JP5626903B2

JP5626903B2 - Catheter-type photoacoustic probe and photoacoustic imaging apparatus provided with the same

Info

Publication number: JP5626903B2
Application number: JP2011164583A
Authority: JP
Inventors: 和宏 ▲辻▼田
Original assignee: Fujifilm Corp
Current assignee: Fujifilm Corp
Priority date: 2011-07-27
Filing date: 2011-07-27
Publication date: 2014-11-19
Anticipated expiration: 2031-07-27
Also published as: JP2013027482A

Description

本発明は、光音響イメージングに使用されるカテーテル型の光音響プローブおよびそれを備えた光音響撮像装置に関するものである。 The present invention relates to a catheter-type photoacoustic probe used for photoacoustic imaging and a photoacoustic imaging apparatus including the same.

従来、被検体の内部の断層画像を取得する方法としては、超音波が被検体内に照射されることにより被検体内で反射した超音波を検出して超音波画像を生成し、被検体内の形態的な断層画像を得る超音波イメージングが知られている。一方、被検体の検査においては形態的な断層画像だけでなく機能的な断層画像を表示する装置の開発も近年進められている。そして、このような装置の一つに光音響分析法を利用した装置がある。この光音響分析法は、所定の波長を有する光（例えば、可視光、近赤外光又は中間赤外光）を被検体に照射し、被検体内の特定物質がこの光のエネルギーを吸収した結果生じる弾性波である光音響波を検出して、その特定物質の濃度を定量的に計測するものである。被検体内の特定物質とは、例えば血液中に含まれるグルコースやヘモグロビンなどである。このように光音響波を検出しその検出信号に基づいて光音響画像を生成する技術は、光音響イメージング（ＰＡＩ：Photoacoustic Imaging）或いは光音響トモグラフィーと呼ばれる。 Conventionally, as a method for acquiring a tomographic image inside a subject, an ultrasonic image is generated by detecting ultrasonic waves reflected in the subject by irradiating the subject with ultrasonic waves. Ultrasonic imaging for obtaining a morphological tomographic image is known. On the other hand, in the examination of a subject, development of an apparatus that displays not only a morphological tomographic image but also a functional tomographic image has been advanced in recent years. One of such devices is a device using a photoacoustic analysis method. This photoacoustic analysis method irradiates a subject with light having a predetermined wavelength (for example, visible light, near infrared light, or mid infrared light), and a specific substance in the subject absorbs the energy of this light. A photoacoustic wave, which is the resulting elastic wave, is detected and the concentration of the specific substance is quantitatively measured. The specific substance in the subject is, for example, glucose or hemoglobin contained in blood. A technique for detecting a photoacoustic wave and generating a photoacoustic image based on the detection signal is called photoacoustic imaging (PAI) or photoacoustic tomography.

近年では、例えば特許文献１のようなカテーテル装置、または内視鏡に光音響イメージングを応用する試みもなされ始めている。 In recent years, for example, attempts have been made to apply photoacoustic imaging to a catheter apparatus such as Patent Document 1 or an endoscope.

特開２００８−１７８６７６号公報JP 2008-178676 A

しかしながら、光音響イメージングをカテーテル装置や内視鏡に応用する場合には、その先端部の小型化に伴う空間的な制約によって、測定光を観察対象に照射するための先端光学系の構造や配置場所が制限されてしまうという問題がある。つまり、カテーテル装置や内視鏡の先端部に複雑な構造の光学系を設けることが困難となる。 However, when photoacoustic imaging is applied to a catheter device or an endoscope, the structure and arrangement of the tip optical system for irradiating the observation light with the measurement light due to the spatial limitations associated with the miniaturization of the tip. There is a problem that the place is limited. That is, it becomes difficult to provide an optical system having a complicated structure at the distal end portion of the catheter device or endoscope.

一方、カテーテル装置や内視鏡では、目的に応じて測定光の照射範囲を広げたり狭くしたりしたいという要望もある。 On the other hand, catheter devices and endoscopes are also desired to expand or narrow the measurement light irradiation range according to the purpose.

したがって、カテーテル装置や内視鏡の先端部に複雑な構造の光学系を設けることなく、上記のような要望を満足させられる解決策が望まれている。 Therefore, there is a demand for a solution that can satisfy the above-described demand without providing an optical system having a complicated structure at the distal end portion of the catheter device or endoscope.

本発明は上記要望に応えてなされたものであり、光音響イメージング用のカテーテル装置や内視鏡において、カテーテル装置や内視鏡の先端部に複雑な構造の光学系を設けることなく、測定光の照射範囲の制御を可能とするカテーテル型の光音響プローブおよびそれを備えた光音響撮像装置を提供することを目的とするものである。 The present invention has been made in response to the above-mentioned demands. In a catheter apparatus or endoscope for photoacoustic imaging, measurement light can be obtained without providing an optical system having a complicated structure at the distal end portion of the catheter apparatus or endoscope. It is an object of the present invention to provide a catheter-type photoacoustic probe and a photoacoustic imaging apparatus including the catheter-type photoacoustic probe capable of controlling the irradiation range.

上記課題を解決するために、本発明に係るカテーテル型の光音響プローブは、
被検体内に測定光を照射し、この測定光の照射により被検体内で発生した光音響波を検出してこの光音響波を電気信号に変換し、この電気信号に基づいて行われる光音響測定に用いられるカテーテル型の光音響プローブにおいて、
光透過性を有する先端部を備えるカテーテルと、
先端部にまでレーザ光を導光するようにカテーテルに挿通された、コア径の異なる複数のコアを有するマルチコア光ファイバと、
マルチコア光ファイバの入射端面側に設けられた第１の光学系であって、光源側から入射したレーザ光を上記入射端面に導光する第１の光学系と、
マルチコア光ファイバの出射端面側に設けられた第２の光学系であって、上記出射端面から出射したレーザ光を偏向して上記測定光とする第２の光学系と、
第１の光学系によって導光されたレーザ光が、上記入射端面に入射する際のレーザ光のビーム径が複数のコアのうち所望の１つのコアのコア径と略一致する状態で、その１つのコアの上記入射端面に入射するように、第１の光学系の構成および／または上記入射端面の位置を制御するビーム径制御手段と、
先端部に設けられた、光音響波を検出してこの光音響波を電気信号に変換する電気音響変換手段とを備えることを特徴とするものである。 In order to solve the above-described problem, a catheter-type photoacoustic probe according to the present invention includes:
Photoacoustic performed based on the electrical signal by irradiating the subject with measurement light, detecting the photoacoustic wave generated in the subject by the irradiation of the measurement light, and converting the photoacoustic wave into an electrical signal. In the catheter-type photoacoustic probe used for measurement,
A catheter with a light-transmitting tip,
A multi-core optical fiber having a plurality of cores with different core diameters, inserted through the catheter so as to guide the laser beam to the tip,
A first optical system provided on the incident end face side of the multi-core optical fiber, the first optical system guiding the laser light incident from the light source side to the incident end face;
A second optical system provided on the exit end face side of the multi-core optical fiber, wherein the second optical system deflects the laser light emitted from the exit end face to obtain the measurement light;
In the state where the beam diameter of the laser beam guided by the first optical system substantially coincides with the core diameter of a desired one of the plurality of cores when the laser beam is incident on the incident end face. Beam diameter control means for controlling the configuration of the first optical system and / or the position of the incident end face so as to be incident on the incident end face of one core;
And an electroacoustic conversion means for detecting a photoacoustic wave and converting the photoacoustic wave into an electric signal, provided at the tip.

本発明に係る光音響プローブは、マルチコア光ファイバが、第１のコアおよびこの第１のコアの周囲を順次被覆する第１から第ｎ番目のクラッドを備え、第１から第ｎ番目のクラッドのそれぞれの屈折率が、第１のコアの屈折率よりも小さくかつ段階的に順次小さくなり、第１のコアから第ｎ−１番目のクラッドまでが第ｎのコアとして機能するものであり、
ビーム径制御手段が、測定光の照射範囲を広げる場合にはビーム径が小さくなるように、測定光の照射範囲を狭める場合にはビーム径が大きくなるように制御するものであることが好ましい。 In the photoacoustic probe according to the present invention, the multicore optical fiber includes a first core and first to nth claddings that sequentially cover the periphery of the first core, and the first to nth claddings Each refractive index is smaller than the refractive index of the first core and gradually decreases step by step, and the first core to the (n-1) th cladding function as the nth core,
It is preferable that the beam diameter control means controls the beam diameter to be small when the measurement light irradiation range is expanded, and to increase the beam diameter when the measurement light irradiation range is narrowed.

また本発明に係る光音響プローブは、ビーム径制御手段を、測定光の照射範囲を広げる場合に、第１の光学系によって導光されたレーザ光が第１のコアにのみ入射するように制御するものとすることができる。 The photoacoustic probe according to the present invention controls the beam diameter control means so that the laser beam guided by the first optical system is incident only on the first core when the irradiation range of the measurement light is expanded. Can be.

また本発明に係る光音響プローブは、第１の光学系が、円錐レンズを含むものであり、リング形状に成形されたレーザ光を上記入射端面に導光するものであることが好ましい。 In the photoacoustic probe according to the present invention, it is preferable that the first optical system includes a conical lens and guides the laser beam formed into a ring shape to the incident end face.

さらに、本発明に係る光音響プローブは、ビーム径制御手段を、測定光の照射範囲を狭める場合に、リング形状に成形されたレーザ光が第１から第ｎ−１番目のクラッドのうち１以上のクラッドの上記入射端面にのみ入射するように制御するものとすることができる。 Furthermore, in the photoacoustic probe according to the present invention, when the beam diameter control means narrows the irradiation range of the measurement light, one or more of the first to (n-1) -th clad laser beams are formed in a ring shape. It is possible to control so as to be incident only on the incident end face of the clad.

このビーム径制御手段は、測定光の照射範囲を狭める場合に、リング形状に成形されたレーザ光が第１から第ｎ−１番目のクラッドのうち１のクラッドの上記入射端面にのみ入射するように制御するものとすることができる。 In the beam diameter control means, when the irradiation range of the measurement light is narrowed, the laser light shaped into a ring shape is incident only on the incident end face of one of the first to (n-1) th clads. Can be controlled.

