JP2005224399A

JP2005224399A - 光超音波断層画像測定方法及び装置

Info

Publication number: JP2005224399A
Application number: JP2004035983A
Authority: JP
Inventors: Manabu Sato; 学佐藤; Hiroteru Watabe; 裕輝渡部; Yasutaka Tamura; 安孝田村; Hiroyasu Furukawa; 博康古川; Takatatsu Ken; 貴龍権
Original assignee: Clinical Supply Co Ltd
Current assignee: Clinical Supply Co Ltd
Priority date: 2004-02-13
Filing date: 2004-02-13
Publication date: 2005-08-25

Abstract

【課題】計測深さを深くするとともに、高解像度を得ることができる光超音波断層画像測定方法及び装置を提供する。
【解決手段】レーザ光源１から出射した光は、ビームスプリッタ２を通って参照アームとサンプルアームに別れ、参照アームの光は参照ミラー３で反射してビームスプリッタ２を通り、光検出器７へ向かい参照光となる。一方、サンプルアームの光は対物レンズ４でフォーカスされ、超音波トランスデューサ５を透過して測定試料６に入射する。つまり、試料に超音波を印加する電気走査型超音波エコー装置のプローブに干渉光学系を組み込み、前記干渉光学系と電気走査型超音波エコー装置との同期をとり、試料の計測深さを深くするとともに、高解像度を得る。
【選択図】図１

Description

本発明は、光超音波断層画像測定方法及び装置に関するものである。

現在、数μｍまでの高い空間分解能を有するＯＣＴ（ＯｐｔｉｃａｌＣｏｈｅｒｅｎｃｅＴｏｍｏｇｒａｐｈｙ；光波コヒーレンス断層画像測定法）が活発に研究されている。このＯＣＴは、すでに眼科では実用化されており、内視鏡やカテーテルなどと融合させてその臨床応用分野が拡張されている（非特許文献１参照）。

しかし、測定領域の深さが２〜３ｍｍ程度であることや、血液により光が散乱するのでカテーテル型ＯＣＴの場合は測定中血液を止める必要があることなど、大きな問題が存在する。前者については、特に、消化器系の癌の場合、表面からどれくらい癌が進行しているかを測定することが重要であり、空間分解能が少し劣化しても、より深い部位まで測定したいというニーズが臨床的に大きい。後者については、心臓付近に疾患をもつ重症患者がカテーテル型ＯＣＴの測定対象となるので、短時間とはいえバルーンなどを用いて心臓付近の血液を止めることは患者への負担が非常に大きい。

これに対して、超音波と光を組み合わせた断層画像測定方法の研究がすでに行われてきた。最近の文献（下記非特許文献２参照）では、生きたネズミの頭部に光パルスを一様に照射し、光の吸収によって発生する音響パルスを頭部周辺の３６０°で測定して、これらのデータから内部の吸収係数分布を再構成するという方法がとられている。しかし、この方法では測定に１６時間もの長い時間がかかる。

また、下記非特許文献３では、局部的に光の吸収が大きいファイントムに、一様に光を照射すると光の吸収で部分的に温度が変化することを利用して、超音波ビームで温度変化を３次元的に走査することにより、超音波の速度分布から吸収分布を求めようとする方法が示されている。

