(57)【要約】【課題】特定の波長の選択加熱パルス光を検体に照射し、生体内で生成した光音響波のエネルギーを計測する分光計測装置では、発熱箇所（光音響波生成箇所）のサイズが光音響波のパルス長を下回る場合、光吸収率に比例したエネルギーの光音響波が生成されず、計測精度が低下する。【解決手段】検体に照射するパルス光を生成する光源と、前記検体内で発生した超音波パルスを受信する超音波プローブと、前記超音波プローブにて受信した信号を元に、前記検体内部で生成した超音波パルスの発生箇所と強度を計算する信号処理部を備え、前記光源、または、別の光源にて生成した光を前記検体に照射する前後に、前記検体へのパルス光照射を行うことで、より高精度に所望の成分の濃度分布を計測することが可能となる。【選択図】図１
2013244122.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
検体に照射するパルス光を生成する光源と、前記検体内で発生した超音波パルスを受信する超音波プローブと、前記超音波プローブにて受信した信号を元に、前記検体内部で生成した超音波パルスの発生箇所と強度を計算する信号処理部を備える分光計測装置であって、
前記光源、または、別の光源にて生成した光を前記検体に照射する前後に、前記検体へのパルス光照射を行う
分光計測装置。
【請求項２】
前記検体に波形の異なる複数のパルス光を照射する
請求項１記載の分光計測装置。
【請求項３】
前記光源がナノ秒オーダーのパルス幅の短パルス光とＣＷ光の両方を、異なるタイミングで前記検体に照射する
請求項１記載の分光計測装置。
【請求項４】
前記検体に照射する前記ＣＷ光と前記パルス光が一つの光源から生成される
請求項３記載の分光計測装置。
【請求項５】
前記分光計測装置は、さらに、
前記検体の熱エネルギーの一部を吸収し、前記検体の温度を低下させる手段を備える
請求項１記載の分光計測装置。
【請求項６】
前記検体の熱エネルギーの一部を吸収し、前記検体の温度を低下させる手段は、
少なくとも前記検体に接する熱吸収部を備え、
前記熱吸収部が前記光源にて生成した光を透過する材料で構成されており、
前記光源にて生成した光を、前記熱吸収部を通して前記検体に照射する
請求項５記載の分光計測装置。
【請求項７】
前記分光計測装置は、さらに、
前記検体を圧迫する手段を備える
請求項１記載の分光計測装置。
【請求項８】
前記検体に対して、波長の異なる複数の光を照射する
請求項１記載の分光計測装置。
【請求項９】
前記検体が生体であり、
波長１１００ｎｍ以上、１３００ｎｍ以下の光を前記生体に照射し、
前記生体内の所望の箇所の脂肪濃度を計測する
請求項１記載の分光計測装置。
【請求項１０】
前記分光計測装置は、さらに、
前記検体の表面温度変化を計測する放射温度計を備える
請求項５記載の分光計測装置。
【請求項１１】
前記分光計測装置は、さらに、
少なくとも前記検体に接する検体接触部を有する、前記検体を前記光による加熱と異なる温度分布に加熱、又は、冷却する手段を備え、
前記検体接触部が前記光源にて生成した光を透過する材料で構成されており、
前記光源にて生成した光を、前記検体接触部を通して前記検体に照射する
請求項１記載の分光計測装置。
【請求項１２】
少なくとも前記光源から検体への光照射中と、前記光照射終了後の前記検体内の光音響波を計測する
請求項１記載の分光計測装置。
【請求項１３】
前記光照射終了後に複数回前記検体の同一箇所にパルス光を照射し、前記件体内で生成した光音響波を受信する
請求項１２記載の分光計測装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、検査対象の吸光特性を計測する分光計測装置とその計測方法に関するものである。
【背景技術】
【０００２】
生体組織内部の吸光特性を計測する分光計測装置は、物質ごとに異なる吸光特性（光の波長と吸収率の関係）を利用して、様々な成分の濃度分布を計測することが可能であり、多方面において医療診断などに利用されている。例えば、体内の酸化ヘモグロビンと脱酸化ヘモグロビンの濃度分布を計測し、腫瘍の成長に伴う新生血管の形成やヘモグロビンの酸素飽和度などを判定し、診断に利用することができる。また、血管内のプラークに含まれる脂肪の濃度を計測し、プラークの性状（脂肪度）の診断に利用することもできる。
【０００３】
このような装置では、生体組織に対する透過特性が高い波長６００−１５００ｎｍ程度の近赤外光を用いている。しかし、生体組織を透過した光は生体を構成する数十μｍサイズの細胞により強い散乱を繰り返しながら伝播するので多重散乱光（拡散光）となる。この拡散光は、光が伝播した全ての経路が特定できないため、生体組織内の局所的な吸光特性を得るのは困難である。
【０００４】
このため、従来の検査装置では、生体組織内の局所的な吸光特性を計測する方法として、下記のような装置が開発されている。
【０００５】
特許文献１に示すような装置では、特定の波長の光を生体組織に照射し、照射時と非照射時の、生体内の音速変化を求めることで、各部の光の吸収率を求めており、複数の波長の光の吸収率を同様の方式で求めることで、生体内の各領域の吸光スペクトル分布（吸光特性）も求めることが可能となる。
【０００６】
図２は、特許文献１に示す分光特性を用いた超音波診断装置（分光計測装置）の概略図である。
【０００７】
図２の分光計測装置は、少なくとも光源１０１、超音波計測装置１０２から構成される。
【０００８】
以下で、その動作について説明する。
【０００９】
（１）超音波音速計測工程（一回目）：超音波計測装置１０２を用いて生体１０４の内部構造を計測する。超音波計測装置１０２は、超音波プローブ１０２ａと、計測装置本体１０２ｂと、両者をつなぐケーブル１０２ｃからなる。計測装置本体１０２ｂでは、ケーブル１０２ｃを介して、超音波プローブ１０２ａを振動させるための電気信号を送信する。超音波プローブ１０２ａにて生成された超音波パルスは、生体１０４に照射され、生体１０４内の各部で反射した超音波パルスが、再び、超音波プローブ１０２ａ内で電気信号に変換されて計測装置本体１０２ｂに送信される（超音波パルスの反射は、密度や音速が異なる部分の境界において発生する。）。計測装置本体１０２ｂでは、超音波プローブ１０２ａからの電気信号を記憶する。
【００１０】
（２）選択光加熱工程開始：レーザ光源１０１ａとレーザ光源１０１ａで生成したレーザ光を生体に導く光ファイバ１０１ｂからなる光源１０１を用いて、選択加熱光１０５を生体１０４に向けて照射する。
【００１１】
（３）超音波音速計測工程（二回目）：再び、（１）と同様にして、超音波計測装置１０２を用いて生体１０４の内部構造を計測する。
【００１２】
（４）音速変化計算工程：（１）と（３）で得られた生体１０４から反射してきた超音波パルス波形（電気信号）を比較し、（２）の工程の前後の生体１０４内各部の音速変化量を求める。
【００１３】
ここで、選択加熱光１０５は、用途に応じて最適な波長の光を選択する。
【００１４】
例えば、血管内のプラーク１０６に含まれる脂肪の濃度を計測したい場合は、脂肪の吸収率が高い１２００ｎｍ程度の波長の選択加熱光を用いる。
【００１５】
脂肪の濃度が高いほど、選択加熱光の吸収率が高く、音速の変化量も大きくなるため、プラーク１０６の選択加熱光照射前後の音速を比較することで、脂肪の濃度分布を求めることが可能となる。
【００１６】
しかしながら、上述のように特定の波長の選択加熱光で検体を加熱し、各部の音速変化を計測する分光計測装置は、拍動などによる検体の収縮の影響で計測精度が低下する。
【００１７】
そのため、特許文献２に示すように、生体組織内にパルス光を照射して、瞬間的に生体組織を加熱することで、光エネルギーに基づいて発生する光音響効果によって発生した光音響波から局所的な領域の吸光特性を計測する方法が提案されている。
【００１８】
特許文献２の装置は、図３に概略図を示すように、パルス光源３０１と超音波計測装置１０２から構成される。
【００１９】
以下で、その動作について説明する。
【００２０】
（１）光音響波生成工程：パルスレーザ光源３０１ａとパルスレーザ光源３０１ａで生成したパルスレーザ光を生体に導く光ファイバ１０１ｂからなるパルス光源３０１を用いて、選択加熱パルス光３０２を生体１０４に向けて照射する。これによって、選択加熱パルス光３０２に対する光吸収率が高い部分にて瞬間的な発熱がおこり、温度上昇に伴う瞬間的な膨張が超音波（光音響波）を発生させる。
【００２１】
（２）光音響波計測工程：超音波プローブ１０２ａを備えた超音波計測装置３０２にて生体１０４内の光音響波を受信し、その発生箇所と発生のエネルギーを求めることで、生体内の光吸収率が高い部分が求まる。
【００２２】
特許文献１の場合（図２の場合）と同様に、選択加熱パルス光３０２として、例えば１２００ｎｍの波長のパルス光を用いた場合、光音響波のエネルギーと発生位置から、脂肪度が高い血管内プラーク１０６の位置と脂肪度を求めることが可能となる。
【００２３】
また、上記の分光計測装置は、生体への応用以外（ガス成分分析や食品などに混入した異物の検査）への展開も可能となる。また、特許文献１、２に示したように、超音波を用いた例のほかにも、熱電対や放射温度計などによって、光加熱による温度上昇を計測する例についても検討されている。
【先行技術文献】
【特許文献】
【００２４】
【特許文献１】米国特許出願公開第２０１０／００４３５５７号明細書
【特許文献２】米国特許第５８４００２３号明細書
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００２５】
しかしながら、上述のように特定の波長の選択加熱パルス光を検体に照射し、生体内で生成した光音響波のエネルギーを計測する分光計測装置では、上述の癌やプラークなどの発熱箇所（光音響波生成箇所）のサイズが、光音響波のパルス長を下回る場合、光吸収率に比例したエネルギーの光音響波が生成されず、計測精度が低下する。
【００２６】
本発明は、前記従来の課題を解決するもので、光音響波のパルス長よりサイズが小さい発熱箇所においても発生する光音響波のエネルギーと光吸収率の比例関係を維持することで、高精度に検体内の吸光特性を計測し、高精度な成分濃度計測が出来る分光計測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】