また、このビーム径制御手段は、測定光の照射範囲を狭める場合に、リング形状に成形されたレーザ光が第ｎ−１番目のクラッドの上記入射端面にのみ入射するように制御するものとすることができる。 Also, this beam diameter control means controls so that the laser beam shaped in a ring shape is incident only on the incident end face of the (n-1) th clad when narrowing the irradiation range of the measurement light. be able to.

また、前記マルチコア光ファイバは、上記ｎが２であるダブルコア光ファイバとすることができる。 The multi-core optical fiber may be a double-core optical fiber where n is 2.

そして、このマルチコア光ファイバが第１のコアおよびこの第１のコアの周囲を順次被覆する第１から第ｎ番目のクラッドを備える場合において、
第１の光学系を球面収差を生じるレンズを含むものとし、
ビーム径制御手段を、測定光の照射範囲を狭める場合に、所望のパターン形状が得られるデフォーカス面が上記入射端面と一致するように制御するものとすることができる。 In the case where the multi-core optical fiber includes a first core and first to n-th clads that sequentially cover the periphery of the first core,
The first optical system includes a lens that generates spherical aberration,
The beam diameter control means can be controlled so that a defocus surface that obtains a desired pattern shape coincides with the incident end surface when the irradiation range of the measurement light is narrowed.

或いは、本発明に係る光音響プローブは、複数のコアが、それぞれ異なる光軸を有するものであり、ビーム径制御手段が、測定光の照射範囲を広げる場合には複数のコアのうちコア径の小さいものに入射するように、測定光の照射範囲を狭める場合には複数のコアのうちコア径の大きいものに入射するように制御するものとすることもできる。 Alternatively, in the photoacoustic probe according to the present invention, when the plurality of cores have different optical axes, and the beam diameter control means widens the irradiation range of the measurement light, the core diameter of the plurality of cores is increased. When the irradiation range of the measurement light is narrowed so as to be incident on a small one, the control may be performed so that it is incident on a core having a large core diameter among a plurality of cores.

本発明に係る光音響撮像装置は、
被検体内に測定光を照射し、この測定光の照射により被検体内で発生した光音響波を検出してこの光音響波を電気信号に変換し、この電気信号に基づいて光音響画像を生成する光音響撮像装置において、
光透過性を有する先端部を備えるカテーテルと、
先端部にまでレーザ光を導光するようにカテーテルに挿通されたマルチコア光ファイバと、
マルチコア光ファイバの入射端面側に設けられた第１の光学系であって、光源側から入射したレーザ光を上記入射端面に導光する第１の光学系と、
マルチコア光ファイバの出射端面側に設けられた第２の光学系であって、上記出射端面から出射したレーザ光を偏向して測定光とする第２の光学系と、
第１の光学系によって導光されたレーザ光が、上記入射端面に入射する際のレーザ光のビーム径が複数のコアのうち所望の１つのコアのコア径と略一致する状態で、その１つのコアの上記入射端面に入射するように、第１の光学系の構成および／または上記入射端面の位置を制御するビーム径制御手段と、
先端部に設けられた、光音響波を検出してこの光音響波を電気信号に変換する電気音響変換手段と、
電気信号に基づいて光音響画像を生成する画像生成手段とを備えることを特徴とするものである。 The photoacoustic imaging apparatus according to the present invention is:
Irradiate the subject with measurement light, detect the photoacoustic wave generated in the subject by irradiation of the measurement light, convert the photoacoustic wave into an electrical signal, and based on the electrical signal, convert the photoacoustic image In the photoacoustic imaging device to be generated,
A catheter with a light-transmitting tip,
A multi-core optical fiber inserted through the catheter so as to guide the laser beam to the tip,
A first optical system provided on the incident end face side of the multi-core optical fiber, the first optical system guiding the laser light incident from the light source side to the incident end face;
A second optical system provided on the exit end face side of the multi-core optical fiber, wherein the second optical system deflects the laser light emitted from the exit end face to obtain measurement light;
In the state where the beam diameter of the laser beam guided by the first optical system substantially coincides with the core diameter of a desired one of the plurality of cores when the laser beam is incident on the incident end face. Beam diameter control means for controlling the configuration of the first optical system and / or the position of the incident end face so as to be incident on the incident end face of one core;
An electroacoustic conversion means for detecting a photoacoustic wave and converting the photoacoustic wave into an electric signal provided at the tip;
Image generating means for generating a photoacoustic image based on an electrical signal is provided.

そして、本発明に係る光音響撮像装置は、前記マルチコア光ファイバが、第１のコアおよびこの第１のコアの周囲を順次被覆する第１から第ｎ番目のクラッドを備え、第１から第ｎ番目のクラッドのそれぞれの屈折率が、第１のコアの屈折率よりも小さくかつ段階的に順次小さくなるものであり、第１のコアから第ｎ−１番目のクラッドまでが第ｎ番目のコアとして機能するものであり、
ビーム径制御手段が、測定光の照射範囲を広げる場合にはビーム径が小さくなるように、測定光の照射範囲を狭める場合にはビーム径が大きくなるように制御するものであることが好ましい。 In the photoacoustic imaging apparatus according to the present invention, the multi-core optical fiber includes a first core and first to n-th claddings that sequentially cover the periphery of the first core, and the first to n-th claddings. The refractive index of each of the n th cladding is smaller than the refractive index of the first core and gradually decreases step by step, and the n th core is from the first core to the n−1 th clad. Function as
It is preferable that the beam diameter control means controls the beam diameter to be small when the measurement light irradiation range is expanded, and to increase the beam diameter when the measurement light irradiation range is narrowed.

或いは、本発明に係る光音響撮像装置は、複数のコアが、それぞれ異なる光軸を有するものであり、ビーム径制御手段が、測定光の照射範囲を広げる場合には複数のコアのうちコア径の小さいものに入射するように、測定光の照射範囲を狭める場合には複数のコアのうちコア径の大きいものに入射するように制御するものとすることもできる。 Alternatively, in the photoacoustic imaging apparatus according to the present invention, when the plurality of cores have different optical axes, and the beam diameter control means widens the irradiation range of the measurement light, the core diameter of the plurality of cores. When the irradiation range of the measurement light is narrowed so as to be incident on a small core, control can be performed so that it enters a core having a large core diameter among a plurality of cores.

本発明に係るカテーテル型の光音響プローブおよび光音響撮像装置は、先端部にまでレーザ光を導光するようにカテーテルに挿通された、コア径の異なる複数のコアを有するマルチコア光ファイバと、マルチコア光ファイバの入射端面側に設けられた第１の光学系であって、光源側から入射したレーザ光を上記入射端面に導光する第１の光学系と、マルチコア光ファイバの出射端面側に設けられた第２の光学系であって、上記出射端面から出射したレーザ光を偏向して上記測定光とする第２の光学系と、第１の光学系によって導光されたレーザ光が、上記入射端面に入射する際のレーザ光のビーム径が複数のコアのうち所望の１つのコアのコア径と略一致する状態で、その１つのコアの上記入射端面に入射するように、第１の光学系の構成および／または上記入射端面の位置を制御するビーム径制御手段とを備えることを特徴とする。これにより、マルチコア光ファイバの入射端面へレーザ光が入射するコアのコア径を、目的に応じて入射端面側の光学系の構成および／または上記入射端面の位置のみに基づいて変更することができる。一般に、光ファイバの出射端面から出射したレーザ光の出射角度は、実際にレーザ光が出射した出射端面の面積と反比例の関係を有する。この結果、光音響イメージング用のカテーテル装置や内視鏡において、カテーテル装置や内視鏡の先端部に複雑な構造の光学系を設けることなく、測定光の照射範囲の制御が可能となる。 A catheter-type photoacoustic probe and a photoacoustic imaging device according to the present invention include a multi-core optical fiber having a plurality of cores with different core diameters, which is inserted into a catheter so as to guide laser light to a distal end portion. A first optical system provided on the incident end face side of the optical fiber, the first optical system for guiding laser light incident from the light source side to the incident end face, and provided on the output end face side of the multi-core optical fiber The second optical system is a second optical system that deflects the laser light emitted from the emission end face to make the measurement light, and the laser light guided by the first optical system is In a state where the beam diameter of the laser light when entering the incident end face substantially coincides with the core diameter of a desired one of the plurality of cores, the first light is incident on the incident end face of the one core. Optical system configuration Beauty / or characterized in that it comprises a beam diameter control means for controlling the position of the incident end face. Thereby, the core diameter of the core on which the laser light is incident on the incident end face of the multi-core optical fiber can be changed based on only the configuration of the optical system on the incident end face side and / or the position of the incident end face according to the purpose. . In general, the emission angle of the laser light emitted from the emission end face of the optical fiber has an inversely proportional relationship with the area of the emission end face from which the laser light is actually emitted. As a result, in the catheter device or endoscope for photoacoustic imaging, the irradiation range of the measurement light can be controlled without providing an optical system having a complicated structure at the distal end portion of the catheter device or endoscope.

本実施形態の光音響プローブの構成を示す概略断面図である。It is a schematic sectional drawing which shows the structure of the photoacoustic probe of this embodiment. 本実施形態の光音響撮像装置の構成を示す概略構成図である。It is a schematic block diagram which shows the structure of the photoacoustic imaging device of this embodiment. ダブルコア光ファイバの光軸に垂直な断面における構造と有効屈折率の関係を示す概略断面図である。It is a schematic sectional drawing which shows the relationship in the cross section perpendicular | vertical to the optical axis of a double core optical fiber, and an effective refractive index. レーザ光をリング形状に成形する光学系の構成およびビーム径制御手段の動作機構を示す概略断面図である。It is a schematic sectional drawing which shows the structure of the optical system which shape | molds a laser beam in a ring shape, and the operation mechanism of a beam diameter control means. レーザ光をリング形状に成形する光学系の構成およびビーム径制御手段の動作機構を示す概略断面図である。It is a schematic sectional drawing which shows the structure of the optical system which shape | molds a laser beam in a ring shape, and the operation mechanism of a beam diameter control means. 第１のコアから出射するレーザ光の出射角度を示す概略断面図である。It is a schematic sectional drawing which shows the emission angle of the laser beam radiate | emitted from a 1st core. 第２のコアから出射するレーザ光の出射角度を示す概略断面図である。It is a schematic sectional drawing which shows the emission angle of the laser beam radiate | emitted from a 2nd core. レーザ光の出射時における光音響プローブの先端部の構造を示す概略断面図である。It is a schematic sectional drawing which shows the structure of the front-end | tip part of the photoacoustic probe at the time of the emission of a laser beam. レーザ光をリング形状に成形する光学系の他の構成を示す概略断面図である。It is a schematic sectional drawing which shows the other structure of the optical system which shape | molds a laser beam in a ring shape. ダブルコア光ファイバの他の構成を示す概略断面図である。It is a schematic sectional drawing which shows the other structure of a double core optical fiber.

