光増幅器自身を通過する際に増幅され、この増幅された自然放出光が、同図（２）に３９０として示すようにパルスレーザ光３７０に重畳して出力される。この自然放出光３９０は１５６０ｎｍを中心に広い波長範囲に亘るもので、時間的には連続して、つまりパルスレーザ光３６０が入力されていない期間も通して放出される。このような波長範囲に亘る自然放出光３９０が光波長変換素子３５８を通過した後、光音響画像化の過程で生体組織に照射されると、先に説明した通り光音響画像のノイズ増大、画質低下を招く。
【００５６】
この問題を防止するために、光波長変換素子３５８から出力されたパルスレーザ光３８０は、図７に示すスペクトルフィルタ３５０を通して生体組織に照射されるようになっている。このスペクトルフィルタ３５０は、一例として波長７７９．５ｎｍ〜７８０．５ｎｍのパルスレーザ光３８０は良好に通過させる一方、それとは異なる波長域、すなわち１４５０ｎｍ以上１６５０ｎｍ以下の自然放出光はカットする特性を有するものである。つまりこのスペクトルフィルタ３５０は、帯域幅１ｎｍの帯域通過フィルタとして機能する。
【００５７】
上述の通りのスペクトルフィルタ３５０が設けられていることにより、本実施形態においても、本来照射すべき光の波長とは異なる波長の自然放出光が生体組織に照射されることがなくなるので、構築される光音響画像のノイズ増大、画質劣化を防止可能となる。
【００５８】
次に図１０を参照して、本発明の第４の実施形態による光音響画像化装置４００について説明する。この第４実施形態の光音響画像化装置４００は、図５に示した第２実施形態の光音響画像化装置２００と比べると基本的に、半導体レーザからなるレーザ光源１０２に代えて、図７および８に示したものと同様の光増幅型レーザ光源３０２が用いられている点が異なるものである。
【００５９】
この光音響画像化装置４００において用いられている時間フィルタ２５０は、図５の光音響画像化装置２００における時間フィルタ２５０と基本的に同じものであって、その光通過／遮断特性は図６に示した通りである。光増幅型レーザ光源３０２から発せられた中心波長７８０ｎｍのパルスレーザ光３８０は、この時間フィルタ２５０を通して生体組織に照射される。そのため、ファイバ光増幅器３５５から連続的に発せられる自然放出光３９０（図９参照）が、パルスレーザ光３８０の照射期間以外に生体組織に照射されることが防止され、それによりこの場合も、構築される光音響画像のノイズ増大、画質劣化を防止可能となる。
【００６０】
なお本実施形態においては、パルスレーザ光３８０の照射期間に、それと共に自然放出光３９０が生体組織に照射されることを阻止することは不可能である。したがって本実施形態のように構成する場合は、図７に示したスペクトルフィルタ３５０も併せて設置することがより好ましい。
【００６１】
本実施形態では、光増幅型レーザ光源３０２の種光源としての半導体レーザ３５１（図８参照）に、発振閾値未満の低電流が装置稼働時常時供給されることはないが、該半導体レーザ３５１の立ち上がり特性を良好にするために、上記低電流の供給を行うようにしてもよい。そのようにした場合は、半導体レーザ３５１のパルス駆動期間（これはパルスレーザ光３８０の照射期間となる）外に、半導体レーザ３５１から波長が１５６０ｎｍ近辺の自然放出光が発せられる。この自然放出光は図８に示したファイバ光増幅器３５５、光アイソレータ３５６を経て光波長変換素子３５８から出射するが、この自然放出光も時間フィルタ２５０によってカットされるので、該自然放出光が生体組織に照射されることが防止される。
【００６２】
ここで、本発明の光音響画像化装置に用いられ得るレーザ光源の別の例について説明する。光音響画像化装置は、人体の血管画像（静脈画像および動脈画像）を取得するために用いられることが多く、その場合は、静脈に良く吸収される例えば波長７５０ｎｍのパルスレーザ光と、動脈に良く吸収される例えば波長８００ｎｍのパルスレーザ光とを、短い時間間隔を置いて交互に人体の血管部分に照射することが必要となる。図１１および図１３に示すレーザ光源は、そのような要求に応える構成を有するものである。
【００６３】
まず、図１１に示すレーザ光源５００について説明する。このレーザ光源５００は、１つの発光部を有する光増幅型レーザ光源であり、１つの半導体光増幅器（ＳＯＡ）５０１と、光の進行方向を一方向のみに設定するアイソレータ５０２と、タップカプラ５０３と、波長可変素子５０４と、上記アイソレータ５０２と同様のアイソレータ５０５と、時間フィルタ５０７と、以上の要素を光が循環するように結合してリング共振器を構成する光ファイバ等の導波手段５０６とから構成されている。
【００６４】
半導体光増幅器５０１は、半導体レーザと殆ど同じ構造を有するが単独では共振器を備えないものであり、そこから出射した光は上記リング共振器により発振する。この半導体光増幅器５０１の波長帯域は７５０〜８００ｎｍである。そして該半導体光増幅器５０１には図１２の（１）に示すようにパルス状に駆動電流が供給され、したがって、上述のようにして発振するレーザ光はパルスレーザ光となる。
【００６５】
一方、上記タップカプラ５０３は、入射した光を所定比率（例えば２０％等）でリング共振器に戻し、残余は共振器から出力させるものである。
【００６６】