【００２７】
前記従来の課題を解決するために、本発明に係る分光計測装置は、検体に照射するパルス光を生成する光源と、検体内で発生した超音波パルスを受信する超音波プローブと、超音波プローブにて受信した信号を元に、検体内部で生成した超音波パルスの発生箇所と強度を計算する信号処理部を備える分光計測装置であって、上記光源、または、別の光源にて生成した光を検体に照射する前後に、検体にパルス光を照射することを特徴とする。
【００２８】
また、前記検体に波形の異なる複数のパルス光を照射してもよい。
【００２９】
また、前記光源がナノ秒オーダーのパルス幅の短パルス光とＣＷ光の両方を、異なるタイミングで前記検体に照射してもよい。
【００３０】
また、前記検体に照射する前記ＣＷ光と前記パルス光が一つの光源から生成されてもよい。
【００３１】
また、前記分光計測装置は、さらに、前記検体の熱エネルギーの一部を吸収し、前記検体の温度を低下させる手段を備えてもよい。
【００３２】
また、前記検体の熱エネルギーの一部を吸収し、前記検体の温度を低下させる手段は、少なくとも前記検体に接する熱吸収部を備え、前記熱吸収部が前記光源にて生成した光を透過する材料で構成されており、前記光源にて生成した光を、前記熱吸収部を通して前記検体に照射してもよい。
【００３３】
また、前記分光計測装置は、さらに、前記検体を圧迫する手段を備えてもよい。
【００３４】
また、前記検体に対して、波長の異なる複数の光を照射してもよい。
【００３５】
また、前記検体が生体であり、波長１１００ｎｍ以上、１３００ｎｍ以下の光を前記生体に照射し、前記生体内の所望の箇所の脂肪濃度を計測してもよい。
【００３６】
また、前記分光計測装置は、さらに、前記検体の表面温度変化を計測する放射温度計を備えてもよい。
【００３７】
また、前記分光計測装置は、さらに、少なくとも前記検体に接する検体接触部を有する、前記検体を前記光による加熱と異なる温度分布に加熱、又は、冷却する手段を備え、前記検体接触部が前記光源にて生成した光を透過する材料で構成されており、前記光源にて生成した光を、前記検体接触部を通して前記検体に照射してもよい。
【００３８】
また、少なくとも前記光源から検体への光照射中と、前記光照射終了後の前記検体内の光音響波を計測してもよい。
【００３９】
また、前記光照射終了後に複数回前記検体の同一箇所にパルス光を照射し、前記件体内で生成した光音響波を受信してもよい。
【発明の効果】
【００４０】
本発明の分光計測装置では、光を検体に照射する前後の温度変化によって、発生する光音響波のエネルギーが変化し、その変化率は、発熱箇所のサイズにかかわらず、温度変化に比例するため、発熱箇所がより小さい場合でも、高精度に検体内の光吸収率の分布を計測し、より高精度に所望の成分の濃度分布を計測することが可能な分光計測装置を提供することができる。
【図面の簡単な説明】
【００４１】
【図１】実施の形態１に示す分光計測装置の概略構成を示す図
【図２】従来の分光計測装置の概略構成を示す図
【図３】従来の別の分光計測装置の概略構成を示す図
【図４】実施の形態１に示す別の分光計測装置の概略構成を示す図
【図５】実施の形態１に示す別の分光計測装置の概略構成を示す図
【図６】実施の形態１に示す別の分光計測装置の概略構成を示す図
【図７】実施の形態２に示す光照射装置の概略構成を示す図
【図８】実施の形態２に示す別の光照射装置の概略構成を示す図
【図９】実施の形態１に示す別の分光計測装置の概略構成を示す図
【図１０】実施の形態３に示す分光計測装置の概略構成を示す図
【図１１】実施の形態４に示す分光計測装置の概略構成を示す図
【図１２】実施の形態５に示す分光計測装置の概略構成を示す図
【図１３】従来型の分光計測装置の検体の温度変化を示す図
【図１４】実施の形態５に示す分光計測装置の検体の温度変化を示す図
【図１５】実施の形態５に示す分光計測装置の検体の温度変化を示す別の図
【図１６】実施の形態６に示す成分濃度分布計測装置の概略構成を示す図
【発明を実施するための形態】
【００４２】
特定の波長の光で検体を加熱し、各部の吸光特性の違いによる温度上昇量の違いを音速の変化や光音響波のエネルギーとして計測する分光計測装置において、検体内の光吸収率と、評価する物理量（音速の変化量や光音響波のエネルギー）との関係が、検体の状態によって変化するため計測精度が低下する。
【００４３】
例えば、各部の吸光特性（光吸収率）と発熱量は比例するが、光吸収率と温度上昇量は必ずしも一意に決まらない。検体の構造や材料組成によって、熱容量や熱伝導率が異なるため、発熱が多い部分から発熱が少ない部分への熱の移動量が異なる。つまり、発熱量が特に多い（光吸収率が高い）部分があっても、周囲への熱の移動が大きければ、周囲との温度差は軽減されてしまう。
【００４４】
また、検体の材料組成によって、音速の温度変化率が異なるため、特許文献１のように音速の変化量から光吸収率を求める分光計測装置において、計測精度の低下を引き起こす。
【００４５】
更には、検体の材料組成によって、体積膨張率や熱容量、音速が異なるため、光音響波のエネルギーと温度上昇量の間の関係性も一意には決まらない。
【００４６】
本発明では、下記のような方法によって、高精度な分光計測装置を実現する。
【００４７】
・計測精度の低下を引き起こす上述の関係性のうち、少なくとも一つの関係性を求める機能をそなえることで高精度化を測る。
【００４８】
・計測精度の低下を引き起こす上述の関係性のうち、少なくとも一つの関係性のバラつき（サンプル間バラつき、位置バラつきなど）を抑制することで高精度化を測る。
【００４９】
以下本発明の実施の形態について、図面を参照しながら説明する。また、同じ構成要素については同じ符号を用い、説明を省略する場合もある。
【００５０】
（実施の形態１）
本実施の形態として、人体や動物などの生体を検体とし、血流による熱の移動を抑制すること光吸収率と温度上昇量の関係性を高め、より高精度に検体内の光吸収率の分布を求める分光計測装置について示す。
【００５１】
図１は本発明の実施の形態１に係る分光計測装置の一例を示す概略図である。
【００５２】
図１の分光計測装置は、少なくとも光源１０１、超音波計測装置１０２、検体接触部１０３から構成される。
【００５３】
以下で、本実施の形態の分光計測装置の動作の一例について説明する。
【００５４】
（１）生体冷却工程開始：生体より低温の状態にした検体接触部１０３を生体１０４に接触させることで、生体１０４の温度を低下させる。
（２）超音波音速計測工程（一回目）
【００５５】
（３）選択光加熱工程開始
【００５６】
（４）超音波音速計測工程（二回目）
【００５７】
（５）音速変化計算工程
【００５８】
本実施の形態では、まず、検体である生体を冷却し、血流による熱の移動を抑制する。
【００５９】
生体が十分冷却された後、選択加熱光照射時と非照射時の検体内の音速を計測した結果を比較し、光照射による音速変化から、各部の光吸収率を求めることで、成分濃度の分布計測が可能となる。
【００６０】
また、ここでは、従来例と同様に、１２００ｎｍ程度（１１００ｎｍ以上、１３００ｎｍ以下）の波長の選択加熱光１０５を生体１０４に照射し、血管内プラーク１０６の脂肪度（脂肪濃度）を計測する分光計測装置について説明する。
【００６１】
脂肪組織は１２００ｎｍ程度の波長の光吸収率が高く、生体１０４内の脂肪濃度が高い部分は大きく吸収し、脂肪濃度が低い部分よりも大きな温度上昇を示す。超音波を含む音波は、媒質の温度変化に応じてその伝搬速度が変化するため、上述に示したように、選択加熱光照射時と非照射時の超音波プローブ１０２ａにて受信する超音波パルス信号を比較することで、生体１０４内部の音速変化から光吸収率の高さを求めることが可能となり、脂肪濃度を求めることが可能となる。
【００６２】
しかし、図１に示すような従来の分光計測装置では、特に選択加熱光１０５の光吸収率が高い血管内プラーク１０６における発熱が、血流によって周囲に伝搬していた。このため、血流の大小によって、プラーク１０６の温度上昇量（音速変化量）が変化し、正確な光吸収率を求めることが難しかった。
【００６３】
しかし、本実施の形態では、生体を冷やすことによって、血流量を抑え、血流による熱の伝搬を抑えることで、光吸収率と温度上昇量の関係性（比例係数）のバラつきを抑制することが可能となる。
【００６４】
つまり、従来の構成より高精度に光吸収率の分布を計測することが可能であり、より高精度に成分の濃度を計測することが可能な分光計測装置を提供することが出来る。
【００６５】
以下では、本実施の形態の分光計測装置の構成について、より詳細に説明する。
【００６６】
まず、レーザ光源１０１ａから出射したレーザ光を生体に導光する手段として、光ファイバを用いたが、レンズやミラーによる光学系であってもよい。ただし、光ファイバを用いることで、より小型で軽量な導光手段となるため望ましい。
【００６７】
また、光源１０１としては、レーザ光源のほかにＬＥＤや波長フィルター付きランプなど、特定の波長の光を生成する光源を用いることが可能であるが、導光手段として光ファイバを用いる場合は、光源としてレーザ光源を用いることが望ましい。より低消費電力な分光計測装置を実現することが可能となる。
【００６８】
また、光ファイバはマルチモードファイバを用いることが望ましく、光ファイバは少なくとも１周以上の巻き部１０１ｃを備えていることが望ましい。これによって、より均一な光照射が可能となるため、更に、高精度に生体内の成分分布計測が可能な分光計測装置となる。
【００６９】
また、検体接触部１０３は、鉄やアルミ、銅などの金属やダイヤモンド、グラファイトなど、熱伝導率が高い材料であることが望ましく、より生体１０４の温度を高速に低下させることが可能となる。このため、分光計測装置として、計測速度を向上させることが可能となるため望ましい。
【００７０】
また、検体接触部１０３は、生体１０４との接触面積を拡大するため、生体にあわせた凹凸形状を備えることが望ましく、更に、高速な計測が可能となる。
【００７１】
また、検体接触部１０３は、ペルチエやコンプレッサなどの熱交換部１０７、熱交換部１０７を駆動させる駆動電源１０８、熱交換部１０７にて検体接触部１０３から吸収した熱を放熱する放熱部１０９を備える構成としても良い。