以下、本発明の実施形態について図面を用いて説明するが、本発明はこれに限られるものではない。なお、視認しやすくするため、図面中の各構成要素の縮尺等は実際のものとは適宜異ならせてある。 Hereinafter, although an embodiment of the present invention is described using a drawing, the present invention is not limited to this. In addition, for easy visual recognition, the scale of each component in the drawings is appropriately changed from the actual one.

図１は、本実施形態の光音響プローブの構成を示す概略断面図である。また図２は、本実施形態の光音響撮像装置の構成を示す概略断面図である。また図３は、ダブルコア光ファイバの光軸に垂直な断面における構造と有効屈折率の関係を示す概略断面図である。 FIG. 1 is a schematic cross-sectional view showing the configuration of the photoacoustic probe of the present embodiment. FIG. 2 is a schematic cross-sectional view showing the configuration of the photoacoustic imaging apparatus of the present embodiment. FIG. 3 is a schematic cross-sectional view showing the relationship between the structure and the effective refractive index in a cross section perpendicular to the optical axis of the double core optical fiber.

本実施形態の光音響プローブ１は、図１に示されるように、光結合部２および挿入部３から構成される。 The photoacoustic probe 1 of this embodiment is comprised from the optical coupling part 2 and the insertion part 3, as FIG. 1 shows.

より具体的には、本実施形態の光音響プローブ１は、図１から図３に示されるように、光透過性を有する先端部を備えるカテーテル４と、先端部にまでレーザ光Ｌを導光するようにカテーテル４に挿通された、コア径の異なる複数のコアを有するダブルコア光ファイバ５と（図３）、ダブルコア光ファイバ５の入射端面５ａ側に設けられた第１の光学系４１、４２および４３であって、光源１３側から入射したレーザ光Ｌを上記入射端面５ａに導光する第１の光学系４１、４２および４３と、ダブルコア光ファイバの出射端面５ｂ側に設けられた第２の光学系６であって、上記出射端面５ｂから出射したレーザ光Ｌを観察部位に向けて偏向する第２の光学系６と、第１の光学系４１、４２および４３によって導光されたレーザ光Ｌが、上記入射端面５ａに入射する際のレーザ光Ｌのビーム径が複数のコアのうち所望の１つのコアのコア径と略一致する状態で、その１つのコアの上記入射端面５ａに入射するように、第１の光学系４１、４２および４３の構成および／または上記入射端面５ａの位置を制御するビーム径制御手段４５と、先端部に設けられた、光音響波を検出してこの光音響波を電気信号に変換する超音波探触子７とを備えるものである。 More specifically, as shown in FIGS. 1 to 3, the photoacoustic probe 1 of the present embodiment guides the laser light L to the catheter 4 having a light-transmitting tip and the tip. The double-core optical fiber 5 having a plurality of cores with different core diameters inserted through the catheter 4 (FIG. 3), and the first optical systems 41 and 42 provided on the incident end face 5a side of the double-core optical fiber 5 The first optical systems 41, 42, and 43 that guide the laser light L incident from the light source 13 side to the incident end face 5a, and the second optical system provided on the output end face 5b side of the double core optical fiber. The second optical system 6 that deflects the laser light L emitted from the emission end face 5b toward the observation site, and the laser guided by the first optical systems 41, 42, and 43. Light L is above In a state where the beam diameter of the laser beam L when entering the end surface 5a substantially matches the core diameter of a desired one of the plurality of cores, the first light is incident on the incident end surface 5a of the one core. A beam diameter control means 45 for controlling the configuration of the first optical system 41, 42 and 43 and / or the position of the incident end face 5a, and detecting the photoacoustic wave provided at the tip, An ultrasonic probe 7 for converting into a signal is provided.

光結合部２は、光源から出力されたレーザ光を挿入部３のダブルコア光ファイバの入射端面に導光するものである。本実施形態では、光結合部２は、円錐レンズ４１および４２、集光レンズ４３並びにビーム径制御手段４５を含んでいる。円錐レンズ４１および４２、集光レンズ４３が、本発明における第１の光学系に相当する。 The optical coupling unit 2 guides the laser light output from the light source to the incident end face of the double core optical fiber of the insertion unit 3. In the present embodiment, the optical coupling unit 2 includes conical lenses 41 and 42, a condensing lens 43, and a beam diameter control unit 45. The conical lenses 41 and 42 and the condenser lens 43 correspond to the first optical system in the present invention.

第１の光学系４１、４２および４３は、光源から出力されたレーザ光をリング形状に成形するものである。より具体的には、光源から出力されたレーザ光は外部の光ファイバ４０を伝搬し、その後円錐レンズ４１に入射した後円錐レンズ４２に入射する。円錐レンズ４１と円錐レンズ４２は、頂点が対向するように配置されている。これにより、レーザ光Ｌは、円錐レンズ４１に入射することによりリング形状に成形され、リング形状のまま拡散するレーザ光Ｌは円錐レンズ４２により平行光化される（図４Ａおよび図４Ｂ）。そして、平行光化されたレーザ光Ｌは、集光レンズ４３により集光される（図４Ａおよび図４Ｂ）。 The first optical systems 41, 42 and 43 are for shaping the laser light output from the light source into a ring shape. More specifically, the laser light output from the light source propagates through the external optical fiber 40, and then enters the conical lens 41 and then enters the conical lens 42. The conical lens 41 and the conical lens 42 are arranged so that the apexes face each other. As a result, the laser light L is formed into a ring shape by being incident on the conical lens 41, and the laser light L diffusing in the ring shape is converted into parallel light by the conical lens 42 (FIGS. 4A and 4B). The collimated laser beam L is collected by the condenser lens 43 (FIGS. 4A and 4B).

ビーム径制御手段４５は、第１の光学系４１、４２および４３によって導光されたレーザ光Ｌが、上記入射端面５ａに入射する際のレーザ光Ｌのビーム径が複数のコアのうち所望の１つのコアのコア径と略一致する状態で、その１つのコアの上記入射端面５ａに入射するように、第１の光学系４１、４２および４３の構成および／または上記入射端面５ａの位置を制御するものである。本明細書において、ビーム径が「所望の１つのコアのコア径と略一致する状態」とは、ビーム径が、所望の１つのコアのコア径以下であり、かつ、当該所望の１つのコアの次に小さいコアを有するコアのコア径よりも大きいことを意味する。本実施形態では、ビーム径制御手段４５は、集光レンズ４３によって集光されたレーザ光Ｌの焦点の位置を調整するため、集光レンズ４３の位置を光軸方向に沿って変化させて第１の光学系の構成を制御している。これにより、レーザ光Ｌがダブルコア光ファイバ５の入射端面５ａに入射する際のビーム径が制御される。 The beam diameter control means 45 is configured such that the laser beam L guided by the first optical systems 41, 42 and 43 has a desired beam diameter of the plurality of cores when entering the incident end face 5a. The configuration of the first optical systems 41, 42, and 43 and / or the position of the incident end face 5a is set so as to be incident on the incident end face 5a of the one core in a state substantially matching the core diameter of the one core. It is something to control. In this specification, the beam diameter is “a state that substantially matches the core diameter of a desired one core” means that the beam diameter is equal to or smaller than the core diameter of the desired one core, and the desired one core It is larger than the core diameter of the core having the next smallest core. In the present embodiment, the beam diameter control means 45 changes the position of the condensing lens 43 along the optical axis direction in order to adjust the focal position of the laser light L condensed by the condensing lens 43. The configuration of the optical system 1 is controlled. Thereby, the beam diameter when the laser beam L is incident on the incident end face 5a of the double core optical fiber 5 is controlled.

挿入部３は、例えば被検体の血管内に挿入され、光音響測定を行う部分である。本実施形態では、挿入部３は、カテーテル４、ダブルコア光ファイバ５、第２の光学系６および電気音響変換手段７を含んでいる。 The insertion unit 3 is a part that is inserted into a blood vessel of a subject and performs photoacoustic measurement, for example. In the present embodiment, the insertion section 3 includes a catheter 4, a double core optical fiber 5, a second optical system 6, and electroacoustic conversion means 7.

カテーテル４は、軸方向の内孔を有する細長い管状構造を有する。カテーテル４の内孔には、ダブルコア光ファイバ５、超音波探触子７、第２の光学系６およびその他配線等が収納される。カテーテル４は、柔軟すなわち屈曲可能な任意の適切な材料から作製することができる。通常、カテーテルの外壁には、制御ハンドルが回転する際のカテーテル４の剛性を高めるために、ステンレス鋼等からなる編み込みメッシュが埋め込まれている。カテーテル４の外径は、特に限定されないが、好ましくは３ｍｍ以下、より好ましくは１ｍｍである。また、カテーテル４の厚さも、特に限定されず、ダブルコア光ファイバ等の要素が収納できる程度に十分に薄いことが好ましい。 The catheter 4 has an elongated tubular structure with an axial bore. The inner hole of the catheter 4 accommodates the double core optical fiber 5, the ultrasonic probe 7, the second optical system 6, and other wirings. The catheter 4 can be made from any suitable material that is flexible or bendable. Usually, a braided mesh made of stainless steel or the like is embedded in the outer wall of the catheter in order to increase the rigidity of the catheter 4 when the control handle rotates. The outer diameter of the catheter 4 is not particularly limited, but is preferably 3 mm or less, more preferably 1 mm. The thickness of the catheter 4 is not particularly limited, and is preferably thin enough to accommodate elements such as a double core optical fiber.