さらに、超音波と光を組み合わせた断層画像測定装置として、下記の特許文献１および２が開示されている。

しかしながら、上記した現状の光と超音波を用いた研究では、両者の“波”としての相互作用を活用しておらず、断層画像測定として十分な特性が得られていない。
特開２００２−２１４１２７号公報特表平１１−５１４５４９号公報ＮｏｒｍａｎＳ．Ｎｉｓｈｉｏｋａ，ＳｔｅｐｈａｎＢｒａｎｄ，ＢｒｅｔｔＥ．Ｂｏｕｍａ，ＧｕｉｌｌｅｒｍｏＪ．ＴｅａｒｎｅｙａｎｄＣａｒｏｌｙｎＣ．Ｃｏｍｐｔｏｎ：ＧａｓｔｒｏｉｎｔｅｓｔｉｎａｌＡｐｐｌｉｃａｔｉｏｎｓｏｆＯｐｔｉｃａｌＣｏｈｅｒｅｎｃｅＴｏｍｏｇｒａｐｈｙ，ＨａｎｄｂｏｏｋｏｆＯｐｔｉｃａｌＣｏｈｅｒｅｎｃｅＴｏｍｏｇｒａｐｈｙ，ｐｐ．６７３−７０３ＸｕｅｄｉｎｇＷａｎｇ，ＹｏｎｇｊｉａｎｇＰａｎｇａｎｄＧｅｎｇＫｕ：Ｔｈｒｅｅ−ｄｉｍｅｎｓｉｏｎａｌｌａｓｅｒ−ｉｎｄｕｃｅｄｐｈｏｔｏａｃｏｕｓｔｉｃｔｏｍｏｇｒａｐｈｙｏｆｍｏｕｓｅｂｒａｉｎｗｉｔｈｔｈｅｓｋｉｎａｎｄｓｋｕｌｌｉｎｔａｃｔ，ＯＰＴＩＣＳＬＥＴＴＥＲＳ，Ｖｏｌ．２８，Ｎｏ．１９，Ｏｃｔｏｂｅｒ１，２００３ＨｉｒｏｍｉｃｈｉＨｏｒｉｎａｋａ，ＴｏｍｏｏＩｗａｄｅ，ＹａｓｕｈｉｒｏＫａｎｅｔａｋａ，ＦｕｍｉｋｏＯｇｕｓｈｉ，ＴｅｔｓｕｙａＭａｔｓｕｙａｍａ，ＫｅｎｊｉＷａｄａ，ＴｏｓｈｉｙｕｋｉＭａｔｓｕｎａｋａａｎｄＹｏｓｈｉｏＣｈｏ：ＩｍａｇｉｎｇｏｆＵｌｔｒａｓｏｎｉｃＶｅｌｏｃｉｔｙＣｈａｎｇｅＣｏｒｒｅｓｐｏｎｄｉｎｇｔｏＯｐｔｉｃａｌＡｂｓｏｒｐｔｉｏｎＤｉｓｔｒｉｂｕｔｉｏｎ，Ｊｐｎ．Ｊ．Ａｐｐｌ．Ｐｈｙｓ．Ｖｏｌ．４２（２００３），ｐｐ．３２８７−３２８８，Ｐａｒｔ１，Ｎｏ．５Ｂ，Ｍａｙ２００３．小原實、神成文彦、佐藤俊一：レーザ応用光学、ｐｐ．１８６−１９１、１９９８竹中榮一、長谷川伸：医用電子診断の基礎−装置と応用−、ｐｐ．２７３−２８７、１９８４佐藤学、丹野直弘：光コヒーレンストモグラフィーの基礎、光学、３２巻４号、ｐｐ．２６８（６８）−２７４（７４）、２００３稲場文男：光ＣＴと生体計測、光センシング技術の最新資料集、ｐｐ．２５７−２６４、１９９８出川敏行、山口徹：血管内超音波、ＮｅｗＤｉａｇｎｏｓｔｉｃＴｅｃｈｎｉｑｕｅ、ｐｐ．２４−３６ＵｌｔｒａＣｒｏｓｓ３．２、冠動脈イメージング・カテーテル取扱説明書、ｐｐ．２４−２７ＫｏｉｃｈｉＭｉｚｕｔａｎｉ，ＭａｎａｂｕＮｅｍｏｔｏ，ＴｏｍｏｈｉｒｏＥｚｕｒｅａｎｄＨｉｒｏｙｕｋｉＭａｓｕｙａｍａ：ＶｉｓｕａｌｉｚａｔｉｏｎｏｆＵｌｔｒａｓｏｎｉｃＢｅａｍＵｓｉｎｇＭｉｃｈｅｌｓｏｎＩｎｔｅｒｆｅｒｏｍｅｔｅｒ，Ｊｐｎ．Ｊ．Ａｐｐｌ．Ｐｈｙｓ．Ｖｏｌ．４２（２００３），ｐｐ．３０７２−３０７５，Ｐａｒｔ１，Ｎｏ．５Ｂ，Ｍａｙ２００３ＶａｌｅｒｙＴｕｃｈｉｎ：ＴＩＳＳＵＥＯＰＴＩＣＳＬｉｇｈｔｓｃａｔｔｅｒｉｎｇＭｅｔｈｏｄａｎｄＩｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓｆｏｒＭｅｄｉｃａｌＤｉａｇｎｏｓｉｓ，ｐｐ．４０−４４ＫｉｎＰｕｉＣｈａｎ，ＫｏｊｉＳａｔｏｒｉａｎｄＨｕｍｉｏＩｎａｂａ：Ｌａｓｅｒｉｍａｇｉｎｇｔｈｒｏｕｇｈｓｃａｔｔｅｒｉｎｇｍｅｄｉａｂｙｅｎｈａｎｃｅｄｈｅｔｅｒｏｄｙｎｅｄｅｔｅｃｔｉｏｎａｎｄｓｐｅｃｋｌｅａｖｅｒａｇｉｎｇｕｓｉｎｇ２Ｄｄｅｔｅｃｔｏｒａｒｒａｙ，ＥＬＥＣＴＲＯＮＩＣＳＬＥＴＴＥＲＳ，２８ｔｈＭａｙ１９９８，Ｖｏｌ．３４，Ｎｏ．１１，ｐｐ．１１０１−１１０２村田和美：サイエンスライブラリ物理学＝９光学、ｐｐ．１１８−１２１、１９７９．

上記したように、従来技術である光波コヒーレンス断層画像測定法（ＯＣＴ）では、光プローブを内視鏡チャンネルに挿入し、内視鏡の到達する範囲で、かつ臓器内表面から２〜３ｍｍ程度の深さまでの断層画像を測定しているにすぎず、計測深さが浅い。

また、超音波を用いた測定では血管超音波内視鏡（ＩＶＵＳ）として、カテーテル形式で血管の断層を８ｍｍ程度の深さまで計測しているが、解像度を１００μｍ以下にすることはできない。