【００７２】
熱交換部１０７を備えず、熱容量が大きな検体接触部１０３を用いる構成の場合、熱交換部、駆動電源、放熱部などの部材を備えずに、より大きな冷却効果が得られるため、より安価な分光計測装置を実現することが可能となる点で望ましい構成であった。
【００７３】
一方、駆動電源１０８によって駆動される熱交換部１０７によって、検体接触部１０３の熱をフィンやファンとフィンを組み合わせた放熱部１０９に移動させることで、より軽量で、より高精度な分光計測装置を実現することが可能となるため望ましい。
【００７４】
また、サーミスタなどの温度計測手段１１０を検体接触部に設置し、温度計測手段１１０によって計測した検体接触部の温度に関する情報を用いて、駆動電源１０８を制御することが望ましく、生体１０４をより最適で、且つ、計測ごとに生体１０４の温度がバラつくことを抑制することが可能となるため、より再現性の高い計測が可能となる。
【００７５】
また、図４に示すように、光透過率が高い検体接触部４０１を用いて、検体接触部４０１を通して生体１０４に選択加熱光１０５を照射する構成としてもよい。
【００７６】
図１の分光計測装置では、検体接触部１０３に、高い光透過性は求められなかったため、銅やアルミニウムのように安価で熱伝導率が高い材料を選択することが可能となり、安価な装置が可能となる点で望ましい構成であった。
【００７７】
一方、図４の分光計測装置では、光強度が高く温度が上がりやすく血流が増加しやすい部分である選択加熱光１０５照射面から、生体の熱を奪うため、生体内の温度をより均一に低下させることが可能となる。このため、光照射面付近から生体深部まで、全域の血流量を均一に低下させることが可能となる。つまり、より広範囲で高精度な成分濃度計測が可能となる。
【００７８】
図４の構成では、検体接触部４０１は熱抵抗が高く、且つ、選択加熱光１０５の透過率が高い石英やダイヤモンドなどの材料が望ましい。特に、ダイヤモンドは熱伝導率も高く、本実施の形態における検体接触部として望ましい材料となる。
【００７９】
また、図４の構成でも図１の構成と同様に、温度計測手段１１０を備えることで、再現性の高い計測が可能となる。
【００８０】
また、選択加熱光照射面から冷却する場合は、透明な温度計測手段がより望ましく、放射温度計を用いることがより望ましい。これによって、生体と検体接触部の接触（接触熱抵抗）に関係なく、生体の表面温度を計測することが可能であり、更に、応答速度も速いため、本実施の形態において、最も望ましい構成となる。
【００８１】
より均一に選択加熱光１０５を生体に照射することが可能となるため、より高精度な成分濃度の分布計測が可能となる。
【００８２】
また、図５に示すように、超音波プローブ１０２ａと生体１０４の間に検体接触部５０１を挿入した構成とすることで、図４の構成より更に、生体１０４内を均一に冷却することが可能となるため、全域をより均一に冷却することで、高精度な計測が可能な分光計測装置となるため更に望ましい。
【００８３】
また、図５の構成でも図１の構成と同様に、サーミスタなどの温度計測手段を備えることで、再現性の高い計測が可能となる。
【００８４】
しかし、図５の構成では、温度変化によって音速が変化する音速熱変化部材５０２を、超音波プローブ１０２ａから放射される超音波パルスが通るエリアに設置しておくことがより望ましい。
【００８５】
これによって、超音波計測装置１０２で音速熱変化部材５０２を超音波パルスが通過する時間を計測するだけで、検体接触部５０１の温度を求めることが可能となる。
【００８６】
音速熱変化部材５０２の例としては、温度変化による音速変化が大きい材料が望ましく、ゴムや樹脂などの材料を用いることで安価で、軽量な超音波プローブが可能となるため望ましい。
【００８７】
また、ガラス転移点が常温に近い材料を用いることで、温度変化による音速変化が大きく、より高精度な計測が可能となるため望ましい。
【００８８】
ただし、生体と超音波プローブの間に音速熱変化部材を備える場合、生体や超音波プローブと異なる音響インピーダンスの材料であることが望ましく、特に、１．４×１０６ｋｇ／ｍ２ｓ以下、もしくは１．６×１０６ｋｇ／ｍ２ｓ以上の材料であることが望ましい。
【００８９】
これによって、音速熱変化部材の生体との境界面、超音波プローブとの境界面において、より大きな超音波パルスの反射が発生するため、高精度に温度を計測することが可能となる。
【００９０】
また、反射をある程度以下に抑えることが望ましく、音速熱変化部材の音響インピーダンスは１．０〜１．４×１０６ｋｇ／ｍ２ｓか、もしくは１．６〜２．２５×１０６ｋｇ／ｍ２ｓであることがより望ましく、より高感度な超音波プローブが可能となる。
【００９１】
例えば、ポリエチレンや、シリカとアクリルの混合物などを音速熱変化材料としても用いることが可能である。
【００９２】
サーミスタや放射温度計を用いる場合より、安価な温度計測手段が実現可能であり、安価な分光計測装置を提供することが可能となるため望ましい。
【００９３】
また、より望ましくは、図６に示すように、選択加熱光１０５を照射する領域内に、ファイバグレーティング６０１を備えた光ファイバを備えることが望ましい。
【００９４】
上記ファイバグレーティング６０１は、グレーティング周期によって、任意の波長の光の反射率が高くなるように設計することができる。また、ファイバグレーティング６０１の温度が変化することで、グレーティング部分の屈折率が変化するため、反射する光の波長が変わる。
【００９５】
つまり、反射する光の波長をモニタすることで温度計測手段として用いることが可能となる。
【００９６】
また、ファイバグレーティング６０１を温度計測手段として用いることによって、光や超音波が通る部分に温度計測手段を設置することが可能となるため、より高精度に温度の調整が可能となる。つまり、計測ごとの温度のばらつきによる計測バラつきが発生することを更に軽減することが可能となる。
【００９７】
図４〜６の構成においても、駆動電源１０８によって駆動される熱交換部１０７によって、検体接触部の熱をフィンやファンとフィンを組み合わせた放熱部１０９に移動させることで、より軽量な分光計測装置を実現することが可能となるため望ましい。
【００９８】
また、特にペルチエからなる熱交換部とフィンのみの放熱部を備えた構成が望ましく、より振動が少なく、高精度に計測することが可能な分光計測装置を実現することが可能となる。
【００９９】
更に、サーミスタなどの温度計測手段を検体接触部に設置し、温度計測手段によって計測した検体接触部の温度に関する情報を用いて、駆動電源１０８を制御することが望ましく、生体１０４をより最適で、且つ、計測ごとに生体１０４の温度がバラつくことを抑制することが可能となるため、より再現性の高い計測が可能となる。
【０１００】
また、本実施の形態の分光計測装置において、レーザ光源１０１ａの駆動電流や、選択加熱光１０５の出力をモニタリングする手段を備えることがより望ましく、生体への光加熱を開始した後、熱交換部１０７への駆動電流を増やし、冷却効果を増大させることが望ましい。これによって、より大きな出力の選択加熱光１０５を生体１０４に照射することが可能となるため、更に高精度な分光計測装置を実現することが可能となる。
【０１０１】
また、超音波計測装置による生体内部構造計測時の検体接触部の温度は−４℃以上であることが望ましく、これによって、皮膚の凍傷を防ぐことが可能となる。
【０１０２】
また、１５℃以上であることがより望ましく、細胞に必要な酸素を供給することが可能となるため、長時間の計測を実施しても、体温低下による疲れを感じにくくなる。
【０１０３】
また、２５℃以下が望ましく、体温の個人差の影響を受けず、生体の冷却が可能となる。
【０１０４】
また、図４に示すように、検体接触部４０１を通して選択加熱光１０５を照射する場合、室温以上とすることが望ましい。検体接触部に結露が発生することを防ぐことが可能となり、結露による生体１０４への選択加熱光１０５照射不均一性を抑制することが可能となる。つまり、再現性の高い光照射が可能となり、計測ごとの精度バラつきを抑制することが可能となる。
【０１０５】
また、図４に示すように、検体接触部４０１を通して選択加熱光１０５を照射する場合、３０℃以下が望ましい。皮膚表面の発汗による、生体１０４への選択加熱光１０５照射不均一性を抑制することが可能となるため、再現性の高い光照射が可能となり、計測ごとの精度バラつきを抑制することが可能となる。
【０１０６】
また、人種、性別、湿度などによる発汗温度の個体差による影響を防ぐため、被検体となる生体の発汗温度を計測した後、その温度を上回ることがないように、検体接触部４０１の温度を調節することが、最も望ましい。
【０１０７】
また、透明な圧電材料を用いた超音波プローブは光と超音波の両方を同一箇所から生体に照射することが可能となる。透明な圧電体材料である水晶、ニオブ酸リチウム、タンタル酸リチウムなどのバルク型透明圧電材料を用いた超音波プローブを用いることで、安価に、超音波プローブと生体の接触面での光照射が可能となる。これによって、生体の超音波プローブ付近の光強度が、より均一で強力となり、より高精度で高感度な計測が可能となるため望ましい。
【０１０８】
また、ＺｎＯやＡＩＮなどの単結晶薄膜技術を用いた透明圧電材料を用いることで、より小型な分光計測が可能となるため望ましい。
【０１０９】
また、光透過特性に優れたＩＴＯなどの透明電極を用いて圧電材料に電圧を印加する超音波プローブを用いることが更に望ましいく、更に高感度で高精度な成分濃度計測が可能となる。
【０１１０】
また、酸化亜鉛系やマグネシウムからなる透明電極を用いることが更に望ましく、安価で、且つ高感度で高精度な成分濃度計測が可能となる。
【０１１１】
また、図９に示すように、水槽９０１内に水９０２を入れて、その中に設置した生体１０４に対して、選択加熱光１０５、超音波プローブ１０２ａからの超音波を照射し、生体１０４内で反射した超音波を再び超音波プローブ１０２ａで計測する分光計測装置としてもよい。
【０１１２】
図９の構成では、水９０２の温度を調節することで、生体１０４を冷却することが可能となる。
【０１１３】