ダブルコア光ファイバ５は、レーザ光Ｌをカテーテル４の先端部まで導光するものである。ダブルコア光ファイバ５は、図３に示されるように、第１のコア５０およびこの第１のコア５０の周囲を被覆する第１のクラッド５１、この第１のクラッド５１の周囲を被覆する第２のクラッド５２およびこの第２のクラッド５２の周囲を被覆する被覆部材５３とから構成されている。また、第１から第２番目のクラッドのそれぞれの屈折率は、第１のコアの屈折率よりも小さくかつ段階的に順次小さくなるように設計されている。つまり、図３に示すように、第１のコア５０の屈折率ｎ_０よりも第１のクラッド５１の屈折率ｎ_１が小さく、第１のクラッド５１の屈折率ｎ_１よりも第２のクラッド５２の屈折率ｎ_２が小さくなっている。このような構成の結果、本実施形態では、第１のコアおよび第１番目のクラッドが第２のコアとして機能する。第１のコアは、シングルモード用に細くてもよいし、マルチモード用に太くてもよい。ダブルコア光ファイバ５の構成材料は、特に限定されない。しかしながら、第１のコアは石英から構成されることが好ましく、クラッド５１および５２は石英系ガラスから構成されることが好ましく、被覆部材５３は樹脂から構成されることが好ましい。ダブルコア光ファイバ５の太さは、上記カテーテル４に挿通可能な程度に細いことが必要である。 The double core optical fiber 5 guides the laser light L to the distal end portion of the catheter 4. As shown in FIG. 3, the double-core optical fiber 5 includes a first core 50, a first cladding 51 that covers the periphery of the first core 50, and a second cladding that covers the periphery of the first cladding 51. And a covering member 53 that covers the periphery of the second cladding 52. In addition, the refractive indexes of the first to second claddings are designed to be smaller than the refractive index of the first core and gradually decrease step by step. That is, as shown in FIG. 3, than the refractive index n ₀ of the first core 50 refractive index n ₁ is smaller in the first cladding 51, a second clad than the refractive index n ₁ of the first clad 51 refractive index _{n 2} of the 52 is small. As a result of such a configuration, in the present embodiment, the first core and the first cladding function as the second core. The first core may be thin for single mode or thick for multimode. The constituent material of the double core optical fiber 5 is not particularly limited. However, the first core is preferably made of quartz, the clads 51 and 52 are preferably made of quartz glass, and the covering member 53 is preferably made of resin. The thickness of the double core optical fiber 5 needs to be thin enough to be inserted through the catheter 4.

第２の光学系６は、ダブルコア光ファイバ５の出射端面から出射したレーザ光Ｌを被検体の観察部位に向けて偏向するものである。 The second optical system 6 deflects the laser light L emitted from the emission end face of the double core optical fiber 5 toward the observation site of the subject.

超音波探触子７は、被検体に向けて超音波を照射し、被検体内を伝搬する音響波を検出するものである。すなわち、超音波探触子７は、被検体に対する超音波の照射（送信）、および被検体から反射して戻って来るその超音波の反射波の検出（受信）を行う。さらに超音波探触子７は、被検体内の観察対象物がレーザ光を吸収することにより被検体内に発生した光音響波の検出も行う。なお本明細書において、「音響波」とは超音波および光音響波を含む意味である。ここで、「超音波」とは電気音響変換部の振動により被検体内に発生した弾性波およびその反射波を意味し、「光音響波」とは測定光の照射による光音響効果により被検体内に発生した弾性波を意味する。そのために超音波探触子７は、例えば一次元または二次元に配列された複数の超音波振動子から構成される振動子アレイを有する。この超音波振動子が本発明における電気音響変換手段に相当する。超音波振動子１１は、例えば、圧電セラミクス、またはポリフッ化ビニリデン（ＰＶＤＦ）のような高分子フィルムから構成される圧電素子である。超音波振動子１１は、音響波を受信した場合にその受信信号を電気信号に変換する機能を有している。この電気信号は後述する受信回路２１に出力される。この超音波探触子７は、セクタ走査対応、リニア走査対応、コンベックス走査対応等の中から診断部位に応じて選択される。 The ultrasonic probe 7 irradiates the subject with ultrasonic waves and detects an acoustic wave propagating through the subject. That is, the ultrasonic probe 7 performs irradiation (transmission) of ultrasonic waves to the subject and detection (reception) of the reflected waves of the ultrasonic waves that are reflected back from the subject. Furthermore, the ultrasonic probe 7 also detects a photoacoustic wave generated in the subject when the observation object in the subject absorbs the laser beam. In this specification, “acoustic wave” means an ultrasonic wave and a photoacoustic wave. Here, “ultrasonic wave” means an elastic wave and its reflected wave generated in the subject due to vibration of the electroacoustic transducer, and “photoacoustic wave” means a subject due to a photoacoustic effect caused by irradiation of measurement light. It means the elastic wave generated inside. For this purpose, the ultrasonic probe 7 has a transducer array composed of, for example, a plurality of ultrasonic transducers arranged one-dimensionally or two-dimensionally. This ultrasonic transducer corresponds to the electroacoustic conversion means in the present invention. The ultrasonic vibrator 11 is a piezoelectric element made of a polymer film such as piezoelectric ceramics or polyvinylidene fluoride (PVDF). The ultrasonic transducer 11 has a function of converting a received signal into an electric signal when an acoustic wave is received. This electrical signal is output to the receiving circuit 21 described later. The ultrasonic probe 7 is selected according to the diagnostic site from among sector scanning, linear scanning, and convex scanning.

超音波探触子７は、音響波を効率よく検出するために音響整合層を振動子アレイの表面に備えてもよい。一般に圧電素子材料と生体では音響インピーダンスが大きく異なるため、圧電素子材料と生体が直接接した場合には、界面での反射が大きくなり音響波を効率よく検出することができない。このため、圧電素子材料と生体の間に中間的な音響インピーダンスを有する音響整合層が配置されることにより、音響波を効率よく検出することができる。音響整合層を構成する材料の例としては、エポキシ樹脂や石英ガラスなどが挙げられる。また同様の理由により、カテーテル内を音響整合液で満たすことも好ましい。音響整合液を構成する材料の例としては、水などが挙げられる。 The ultrasonic probe 7 may include an acoustic matching layer on the surface of the transducer array in order to detect acoustic waves efficiently. In general, the acoustic impedance of the piezoelectric element material and the living body are greatly different. Therefore, when the piezoelectric element material and the living body are in direct contact with each other, the reflection at the interface is increased and the acoustic wave cannot be detected efficiently. For this reason, an acoustic wave can be efficiently detected by arranging an acoustic matching layer having an intermediate acoustic impedance between the piezoelectric element material and the living body. Examples of the material constituting the acoustic matching layer include epoxy resin and quartz glass. For the same reason, it is also preferable to fill the inside of the catheter with an acoustic matching liquid. An example of the material constituting the acoustic matching liquid is water.

以下、本実施形態の光音響プローブ１の作用効果を説明する。 Hereinafter, the function and effect of the photoacoustic probe 1 of the present embodiment will be described.

図４Ａは、レーザ光をリング形状に成形する光学系の構成およびビーム径制御手段の動作機構を示す概略断面図である。図４Ｂは、レーザ光をリング形状に成形する光学系の構成およびビーム径制御手段の動作機構を示す概略断面図である。また、図５Ａは、第１のコアから出射するレーザ光の出射角度を示す概略断面図である。図５Ｂは、第２のコアから出射するレーザ光の出射角度を示す概略断面図である。 FIG. 4A is a schematic cross-sectional view showing the configuration of an optical system for shaping laser light into a ring shape and the operation mechanism of beam diameter control means. FIG. 4B is a schematic cross-sectional view showing the configuration of an optical system for shaping laser light into a ring shape and the operation mechanism of beam diameter control means. FIG. 5A is a schematic cross-sectional view showing an emission angle of laser light emitted from the first core. FIG. 5B is a schematic cross-sectional view showing the emission angle of the laser light emitted from the second core.

本実施形態の光音響プローブ１では、ビーム径制御手段４５が、集光レンズ４３の位置を光軸方向に沿って変化させることにより、ダブルコア光ファイバ５の出射端面５ｂから出射したレーザ光Ｌの出射角度が制御される。より具体的には、ビーム径制御手段４５が、集光レンズ４３の位置を光軸方向に沿って変化させると、ダブルコア光ファイバ５の入射端面５ａに入射する際のレーザ光Ｌのビーム径が光軸を中心として変化する。これにより、レーザ光Ｌが第１のコア５０のみに入射する場合と第２のコア（第１のコア５０および第１のクラッド５１）に入射する場合とで切り換えることができる。そして、レーザ光が第１のコア５０のみに入射した場合（図４Ａ）には、そのレーザ光Ｌは第１のコア５０のみを伝搬し、ダブルコア光ファイバ５の出射端面５ｂのうち第１のコア５０の部分のみから出射することになる（図５Ａ）。一方、レーザ光Ｌが第２のコア５０および５１に入射した場合（図４Ｂ）には、そのレーザ光Ｌは第２のコア５０および５１を伝搬し、ダブルコア光ファイバ５の出射端面５ｂのうち第２のコア５０および５１の部分から出射することになる（図５Ｂ）。一般に、光ファイバの出射端面から出射したレーザ光の出射角度は、実際にレーザ光が出射した出射端面の面積と反比例の関係を有する（エタンデュの保存則）。したがって、レーザ光Ｌが第１のコア５０のみに入射した場合におけるレーザ光Ｌｗの出射角度θ１は、レーザ光Ｌが第２のコア５０および５１に入射した場合におけるレーザ光Ｌｎの出射角度θ２に比べて大きい。この結果、図６に示されるように、光音響イメージング用のカテーテル装置や内視鏡において、カテーテル装置や内視鏡の先端部に複雑な構造の光学系を設けることなく、レーザ光の出射時における開口数（ＮＡ）を切り換えることが可能となり、測定光の照射範囲の制御が可能となる。 In the photoacoustic probe 1 of this embodiment, the beam diameter control means 45 changes the position of the condensing lens 43 along the optical axis direction, so that the laser light L emitted from the emission end face 5b of the double core optical fiber 5 is changed. The emission angle is controlled. More specifically, when the beam diameter control means 45 changes the position of the condenser lens 43 along the optical axis direction, the beam diameter of the laser light L when entering the incident end face 5a of the double core optical fiber 5 is changed. It changes around the optical axis. Thereby, it is possible to switch between the case where the laser beam L is incident only on the first core 50 and the case where the laser beam L is incident on the second core (the first core 50 and the first cladding 51). When the laser light is incident only on the first core 50 (FIG. 4A), the laser light L propagates only through the first core 50, and the first of the emission end faces 5 b of the double core optical fiber 5. The light is emitted only from the core 50 (FIG. 5A). On the other hand, when the laser light L is incident on the second cores 50 and 51 (FIG. 4B), the laser light L propagates through the second cores 50 and 51, and is out of the emission end face 5 b of the double core optical fiber 5. The light is emitted from the second cores 50 and 51 (FIG. 5B). In general, the emission angle of the laser beam emitted from the emission end face of the optical fiber is inversely proportional to the area of the emission end face from which the laser light is actually emitted (Etendue's conservation law). Therefore, the emission angle θ1 of the laser beam Lw when the laser beam L is incident only on the first core 50 is the emission angle θ2 of the laser beam Ln when the laser beam L is incident on the second cores 50 and 51. Bigger than that. As a result, as shown in FIG. 6, in the catheter device or endoscope for photoacoustic imaging, when a laser beam is emitted without providing an optical system having a complicated structure at the distal end portion of the catheter device or endoscope. The numerical aperture (NA) can be switched, and the irradiation range of the measurement light can be controlled.