さらに、現状の光と超音波を用いた研究では、両者の“波”としての相互作用を活用しておらず、断層画像測定として十分な特性が得られていない。

本発明は、上記状況に鑑みて、計測深さを深くするとともに、高解像度を得ることができる光超音波断層画像測定方法及び装置を提供することを目的とする。

本発明は、上記目的を達成するために、
〔１〕光超音波断層画像測定方法において、試料に超音波を印加する電気走査型超音波エコー装置のプローブに光学系を組み込み、前記光学系からの光波と前記電気走査型超音波エコー装置の超音波との同期を取り、前記光波と前記超音波とを重畳し、前記試料の計測深さを深くするとともに、高解像度を得ることを特徴とする。

〔２〕上記〔１〕記載の光超音波断層画像測定方法において、前記干渉光学系に、マイケルソン型光ファイバー干渉系を用い、血管内の断層イメージングのために光超音波プローブを用いることを特徴とする。

〔３〕上記〔２〕記載の光超音波断層画像測定方法において、近赤外波長域のレーザ光源からのレーザ光は、光ファイバーカップラーを通って、対物レンズに達し、この対物レンズの光はフォーカスされて高速回転ミラーで出射方向が決定され、超音波パルスが加えられるパラレル超音波トランスデューサアレイを透過し、試料である生体組織に照射され、このとき光の出射方向と超音波パルスの出射方向は同一方向になるよう走査の同期を取ることを特徴とする。

〔４〕光超音波断層画像測定装置において、試料に超音波を印加する電気走査型超音波エコー装置と、この電気走査型超音波エコー装置のプローブに組み込まれる干渉光学系と、前記干渉光学系の光波と前記電気走査型超音波エコー装置の超音波との同期を取る制御装置を具備することを特徴とする。

〔５〕上記〔４〕記載の光超音波断層画像測定装置において、前記干渉光学系は、マイケルソン型光ファイバー干渉系であることを特徴とする。

〔６〕上記〔４〕記載の光超音波断層画像測定装置において、血管内の断層イメージングのために光超音波プローブを具備することを特徴とする。

〔７〕上記〔６〕記載の光超音波断層画像測定装置において、前記マイケルソン型光ファイバー干渉系は、近赤外波長域のレーザ光源と、光ファイバーと、光ファイバーカップラーと、対物レンズと、高速回転ミラーを備え、電気走査型超音波エコー装置は、超音波パルス信号発生・検出装置と、超音波トランスデューサアレイとを備えることを特徴とする。

本発明によれば、以下のような効果を奏することができる。

（１）光波と超音波を組み合わせることにより、測定深さが深いという超音波の利点を活かしながら、同時に超音波の弱点である解像度も上げることができる。

（２）ＯＣＴは光の組織構造による後方反射のみを利用するので、超音波との並列使用により、試料のより深い位置での反射が可能になり、かつ高解像度が維持できる。

本発明の光学系は基本的にはマイケルソン干渉系である。レーザ光源から出射した光は、ビームスプリッタを通って参照アームとサンプルアームに別れ、参照アームの光は参照ミラーで反射してビームスプリッタＢＳを通り、光検出器へ向かい参照光となる。一方、サンプルアームの光は対物レンズＯＬでフォーカスされ、超音波トランスデューサＵＳＴを透過して測定試料に入射する。つまり、試料に超音波を印加する電気走査型超音波エコー装置のプローブに照射・集光光学系を組み込み、前記干渉光学系と電気走査型超音波エコー装置との同期をとり、試料の計測深さを深くするとともに、高解像度を得る。

以下、本発明の実施の形態について詳細に説明する。

図１は本発明の第１実施例を示す光超音波断層画像測定装置の全体構成図である。

この図に示すように、本発明の光超音波断層画像測定装置は、近赤外波長域のレーザ光源１、ビームスプリッタ（ＢＳ）２、参照ミラー３、対物レンズ（ＯＬ）４、超音波トランスデューサ（ＵＳＴ）５、測定試料６、光検出器７、ミキサー８、局部発振器９、ＡＭ復調器１０、トリガー発生器１１、サーキュレータ１２、超音波断層画像信号処理装置１３、コンピュータ１４で構成される。

まず、動作原理の概略を説明する。

光学系は基本的にはマイケルソン干渉系である。レーザ光源１から出射した光は、ＢＳ２を通って参照アームとサンプルアームに別れ、参照アームの光は参照ミラー３で反射して再びＢＳ２を通り、光検出器７へ向かい参照光となる。

一方、サンプルアームの光は対物レンズ４でフォーカスされ、ＵＳＴ５を透過して測定試料６に入射する。測定試料６は生体などである。生体は、光に対して高吸収・高散乱媒質であるために、組織構造・生体物質に応じて、光は伝播に伴って減衰するが（上記非特許文献４参照）、音波に対しては各組織のインピーダンスの差が小さく、減衰も少ないので光は深く試料の深い位置まで到達可能である（上記非特許文献５参照）。