また、水９０２の温度を調節するため、図１に示したような温度調節機構（１０７〜１１０）を備えることが望ましい。より自由な温度に調節することが可能となり、計測のバラつきを抑制することが可能となる。
【０１１４】
また、水９０２の温度は１５℃以上であることがより望ましく、生体内の細胞に必要な酸素を供給することが可能な血流量が維持されるため、長時間の計測を実施しても、体温低下による疲れを感じにくくなる。
【０１１５】
また、水９０２の温度は２５℃以下が望ましく、体温の個人差の影響を受けず、生体の冷却が可能となる。
【０１１６】
また、ここでは、水を用いたが、必ずしも水である必要は無い。しかし、粘性の比較的低い液体であることが望ましく対流による熱の移動で、効果的な生体の冷却が可能となるため、高精度な成分濃度計測が可能となる。
【０１１７】
水のほかには、例えば、エタノールであってもいい。エタノールは殺菌効果も高いため防腐剤を混ぜる必要がなく、更に、気化熱によって大気中に放出される熱が大きいため、より少ないエネルギーで低温に調節することが可能となる。
【０１１８】
また、水を用いる場合は、安価な分光計測装置が実現できる。また、水は、屈折率、音響インピーダンス、共に、生体と同程度であり、光と超音波を共に高効率に照射することが可能となるため望ましい。超音波プローブ１０２ａを直接生体に押し当てることなく計測することも可能であり、超音波プローブを押し当てることによって生体の形状が変形することもなく、過去の計測結果との比較においても、より高精度に比較することが可能となるためのぞましい。
【０１１９】
ただし、水を用いる場合は、防腐剤を混ぜた水とすることが望ましく、再現性の高い成分濃度計測が可能となる。
【０１２０】
また、界面活性剤を混入させた水を用いることがより望ましく、生体表面に気泡が発生することを抑制し、より高精度な成分濃度計測が可能となる。
【０１２１】
また、本実施の形態の分光計測装置にて、生体内の成分濃度計測を行う場合、下記の条件で計測を行うことがより望ましい。
【０１２２】
例えば、ニコチンを摂取することで、更に、血流量を低下させることが可能となるため、ニコチンを摂取した状態で分光計測を行うことがより望ましく、これによって、更に、高精度な計測が可能となる。
【０１２３】
また、より望ましくは、喫煙や受動喫煙によってニコチンを摂取する場合、ニコチンを摂取してから一時間半以内に本発明の分光計測装置を用いて分光計測を行うことが望ましく、より、ニコチンによる血流量が低下した状態で計測が可能となるため、高精度な成分濃度計測が可能となる。
【０１２４】
また、ニコチンパッチを用いてニコチンを摂取することによって、より局所的に血流を低下させることが可能となるため、より少量のニコチン摂取で高精度な成分濃度計測が可能となるため、未成年などの若年者への適用において、より望ましい方法となる。
【０１２５】
また、消炎鎮痛剤や電気刺激などによって、血流量を低下させる方法を用いても良い。
【０１２６】
喫煙や受動喫煙による血流量低下は、より安価な実現手段であるが、血流低下量の調整が難しく、鎮痛剤や電気刺激による方法を用いることで、より高精度な成分濃度計測が可能となるため望ましく、更に、高精度な計測が可能となる。
【０１２７】
また、カフェインは逆に血流を増加させる働きがあるため、カフェインの摂取後１５分以内、または、カフェイン摂取後３０分以上後に分光計測を行うことがより望ましく、これによって、更に高精度な成分濃度計測が可能となる。
【０１２８】
また、成分濃度計測を行う部分やその周辺部を加圧した状態で成分濃度計測を実施することが望ましい。加圧することで血流を抑制することが可能となるため、更に、高精度な成分濃度計測が可能となる。
【０１２９】
以上、本実施の形態では、音速の温度変化量から光の吸収率を求める分光計測装置について示したが、図３に従来例を示したような光音響波のエネルギーから光の吸収率を求める分光計測装置においても同様に、検体である生体を冷却した状態で成分濃度を計測することによって、血流による熱の移動を抑制することができ、より高精度な成分濃度計測が可能となる。
【０１３０】
また、図１、図４〜６に示した分光計測装置のレーザ光源１０１ａをパルスレーザ光源３０１ａに置き換えることで、光音響波のエネルギーから光の吸収率を求める分光計測装置が可能であり、同様の構成で同様の効果が得られる。
【０１３１】
また、図示しないが、パルス光とＣＷ光の両方の駆動が可能な光源を備えた分光計測装置や、２つの光源（パルス光源とＣＷ光源）を備えた分光計測装置では、光加熱による温度上昇量を音速変化と光音響波エネルギーの両方で計測することが可能な分光計測装置が可能となり、更に高精度の成分濃度計測が可能となるため望ましい。
【０１３２】
また、パルス光の光強度を調節することが可能なパルス光源を用いることがより望ましく、非線形吸光特性を求めることも可能となるため、更に高精度の成分濃度計測が可能となる。
【０１３３】
また、本実施の形態では脂肪の濃度を計測する分光計測装置の例について示したが、本発明は、光加熱現象を応用したすべての成分濃度計測に適用することが可能でとなることは言うまでもない。例えば、波長６５０ｎｍ〜８００ｎｍの波長の光を用いて、ヘモグロビンの酸素飽和度（酸化ヘモグロビンノ濃度と脱酸化ヘモグロビンの濃度の比）を計測する分光計測装置も可能であり、癌と良性腫瘍の判断や火傷の深さ診断に適用することも可能となる。
【０１３４】
また、脂肪の濃度を計測する場合、ヘモグロビンの濃度や酸素飽和度を計測する場合など、いずれの場合においても、複数の波長の光を生成する光源を用いて、複数の波長の光の吸収率を求めることが望ましく、更に、構成な成分濃度計測が可能となる。
【０１３５】
また、光音響波エネルギーから癌の性状診断のためのヘモグロビン酸素飽和度計測する用途では、パルス光のパルス幅（出力全半値幅）が０．３３μｓ以下であることが望ましく、癌の性状診断に必要な解像度が得られる。
【０１３６】
また、光音響波エネルギーから血管内プラークの脂肪度を計測する用途では、パルス光のパルス幅が、０．０７μｓ未満であることが望ましく、血管内プラークの性状診断に必要な解像度が得られる。
【０１３７】
また、パルス幅０．２ｎｓ以上であることが望ましく、より生体の透過率が高い超音波を発生させることが可能となるため、より深い部分の成分濃度計測が可能となる。
【０１３８】
また、本実施の形態は生体以外を対象にした分光計測装置に適用してもよい。
【０１３９】
例えば、食品に混入する異物の計測などの例にも展開することが可能となる。
【０１４０】
また、本実施の形態では、光による加熱を超音波で計測する分光計測装置について示したが、本発明の分光計測装置は、必ずしも超音波を用いた分光計測装置である必要はない。
【０１４１】
例えば、光加熱による温度変化を熱電対による温度計測や、放射温度計を用いて計測する分光計測装置においても同様の構成で、同様の効果が得られる。
【０１４２】
熱電対を用いることでより安価な成分濃度計測が可能となるため望ましい。
【０１４３】
また、放射温度計を用いることで非接触での成分濃度計測が可能となるため望ましい。
【０１４４】
また、本実施の形態にて示したように温度上昇による音速変化を利用した分光計測装置は、光による加熱を、生体内の直進性に優れた安価な手段である超音波を用いて計測していることにより、生体内部においても位置分解能に優れた安価な成分濃度（分布）計測が可能となるため望ましい。
【０１４５】
また、温度上昇による膨張を光音響波エネルギーとして計測する分光計測装置は、光吸収率の差（膨張率の差）をより顕著に検出することが可能な分光計測装置であり、安価で高コントラストな成分濃度（分布）計測が可能となるため望ましい。
【０１４６】
また、本実施の形態では、図５、図６において、超音波プローブと検体（生体）の間に検体接触部を備えた構成について示したが、超音波プローブの生体との接触面自体が検体接触部として、生体の熱を吸収する構成としてもよい。
【０１４７】
（実施の形態２）
本発明は、実施の形態１に示したように、光加熱現象を利用した分光計測装置において、有効となるが、光加熱を利用した別の装置においても効果を発揮する。
【０１４８】
ここでは、癌組織を加熱して死滅させる癌治療を目的とした光照射装置（ハイパーサーミア）の例について説明する。
【０１４９】
まず、ハイパーサーミアについて説明する。
【０１５０】
癌組織は正常組織に比べて熱に弱く、例えば４６℃に加熱することで、数分で死滅することが分かっている。しかし、４６℃では正常組織の一部も死滅してしまう。
【０１５１】
このため、より望ましくは癌組織のみを選択的に加熱したい。例えば、正常組織を４１℃に抑えて、癌組織のみを４６℃に加熱することが出来れば、正常組織を傷つけることなく癌組織のみを死滅させることが可能となる。
【０１５２】
以下で、癌組織のみの温度をより選択的に上昇させる光照射装置について説明する。
【０１５３】
図７は本発明の実施の形態２に係る光照射装置の一例を示す概略図である。
【０１５４】
図７の光照射装置は、実施の形態１の分光計測装置と同様に、少なくとも光源１０１、検体接触部１０３から構成される。実施の形態１と同様に、検体接触部１０３で、生体７０３の熱を吸収し、生体７０３の温度を低下させた状態で、光源１０１にて生成された選択加熱光７０２を生体７０３に照射する。ここで、本実施の形態において、生体７０３は乳房や前立腺など、癌組織７０１を備えた部位となる。
【０１５５】
光源１０１としては、癌組織の光吸収率が正常組織の光吸収率より高い光を生成する光源を用いる。例えば、６００ｎｍから８００ｎｍの選択加熱光７０２を生成するレーザ光源やＬＥＤを用いる。
【０１５６】
これにより、選択加熱光７０２は生体７０３内の癌組織７０１を選択的に加熱することが可能となる。
【０１５７】
通常、癌組織７０１から、その周辺部に向かって流れる血流によって多くの熱が運ばれるため、周辺部の温度も上昇してしまう。しかし、本発明の光照射装置を用いた光照射装置では、生体の温度を低下させることで血流量を抑える効果を備えており、より選択的に癌組織７０１のみの温度を上昇させることが可能となる。これによって、癌組織７０１を死滅させる際に、死滅させてしまっていた正常組織を減らすことが可能となる。
【０１５８】
また、図８は、本発明の実施の形態２に係る別の光照射装置の一例を示す概略構成図である。