さらに、上記では、出射角度を小さくする際にレーザ光Ｌが第２のコア５０および５１に入射した場合を想定して説明を行った。しかしながら、この場合、第１のコア５０の部分に入射したレーザ光は結局第１のコア５０のみを伝搬することになる。したがって、厳密には、レーザ光Ｌのすべてについて出射角度を小さくするには至っていない。そこで、レーザ光Ｌをリング形状に成形し、特に、第２のコアのうち第１のコアを除いた部分、すなわち第１のクラッドにのみレーザ光が入射するように、ビーム径制御手段４５を作動させた場合には、効率よく測定光の照射範囲の制御することが可能となる（図４Ｂ）。 Furthermore, in the above description, the case where the laser beam L is incident on the second cores 50 and 51 when the emission angle is reduced has been described. However, in this case, the laser light incident on the first core 50 will eventually propagate only through the first core 50. Therefore, strictly speaking, the emission angle of all the laser beams L has not been reduced. Therefore, the laser beam L is shaped into a ring shape, and in particular, the beam diameter control means 45 is set so that the laser beam is incident only on the portion of the second core excluding the first core, that is, the first cladding. When operated, it is possible to efficiently control the irradiation range of the measurement light (FIG. 4B).

なお、上記の実施形態では、レーザ光Ｌを導光する光ファイバとしてダブルコア光ファイバを例にして説明したが、本発明はこれに限られない。すなわち、本発明ではより一般的に、第１のコアおよびこの第１のコアの周囲を順次被覆する第１から第ｎ番目のクラッドを備え、第１から第ｎ番目のクラッドのそれぞれの屈折率が、第１のコアの屈折率よりも小さくかつ段階的に順次小さくなり、第１のコアから第ｎ−１番目のクラッドまでが第ｎのコアとして機能するマルチコア光ファイバを適用することができる。本明細書において、「第１のコアの周囲を順次被覆する」とは、第１から第ｎ番目のクラッドに関して、第１のコアの周囲を第１のクラッドが被覆し、第１のクラッドの周囲を第２のクラッドが被覆するというように、ｎが２以上において第ｎ−１のクラッドの周囲を第ｎのクラッドが被覆することを意味する。また、本明細書において、「第１のコアの屈折率よりも小さくかつ段階的に順次小さくなり」とは、第１のコアおよび第１から第ｎ番目のクラッドに関して、マルチコア光ファイバの外周に行くにつれて段階的に屈折率が小さくなることを意味する。さらに、本明細書において、「第１のコアから第ｎ−１番目のクラッドまでが第ｎのコアとして機能する」とは、例えば、ｎ＝４の場合において、第１のコアおよび第１のクラッドが第２のコアとして機能し、第１のコア、第１のクラッドおよび第２のクラッドが第３のコアとして機能し、第１のコア、第１のクラッド、第２のクラッドおよび第３のクラッドが第４のコアとして機能することにより、当該マルチコア光ファイバには４つのコアが存在することを意味する。ｎ＝４以外の場合についても同様である。 In the above embodiment, the double core optical fiber is described as an example of the optical fiber that guides the laser light L. However, the present invention is not limited to this. That is, in the present invention, more generally, the first core and the first to nth clads that sequentially cover the periphery of the first core are provided, and the respective refractive indexes of the first to nth clads are provided. However, it is possible to apply a multi-core optical fiber in which the refractive index is smaller than the refractive index of the first core and gradually decreases step by step, and the first core to the (n-1) th cladding function as the nth core. . In this specification, “sequentially covering the periphery of the first core” means that the first cladding covers the periphery of the first core with respect to the first to nth cladding, It means that the nth clad covers the periphery of the (n-1) th clad when n is 2 or more, such as the second clad covering the periphery. Further, in this specification, “being smaller than the refractive index of the first core and gradually decreasing step by step” means that the first core and the first to nth clads are on the outer periphery of the multicore optical fiber. It means that the refractive index decreases step by step as it goes. Further, in this specification, “from the first core to the (n−1) th clad functions as the nth core” means, for example, when n = 4, the first core and the first core The clad functions as a second core, the first core, the first clad, and the second clad function as a third core, and the first core, the first clad, the second clad, and the third core Means that there are four cores in the multi-core optical fiber. The same applies to cases other than n = 4.

上記のようなマルチコア光ファイバを用いた場合には、ビーム径制御手段は、測定光の照射範囲を広げる場合にはビーム径が小さくなるように、測定光の照射範囲を狭める場合にはビーム径が大きくなるように、光軸を中心に制御するものであることが好ましい。例えば、集光レンズの位置を光軸に沿って移動させるだけで、レーザ光のビーム径を制御することができるためである。そして、マルチコア光ファイバを用いた場合には、ビーム径制御手段は、測定光の照射範囲を狭める場合に、リング形状に成形されたレーザ光が第１から第ｎ−１番目のクラッドのうち１以上のクラッドの上記入射端面にのみ入射するように制御するものとすることができる。少なくとも第１のコアにレーザ光を入射させなければ、測定光の照射範囲を制御するという本発明の課題を解決することが可能である。さらに、マルチコア光ファイバを用いた場合には、ビーム径制御手段は、測定光の照射範囲を狭める場合に、リング形状に成形されたレーザ光が第１から第ｎ−１番目のクラッドのうち１のクラッドの上記入射端面にのみ入射するように制御するものとすることができる。このようにすることで、測定光の照射範囲の制御を段階的に実施することが可能となる。さらに、マルチコア光ファイバを用いた場合には、ビーム径制御手段は、測定光の照射範囲を狭める場合に、リング形状に成形されたレーザ光が第ｎ−１番目のクラッドの上記入射端面にのみ入射するように制御するものとすることができる。この場合、測定光の照射範囲を最も狭くすることが可能となる。 When a multi-core optical fiber as described above is used, the beam diameter control means reduces the beam diameter when expanding the measurement light irradiation range, and reduces the beam diameter when narrowing the measurement light irradiation range. It is preferable that control be performed around the optical axis so that is increased. This is because, for example, the beam diameter of laser light can be controlled simply by moving the position of the condenser lens along the optical axis. When a multi-core optical fiber is used, the beam diameter control means can reduce the irradiation range of the measurement light so that the laser beam formed into a ring shape is 1 out of the first to (n-1) th clads. It can control so that it may inject only into the said incident end surface of the above clad. If the laser beam is not incident on at least the first core, it is possible to solve the problem of the present invention of controlling the irradiation range of the measurement light. Further, when a multi-core optical fiber is used, the beam diameter control means can reduce the irradiation range of the measurement light so that the laser beam formed into a ring shape is one of the first to (n-1) th claddings. It is possible to control so as to be incident only on the incident end face of the clad. By doing in this way, it becomes possible to control the irradiation range of measurement light in steps. Further, in the case of using a multi-core optical fiber, the beam diameter control means, when narrowing the irradiation range of the measurement light, causes the laser beam shaped into a ring shape to be applied only to the incident end face of the (n-1) th clad. It can control so that it may inject. In this case, the irradiation range of the measurement light can be made the narrowest.

また、上記の実施形態では、ビーム径制御手段４５が集光レンズ４３の位置を制御する場合について説明したが、本発明はこれに限られない。つまり、ビーム径制御手段４５は、入射端面の位置を制御してもよい。 In the above embodiment, the case where the beam diameter control unit 45 controls the position of the condenser lens 43 has been described, but the present invention is not limited to this. That is, the beam diameter control means 45 may control the position of the incident end face.

また、上記の実施形態では、レーザ光Ｌをリング形状に成形する方法として円錐レンズを用いた場合について説明したが、本発明はこれに限られない。この他には、例えば図７に示されるように、第１の光学系は、球面収差を生じるレンズ４４を含むものであり、ビーム径制御手段４５は、測定光の照射範囲を狭める場合に、所望のパターン形状が得られるデフォーカス面（焦点面Ｓｆに平行でかつ焦点面Ｓｆからずれた位置にある面）が上記入射端面５ａと一致するように制御するものとすることができる。球面収差によっても、リング形状のレーザ光を生成するこが可能だからである。 In the above embodiment, the case where the conical lens is used as the method for forming the laser beam L into a ring shape has been described. However, the present invention is not limited to this. In addition to this, for example, as shown in FIG. 7, the first optical system includes a lens 44 that generates spherical aberration, and the beam diameter control means 45 is used when the irradiation range of the measurement light is narrowed. Control can be performed so that a defocus plane (a plane parallel to the focal plane Sf and at a position shifted from the focal plane Sf) from which a desired pattern shape is obtained coincides with the incident end face 5a. This is because ring-shaped laser light can be generated also by spherical aberration.

また、上記の実施形態では、複数のコアの中心が同軸である場合について説明したが、本発明はこれに限られない。例えば図８に示されるように、複数のコア５５および５６が、それぞれ異なる光軸を有するものであり、ビーム径制御手段４５が、測定光の照射範囲を広げる場合には複数のコアのうちコア径の小さいコア５５に入射するように、測定光の照射範囲を狭める場合には複数のコアのうちコア径の大きいコア５６に入射するように制御するものとすることもできる。つまり、この場合、マルチコア光ファイバ５４は、それぞれ異なる光軸を有する複数のコア５５および５６と、これらのコアを包含するクラッド５７と、クラッド５７の周囲を被覆する被覆部材５８とから構成される。 Moreover, although said embodiment demonstrated the case where the center of a some core was coaxial, this invention is not limited to this. For example, as shown in FIG. 8, when the plurality of cores 55 and 56 have different optical axes, and the beam diameter control means 45 widens the irradiation range of the measurement light, the core among the plurality of cores. When the irradiation range of the measurement light is narrowed so as to be incident on the core 55 having a small diameter, control may be performed so that the light enters the core 56 having a large core diameter among the plurality of cores. That is, in this case, the multi-core optical fiber 54 includes a plurality of cores 55 and 56 having different optical axes, a clad 57 that includes these cores, and a covering member 58 that covers the periphery of the clad 57. .