次に、トリガー発生器１１から１周期分の電気パルスがＵＳＴ５に印加されて、超音波パルスが光と同方向に伝播する。超音波は粗密波なので弾性に伴い屈折率の変化を生じ、屈折率の空間的な変化は光にとって“ミラー”として作用する。つまり、超音波パルスの伝播は、光にとって低反射率のミラーが光に沿って移動していることに相当する。この超音波による移動ミラーは光を反射し、この反射光は、マイケルソン干渉系内でヘテロダイン検出される。ヘテロダインビート周波数は、超音波の速度と光の波長で決まるドップラー周波数となる。このとき測定されるヘテロダインビート信号強度は、結果的に減衰定数を伝播方向に積分した量になるので、コンピュータ１４内の数値処理により、光減衰の深さ方向依存性が画像信号として得られる。また、超音波断層画像信号処理装置１３を併せ持つので、従来の超音波エコーの断層画像測定も可能であり、光減衰の深さ方向依存性の断層画像と音響インピーダンス変化の断層画像の同時測定が可能である。光軸方向の空間分解能は超音波パルスの波長、横方向空間分解能は光ビームの幅、測定深さ領域は光と超音波の到達深さとなる。

次に、詳細に測定原理を説明する。

上述した通り、光学系は基本的にはマイケルソン干渉系である。

レーザ光源１から出射した光は、ＢＳ２を通って参照アームとサンプルアームに別れ、参照アームの光は参照ミラー３で反射して再びＢＳ２を通り、光検出器７へ向かい参照光となる。

一方、サンプルアームの光は対物レンズ４でフォーカスされ、ＵＳＴ５を透過して測定試料６に入射する。このとき、ＵＳＴ５と測定試料６は直接コンタクトしてもよいが、液体などが間に入って音響インピーダンスの整合がある程度とれて、光の透過率が比較的高い方がよい。

光源としては、生体内で比較的減衰が少なく深いところまで到達する波長λ₀が１．３μｍのレーザ光源１を用いる（上記非特許文献４参照）。また、参照光路と信号光路の光路差が大きくても干渉するように、スペクトル幅については、縦単一波長発振でコヒーレンス長が十分長いものを使用する。一例としては、米国Ｌｉｇｈｔｗａｖｅ社の製品１２５−１３１９−２００（波長１３１９ｎｍ、スペクトル幅＜５ｋＨｚ、出力２００ｍＷ、コヒーレンス長＞１０００ｍ）が挙げられ、これを用いれば、参照光路と信号光路の差が１０００ｍ以下なら干渉することになる。

横方向空間分解能は対物レンズ４を含む照射光学系で決定され、減衰を伴う超音波が光の焦点付近を十分な強度で伝播する場合、測定範囲は照射光学系のコンフォーカル長が目安となる。対物レンズ４を通過した光は焦点に集光し、その後拡がる。コンフォーカル長は、焦点でのビームサイズが、焦点の両側でその１．４倍に拡がるまでの間隔で定義され、その間では疑似的に焦点が合っていると見なされる。入射ビームに対して垂直方向の空間分解能Δｘはビーム直径で与えられ、対物レンズ４上のビーム直径ｄ、焦点距離ｆ、波長λを用いて、

で与えられる。さらに光軸方向の走査領域はコンフォーカル長２ｚ₀が目安となり、

で示される。対物レンズ４の集光効率は、反射位置が焦点位置のときが最も効率がよく、コンフォーカル長はそこから光軸上でどこまでを検出可能と見なすのかの目安でもある。これらは、現在、活発に研究が行われている光波コヒーレンス断層画像測定法（ＯＣＴ）（上記非特許文献６参照）でも実際に用いられている式である。対物レンズ４に入射するビームの直径を０．８ｍｍ、対物レンズ４の焦点距離を４０ｍｍとすると、焦点のビーム径は８３μｍ、コンフォーカル長は８ｍｍと求められる。つまり、横方向分解能は８３μｍで、深さ方向の測定範囲は８ｍｍとなる。

上述したように、生体は、光に対して高吸収・高散乱媒質であるために、組織構造・生体物質に応じて、光は伝播に伴って減衰する（上記非特許文献４参照）が、音波に対しては各組織のインピーダンスの差が小さく、減衰も少ないので光は試料の深い位置まで深く到達可能である（上記非特許文献５参照）。

入射光の進行方向に進む散乱光を前方散乱光、逆方向に進む散乱光を後方散乱光と呼ぶ。前方散乱光と後方散乱光のバランスを示すパラメータが非等方散乱パラメータｇである。ｇ＝１は前方散乱光のみの場合を意味し、ｇ＝−１は後方散乱光のみの場合を意味している。生体組織の場合はｇ＝０．８〜０．９７であり、前方散乱光が支配的である（上記非特許文献４参照）。前方散乱光の到達距離については、上記非特許文献７で近赤外領域のレーザ光源を用いて直径１４ｍｍの指に光を照射し、その透過光をヘテロダイン検出することにより断層画像を再構成しているので、１４ｍｍ程度の厚さの試料を光が透過し、その透過光を検出することが可能であることが分かる。

超音波は、高周波になると生体内で減衰が増大するので、上記非特許文献８によると、２０ＭＨｚで約６〜８ｍｍの空間分解能が限界と記述されている。また、上記非特許文献９では、周波数が３０ＭＨｚの血管用超音波イメージングカテーテルの市販品が紹介されている。よって、ここでは周波数を２７．５ＭＨｚとし、条件にもよるが超音波の到達距離を約６〜８ｍｍとする。