また波長可変素子５０４は、一例として回折格子やファブリペロー可変フィルタ等からなるものであり、該素子５０４には図１２の（２）に示すような波形の駆動電圧が印加される。波長可変素子５０４は、印加された駆動電圧の値に応じた波長の光を選択して通過させるもので、その駆動電圧と選択波長の関係はリニアなものとなっている。そこで、この波長可変素子５０４の選択波長が７５０ｎｍとなる時点、および８００ｎｍとなる時点で半導体光増幅器５０１に駆動電流を供給すれば、タップカプラ５０３から波長７５０ｎｍのパルスレーザ光、および波長８００ｎｍのパルスレーザ光が、互いに一定の時間間隔を置いて交互に出力されるようになる。
【００６７】
時間フィルタ５０７は、図５に示した時間フィルタ２５０と同様に、半導体光増幅器５０１に供給される駆動電流が発振閾値未満の値にある過渡期間は、そこを通過する光をカットする。このように動作する時間フィルタ５０７が設けられていることにより、本実施形態においても、本来照射すべき光の波長とは異なる波長の自然放出光が生体組織に照射されることがなくなるので、構築される画像の画質劣化を防止可能となる。
【００６８】
この図５に示した構成においても、波長可変素子５０４の動作と連動して波長７５０ｎｍのパルスレーザ光、および波長８００ｎｍのパルスレーザ光とは異なる波長の光をカットするスペクトルフィルタを導波手段５０６に介設すれば、本来照射すべき光の波長とは異なる波長の自然放出光が生体組織に照射されることを防止できる。
【００６９】
次に、本発明の光音響画像化装置に適用され得るレーザ光源の別の例を、図１３を参照して説明する。この図１３のレーザ光源６００は、パルス駆動回路６０１と、このパルス駆動回路６０１によって駆動される２つの半導体レーザ６０２および６０３と、これらの半導体レーザ６０２および６０３から各々射出されたパルスレーザ光を合波する光カプラ６０４とを有している。なお、半導体レーザ６０２と光カプラ６０４とは例えば光ファイバ等の導波手段６０５によって接続され、半導体レーザ６０３と光カプラ６０４とは同様の導波手段６０６によって接続され、光カプラ６０４からは同じく光ファイバ等の導波手段６０７を介してパルスレーザ光が出力される。
【００７０】
そして半導体レーザ６０２と光カプラ６０４との間において導波手段６０５にはスペクトルフィルタ６０８が介設され、半導体レーザ６０３と光カプラ６０４との間において導波手段６０６にはスペクトルフィルタ６０９が介設されている。
【００７１】
一方の半導体レーザ６０２の発振波長は一例として７５０ｎｍ、他方の半導体レーザ６０３の発振波長は一例として８００ｎｍである。そしてパルス駆動回路６０１はこれらの半導体レーザ６０２、６０３を、所定の時間間隔ΔＴを置いて交互に駆動させる。そこで光カプラ６０４からは、波長７５０ｎｍのパルスレーザ光と波長８００ｎｍのパルスレーザ光が時間間隔ΔＴを置いて交互に出力されるようになる。
【００７２】
上記スペクトルフィルタ６０８は、波長７５０ｎｍのパルスレーザ光は通過させる一方、それとは波長が異なる自然放出光はカットするものである。またスペクトルフィルタ６０９は、波長８００ｎｍのパルスレーザ光は通過させる一方、それとは波長が異なる自然放出光はカットするものである。このようなスペクトルフィルタ６０８、６０９が設けられていることにより、本実施形態においても、本来照射すべき光の波長とは異なる波長の自然放出光が生体組織に照射されることがなくなるので、構築される画像の画質劣化を防止可能となる。
【００７３】
なお、スペクトルフィルタ６０８、６０９の代わりに、それぞれ時間フィルタを設けてもよい。また、そのような時間フィルタとスペクトルフィルタ６０８とを直列に配置し、あるいはそのような時間フィルタとスペクトルフィルタ６０９とを直列に配置して、自然放出光をより確実にカットするようにしてもよい。さらには、光カプラ６０４の後段に時間フィルタおよび／またはスペクトルフィルタを配置してもよい。
【符号の説明】
【００７４】
１００、２００、３００、４００    光音響画像化装置
１０１    レーザドライバ
１０２    レーザ光源（半導体レーザ）
１０３    超音波探触子
１０４    領域選択部
１０５    光照射検出部
１０６    同期補正処理部
１０７    信号取込み部
１０８    素子データメモリ
１０９    画像構築部
１１０    画像メモリ
１１１    画像表示部
１１２    マルチプレクサ
１３１    プローブ素子
１３２    光照射部
１３３    光検出器
１３４    光ファイバ
１５０、６０８、６０９    スペクトルフィルタ
２５０、５０７    時間フィルタ
３０２    レーザ光源（光増幅型レーザ光源）
５００    レーザ光源（光増幅型レーザ光源）
６００    レーザ光源（半導体レーザ）
【図１】
2012183295.tif 000003
【図２】
2012183295.tif 000004
【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
2012183295.tif 000013
【図１３】
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【図３】
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