JP2005245740A - 時間ゲート光波断層画像測定方法及び装置 - Google Patents

Abstract

【課題】計測時間が速く、生体内で起こる生体現象の連続的なイメージ化が可能である時間ゲート光波断層画像測定装置を提供する。
【解決手段】生体試料１２内のある断層からの時間変化する干渉画像に対して、時間的に位相が９０°異なる二つの干渉画像を光学的に発生させ、前記二つの干渉画像を高速スイッチングにより切り出し、この切り出した二つの干渉画像を一つのイメージセンサ１８上に同時に入射することにより、高速断層画像計測を行う。
【選択図】図１

Description

本発明は、光波断層画像測定装置に係り、特に、計測時間が速く、生体内で起こる生体現象の連続的なイメージ化が可能である時間ゲート光波断層画像測定方法及び装置に関するものである。

現状の光波断層画像測定法（ＯＣＴ：Ｏｐｔｉｃａｌ Ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）（下記非特許文献１および非特許文献２参照）においては、測定レートが１００ｆｒａｍｅ／ｓｅｃ、５０ｆｒａｍｅ／ｓｅｃで時間分解能は１０ｍｓ、２０ｍｓ程度である。これらの測定レートや時間分解能はＣＣＤの速度に律速されており、それ以上に高速に変化する生体現象を測定するのは困難であった。

また、一つのＣＣＤで位相の異なる干渉画像を測定し、画像測定を行う方法（下記非特許文献３参照）が報告されているが、時間ゲートは用いられておらず、生体断層画像測定への応用にも触れられていない。

一方、ＯＣＴは、すでに脳機能（下記非特許文献４参照）や神経機能（下記非特許文献５参照）の解明に応用されている。神経系での信号伝達は数百μｓオーダーで変化する電位の伝達であるが（下記非特許文献６参照）、ＯＣＴで捕えるのは光学特性の変化であるので、両者の厳密な対応はまだ研究段階である。

例えば、光を使って脳機能の空間構造を実験的に捉える方法の一つに内因性信号のイメージング法がある。内因性信号とは、神経細胞の活動に伴って引き起こされる組織の光特性変化のことで、主に三つの成分がある。

第一の成分は毛細血管に含まれるヘモグロビンの酸化還元に伴う光吸収変化であり、第二の成分は神経組織の血液量の変化であり、第三の成分は組織の構造変化による光散乱の変化である。

神経細胞の活動によって起こる細胞外のイオン濃度変化は、周辺のグリア細胞に対して浸透圧に依存した一過性の体積変化を引き起こす。また、血液量の変化に伴って毛細血管も拡張する。これらの構造変化は検出可能な光散乱強度変化を引き起こす。下記非特許文献４には猫の脳表面での光散乱が視覚刺激で変化することを示す写真が掲載されている。

また、下記非特許文献５では神経細胞を電気刺激した際の断層画像を、刺激前と刺激中と刺激後とにおいて測定している。この時の光軸方向空間分解能は２μｍ、横方向分解能は１０μｍであり、画像測定速度は４０ｆｒａｍｅ／ｓｅｃで、光軸上の走査速度は２５ｍｓ／ｓｃａｎである。この実験では神経細胞への電気刺激に伴う、ＯＣＴ画像の変化は確認されているが、神経系の機能解明には十分なデータは得られていない。