次に、トリガー発生器１１から１周期分の電気パルス（周波数：２７．５ＭＨｚ、周期：０．０３６μｓ）をＵＳＴ５に印加し、超音波を光と同方向（＋ｚ軸方向）に伝播させる。上記非特許文献９によると、実際の超音波イメージングカテーテルでは、周期の１．８倍の超音波パルスを発生させており、この１周期の発生も十分実現可能である。超音波は粗密波なので弾性に伴い媒質内に屈折率の変化を生じ、屈折率の空間的な変化は光にとって“ミラー”として作用する。超音波による屈折率ｎの変化は、上記非特許文献１０で次式のように与えられている。

ここで、ｎ₀は試料の屈折率、ｐ_ACは超音波の音圧、ｆ_ACは超音波の周波数、Λ_ACは超音波の波長、ρ₀は試料の密度、ｃ_ACは超音波の速度である。

生体試料の平均的屈折率ｎ₀を１．４（上記非特許文献１１参照）、超音波の音圧ｐ_ACを１．７４７ＭＰａ（上記非特許文献９参照）、超音波の周波数ｆ_ACを２７．５ＭＨｚ（上記非特許文献９参照）、試料の密度ρ₀を１．０５×１０³ｋｇ／ｍ³（上記非特許文献５参照）、超音波の速度ｃ_ACを１５４０ｍ／ｓ（上記非特許文献５参照）とすると、ａ＝２．６１×１０^-7と求まり、超音波による屈折率の最大と最小はそれぞれ１．８６と０．９４となる。ここで用いた音圧ｐ_ACは、上記非特許文献９の実際の超音波イメージングカテーテルでの音圧である。単純にこの屈折率変化での反射率を計算すると反射率は１０％と求まる。実際は、超音波の波長（＝ｃ_AC／ｆ_AC）が５６μｍであり、生体試料内での平均的屈折率ｎ₀１．４から光の波長は０．９μｍとなるので、光の伝播に伴って徐々に屈折率が変化していることになる。正確には、超音波の１周期内で屈折率の変化に伴い、“ミラー”によって光軸上の各部で僅かながら反射光が発生して、それらを光検出器７の光電面上でコヒーレントに重ね合わせて、超音波パルスによる反射光、つまり信号光が求まることになる。超音波による“ミラー”の平面度に関しては、超音波の波長が５６μｍであるのに対して光の波長は０．９μｍであるので、光から見れば超音波の波面の平面度は高い。

十分厚い周期的な屈折率分布による光の回折（反射）は、ブラッグ回折と呼ばれており、ガラス結晶に超音波を伝播させ、超音波に対して近赤外域の光を斜入射させて８５％の効率で光を偏向させる光デバイスも市販されている。よって、周波数が低い場合でも屈折率の変化に応じて反射・回折光は発生するが、反射率は小さくなる。この場合は、高出力レーザ光源を用いた高感度ヘテロダイン検出で、量子限界の感度が実現できる。また、さらなる高感度化については、２次元アレイ検出器を用いることも有効である（上記非特許文献１２参照）。

超音波パルスによる屈折率変化で光が反射されるために、この“ミラー”の厚さ、つまり超音波の波長が光軸方向の分解能になる。周波数２７．５ＭＨｚでは分解能は５６μｍであり、周波数４０ＭＨｚでは分解能は３９μｍとなる。

超音波パルスの伝播ＳＰ₁は、光にとって低反射率のミラーが光に沿って移動していることに相当する。この超音波による移動ミラーは光を反射し、この反射光は、マイケルソン干渉系内でヘテロダイン検出される。ヘテロダインビート周波数は、超音波の速度ｃ_ACと光の波長λで決まるドップラー周波数ｆ_Dとなり、ｆ_D＝２ｃ_AC／λ₀＝２．３７ＧＨｚと求められる。ＧＨｚ帯のヘテロダインビート信号は、光検出器７で容易に出力可能であるが、後段の電気信号処理では扱いにくいので、ミキサー８と局部発振器９を用いて周波数シフトして、数１００ＭＨｚの電気信号に変換する。その後、ＡＭ復調器１０・対数圧縮アンプ（図示なし）を用いて、エンベローブを取り出し、コンピュータ１４に取り込ませる。コンピュータ１４への取込みは、トリガー発生器１１からの信号で行い、同時に超音波断層画像信号処理装置１３も起動させて、従来の超音波エコー画像測定のように試料内で異なる音響インピーダンスｚ₀₁，ｚ₀₂の境界で発生した超音波エコーＳＰ₂の時間と強度を測定した。

光軸方向での１回の測定時間は、超音波パルスを測定試料６に入射し光を反射させて、やがて測定試料６の深部で減衰し反射光が消えるまでである。従って、超音波パルスの到達距離を８ｍｍとすると、超音波の速度ｃ_ACから１回の測定時間は、到達距離／超音波速度＝５．２μｓである。測定時のトリガーパルス信号、超音波パルス信号、光検出器出力信号、ミキサー出力信号、復調器出力信号、演算処理信号を図２に示す。