【０１５９】
図８の光照射装置も図７の光照射装置と同様に癌治療を目的とした光照射装置とする。
【０１６０】
図８の光照射装置は、少なくとも光源１０１、検体接触部４０１から構成される。検体接触部４０１で、生体７０３の熱を吸収し、生体７０３の温度を低下させた状態で、光源１０１にて生成された選択加熱光７０２を生体７０３に照射する。
【０１６１】
ここで、図７と異なり、図８の光照射装置では、選択加熱光７０２は検体接触部４０１を通して生体７０３に照射される。そのため、本構成では検体接触部４０１は、選択加熱光７０２を透過する部材で構成されていることが望ましい。例えば、検体接触部４０１として、アクリル系の樹脂や石英基盤のように光透過率が高い材料を用いることで、効率よく選択加熱光７０２を生体７０３に照射することが可能となるため、より低消費電力な光照射装置となる。
【０１６２】
また、検体接触部４０１として、ダイヤモンドのように、透明で且つ、熱伝導率が高い材料を用いることで、より生体７０３への冷却効果を高めることが可能となるため、より、死滅させる正常組織を減らすことが可能となる。
【０１６３】
また、図７と同様に、検体接触部４０１には、熱交換部１０７、駆動電源１０８、放熱部１０９を備えることが望ましく、これによって、更に死滅させる正常組織を減らすことが可能となる。
【０１６４】
図７の光照射装置では、検体接触部４０１には光透過性の高さは求められなかったため、アルミや銅など安価で熱伝導率が高い材料の選択性が可能であり、安価な光照射装置が可能となる点で望ましい構成であった。
【０１６５】
一方、図８の光照射装置では、生体内で光強度が高く温度が上がりやすい光照射面から、生体の熱を奪うため、生体内の温度をより均一にすることが可能となる。このため、光照射面付近から生体深部まで、全域の血流量を低下させることが可能となり、特に、光照射面付近の癌組織を死滅させる場合に望ましい構成となる。また、光照射する面と検体接触部４０１で冷却する面が同一方向であることから、厚い（大きな）生体部分にも適用することが可能となるため望ましい。
【０１６６】
また、言うまでも無く、その他、生体内の血流量を制御するための実施の形態１の分光計測装置の構成と同様の構成によって、本実施の形態の光照射装置においては、より選択的に癌組織を死滅させることが可能となるため望ましい。
【０１６７】
（実施の形態３）
本実施の形態では、特定の波長の光で検体を加熱し、各部の吸光特性の違いによる温度上昇量の違いを音速の変化として計測する分光計測装置において、各部の材料組成や構成比によって、温度変化と音速変化の間の比例係数が異なることによる計測精度の低下を抑制することを目的とする。
【０１６８】
例えば、音速や、温度変化と音速変化の間の比例係数（音速温度変化係数）は、物質によって異なる。
【０１６９】
水中を伝搬する音速は、２４℃で１４８３ｍ／ｓ、３７℃で１５３０ｍ／ｓとなり、音速温度変化係数は、３．６ｍ／ｓ／℃となる。これに対して、例えば、脂肪組織内を伝搬する音速は、２４℃で１４７６ｍ／ｓ、３７℃で１４１２ｍ／ｓとなり、音速温度変化係数は、−４．９ｍ／ｓ／℃となる。
【０１７０】
また、生体内の様々な臓器については、水分や脂肪分などの濃度に応じて、それぞれ音速や音速温度変化係数が異なる。
【０１７１】
そのため、例えば、生体内の脂肪濃度分布を計測することを目的とし、実施の形態１と同様に１２００ｎｍ程度の波長の光を生体に照射し、各部の音速の変化を超音波プローブで計測する構成の分光計測装置において、温度変化が脂肪濃度分布に比例したとしても、音速変化が温度変化に比例しない。脂肪以外の成分の構成割合に応じて、音速温度変化係数が場所によって異なる影響を受けてしまう。
【０１７２】
このため、本実施の形態では、検体内の音速温度変化係数を求めることで、より高精度に光吸収率を求めることが可能であり、より高精度に所望の成分濃度分布を計測することが可能な分光計測装置について示す。
【０１７３】
図１０に本実施の形態の分光計測装置の概略構成を示す。
【０１７４】
図１０の分光計測装置は少なくとも光源１０１、超音波計測装置１０２、検体接触部１００１、熱変換部１０７、駆動電源１０８から構成される。
【０１７５】
ただし、本実施の形態の分光計測装置は、実施の形態１と異なる計測方法を用いる。
【０１７６】
本実施の形態の分光計測装置は、予め、生体１０４に超音波プローブ１０２ａ、検体接触部１００１を接触させた状態で下記の順で計測を行う。
【０１７７】
（１）超音波音速計測工程（一回目）
【０１７８】
（２）均一加熱・冷却開始：駆動電源１０８を用いて、熱変換部１０７による生体１０４の加熱（又は、冷却）を開始する。
【０１７９】
（３）超音波音速計測工程（二回目）
【０１８０】
（４）選択光加熱開始
【０１８１】
（５）超音波音速計測工程（三回目）
【０１８２】
（６）音速変化計算（一回目）：（１）と（３）で得られた生体１０４から反射してきた超音波パルス波形（電気信号）を比較し、（２）の工程の前後の生体１０４内各部の音速変化量を求める。
【０１８３】
（７）音速変化計算（二回目）：（３）と（５）で得られた生体１０４から反射してきた超音波パルス波形（電気信号）を比較し、（２）の工程の前後の生体１０４内各部の音速変化量を求める。
【０１８４】
（８）温度上昇量計算：（６）の結果から、生体１０４内の各位置の音速温度変化係数を求めて、（７）の結果と、音速温度変化係数から生体１０４内の各位置の温度上昇量を求める。
【０１８５】
本実施の形態では、以上で示したように、少なくとも三回の超音波音速計測を実施する。
【０１８６】
まず、（１）〜（３）、（６）に示すように、検体接触部１００１、駆動電源１０８、熱変換部１０７を用いた生体１０４の加熱時と非加熱時（又は、冷却時と非冷却時）の生体１０４内から反射した超音波パルス信号を比較する。上記加熱（冷却）方法を用いた生体１０４の温度変化は、生体１０４内の各部の材料組成やその濃度に関係のない温度変化を引き起こすため、生体１０４各部の温度を均一に加熱（冷却）することが可能となる。
【０１８７】
つまり、均一非加熱（冷却）時で、且つ、非選択加熱時である超音波音速計測（一回目）と均一加熱（冷却）時で、且つ、非選択加熱時である超音波音速計測（二回目）の各部の音速を比較することで、音速温度変化係数を求める。
【０１８８】
次に、（３）〜（５）、（７）に示すように、均一加熱（冷却）時で、且つ、選択加熱光照射時の超音波音速計測（二回目）と、均一加熱（冷却）時で、且つ、選択加熱光非照射時の超音波音速計測（三回目）の生体１０４内から反射した超音波パルス信号を比較する。特定波長の光を照射し、所望の材料濃度に応じた発熱（温度上昇）分布を発生させて、各部の温度変化による音速変化を求める。
【０１８９】
このように、本実施の形態の分光計測装置では、音速温度変化係数を求める手段（工程）を備えることで、選択加熱光照射時／非照射時の音速変化から、より実態に近い温度上昇量分布を算出することが可能となるため、より高精度な成分濃度検出が可能となる。
【０１９０】
ここで、サーミスタや熱電対などの温度計測手段１１０のように、生体１０４の温度を計測する手段を備えることが望ましく、より高精度に音速変化係数を求めることが可能となるため、より高精度な成分濃度計測が可能となる。
【０１９１】
また、実施の形態１にて示したような、温度計測手段や加熱冷却手段を生体に接触させる箇所、それぞれの構成材料などの改良構成を用いることで、本実施の形態においても同様の効果を奏でることは言うまでも無い。
【０１９２】
また、本実施の形態においても、１２００ｎｍ程度（１１００ｎｍ以上、１３００ｎｍ以下）の波長の選択加熱光１０５を生体１０４に照射し、血管内プラーク１０６の脂肪度を計測する分光計測装置が可能となる。
【０１９３】
また、均一加熱・均一冷却共に、本実施の形態の効果を奏でるが、均一冷却であることによって、血流を抑制することによる実施の形態１で示した効果も奏でるため、均一冷却を実施することがより望ましい。
【０１９４】
以下では、本実施の形態の分光計測装置の構成について、より詳細に説明する。
【０１９５】
実施の形態１と同様に、レーザ光源１０１ａから出射したレーザ光を生体に導光する手段として、光ファイバを用いたが、レンズやミラーによる光学系であってもよい。ただし、光ファイバを用いることで、より小型で軽量な導光手段となるため望ましい。
【０１９６】
また、光源１０１としては、レーザ光源のほかにＬＥＤや波長フィルター付きランプなど、特定の波長の光を生成する光源を用いることが可能であるが、導光手段として光ファイバを用いる場合は、光源としてレーザ光源を用いることが望ましい。より低消費電力な分光計測装置を実現することが可能となる。
【０１９７】
また、光ファイバはマルチモードファイバを用いることが望ましく、光ファイバは少なくとも１周以上の巻き部１０１ｃを備えていることが望ましい。これによって、より均一な光照射が可能となるため、更に、高精度に生体内の成分濃度計測が可能な分光計測装置となる。
【０１９８】
また、検体接触部１００１は、鉄やアルミ、銅などの金属やダイヤモンド、グラファイトなど、熱伝導率が高い材料であることが望ましく、より生体１０４の温度を高速に低下させることが可能となる。このため、分光計測装置として、計測速度を向上させることが可能となるため望ましい。
【０１９９】
また、検体接触部１００１は、生体１０４との接触面積を拡大するため、生体にあわせた凹凸形状を備えることが望ましく、更に、高速な計測が可能となる。
【０２００】
また、実施の形態１にて図４を用いて説明したように、光透過率が高い検体接触部を用いて、検体接触部を通して生体１０４に選択加熱光１０５を照射する構成としてもよい。
【０２０１】
これによって、光強度が高く温度が上がりやすく血流が増加しやすい部分である選択加熱光１０５照射面から、生体の熱を奪うため、生体内の温度をより均一に低下させることが可能となる。このため、光照射面付近から生体深部まで、全域の血流量を均一に低下させることが可能となる。つまり、より広範囲で高精度な成分濃度計測が可能となる。
【０２０２】
ただし、図１０の分光計測装置では、検体接触部１００１に、高い光透過性は求められなかったため、銅やアルミニウムのように安価で熱伝導率が高い材料を選択することが可能となり、安価な装置が可能となる点で望ましい構成であった。