以上のように、刺激による神経組織の光学特性の変化も確認されており、ＯＣＴの神経組織への応用の有用性が確認されているが、まだ、特に時間分解能が十分でないため、信頼性の高いデータが得られていない。
Ａｋｉｂａ ｅｔ ａｌ．，Ｆｕｌｌ−ｆｉｅｌｄ ｏｐｔｉｃａｌ ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ ｂｙ ｔｗｏ−ｄｉｍｅｎｓｉｏｎａｌ ｈｅｔｅｒｏｄｙｎｅ ｄｅｔｅｃｔｉｏｎ ｗｉｔｈ ａ ｐａｉｒ ｏｆ ＣＣＤ ｃａｍｅｒａｓ，ＯＰＴＩＣＳ ＬＥＴＴＥＲＳ，Ｖｏｌ．２８，Ｎｏ．１０，８１６−８１８（２００３）． Ｖａｂｒｅ ｅｔ ａｌ．，Ｔｈｅｒｍａｌ−ｌｉｇｈｔ ｆｕｌｌ−ｆｉｅｌｄ ｏｐｔｉｃａｌ ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ，ＯＰＴＩＣＳ ＬＥＴＴＥＲＳ，Ｖｏｌ．２７，Ｎｏ．７，５３０−５３２（２００２）． Ａｓｕｎｄｉ ｅｔ ａｌ．，Ｄｙｎａｍｉｃ ｐｈａｓｅ−ｓｈｉｆｔｉｎｇ ｐｈｏｔｏｅｌａｓｔｉｃｉｔｙ，ＡＰＰＬＩＥＤ ＯＰＴＩＣＳ，Ｖｏｌ．４０，Ｎｏ．２２，３６５４−３６５８（２００１）． ラジャゴパラン ウママヘスワリ，谷藤学，光を使った脳機能計測，応用物理学会誌 Ｖｏｌ．７２，Ｎｏ．６，７１１−７１５ Ｌａｚｅｂｎｉｋ ｅｔ ａｌ．，Ｆｕｎｃｔｉｏｎａｌ ｏｐｔｉｃａｌ ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ ｆｏｒ ｄｅｔｅｃｔｉｎｇ ｎｅｕｒａｌ ａｃｔｉｖｉｔｙ ｔｈｒｏｕｇｈ ｓｃａｔｔｅｒｉｎｇ ｃｈａｎｇｅｓ，ＯＰＴＩＣＳ ＬＥＴＴＥＲＳ，Ｖｏｌ．２８，Ｎｏ．１４，１２１８−１２２０（２００３）． 鈴木泰三 他，一般生理学入門，Ｐ１８２−１８５ 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，２６８−２７４（２００３） Ｚｈａｏ ｅｔ ａｌ．，Ｒｅａｌ−ｔｉｍｅ ｐｈａｓｅ−ｒｅｓｏｌｖｅｄ ｆｕｎｃｔｉｏｎａｌ ｏｐｔｉｃａｌ ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ ｂｙ ｕｓｅ ｏｆ ｏｐｔｉｃａｌ Ｈｉｌｂｅｒｔ ｔｒａｎｓｆｏｒｍａｔｉｏｎ，ＯＰＴＩＣＳ ＬＥＴＴＥＲＳ，Ｖｏｌ．２７，Ｎｏ．２，９８−１００（２００２）． 赤外ＬＥＤ Ｌ７５５８シリーズ 空間光伝送用高速・高出力ＬＥＤ，パンフレット 浜松ホトニクス株式会社 ＬＤＸ３６２０ 超低ノイズ電流電源 ＩＬＸ Ｌｉｇｈｔｗａｖｅ社 パンフレット Ｏｌｄｅｎｂｕｒｇ ｅｔ ａｌ．，Ｆａｓｔ−Ｆｏｕｒｉｅｒ−ｄｏｍａｉｎ ｄｅｌａｙ ｌｉｎｅ ｆｏｒ ｉｎ ｖｉｖｏ ｏｐｔｉｃａｌ ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ ｗｉｔｈ ａ ｐｏｌｙｇｏｎａｌ ｓｃａｎｎｅｒ，ＡＰＰＬＩＥＤ ＯＰＴＩＣＳ，Ｖｏｌ．４２，Ｎｏ．２２，４６０６−４６１１（２００３）． Ｂａｓｓ ｅｔ ａｌ．，Ｈａｎｄｂｏｏｋ ｏｆ Ｏｐｔｉｃｓ，３０．１６−３０．２１ フルウチ化学工業株式会社ホームページ，「新発売 ＰＬＺＴ高速光シャッター」 ＬＯＴＩＳ ＴＩＩ社 レーザー機器 パンフレット ５〜６ 「Ｐｏｃｋｅｌｓ Ｃｅｌｌｓ」および「Ｐｏｃｋｅｌｓ Ｃｅｌｌ Ｄｒｉｖｅｒｓ」 近藤 泰志 他，画素周辺記録型撮像素子による高速度ビデオカメラ，応用物理，第７１巻，第６号，７１０−７１３（２００２）．

上記したようなＯＣＴの生体現象への応用は、従来は、ＯＣＴによる光プローブを内視鏡チャンネルに挿入し、数十ｍｓの時間分解能での断層写真を撮ることで行ってきた。今までは、イメージの解像度を上げることに主眼がおかれていたために、計測に時間を要し、生体内で起こる生体現象を連続的にイメージ化することはできなかった。

本発明は、上記状況に鑑みて、計測時間が速く、生体内で起こる生体現象の連続的なイメージ化が可能である時間ゲート光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〕時間ゲート光波断層画像測定方法において、生体試料内のある断層面からの散乱光を用いて得られる周期的に時間変化する干渉画像に対して、時間的に位相が異なる複数の干渉画像を光学的に発生させ、前記複数の干渉画像を高速スイッチングにより切り出し、この切り出した複数の干渉画像をイメージセンサ上に同時に入射することにより、高速断層画像計測を行うことを特徴とする。