この図２において、図２（ａ）はトリガーパルス信号、図２（ｂ）は超音波パルス信号、図２（ｃ）は光検出器出力信号、図２（ｄ）はミキサー出力信号、図２（ｅ）は復調器出力信号、図２（ｆ）は演算処理信号をそれぞれ示している。

また、測定信号について図３を用いて説明する。

試料の屈折率と吸収係数を、それぞれｎ（ｚ）、α（ｚ）とする。ここで、ｚ＝０から光振幅ｕ₀の光が入射し、ｚ＝ｚ₀で反射して、試料から光振幅ｕ_Rの光が出射したとする。このとき光振幅ｕ_Rは、上記非特許文献１３を参考にすると次式で与えられる。

ここで、ｒ（ｚ₀）は光の反射係数である。これが信号光なので、信号光強度Ｉ_sは、次式より求まる。

ここで、Ｒ（ｚ₀）はｚ＝ｚ₀での光の反射率である。超音波のミラーの移動速度を用いると、信号光強度Ｉ_sは、時間の関数として次式に変換することができる。

また、ヘテロダインビート信号Ｉ_HBは一般に次式で与えられ、

ここでφは、参照光と信号光との初期位相である。ヘテロダインビート信号の交流振幅を２乗した信号は、比例定数を無視すると信号光強度Ｉ_Sに相当する信号である。よってヘテロダインビート信号の振幅を２乗した信号Ｉ_HB（ｔ）²が信号光強度Ｉ_Sに等しいことになり、コンピュータ１４では、Ａ／ＤボードよりＩ_HB（ｔ）の振幅を取込み、数値演算で振幅の２乗Ｉ_HB（ｔ）²を作成し、結果的に信号光強度Ｉ_Sの時系列データを得る。位置ｚと時間ｔとは、超音波の速度Ｖ_ACで関係付けられているので、再び位置ｚをパラメータとして記述する。次に以下の演算処理を行う。

ここで、上記式（８）の第一項は、光の反射率の光軸方向変化に関する量で、第二項は減衰係数の光軸方向依存性である。一般に、生体の場合は減衰係数が大きいので、これが支配的と考えると、上式（８）は近似的に、

と置くことができる。一連の信号処理の流れは図２に示した通りである。

以上より生体試料内の減衰係数の光軸方向依存性が測定できたことが分かる。ここまで、簡単化のために試料のｘ方向の走査は省略したが、この走査を付加することにより、光の減衰係数を画像信号とした断層画像と従来の超音波エコーによる断層画像の測定が同時にできる。

本発明によるその具体例を以下に示す。

図４は本発明の第２実施例を示す血管用光超音波断層画像測定装置の構成図である。

この血管用光超音波断層画像測定装置は、図４に示すように、近赤外波長域のレーザ光源２１、光ファイバー２２，光ファイバーカップラー２３、光ファイバー２４、コリメートレンズ２５、参照ミラー２６、光ファイバー２７、光検出器２８、ミキサー２９、局部発振器３０、ＡＭ復調器３１、光ファイバー３２、対物レンズ３３、フォーカスビーム３４、光・超音波回転ミラー３５、回転駆動シャフト３６、カバー３７、超音波パルス３８、血管組織３９、血液４０、超音波トランスデューサ（ＵＳＴ）４１、超音波パルス発生・検出装置４２、回転ミラー外部駆動装置４３、コンピュータ４４で構成される。

本実施例が図１に示した構成と異なるのは、実用性を考慮して、マイケルソン型ファイバー干渉系としたこと、血管内の断層イメージングのために光超音波プローブ（ＵＳＴ４１及び光・超音波回転ミラー３５）を付加したことである。

図４において、近赤外波長域のレーザ光源２１からのレーザ光は、ファイバーカップラー２３を通って、対物レンズ３３に達する。対物レンズ３３からの光はフォーカスされてＵＳＴ４１を透過し、外部から回転駆動される光・超音波回転ミラー３５で反射されて血管内壁の組織３９に照射される。

また、超音波パルス発生・検出装置４２により発生した電気パルスがＵＳＴ４１に印加されると超音波パルスが発生し、光・超音波回転ミラー３５で血管内壁の組織３９に照射される。

上述した原理に従って、超音波パルスの“ミラー”によって発生した反射光は再度光・超音波回転ミラー３５、対物レンズ３３に戻り、光検出器２８でヘテロダインビート信号に変換される。変換されたヘテロダインビート信号はミキサー２９・局部発振器３０でダウンコンバートされ、ＡＭ復調器３１でＡＭ復調された信号は、コンピュータ４４に取り込まれる。

超音波パルス３８の発生、復調信号のコンピュータ４４への取込み、超音波パルス３８の検出、光・超音波回転ミラー３５の駆動は全て同期が取れて、上記非特許文献８に記述されている装置と同じ走査・信号取込みの方法で測定されるようになっている。よって、上記非特許文献８に示されている超音波による断層画像と上記の光の減衰係数を画像情報とする断層画像が同時に得られ、重ね合わせも可能となる。