次に本実施形態の光音響撮像装置１０について詳細に説明する。本実施形態の光音響撮像装置１０は、上記光音響プローブ１、超音波ユニット１２、およびレーザ光源ユニット１３を備えている。なおこの光音響撮像装置１０は、超音波画像と光音響画像との双方を生成可能に構成されている。 Next, the photoacoustic imaging apparatus 10 of this embodiment will be described in detail. A photoacoustic imaging apparatus 10 according to the present embodiment includes the photoacoustic probe 1, an ultrasonic unit 12, and a laser light source unit 13. The photoacoustic imaging apparatus 10 is configured to be able to generate both an ultrasonic image and a photoacoustic image.

光音響プローブ１については、上記の実施形態におけるプローブである。したがって、詳細な説明は省略する。光音響プローブ１は、例えば血管に挿入され血管壁の光音響イメージングに使用される。光音響プローブ１を用いることにより、例えば、光音響プローブ１を引きながら測定した場合には二次元画像を生成することができる。この場合、測定範囲の広さに応じて測定光の照射範囲が制御される。また、図６に示されるように、光音響プローブ１を引きながらＲ方向に回転させた場合には、三次元画像を生成することができる。この場合、三次元画像を高速で取得したいのか或いは高精細に取得したいのかに応じて測定光の照射範囲が制御される。三次元画像を高速で取得したい場合には、光音響プローブ１の走査を速く行うため測定光の照射範囲は広いことが好ましく、三次元画像を高精細に取得したい場合には、Ｓ／Ｎ比の高い信号を検出するため測定光の照射範囲は絞ることが好ましいためである。なお、図６では、効率よく超音波探触子７で音響波を検出できるように、音響整合液８が注入されている。 The photoacoustic probe 1 is the probe in the above embodiment. Therefore, detailed description is omitted. The photoacoustic probe 1 is inserted into a blood vessel, for example, and used for photoacoustic imaging of a blood vessel wall. By using the photoacoustic probe 1, for example, when measurement is performed while pulling the photoacoustic probe 1, a two-dimensional image can be generated. In this case, the irradiation range of the measurement light is controlled according to the width of the measurement range. Also, as shown in FIG. 6, when the photoacoustic probe 1 is rotated in the R direction while pulling, a three-dimensional image can be generated. In this case, the irradiation range of the measurement light is controlled depending on whether it is desired to acquire a three-dimensional image at a high speed or to acquire a high definition. When it is desired to acquire a three-dimensional image at a high speed, it is preferable that the irradiation range of the measurement light is wide in order to perform scanning of the photoacoustic probe 1 quickly. When it is desired to acquire a three-dimensional image with high definition, an S / N ratio is obtained. This is because the irradiation range of the measurement light is preferably narrowed in order to detect a high signal. In FIG. 6, the acoustic matching liquid 8 is injected so that an acoustic wave can be efficiently detected by the ultrasonic probe 7.

レーザユニット１３は、被検体に照射すべきレーザ光を測定光として出射する。レーザユニット１３は、例えば所定の波長の光を発生する１以上の光源を有する。光源として、特定の波長成分又はその成分を含む単色光を発生する半導体レーザ（ＬＤ）、固体レーザ、ガスレーザ等の発光素子を用いることができる。例えば本実施形態においてレーザユニット１３は、励起光源であるフラッシュランプ３５とレーザ発振を制御するＱスイッチ３６とを含むＱスイッチパルスレーザ光源である。レーザユニット１３は、トリガ制御回路３２がフラッシュランプトリガ信号を出力すると、フラッシュランプ３５を点灯し、Ｑスイッチパルスレーザを励起する。 The laser unit 13 emits laser light to be irradiated on the subject as measurement light. The laser unit 13 includes, for example, one or more light sources that generate light having a predetermined wavelength. As the light source, a light emitting element such as a semiconductor laser (LD), a solid-state laser, or a gas laser that generates a specific wavelength component or monochromatic light including the component can be used. For example, in this embodiment, the laser unit 13 is a Q-switch pulse laser light source including a flash lamp 35 that is an excitation light source and a Q switch 36 that controls laser oscillation. When the trigger control circuit 32 outputs a flash lamp trigger signal, the laser unit 13 turns on the flash lamp 35 and excites the Q switch pulse laser.

レーザユニット１３は、レーザ光として１〜１００ｎｓｅｃのパルス幅を有するパルス光を出力するものであることが好ましい。レーザ光の波長は、計測の対象となる被検体内の物質の光吸収特性によって適宜決定される。生体内のヘモグロビンは、その状態（酸化ヘモグロビン、還元ヘモグロビン、メトヘモグロビン、炭酸ガスヘモグロビン、等）により光学的な吸収係数が異なる。たとえば計測対象が生体内のヘモグロビンである場合（つまり、生体内部の血管を撮像する場合）には、生体の光透過性が良く、かつ各種ヘモグロビンが光の吸収ピークを持つ６００〜１０００ｎｍ程度とすることが好ましい。さらに、被写体の深部まで届くという観点からも、上記レーザの波長は６００〜１０００ｎｍであることが好ましい。そして、上記レーザ光の出力は、レーザ光と光音響波の伝搬ロス、光音響変換の効率および現状の検出器の検出感度等の観点から、１０μＪ／ｃｍ^２〜数１０ｍＪ／ｃｍ^２であることが好ましい。さらに、パルス光出力の繰り返しは、画像構築速度の観点から、１０Ｈｚ以上であることが好ましい。また、レーザ光は上記パルス光が複数並んだパルス列とすることもできる。レーザ光源ユニット１３から出力されたレーザ光は、例えば本実施形態の光音響プローブ１を用いて超音波探触子７の近傍まで導光され、超音波探触子７の近傍から被検体に照射される。 The laser unit 13 preferably outputs pulsed light having a pulse width of 1 to 100 nsec as laser light. The wavelength of the laser light is appropriately determined according to the light absorption characteristics of the substance in the subject to be measured. The hemoglobin in the living body has an optical absorption coefficient that varies depending on its state (oxygenated hemoglobin, reduced hemoglobin, methemoglobin, carbon dioxide hemoglobin, etc.). For example, when the measurement target is hemoglobin in the living body (that is, when imaging blood vessels inside the living body), the living body has good light permeability, and various hemoglobins have light absorption peaks of about 600 to 1000 nm. It is preferable. Furthermore, from the viewpoint of reaching the deep part of the subject, the wavelength of the laser is preferably 600 to 1000 nm. The output of the laser beam is 10 μJ / cm ² to several tens of mJ / cm ² from the viewpoints of propagation loss of laser beam and photoacoustic wave, efficiency of photoacoustic conversion, detection sensitivity of the current detector, and the like. Is preferred. Further, the repetition of the pulsed light output is preferably 10 Hz or more from the viewpoint of the image construction speed. Further, the laser beam may be a pulse train in which a plurality of the above pulsed beams are arranged. The laser light output from the laser light source unit 13 is guided to the vicinity of the ultrasonic probe 7 using, for example, the photoacoustic probe 1 of the present embodiment, and is irradiated on the subject from the vicinity of the ultrasonic probe 7. Is done.

超音波ユニット１２は、本発明における画像生成手段に相当する。より具体的には超音波ユニット１２は、受信回路２１、ＡＤ変換手段２２、受信メモリ２３、データ分離手段２４、光音響画像再構成手段２５ａ、光音響画像再構成手段２５ａからの信号を受信する検波・対数変換手段２６ａ、光音響画像を構築する光音響画像構築手段２７ａ、超音波画像再構成手段２５ｂ、超音波画像再構成手段２５ｂからの信号を受信する検波・対数変換手段２６ｂ、超音波画像を構築する超音波画像構築手段２７ｂ、画像合成手段２８、トリガ制御回路３２、送信制御回路３３および制御手段３４を有している。制御手段３４は、超音波ユニット１２内の各部を制御する。 The ultrasonic unit 12 corresponds to the image generation means in the present invention. More specifically, the ultrasound unit 12 receives signals from the reception circuit 21, AD conversion means 22, reception memory 23, data separation means 24, photoacoustic image reconstruction means 25a, and photoacoustic image reconstruction means 25a. Detection / logarithm conversion means 26a, photoacoustic image construction means 27a for constructing a photoacoustic image, ultrasonic image reconstruction means 25b, detection / logarithm conversion means 26b for receiving signals from the ultrasonic image reconstruction means 25b, ultrasonic waves An ultrasonic image construction means 27b for constructing an image, an image composition means 28, a trigger control circuit 32, a transmission control circuit 33, and a control means 34 are provided. The control means 34 controls each part in the ultrasonic unit 12.

受信回路２１は、超音波探触子７から出力された音響波の電気信号を受信する。ＡＤ変換手段２２はサンプリング手段であり、受信回路２１が受信した電気信号を例えばクロック周波数４０ＭＨｚのＡＤクロック信号に同期してサンプリングしてデジタル信号に変換する。ＡＤ変換手段２２は、例えば外部から入力されるＡＤクロック信号に同期して、所定のサンプリング周期で上記電気信号をサンプリングする。 The receiving circuit 21 receives the electrical signal of the acoustic wave output from the ultrasonic probe 7. The AD conversion means 22 is a sampling means, which samples the electric signal received by the receiving circuit 21 in synchronization with an AD clock signal with a clock frequency of 40 MHz, for example, and converts it into a digital signal. The AD conversion means 22 samples the electric signal at a predetermined sampling period in synchronization with, for example, an AD clock signal input from the outside.

ＡＤ変換手段２２は、サンプリングしたデジタル信号（サンプリングデータ）を受信メモリ２３に格納する。受信メモリ２３に格納されたサンプリングデータは、光音響波に関するデータ（光音響データ）、超音波に関するデータ（超音波データ）またはこれらの混合データである。 The AD conversion means 22 stores the sampled digital signal (sampling data) in the reception memory 23. The sampling data stored in the reception memory 23 is data related to photoacoustic waves (photoacoustic data), data related to ultrasonic waves (ultrasound data), or a mixed data thereof.