【０２０３】
光透過率が高い検体接触部としては熱抵抗が高く、且つ、選択加熱光１０５の透過率が高い石英やダイヤモンドなどの材料が望ましい。特に、ダイヤモンドは熱伝導率も高く、本実施の形態における検体接触部として望ましい材料となる。
【０２０４】
また、図１０の構成と同様に、温度計測手段を備えることで、更に、再現性の高い計測が可能となる。また、選択加熱光照射面から冷却する場合は、透明な温度計測手段がより望ましく、放射温度計を用いることがより望ましい。これによって、生体と検体接触部の接触（接触熱抵抗）に関係なく、生体の表面温度を計測することが可能であり、更に、応答速度も速いため、本実施の形態において、最も望ましい構成となる。
【０２０５】
より均一に選択加熱光１０５を生体に照射することが可能となるため、より高精度な成分濃度の分布計測が可能となる。
【０２０６】
また、実施の形態１にて図５を用いて示したように、超音波プローブ１０２ａと生体１０４の間に検体接触部を挿入した構成とすることで、更に、生体１０４内を均一に加熱・冷却することが可能となるため、より高精度な計測が可能な分光計測装置となるため更に望ましい。
【０２０７】
また、図１０の構成と同様に、サーミスタなどの温度計測手段を備えることで、再現性の高い計測が可能となるため望ましい。
【０２０８】
また、実施の形態１にて図５を用いて示したように、温度変化によって音速が変化する音速熱変化部材を、超音波プローブ１０２ａから放射される超音波パルスが通るエリアに設置しておくことがより望ましい。
【０２０９】
これによって、超音波計測装置１０２で音速熱変化部材を超音波パルスが通過する時間を計測するだけで、検体接触部の温度を求めることが可能となる。
【０２１０】
音速熱変化部材の例としては、実施の形態１と同様に、温度変化による音速変化が大きい材料が望ましく、ゴムや樹脂などの材料を用いることで安価で、軽量な超音波プローブが可能となるため望ましい。
【０２１１】
また、ガラス転移点が常温に近い材料を用いることで、温度変化による音速変化が大きく、より高精度な計測が可能となるため望ましい。
【０２１２】
ただし、生体と超音波プローブの間に音速熱変化部材を備える場合、生体や超音波プローブと異なる音響インピーダンスの材料であることが望ましく、特に、１．４×１０６ｋｇ／ｍ２ｓ以下、もしくは１．６×１０６ｋｇ／ｍ２ｓ以上の材料であることが望ましい。
【０２１３】
これによって、音速熱変化部材の生体との境界面、超音波プローブとの境界面において、より大きな超音波パルスの反射が発生するため、高精度に温度を計測することが可能となる。
【０２１４】
また、反射をある程度以下に抑えることが望ましく、音速熱変化部材の音響インピーダンスは１．０〜１．４×１０６ｋｇ／ｍ２ｓか、もしくは１．６〜２．２５×１０６ｋｇ／ｍ２ｓであることがより望ましく、より高感度な超音波プローブが可能となる。
【０２１５】
例えば、ポリエチレンや、シリカとアクリルの混合物などを音速熱変化材料としても用いることが可能である。
【０２１６】
サーミスタや放射温度計を用いる場合より、安価な温度計測手段が実現可能であり、安価な分光計測装置を提供することが可能となるため望ましい。
【０２１７】
また、より望ましくは、実施の形態１において図６を用いて示したように、選択加熱光を照射する領域内に、ファイバグレーティングを備えた光ファイバを備えることが望ましい。反射する光の波長をモニタすることで温度計測手段として用いることが可能となる。また、ファイバグレーティングを温度計測手段として用いることによって、光や超音波が通る部分に温度計測手段を設置することが可能となるため、より高精度に温度の調整が可能となる。つまり、計測ごとの温度のばらつきによる計測バラつきが発生することを更に軽減することが可能となる。
【０２１８】
また、超音波計測装置による生体内部構造計測時の検体接触部の温度は−４℃以上であることが望ましく、これによって、皮膚の凍傷を防ぐことが可能となる。
【０２１９】
また、１５℃以上であることがより望ましく、細胞に必要な酸素を供給することが可能となるため、長時間の計測を実施しても、体温低下による疲れを感じにくくなる。
【０２２０】
また、２５℃以下が望ましく、体温の個人差の影響を受けず、生体の冷却が可能となる。
【０２２１】
また、検体接触部を通して選択加熱光を照射する場合、検体接触部の温度は室温以上とすることが望ましい。検体接触部に結露が発生することを防ぐことが可能となり、結露による生体への選択加熱光照射不均一性を抑制することが可能となる。つまり、再現性の高い光照射が可能となり、計測ごとの精度バラつきを抑制することが可能となる。また、この場合、検体接触部の温度は３０℃以下が望ましい。皮膚表面の発汗による、生体への選択加熱光照射不均一性を抑制することが可能となるため、再現性の高い光照射が可能となり、計測ごとの精度バラつきを抑制することが可能となる。
【０２２２】
また、人種、性別、湿度などによる発汗温度の個体差による影響を防ぐため、被検体となる生体の発汗温度を計測した後、その温度を上回ることがないように、検体接触部の温度を調節することが、最も望ましい。
【０２２３】
また、透明な圧電材料を用いた超音波プローブは光と超音波の両方を同一箇所から生体に照射することが可能となる。透明な圧電体材料である水晶、ニオブ酸リチウム、タンタル酸リチウムなどのバルク型透明圧電材料を用いた超音波プローブを用いることで、安価に、超音波プローブと生体の接触面での光照射が可能となる。これによって、生体の超音波プローブ付近の光強度が、より均一で強力となり、より高精度で高感度な計測が可能となるため望ましい。
【０２２４】
また、ＺｎＯやＡＩＮなどの単結晶薄膜技術を用いた透明圧電材料を用いることで、より小型な分光計測が可能となるため望ましい。
【０２２５】
また、光透過特性に優れたＩＴＯなどの透明電極を用いて圧電材料に電圧を印加する超音波プローブを用いることが更に望ましいく、更に高感度で高精度な成分濃度計測が可能となる。
【０２２６】
また、酸化亜鉛系やマグネシウムからなる透明電極を用いることが更に望ましく、安価で、且つ高感度で高精度な成分濃度計測が可能となる。
【０２２７】
また、実施の形態１にて図９を用いて示したように、水槽内の温度管理された水の中に設置した生体に対して、選択加熱光を照射し、超音波プローブを用いた超音波パルスの送受信を行うことが望ましく、より生体全体を均一な温度に保つことが可能となり、音速温度変化係数を更に高精度に計測することが可能となり、より高精度な成分濃度計測が可能となる。
【０２２８】
また、水の温度は１５℃以上であることがより望ましく、生体内の細胞に必要な酸素を供給することが可能な血流量が維持されるため、長時間の計測を実施しても、体温低下による疲れを感じにくくなる。
【０２２９】
また、水の温度は２５℃以下が望ましく、体温の個人差の影響を受けず、生体の冷却が可能となる。
【０２３０】
また、ここでは、水を用いたが、必ずしも水である必要は無い。しかし、粘性の比較的低い液体であることが望ましく対流による熱の移動で、効果的な生体の冷却が可能となるため、高精度な成分濃度計測が可能となる。
【０２３１】
水のほかには、例えば、エタノールであってもいい。エタノールは殺菌効果も高いため防腐剤を混ぜる必要がない。
【０２３２】
また、水を用いる場合は、安価な分光計測装置が実現できる。また、水は、屈折率、音響インピーダンス、共に、生体と同程度であり、光と超音波を共に高効率に照射することが可能となるため望ましい。超音波プローブ１０２ａを直接生体に押し当てることなく計測することも可能であり、超音波プローブを押し当てることによって生体の形状が変形することもなく、過去の計測結果との比較においても、より高精度に比較することが可能となるため望ましい。
【０２３３】
ただし、水を用いる場合は、防腐剤を混ぜた水とすることが望ましく、再現性の高い成分濃度計測が可能となる。
【０２３４】
また、界面活性剤を混入させた水を用いることがより望ましく、生体表面に気泡が発生することを抑制し、より高精度な成分濃度計測が可能となる。
【０２３５】
また、本実施の形態では脂肪の濃度を計測する分光計測装置の例について示したが、本発明は、光加熱現象を応用したすべての成分濃度計測に適用することが可能でとなることは言うまでもない。例えば、波長６５０ｎｍ〜８００ｎｍの波長の光を用いて、ヘモグロビンの酸素飽和度（酸化ヘモグロビンノ濃度と脱酸化ヘモグロビンの濃度の比）を計測する分光計測装置も可能であり、癌と良性腫瘍の判断や火傷の深さ診断に適用することも可能となる。
【０２３６】
また、脂肪の濃度を計測する場合、ヘモグロビンの濃度や酸素飽和度を計測する場合など、いずれの場合においても、複数の波長の光を生成する光源を用いて、複数の波長の光の吸収率を求めることが望ましく、更に、構成な成分濃度計測が可能となる。
【０２３７】
また、本実施の形態は生体以外を対象にした分光計測装置に適用してもよい。
【０２３８】
例えば、食品に混入する異物の計測や、ガスに含まれる成分濃度検出などの例にも展開することが可能となる。
【０２３９】
また、本実施の形態では、光による加熱を超音波で計測する分光計測装置について示したが、本発明の分光計測装置は、必ずしも超音波を用いた分光計測装置である必要はない。
【０２４０】
例えば、光加熱による温度変化を放射温度計を用いて計測する分光計測装置においても、放射温度計で計測する輻射スペクトルが材料組成によって異なることによる計測誤差を抑制する効果が得られる。放射温度計を用いることで非接触での成分濃度計測が可能となるため望ましい。
【０２４１】
また、本実施の形態にて示したように温度上昇による音速変化を利用した分光計測装置は、光による加熱を、生体内の直進性に優れた安価な手段である超音波を用いて計測していることにより、生体内部においても位置分解能に優れた安価な成分濃度計測が可能となるため望ましい。
【０２４２】
また、本実施の形態では、超音波プローブと検体（生体）の間に検体接触部を備えた構成について示したが、超音波プローブの生体との接触面自体が検体接触部として、生体を加熱(冷却)する機能を備え多構成としてもよい。
【０２４３】