また、図４に示した光プローブではＵＳＴ４１と光・超音波回転ミラー３５が分離しているが、図５に示すように構成してもよい。

図５は本発明の第２実施例の血管用光超音波断層画像測定装置の変形例を示す図である。

図５において、５１は光ファイバー（図４の光ファイバー３２に対応）、５２は対物レンズ（図４の対物レンズ３３に対応）、５３は超音波トランスデューサ（ＵＳＴ）〔図４の超音波トランスデューサ（ＵＳＴ）４１に対応〕、５４は回転駆動シャフト（図４の回転駆動シャフト３６に対応）、５５はカバー（図４のカバー３７に対応）、５６はフォーカスビーム（図４のフォーカスビーム３４に対応）、５７は超音波パルス（図４の超音波パルス３８に対応）を示している。

この実施例では、図４に示すＵＳＴ４１と光・超音波回転ミラー３５の分離構造に代えて、ＵＳＴ５３と対物レンズ５２・光ファイバー５１を回転シャフト５４に一体化するようにしている。

この実施例によれば、従来のカテーテル型ＯＣＴと異なり、レーザ光を用いるので光パワーが十分確保でき、高感度なヘテロダイン検出を用いるために血液で散乱を受けても反射光を検出することができる。ＯＣＴの横方向分解能、高解像度超音波イメージングの光軸方向分解能、光ＣＴの測定距離を併せ持つことにより、血液を止めないで血管内部の断層構造を測定できる、患者にやさしい断層画像測定法である。さらに、消化器系の内視鏡と組み合わせれば、消化器系の深さ８ｍｍ程度での癌の深達度測定や組織異常の診断に有効である。

次に、図６は本発明の第３実施例を示す汎用光超音波断層画像測定装置の構成図である。

本測定装置は、図６に示すように、近赤外波長域のレーザ光源６１、光ファイバー６２、光ファイバーカップラー６３、光ファイバー６４、コリメートレンズ６５、参照ミラー６６、光ファイバー６７、対物レンズ６８、高速回転ミラー６９、高速回転ミラー駆動装置７０、フォーカスビーム７１、パラレル超音波パルス発生・検出装置７２、パラレル超音波トランスデューサ（ＰＵＳＴ）７３、超音波パルス７４、試料（生体組織）７５、スペーサー７６、光ファイバー７７、光検出器７８、ミキサー７９、局部発振器８０、ＡＭ復調器８１、コンピュータ８２で構成される。

本実施例が上記図４の構成と異なる点は、実用性を考慮して、一般に用いられている汎用の超音波エコー装置（上記非特許文献５参照）へ組み込んだ点である。従来の電気走査型超音波エコー装置のプローブに光学系を組み込み、干渉光学系を付加し、光学系の測定システムと従来の電子走査型超音波エコー装置との同期が取れるようにした。

近赤外波長域のレーザ光源６１からのレーザ光は、光ファイバーカップラー６３を通って、対物レンズ６８に達する。対物レンズ６８の光はフォーカスされて高速回転ミラー６９で出射方向が決定され、ＰＵＳＴ７３を透過し、試料７５に照射される。パラレル超音波パルス発生・検出装置７２により発生した電気パルスがＰＵＳＴ７３に印加されると超音波パルス７４が発生し、試料７５に照射される。このとき光の出射方向と超音波パルス７４の出射方向が同一方向になるよう走査の同期を取る。ＰＵＳＴ７３と試料７５の間には音響インピーダンス整合と屈折率整合のためにスペーサー７６を用いてもよい。

上記の原理に従って、超音波パルス７４によって発生した光の反射光は高速回転ミラー６９、対物レンズ６８に戻り、光検出器７８でヘテロダインビート信号に変換される。変換されたヘテロダインビート信号はミキサー７９・局部発振器８０でダウンコンバートされ、さらに、ＡＭ復調器８１でＡＭ復調されて、コンピュータ８２に取り込まれる。

超音波パルス７４の発生および角方向の電子走査、復調信号のコンピュータ８２への取込み、超音波パルス７４の検出、高速回転ミラー６９の駆動は全て同期が取れて測定されるようになっている。よって、非特許文献８に示されている超音波による断層画像と上記の光の減衰係数を画像情報とする断層画像が得られ、重ね合わせも可能となる。

このタイプは、従来のカテーテル型ＯＣＴと異なり、レーザ光を用いるので光パワーが十分確保でき、高感度なヘテロダイン検出を用いるため、生体組織のより深いところからの反射光を検出することができる。ＯＣＴの横方向分解能、高解像度超音波イメージングの光軸方向分解能、光ＣＴの測定距離を併せ持つことにより、光と超音波を用いた１０ｍｍ弱の深さの組織診断が高い分解能で可能となり、皮膚癌や表面附近の乳癌の組織診断など広い臨床応用が考えられる。

さらに、産業応用としては、繊維、塗布膜、光学部品、３次元光デバイスなどの３次元構造解析や、組織から見た魚類や食肉などの新鮮度や成長度モニター、果物や野菜などの新鮮度や成熟度の測定、モニターなどへの幅広い応用も考えられる。

上記したように、超音波は弾性波なので、音波伝達によって、音圧の差が生体内に生じ、同時に屈折率に変化が起こる。この屈折率の差によって、生体が光の後方反射をより大きくする。