データ分離手段２４は、受信メモリ２３に格納されたサンプリングデータを光音響データと超音波データとに分離する。サンプリングデータを分離する方法は特に限定されない。例えば、超音波の照射とレーザ光の照射とを時間的にずらして実施した場合には、サンプリングデータをある時刻で分けることによりサンプリングデータを光音響データと超音波データとに分離することができる。また例えば、光音響データおよび超音波データそれぞれに関する周波数や遅延量の違いを利用してもサンプリングデータを光音響データと超音波データとに分離することができる。データ分離手段２４は、分離された光音響データを光音響画像再構成手段２５ａに入力し、超音波データを超音波画像再構成手段２５ｂに出力する。 The data separation means 24 separates the sampling data stored in the reception memory 23 into photoacoustic data and ultrasonic data. A method for separating the sampling data is not particularly limited. For example, when the ultrasonic irradiation and the laser light irradiation are performed while being shifted in time, the sampling data can be separated into photoacoustic data and ultrasonic data by dividing the sampling data at a certain time. . In addition, for example, sampling data can be separated into photoacoustic data and ultrasonic data by utilizing the difference in frequency and delay amount relating to the photoacoustic data and ultrasonic data. The data separation unit 24 inputs the separated photoacoustic data to the photoacoustic image reconstruction unit 25a, and outputs the ultrasonic data to the ultrasonic image reconstruction unit 25b.

光音響画像再構成手段２５ａは、例えば超音波探触子７の６４個の超音波振動子の各出力信号から得られた上記光音響データを、超音波振動子の位置に応じた遅延時間で加算し、１ライン分のデータを生成する（遅延加算法）。なお、この光音響画像再構成手段２５ａは、遅延加算法に代えて、ＣＢＰ法（Circular Back Projection）により再構成を行うものでもよい。あるいは光音響画像再構成手段２５ａは、ハフ変換法又はフーリエ変換法を用いて再構成を行うものでもよい。光音響画像再構成手段２５ａは、上記のようにして加算整合された光音響データを検波・対数変換手段２６ａに出力する。 For example, the photoacoustic image reconstruction unit 25a converts the photoacoustic data obtained from the output signals of 64 ultrasonic transducers of the ultrasonic probe 7 with a delay time corresponding to the position of the ultrasonic transducer. Addition to generate data for one line (delay addition method). In addition, this photoacoustic image reconstruction means 25a may be reconstructed by the CBP method (Circular Back Projection) instead of the delay addition method. Alternatively, the photoacoustic image reconstruction unit 25a may perform reconstruction using a Hough transform method or a Fourier transform method. The photoacoustic image reconstruction means 25a outputs the photoacoustic data added and matched as described above to the detection / logarithm conversion means 26a.

検波・対数変換手段２６ａは、光音響画像再構成手段２５ａから出力された光音響データの包絡線を生成し、次いでその包絡線を対数変換してダイナミックレンジを広げる。そして、検波・対数変換手段２６ａは、上記のようにして信号処理した光音響データを光音響画像構築手段２７ａに出力する。 The detection / logarithm conversion means 26a generates an envelope of the photoacoustic data output from the photoacoustic image reconstruction means 25a, and then logarithmically converts the envelope to widen the dynamic range. Then, the detection / logarithm conversion means 26a outputs the photoacoustic data subjected to signal processing as described above to the photoacoustic image construction means 27a.

光音響画像構築手段２７ａは、対数変換が施された各ラインの光音響データに基づいて、断層画像（光音響画像）を構築する。光音響画像構築手段２７ａは、例えば光音響データの時間軸の位置を、断層画像における深さを表す変位軸の位置に変換して光音響画像を構築する。 The photoacoustic image construction unit 27a constructs a tomographic image (photoacoustic image) based on the photoacoustic data of each line subjected to logarithmic transformation. For example, the photoacoustic image construction unit 27a constructs a photoacoustic image by converting the position of the time axis of the photoacoustic data into the position of the displacement axis representing the depth in the tomographic image.

一方、超音波画像再構成手段２５ｂは、例えば超音波探触子７の６４個の超音波振動子の各出力信号から得られた上記超音波データを、超音波振動子の位置に応じた遅延時間で加算し、１ライン分のデータを生成する（遅延加算法）。なお、この超音波画像再構成手段２５ｂは、遅延加算法に代えて、ＣＢＰ法（Circular Back Projection）により再構成を行うものでもよい。あるいは超音波画像再構成手段２５ｂは、ハフ変換法又はフーリエ変換法を用いて再構成を行うものでもよい。超音波画像再構成手段２５ｂは、上記のようにして加算整合された超音波データを検波・対数変換手段２６ｂに出力する。 On the other hand, the ultrasound image reconstruction means 25b delays the ultrasound data obtained from the output signals of 64 ultrasound transducers of the ultrasound probe 7, for example, according to the position of the ultrasound transducer. Add by time to generate data for one line (delay addition method). The ultrasound image reconstruction means 25b may perform reconstruction by the CBP method (Circular Back Projection) instead of the delay addition method. Alternatively, the ultrasonic image reconstruction unit 25b may perform reconstruction using a Hough transform method or a Fourier transform method. The ultrasonic image reconstruction means 25b outputs the ultrasonic data added and matched as described above to the detection / logarithm conversion means 26b.

検波・対数変換手段２６ｂは、超音波画像再構成手段２５ｂから出力された超音波データの包絡線を生成し、次いでその包絡線を対数変換してダイナミックレンジを広げる。そして、検波・対数変換手段２６ｂは、上記のようにして信号処理した超音波データを超音波画像構築手段２７ｂに出力する。 The detection / logarithm conversion means 26b generates an envelope of the ultrasonic data output from the ultrasonic image reconstruction means 25b, and then logarithmically converts the envelope to widen the dynamic range. Then, the detection / logarithm conversion unit 26b outputs the ultrasonic data signal-processed as described above to the ultrasonic image construction unit 27b.

超音波画像構築手段２７ｂは、対数変換が施された各ラインの超音波データに基づいて、断層画像（超音波画像）を構築する。超音波画像構築手段２７ｂは、例えば超音波データの時間軸の位置を、断層画像における深さを表す変位軸の位置に変換して超音波画像を構築する。 The ultrasonic image constructing unit 27b constructs a tomographic image (ultrasonic image) based on the ultrasonic data of each line subjected to logarithmic transformation. For example, the ultrasonic image constructing unit 27b constructs an ultrasonic image by converting the position of the time axis of the ultrasonic data into the position of the displacement axis representing the depth in the tomographic image.

トリガ制御回路３２は、レーザ光源ユニット１３にフラッシュランプトリガ信号及びＱスイッチトリガ信号を出力し、レーザ光源ユニット１３からレーザ光を出射させる。また、トリガ制御回路３２は、送信制御回路３３に超音波送信トリガ信号を出力し、プローブ１１から超音波を出力させる。更に、トリガ制御回路３２は、レーザ光の照射又は超音波送信と同期してＡＤ変換手段２２に対してＡＤトリガ信号を出力し、ＡＤ変換手段２２におけるサンプリングを開始させる。 The trigger control circuit 32 outputs a flash lamp trigger signal and a Q switch trigger signal to the laser light source unit 13 to emit laser light from the laser light source unit 13. The trigger control circuit 32 outputs an ultrasonic transmission trigger signal to the transmission control circuit 33 and causes the probe 11 to output ultrasonic waves. Further, the trigger control circuit 32 outputs an AD trigger signal to the AD conversion means 22 in synchronization with the laser light irradiation or ultrasonic transmission, and starts sampling in the AD conversion means 22.

トリガ制御回路３２は、レーザ光源ユニット１３に対してレーザ光の出力を指示するフラッシュランプトリガ信号を出力する。これによりレーザ光源ユニット１３では、フラッシュランプトリガ信号に応答してフラッシュランプ３５が点灯し、レーザ励起が開始される。その後、トリガ制御回路３２は、所定のタイミングでＱスイッチトリガ信号を出力する。これによりレーザ光源ユニット１３では、Ｑスイッチレーザ３６のＱスイッチがＱスイッチトリガ信号に応答してＯＮ状態となり、レーザ光が出力されて、被検体にレーザ光が照射される。フラッシュランプ３５の点灯からＱスイッチレーザ３６が十分な励起状態となるまでに要する時間は、Ｑスイッチレーザ３６の特性などから見積もることができる。トリガ制御回路３２からＱスイッチを制御するのに代えて、レーザ光源ユニット１３内において、Ｑスイッチレーザ３６を十分に励起させた後にＱスイッチをＯＮ状態にしてもよい。その場合は、ＱスイッチをＯＮ状態にした旨を示す信号を超音波ユニット１２側に通知してもよい。 The trigger control circuit 32 outputs a flash lamp trigger signal that instructs the laser light source unit 13 to output laser light. Thereby, in the laser light source unit 13, the flash lamp 35 is turned on in response to the flash lamp trigger signal, and laser excitation is started. Thereafter, the trigger control circuit 32 outputs a Q switch trigger signal at a predetermined timing. Thereby, in the laser light source unit 13, the Q switch of the Q switch laser 36 is turned on in response to the Q switch trigger signal, the laser light is output, and the subject is irradiated with the laser light. The time required from when the flash lamp 35 is turned on until the Q-switched laser 36 is sufficiently excited can be estimated from the characteristics of the Q-switched laser 36 and the like. Instead of controlling the Q switch from the trigger control circuit 32, the Q switch may be turned on after the Q switch laser 36 is sufficiently excited in the laser light source unit 13. In this case, a signal indicating that the Q switch is turned on may be notified to the ultrasonic unit 12 side.

またトリガ制御回路３２は、超音波送信を指示する超音波トリガ信号を送信制御回路３３に出力する。送信制御回路３３は、上記超音波トリガ信号を受けると、超音波探触子７から超音波を送信させる。トリガ制御回路３２は、先にフラッシュランプトリガ信号を出力し、その後超音波トリガ信号を出力する。つまりトリガ制御回路３２は、フラッシュランプトリガ信号の出力に後続して、超音波トリガ信号を出力する。フラッシュランプトリガ信号が出力されることで被検体に対するレーザ光の照射および光音響波の検出が行われた後、超音波トリガ信号が出力されることで被検体に対する超音波の送信およびその反射波の検出が行われる。 The trigger control circuit 32 outputs an ultrasonic trigger signal that instructs ultrasonic transmission to the transmission control circuit 33. When receiving the ultrasonic trigger signal, the transmission control circuit 33 transmits ultrasonic waves from the ultrasonic probe 7. The trigger control circuit 32 outputs a flash lamp trigger signal first, and then outputs an ultrasonic trigger signal. That is, the trigger control circuit 32 outputs an ultrasonic trigger signal following the output of the flash lamp trigger signal. After the flash lamp trigger signal is output and the subject is irradiated with laser light and the photoacoustic wave is detected, the ultrasonic trigger signal is output and the ultrasonic wave is transmitted to the subject and its reflected wave. Is detected.