また、本実施の形態において、実施の形態１に示すように血流を抑制する手段を備えた構成とすることで、更に、高精度な成分濃度計測が可能となる。
【０２４４】
（実施の形態４）
本実施の形態では、実施の形態３と同様に、特定の波長の光で検体を加熱し、各部の光吸収率の違いによる温度上昇量の違いを音速の変化として計測する分光計測装置において、各部の材料組成や構成比によって、温度変化と音速変化の間の比例係数が異なることによる計測精度の低下を抑制することを目的とする。
【０２４５】
また、実施の形態３と同様に、均一加熱実施中と非実施中の超音波音速計測結果を比較し、音速温度変化係数を求めることで、選択加熱光照射時／非照射時の音速変化から、より実態に近い温度上昇量分布（成分濃度分布）計測を可能とする（本実施の形態では均一冷却は出来ない。）。
【０２４６】
ただし、本実施の形態では、実施の形態３と均一加熱手段が異なる。
【０２４７】
図１１に示すように、本実施の形態の分光計測装置では、マイクロ波発信源１１０１にて発生させるマイクロ波を生体１０４に照射することで均一加熱を行う。
【０２４８】
マイクロ波は、選択加熱光として用いられる近赤外光（波長６００ｎｍ〜１５００ｎｍ）に比べて、生体１０４内の各部分の材料組成による吸収率の差異が少なく均一加熱手段とすることが可能となる。
【０２４９】
例えば、生体を検体とする場合は、水の吸収率が高い２．４５ＧＨｚ周辺（２〜３ＧＨｚ）のマイクロ波を生体に照射することで、均一加熱が可能となるため望ましい。
【０２５０】
また、３〜７ＧＨｚや１〜２ＧＨｚのマイクロ波を生体に照射することで、２〜３ＧＨｚのマイクロ波を照射する場合より深部まで生体の均一加熱が可能となるため望ましい。
【０２５１】
本実施の形態の分光計測装置は、実施の形態３と同様の操作で高精度な成分濃度計測を可能とする。
【０２５２】
また、本実施の形態のようにマイクロ波を用いた均一加熱手段は、図３に示したような光音響波のエネルギーから成分濃度計測を行う分光計測装置においても、高精度化を可能とする。
【０２５３】
図１１の分光計測装置において、光源とマイクロ波源を共にパルス駆動することにより、選択加熱パルス光照射による光音響波と、パルスマイクロ波照射による光音響波のエネルギーと発生箇所を比較することで、各部の材料組成や構成比によって、発熱による温度上昇率や膨張率が異なることによる光音響波と光吸収率の比例係数のバラつき（計測精度の低下）を抑制することにも応用することが可能となる。
【０２５４】
また、本実施の形態において、実施の形態１に示すように血流を抑制する手段を備えた構成とすることで、更に、高精度な成分濃度計測が可能となる。
【０２５５】
また、特に、実施の形態１の検体を冷却する手段を備えた分光計測装置とすることによって、生体に対して、より高出力なマイクロ波を照射することが可能となり、更に高精度な成分濃度計測が可能となる。
【０２５６】
（実施の形態５）
図２に示すような従来の分光計測装置では、図１３に示すように、超音波音速計測（一回目）１３０１の後、選択加熱光照射による選択光加熱１３０２を開始する。その後、生体１０４内のプラーク１０６の温度１３０５が十分上昇し、発熱と放熱が均衡することで、温度の時間変化が小さくなるタイミングで、超音波音速計測（二回目）１３０３を実施していた。
【０２５７】
しかし、発熱と放熱が均衡するまでの時間が長く、超音波音速計測（一回目）１３０１から超音波音速計測（二回目）１３０３までの間に生体１０４と超音波プローブ１０２の位置ずれなどが発生し、計測精度を低下させていた。
【０２５８】
本実施の形態では、特定の波長の光で検体を加熱し、各部の光吸収率の違いによる温度上昇量の違いを音速の変化として計測する分光計測装置において、計測時間の短縮を可能とする。
【０２５９】
図１２に、本実施の形態の分光計測装置を示す。
【０２６０】
図１２に示すように、本実施の形態の分光計測装置は、光源１０１、超音波計測装置１０２、信号伝送線１２０１を備える。
【０２６１】
また、図１２の分光計測装置についても、従来例と同様に、１２００ｎｍ程度（１１００ｎｍ以上、１３００ｎｍ以下）の波長の選択加熱光１２０２を生体１０４に照射し、血管内プラーク１０６の脂肪度（脂肪濃度）を計測する分光計測装置とする。
【０２６２】
光源１０１による選択加熱光１２０２の照射時と非照射時の生体１０４内の各部の音速を超音波計測装置１０２にて計測・比較することで、生体１０４内の音速変化（温度変化）を求めることが可能となる。これにより、生体１０４内の所望の成分濃度分布を求めることが可能となる。
【０２６３】
特に、本実施の形態の分光計測装置では、信号伝送線１２０１で光源１０１と超音波計測装置１０２が接続されており、選択加熱光１２０２を生体１０４に照射するタイミングと、生体１０４との超音波パルス送受信によって生体１０４内の音速を計測するタイミングを、より正確に調節することが可能となる。
【０２６４】
本実施の形態の分光計測装置としては、例えば、図１４に示すように、超音波音速計測（一回目）１４０１（や選択光加熱１３０２の開始）から超音波音速計測（二回目）１４０２までの時間を短縮することが望ましい。これによって、生体と超音波プローブの位置ずれ等による計測精度の低下を抑制し、より高精度な成分濃度計測が可能となる。
【０２６５】
また、より望ましくは、図１５に示すように、選択光加熱１３０２の終了直前に超音波音速計測（一回目）１５０１を実施し、選択光加熱１３０２の終了直後に超音波音速計測（二回目）１５０２を実施することが、より望ましい。選択光加熱１３０２の開始直後は、プラーク１０６以外の部分（周辺部）の温度１３０４も同様に上昇するが、選択光加熱１３０２の終了直後は、プラーク１０６の温度１３０５の低下に比べて、周辺部の温度１３０４の低下は小さいため、図１５に示すタイミングでの超音波音速計測によって、より高コントラストな成分濃度計測が可能となる。
【０２６６】
また、図１４や図１５のように、プラーク１０６の温度１３０５の時間変化が大きいタイミングで超音波音速計測を行う場合、超音波プローブ１０２ａとしては、コンベックス型や電子セクタ型、電子リニア型、や２次元に振動子を配列した超音波プローブを用いることが望ましく、高速な超音波音速計測によって、より高精度な成分濃度計測が可能となる。
【０２６７】
また、コンベックス型、電子セクタ型の場合は、非連続的に超音波ビーム方向を変えて、超音波パルスを放射することが望ましく、より高速な超音波音速計測によって、更に高精度な成分濃度計測が可能となる。
【０２６８】
また、図１４や図１５のように、選択光加熱１３０２の開始直後や終了直後に超音波音速計測を行う場合、プラーク１０６のサイズやプラーク１０６周辺の血流量によって、温度１３０５の変化の時定数が異なる。このため、超音波音速計測（二回目）１４０２、１５０２から１０秒以内に超音波音速計測（三回目）１４０３、１５０３を実施することが望ましい。これによって、各プラークごとの時定数を求めることが可能であり、更に、高精度な成分濃度計測が可能となる。
【０２６９】
また、超音波音速計測（二回目）と（三回目）で、超音波ビームスキャン方向を逆にすることが望ましく、更に、高精度な成分濃度計測が可能となる。
【０２７０】
また、超音波音速計測（二回目）と（三回目）で、異なる波形の超音波パルスを発振することが望ましく、より、浅い部分から深い部分まで高解像度な成分濃度計測が可能となる。
【０２７１】
また、人体を検体とする分光計測装置においては、２０秒以内に複数回の超音波音速計測を実施し、その内、少なくとも２つの超音波音速計測の結果を比較して音速変化分布を求めることが望ましい。個人差によらず、呼吸を止めておける時間であり、呼吸による測定誤差が発生することを抑制することが可能となる。
【０２７２】
また、本実施の形態についても、プラークの脂肪度を計測する分光計測装置の例について示したが、言うまでも無く他の成分濃度計測や成分濃度分布計測を目的とした分光計測装置においても同様の構成で同様の効果が得られる。
【０２７３】
また、実施の形態１、３、４、５に記載した構成を組み合わせることで、より効果の高い構成となるため望ましい。
【０２７４】
（実施の形態６）
本実施の形態では、検体を加熱または冷却し、検体内各部の温度変化によるGruneisen定数の変化の違いを計測することによって成分濃度分布計測を行う分光計測装置について示す。
【０２７５】
図１６は本発明の実施の形態６に係る分光計測装置の一例を示す概略図である。
【０２７６】
図１６の分光計測装置は、少なくとも光源１６０１、超音波計測装置１０２から構成される。
【０２７７】
図１６を用いて、特定の波長の光で検体を加熱し、検体内各部の温度上昇によるGruneisen定数の変化の違いを計測することによって、成分濃度分布計測を行う分光計測装置について示す。以下で、動作の一例について説明する。
【０２７８】
（１）光音響波生成工程（一回目）：レーザ光源１６０１ａとレーザ光源１６０１ａで生成したパルスレーザ光を生体に導く光ファイバ１０１ｂからなる光源１６０１を用いて、選択加熱パルス光１６０２を生体１０４に向けて照射する。これによって、選択加熱パルス光１６０２に対する光吸収率が高い部分にて瞬間的な発熱がおこり、温度上昇に伴う瞬間的な膨張が超音波（光音響波）を発生させる。
【０２７９】
（２）光音響波計測工程（一回目）：超音波プローブ１０２ａを備えた超音波計測装置１０２にて生体１０４内の光音響波を受信し、生体内の各部で発生した光音響波の発生エネルギーを求めることが可能となる。
【０２８０】
（３）選択光加熱工程：レーザ光源１６０３ａとレーザ光源１６０３ａで生成したパルスレーザ光を生体に導く光ファイバ１０１ｂからなる光源１６０３を用いて、選択加熱光１６０４を生体１０４に向けて照射する。これによって、選択加熱光１６０４に対する光吸収率に応じて各部で発熱がおこり、温度上昇を発生させる。
【０２８１】
（４）光音響波生成工程（二回目）：一回目と同様
【０２８２】
（５）光音響波計測工程（二回目）：一回目と同様
【０２８３】
（６）温度上昇量計算工程（２）と（５）の結果から、各部位で発生した光音響波のエネルギーの変化を求め、光音響波のエネルギー変化から各部位の温度上昇量を計算する。
【０２８４】