ＯＣＴは光の後方反射のみを利用するので、超音波との並列使用により、より深い所での反射が可能になり、かつ高解像度が維持できる。

また、近赤外域のレーザ光源を用いるので、高出力源が容易である。

照射ビームのビーム幅が横方向分解能になるので、数十μｍの分解能が可能であり、超音波のパルス幅が奥行き方向分解能になるので、約６０μｍ程度の測定深さが可能である。従って、測定領域の深さは、超音波の深い到達度、光の高い検出感度から、現状で８ｍｍ程度が可能である。

また、高出力のレーザ光を用いるので血液があっても測定可能であり、従来にない光の減衰係数の断層画像と超音波エコー画像の同時測定及び重ね合わせが可能となる。さらに、他の波長を使えば、分光機能などの機能拡張も可能である。

なお、本発明は上記実施例に限定されるものではなく、本発明の趣旨に基づき種々の変形が可能であり、これらを本発明の範囲から排除するものではない。

本発明の光超音波断層画像測定方法及び装置は、測定領域の拡大が見込まれ、特に、医学、生物学の分野での利用に適している。

本発明の第１実施例を示す光超音波断層画像測定装置の全体構成図である。本発明の実施例を示す測定時のトリガーパルス信号、超音波パルス信号、光検出器出力信号、ミキサー出力信号、復調器出力信号、演算処理信号を示す図である。本発明の実施例を示す測定信号の説明図である。本発明の第２実施例を示す血管用光超音波断層画像測定装置の構成図である。本発明の第２実施例の血管用光超音波断層画像測定装置の変形例を示す図である。本発明の第３実施例を示す汎用光超音波断層画像測定装置の構成図である。

符号の説明

１，２１，６１近赤外波長域のレーザ光源
２ビームスプリッタ（ＢＳ）
３，２６，６６参照ミラー
４，３３，５２，６８対物レンズ（ＯＬ）
５，４１，５３超音波トランスデューサ（ＵＳＴ）
６測定試料
７，２８，７８光検出器
８，２９，７９ミキサー
９，３０，８０局部発振器
１０，３１，８１ＡＭ復調器
１１トリガー発生器
１２サーキュレータ
１３超音波断層画像信号処理装置
１４，４４，８２コンピュータ
２２，２４，２７，３２，５１，６２，６４，６７，７７光ファイバー
２３，６３光ファイバーカップラー
２５，６５コリメートレンズ
３４，５６，７１フォーカスビーム
３５光・超音波回転ミラー
３６，５４回転駆動シャフト
３７，５５カバー
３８，５７，７４超音波パルス
３９血管組織
４０血液
４２超音波パルス発生・検出装置
４３回転ミラー外部駆動装置
６９高速回転ミラー
７０高速回転ミラー駆動装置
７２パラレル超音波パルス発生・検出装置
７３パラレル超音波トランスデューサ（ＰＵＳＴ）
７５試料（生体組織）
７６スペーサー

Claims

試料に超音波を印加する超音波エコー装置のプローブ部に照射・集光光学系を組み込み、前記光学系で照射・集光された光波と前記プローブ部での超音波印加との同期を取り、前記光波と前記超音波とを同一行路で重畳し、前記試料において超音波による光波反射位置である計測深さを深くするとともに、より高い解像度を得ることを特徴とする光超音波断層画像測定方法。
請求項１記載の光超音波断層画像測定方法において、光波光学系に、干渉系及びヘテロダイン検出法を用い、血管内の断層イメージングのために光超音波プローブを用いることを特徴とする光超音波断層画像測定方法。
請求項２記載の光超音波断層画像測定方法において、近赤外波長域のレーザ光源からのレーザ光は、光ファイバーカップラーを通って、対物レンズに達し、該対物レンズの光はフォーカスされて高速回転ミラーで出射方向が決定され、超音波パルスを発生する超音波トランスデューサを透過し、試料である生体組織に超音波パルスと共に照射され、このとき光の出射方向と超音波パルスの出射方向は同一方向になるよう走査の同期を取ることを特徴とする光超音波断層画像測定方法。
（ａ）試料に超音波を印加する電気走査型超音波エコー装置と、
（ｂ）該電気走査型超音波エコー装置のプローブに組み込まれる照射・集光光学系と、
（ｃ）前記光学系の光波と前記電気走査型超音波エコー装置の超音波との同期を取る制御装置を具備することを特徴とする光超音波断層画像測定装置。
請求項４記載の光超音波断層画像測定装置において、前記干渉光学系は、マイケルソン型光ファイバー干渉系であることを特徴とする光超音波断層画像測定装置。
請求項４記載の光超音波断層画像測定装置において、血管内の断層イメージングのために光超音波プローブを具備することを特徴とする光超音波断層画像測定装置。
請求項６記載の光超音波断層画像測定装置において、前記マイケルソン型光ファイバー干渉系は、近赤外波長域のレーザ光源と、光ファイバーと、光ファイバーカップラーと、対物レンズと、高速回転ミラーを備え、電気走査型超音波エコー装置は、走査型超音波パルス発生・検出装置として、超音波トランスデューサアレイとを備えることを特徴とする光超音波断層画像測定装置。