トリガ制御回路３２はさらに、ＡＤ変換手段２２に対して、サンプリング開始を指示するサンプリングトリガ信号を出力する。このサンプリングトリガ信号は、上記フラッシュランプトリガ信号が出力された後で、かつ超音波トリガ信号が出力される前、より好ましくは被検体に実際にレーザ光が照射されるタイミングで出力される。そのためにサンプリングトリガ信号は、例えばトリガ制御回路３２がＱスイッチトリガ信号を出力するタイミングに同期して出力される。ＡＤ変換手段２２は上記サンプリングトリガ信号を受けると、超音波探触子７にて検出された上記電気信号のサンプリングを開始する。
画像合成手段２８は、画像構築手段２７ａおよび２７ｂにそれぞれ構築された光音響画像および超音波画像を合成する。画像合成手段２８は、合成されて得られた画像を表示画像生成手段２９に出力する。なお、合成画像を表示しない場合には光音響画像および超音波画像はそれぞれ合成処理されないまま、画像合成手段２８から出力されてもよい。 The trigger control circuit 32 further outputs a sampling trigger signal for instructing the AD conversion means 22 to start sampling. This sampling trigger signal is output after the flash lamp trigger signal is output and before the ultrasonic trigger signal is output, more preferably at the timing when the subject is actually irradiated with the laser light. Therefore, the sampling trigger signal is output in synchronization with the timing at which the trigger control circuit 32 outputs the Q switch trigger signal, for example. When receiving the sampling trigger signal, the AD conversion means 22 starts sampling the electric signal detected by the ultrasonic probe 7.
The image synthesizing unit 28 synthesizes the photoacoustic image and the ultrasonic image constructed in the image constructing units 27a and 27b, respectively. The image synthesizing unit 28 outputs an image obtained by the synthesis to the display image generating unit 29. In the case where the synthesized image is not displayed, the photoacoustic image and the ultrasonic image may be output from the image synthesizing unit 28 without being synthesized.

表示画像生成手段２９は、画像合成手段２８により合成されて得られた画像に必要な処理を施して画像表示手段１４に表示するための最終的な画像（表示画像）を生成する。 The display image generation unit 29 performs a necessary process on the image obtained by the image synthesis unit 28 and generates a final image (display image) to be displayed on the image display unit 14.

画像表示手段１４は、表示画像生成手段２９により生成された表示画像を表示する。 The image display unit 14 displays the display image generated by the display image generation unit 29.

１光音響プローブ
２光結合部
３挿入部
４カテーテル
５ダブルコア光ファイバ
６第２の光学系
７超音波探触子
８音響整合液
１０光音響撮像装置
１２超音波ユニット
１３レーザ光源ユニット
１４画像表示手段
２１受信回路
２２ＡＤ変換手段
２３受信メモリ
２４データ分離手段
２５ａ光音響画像再構成手段
２５ｂ超音波画像再構成手段
２７ａ光音響画像構築手段
２７ｂ超音波画像構築手段
２８画像合成手段
３３送信制御回路
３４制御手段
４１、４２円錐レンズ DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 Photoacoustic probe 2 Optical coupling part 3 Insertion part 4 Catheter 5 Double core optical fiber 6 2nd optical system 7 Ultrasonic probe 8 Acoustic matching liquid 10 Photoacoustic imaging device 12 Ultrasonic unit 13 Laser light source unit 14 Image display means 21 reception circuit 22 AD conversion means 23 reception memory 24 data separation means 25a photoacoustic image reconstruction means 25b ultrasonic image reconstruction means 27a photoacoustic image construction means 27b ultrasonic image construction means 28 image composition means 33 transmission control circuit 34 control Means 41 and 42 Conical lens

Claims

Light that is emitted based on the electrical signal by irradiating the subject with measurement light, detecting the photoacoustic wave generated in the subject by irradiation of the measurement light, converting the photoacoustic wave into an electrical signal In a catheter-type photoacoustic probe used for acoustic measurement,
A catheter with a light-transmitting tip,
A multi-core optical fiber having a plurality of cores with different core diameters, inserted through the catheter so as to guide the laser beam to the tip,
A first optical system provided on the incident end face side of the multi-core optical fiber, wherein the first optical system guides laser light incident from the light source side to the incident end face;
A second optical system provided on the exit end face side of the multi-core optical fiber, wherein the second optical system deflects the laser light emitted from the exit end face to serve as the measurement light;
Depending on the irradiation range of the measurement light, the first to control the position and / or position of the incident end face of the optical system, the first core laser beam is incident, which is guided by the optical system, and the Beam diameter control means for controlling the beam diameter of the laser light at the light incident end face of the multi-core optical fiber ;
An electroacoustic probe, comprising: an electroacoustic transducer provided at the distal end for detecting the photoacoustic wave and converting the photoacoustic wave into an electric signal.

The beam diameter control unit is configured to be incident on the incident end face of the core in a state where the beam diameter of the laser light substantially coincides with the core diameter of the core corresponding to the selected irradiation range of the plurality of cores. The photoacoustic probe according to claim 1, wherein the position of the first optical system and / or the position of the incident end face is controlled.

The multi-core optical fiber includes a first core and first to nth clads sequentially covering the periphery of the first core, where n is an integer of 2 or more, and the first to nth clads The refractive index of each of the first core is smaller than the refractive index of the first core and gradually decreases step by step, and the first core to the (n-1) th cladding function as the nth core. Yes,
The beam diameter control means controls the beam diameter to be small when the measurement light irradiation range is widened, and to increase the beam diameter when the measurement light irradiation range is narrowed. photoacoustic probe according to claim 1 or 2, characterized in that.

When the beam diameter control unit selects the widest irradiation range among the irradiation ranges of the measurement light, the laser light guided by the first optical system is incident only on the first core. The photoacoustic probe according to claim 3 , wherein the photoacoustic probe is controlled as described above.

It said first optical system, which includes a conical lens, light as claimed in claim 3 or 4, characterized in that for guiding the laser beam which is formed in a ring shape on the incident end face Acoustic probe.

When the beam diameter control means selects an irradiation range narrower than the widest irradiation range among the irradiation ranges of the measurement light, a laser shaped into the ring shape according to the selected irradiation range 6. The photoacoustic probe according to claim 5 , wherein light is controlled so as to be incident only on the incident end face of one or more of the first to (n-1) th clads.

When the beam diameter control means selects an irradiation range narrower than the widest irradiation range among the irradiation ranges of the measurement light, the laser beam shaped into the ring shape according to the selected irradiation range 6. The photoacoustic probe according to claim 5, wherein the light is incident only on the incident end face of one of the first to (n−1) th claddings. 7.

When the beam diameter control means selects the narrowest irradiation range among the irradiation ranges of the measurement light, the laser beam shaped into the ring shape is only on the incident end face of the (n-1) th clad. 8. The photoacoustic probe according to claim 7 , wherein the photoacoustic probe is controlled to be incident.

The photoacoustic probe according to any one of claims 3 to 8 , wherein the multi-core optical fiber is a double-core optical fiber in which n is 2.

The first optical system includes a lens that generates spherical aberration;
The beam diameter control means controls the position of the lens that generates the spherical aberration and / or the position of the incident end face according to the irradiation range of the measurement light, so that the laser light when entering the incident end face photoacoustic probe according to claim 3 or 4, characterized in that to control the beam shape.

The plurality of cores have different optical axes,
When the beam diameter control means narrows the irradiation range of the measurement light so as to enter the small core diameter of the plurality of cores when expanding the irradiation range of the measurement light, the plurality of cores photoacoustic probe according to claim 1 or 2, characterized in that the control to be incident on the one of the core diameter larger of.

Irradiating measurement light into a subject, detecting a photoacoustic wave generated in the subject by the irradiation of the measurement light, converting the photoacoustic wave into an electric signal, and photoacoustic image based on the electric signal In the photoacoustic imaging device that generates
A catheter with a light-transmitting tip,
A multi-core optical fiber inserted through the catheter so as to guide laser light to the tip, and
A first optical system provided on the incident end face side of the multi-core optical fiber, wherein the first optical system guides laser light incident from the light source side to the incident end face;
A second optical system provided on the exit end face side of the multi-core optical fiber, wherein the second optical system deflects the laser light emitted from the exit end face to serve as the measurement light;
Depending on the irradiation range of the measurement light, the first to control the position and / or position of the incident end face of the optical system, the core and the laser the laser light guided by the first optical system is incident Beam diameter control means for controlling the beam diameter of the light at the light incident end face of the multi-core optical fiber ;
Electroacoustic conversion means provided at the tip for detecting the photoacoustic wave and converting the photoacoustic wave into an electrical signal;
The photoacoustic imaging device comprising: an image generation unit that generates a photoacoustic image based on the electrical signal.

The beam diameter control unit is configured to be incident on the incident end face of the core in a state where the beam diameter of the laser light substantially coincides with the core diameter of the core corresponding to the selected irradiation range of the plurality of cores. Furthermore, the photoacoustic imaging device of Claim 12 which controls the position of the said 1st optical system and / or the position of the said incident end surface.

The multi-core optical fiber includes a first core and first to n-th claddings that sequentially cover the periphery of the first core, where n is an integer of 2 or more, and the first to n-th claddings Each refractive index is smaller than the refractive index of the first core and gradually decreases step by step, and the function from the first core to the (n-1) th clad functions as the nth core. Is what
The beam diameter control means controls the beam diameter to be small when the measurement light irradiation range is widened, and to increase the beam diameter when the measurement light irradiation range is narrowed. The photoacoustic imaging apparatus according to claim 12, wherein the photoacoustic imaging apparatus is provided.

The plurality of cores have different optical axes,
When the beam diameter control means narrows the irradiation range of the measurement light so as to enter the small core diameter of the plurality of cores when expanding the irradiation range of the measurement light, the plurality of cores 14. The photoacoustic image pickup device according to claim 12, wherein the photoacoustic image pickup device is controlled so as to be incident on one having a larger core diameter.