本実施の形態では、上記（１）〜（６）で示すように、選択加熱光１６０４に生体１０４を加熱する前後で、少なくとも一回の光音響波生成と光音響波計測を行う。
【０２８５】
生体各部で発生する光音響波の音圧は、光の吸収率とGruneisen定数の積に比例する。しかし、ここでGruneisen定数は、その部位の温度によって変化する。
【０２８６】
このため、（３）選択光加熱工程において、生体１０４内各部の成分濃度に応じた温度変化を与えて、（１）、（２）の光音響波生成・計測工程で得られた各部の光音響波のエネルギーと（４）、（５）の光音響波生成・計測工程で得られた各部の光音響波のエネルギーを（６）の工程で比較することで、（３）の選択光加熱工程における各部の温度変化が求められ、成分濃度分布計測が可能となる。
【０２８７】
ここで、検体のサイズによらず、温度変化に光音響波のエネルギーの変化が比例するため、検体のサイズによる成分濃度計測精度のバラつきを抑制することが可能となるため、高精度な成分濃度分布計測が可能となる。
【０２８８】
このように、温度上昇を光音響波のエネルギーの変化率から求める分光計測装置は、用途によっては、実施の形態１に示したような、音速変化から各部の温度上昇を求める分光計測装置より高精度な成分濃度分布計測が可能となる。
【０２８９】
例えば、１２００ｎｍ程度（１１００ｎｍ以上、１３００ｎｍ以下）の波長の選択加熱光１６０４を生体１０４に照射し、血管内プラーク１０６の脂肪度（脂肪濃度）を計測する場合、血管内プラーク１０６は血管の内膜と外膜の間に存在するため、プラーク部分の音速変化を求める場合、内膜で反射した超音波と外膜で反射した超音波を超音波プローブ１０２ａで計測する必要がある。
【０２９０】
しかし、血管内プラークの一種であるアテローム性動脈硬化（粥状硬化）の場合、超音波を反射しにくい性質の内膜を備えていることがある。この場合、音速変化を求める精度が低下する。
【０２９１】
本実施の形態に示すように光音響波のエネルギーの変化率から各部の温度上昇量を求める分光計測装置は、上述のように超音波を反射しにくい部位に対しても温度上昇量を求めることが可能となるため、本実施の形態のように、選択加熱光による温度上昇を選択加熱パルス光照射による光音響波発生によって計測する構成の分光計測装置が最も望ましい。
【０２９２】
また、言うまでも無く実施の形態１の構成のほうが、パルス光源などの効果な部材を必要としないため、安価な成分濃度分布計測手段という点では望ましい。
【０２９３】
また、（３）の選択加熱工程が無い場合であっても、従来どおり、各部の光吸収率の違いに応じて発生する光音響波を計測することで成分濃度分布計測は可能となるが、本実施の形態に示すように（３）の選択加熱工程を行うことで、より高分解能の成分濃度分布計測が可能となる。
【０２９４】
つまり、単に光音響波のエネルギーの大小で成分濃度を計測する場合、選択加熱パルス光のパルス幅に応じて分解能が決まるが、（３）の選択加熱工程による温度変化は、選択加熱パルス光のパルス幅に関係なく、小さな光吸収箇所ほど熱拡散係数が高いため、より小さな光吸収箇所に対しても、温度変化の速度（時定数）を求めることでその光吸収箇所のサイズを求めることが可能となる。
【０２９５】
光吸収による温度変化の速度を求めるため、（３）の選択光加熱開始からの時間を変えて（４）、（５）の工程を実施することが望ましい。（３）と（４）、（５）の時間間隔を変えることで、高精度に光吸収箇所のサイズを求めることが可能となる。
【０２９６】
また、（３）の選択光加熱をある一定時間実施した後、選択加熱光照射を停止し、（４）、（５）を実施しても良い。この場合、選択加熱光照射による光吸収箇所の温度低下時間を求めることとなり、上述の温度上昇時間を求める場合と同様に、選択加熱光照射終了から（４）、（５）までの時間を変えて計測することで、光吸収箇所のサイズを高精度に計測することが可能となる。
【０２９７】
また、本実施の形態において、（１）と（４）の工程で照射する選択加熱パルス光は同一の光源から生成されることが望ましく、２つの選択加熱パルス光の波長や出力を同程度にそろえることが可能となるため、計測の精度を向上させることが可能となる。
【０２９８】
また、選択加熱光と選択加熱パルス光の両方を一つの光源で生成する構成とすることも可能であり、より安価な成分濃度分布計測が可能な手段として望ましい。
【０２９９】
ただし、図１６に示すように、選択加熱光と選択加熱パルス光を別々の光源で生成し、波長も目的に合わせて最適な波長を選択することが望ましく、より高精度な成分濃度計測が可能となる。
【０３００】
例えば、癌と良性腫瘍の判別のため酸化ヘモグロビンと脱酸化ヘモグロビンの成分濃度分布計測を行う場合は、選択加熱パルス光として、波長が約８００ｎｍや６００ｎｍの光を用いることが望ましい。これは、酸化ヘモグロビンと脱酸化ヘモグロビンの光の吸光率が同程度となる波長である。また、選択加熱光としては、酸化ヘモグロビンと脱酸化ヘモグロビンの吸光率の差が大きい波長約７５０ｎｍや波長約１０６４ｎｍの光を用いることが望ましく、これらの波長を選択することで、より高精度な癌と良性腫瘍の判別が可能となる。
【０３０１】
また、本実施の形態において、選択加熱光の波長を変えて、複数回（１）〜（６）の計測工程を行うことによって、言うまでも無く、より高精度に多くの成分の濃度分布計測が可能となるため望ましい。
【０３０２】
また、本実施の形態において、選択加熱光の出力を変えて、複数回（１）〜（６）の計測工程を行うことによって、計測範囲内の各部における多光子吸収などの非線形吸収率を求めることが可能となるため望ましい。これによって、更に、多くの成分の濃度分布計測を行うことが可能となる。
【０３０３】
また、選択加熱光としてパルス光を用いることが望ましい。これによって、より高精度に非線形吸収率を求めることが可能となるため、成分濃度分布計測精度も向上させることが可能となる。
【０３０４】
また、選択加熱光に用いるパルス光の波形を変えて、複数回（１）〜（６）の計測工程を行うことで、より高精度に（非線形吸収率を求められ）成分濃度分布計測が行える。
【０３０５】
また、選択加熱光に用いるパルス光のピーク光強度を変えて、複数の（１）〜（６）の計測工程を行うことで、更に高精度に成分濃度分布計測が行える。
【０３０６】
また、選択加熱光として連続した複数のパルス光を照射した場合と、平均出力や波長が同程度のＣＷ光の選択加熱光を照射した場合の各部の温度上昇量の差分を計算することで、更に高精度に非線形吸収率を求めることが可能となり、成分濃度分布計測精度も向上する。
【０３０７】
また、実施の形態５に図１５を用いて示したのと同様に、本実施の形態においても、選択加熱光による加熱を十分実施した後（１）、（２）を実施し、加熱終了後に（４）〜（６）を実施する計測手順としてもよく、これによって、更に高精度な成分濃度分布計測が可能となる。
【０３０８】
また、言うまでもなく、加熱終了後に複数回の光音響波生成工程と光音響波計測工程を実施することによって、更に高精度な成分濃度分布計測が可能となる。
【０３０９】
以上、選択加熱光としてパルス光を検体に照射する構成について、その効果を示したが、選択加熱光としてパルス光を用いずにＣＷ光を用いる構成は、もっとも安価で高効率に大きな加熱を実現することが可能な光源であるという点で望ましい。
【０３１０】
また、本実施の形態でも他の実施の形態と同様に、検体接触部１０３を通して、検体の熱の一部を吸収する冷却手段を備えることがより望ましく、血流による熱拡散を抑えることで、更に高精度な成分濃度分布計測が可能となる。
【０３１１】
また、実施の形態１、３、４、５に記載した構成を組み合わせることで、より高精度な成分濃度分布計測が可能となるため望ましい。
【０３１２】
以上、本発明の分光計測装置、光照射装置について示したが、本明細書にて示した構成は一例であって、本発明の主旨を逸脱しない範囲で様々な変更が可能であることは言うまでもない。
【産業上の利用可能性】
【０３１３】
本発明にかかる分光計測装置は、肝臓の脂肪濃度計測や、血管内プラークの性状診断、腫瘍の性状診断、ガスの成分分布計測などに応用することが可能である。これらの計測の精度を向上させる有用な手段となる。
【符号の説明】
【０３１４】
１０１  光源
１０１ａ  レーザ光源
１０１ｂ  光ファイバ
１０１ｃ  光ファイバの巻き部
１０２  超音波計測装置
１０２ａ  超音波プローブ
１０２ｂ  計測装置本体
１０２ｃ  ケーブル
１０３  検体接触部
１０４  検体
１０５  選択加熱光
１０６  プラーク
１０７  熱交換部
１０８  駆動電源
１０９  放熱部
１１０  温度計測手段
３０１  パルス光源
３０１ａ  パルスレーザ光源
３０２  選択加熱パルス光
４０１  検体接触部
５０１  検体接触部  
５０２  音速熱変化部材
６０１  ファイバグレーティング
７０１  癌組織
７０２  選択加熱光
７０３  生体
９０１  水槽
９０２  水
１００１  検体接触部
１１０１  マイクロ波発信源
１２０１  信号伝送線
１２０２  選択加熱光
１３０１  超音波音速計測（一回目）
１３０２  選択光加熱
１３０３  超音波音速計測（二回目）
１３０４  周辺部の温度
１３０５  プラークの温度
１４０１  超音波音速計測（一回目）
１４０２  超音波音速計測（二回目）
１４０３  超音波音速計測（三回目）
１５０１  超音波音速計測（一回目）
１５０２  超音波音速計測（二回目）
１５０３  超音波音速計測（三回目）
１６０１  光源
１６０１ａ  レーザ光源
１６０２  選択加熱パルス光
１６０３  光源
１６０３ａ  レーザ光源
１６０４  選択加熱光
【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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【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】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【図１６】
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