〔２〕上記〔１〕記載の時間ゲート光波断層画像測定方法において、時間的に位相が９０°異なる二つの干渉画像を光学的に発生させ、一つのイメージセンサ上に同時に入射するとともに、前記高速スイッチングはμｓからｎｓオーダーとすることを特徴とする。

〔３〕上記〔１〕記載の時間ゲート光波断層画像測定方法において、前記高速断層画像の計測は、ｍｍオーダーからμｍオーダーの空間分解能、かつμｓからｎｓオーダーの時間分解能で、４次元的に行うことを特徴とする。

〔４〕時間ゲート光波断層画像測定装置において、生体試料内のある断層からの時間変化する干渉画像に対して、時間的に位相が９０°異なる二つの干渉画像を光学的に発生させる手段と、前記二つの干渉画像を高速スイッチングにより切り出す手段と、この切り出した二つの干渉画像を同時に入射する一つのイメージセンサとを備え、前記生体試料からの信号光がＹ軸に対して４５°の直線偏光、参照波が円偏光となり、偏光ビームスプリッタによってＹ軸、Ｘ軸に平行な直線偏光成分だけがそれぞれ画像ｐ、画像ｑとして分離され、前記一つのイメージセンサに結像されるように構成することを特徴とする。

〔５〕上記〔４〕記載の時間ゲート光波断層画像測定装置において、前記高速スイッチングは、高速でスイッチングが可能な半導体光源によることを特徴とする。

〔６〕上記〔４〕記載の時間ゲート光波断層画像測定装置において、前記高速スイッチングは、高速応答速度の光シャッターによることを特徴とする。

〔７〕上記〔４〕記載の時間ゲート光波断層画像測定装置において、前記高速スイッチングは、立ち上がり時間が１０ｎｓ以下のＱスイッチデバイスとＱスイッチドライバーによることを特徴とする。

〔８〕上記〔４〕記載の時間ゲート光波断層画像測定装置において、前記高速スイッチングは、１μｓの電子シャッター機能付きのイメージセンサによ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。

画像計測時間を数１０μｓあるいは数百ｎｓに短縮することができる。したがって、１００μｓ内で起こる生体現象をイメージ化することができる。

このように本発明によれば、まだ未開拓な生体内の高速現象が断層画像で測定されるので、臨床応用分野が期待でき、医学・生物学・薬理学分野での貢献や波及効果は多大である。さらには、一般産業界での新しい応用も可能であり、その波及効果は著大である。

本発明は、試料内のある断層からの時間変化する干渉画像に対して、時間的に位相が９０°異なる二つの干渉画像を光学的に発生させ、一つのイメージセンサ（ＣＣＤ）上に極めて短い時間間隔で切り出して同時に入射することにより、生体試料などの高散乱物体内部の断層画像を測定する時間ゲート型光波断層画像測定方法及び装置である。

以下、本発明の実施の形態について詳細に説明する。

図１は本発明の実施例を示す時間ゲート型光波断層画像測定装置の模式図、図２はその光波断層画像測定装置における参照光と信号光の説明図、図３は各部の信号波形と画像の画素の信号変化を示す図、図４はその断層画像の測定方法の説明図である。

まず、図１において、１は近赤外波長域の低コヒーレンス光源、２はコリメートレンズ、３は偏光調整器、４は高速光シャッター（点線の意義は後述）、５は変調機能付電流源、６はビームスプリッタ（ＢＳ）、７は円偏光を発生させる波長板、８はビーム径変換器、９は高速に光軸方向走査を行う奥行き走査器、１０は奥行き走査器駆動装置、１１は対物レンズ、１２は生体試料、１２−１は刺激電極、１３は偏光ビームスプリッタ（ＰＢＳ）、１４はプリズム、１５は光路差補償板、１６，１７は結像レンズ、１８はＣＣＤ（イメージセンサ）、１９はＣＣＤコントローラ、２０は制御・信号処理用ＰＣ、２１は刺激信号発生器を示している。

まず、この時間ゲート型光波断層画像測定装置の動作原理の概略を図１〜図３を用いて説明する。

ＯＣＴの基本原理については、上記非特許文献７に詳細に示されている。本光学系は基本的に２次元マイケルソン干渉系である。円偏光と直線偏光を用いて光学的に９０°位相の異なる干渉信号を発生させる方法（上記非特許文献８参照）が報告されている。

ここでは、ＰＢＳ１３で生体試料１２からの信号光が図２（ｂ）に示すようにＹ軸に対して４５°の直線偏光の場合で、参照波が図２（ａ）に示すように円偏光の場合には、ＰＢＳ１３によってＹ軸、Ｘ軸に平行な直線偏光成分だけがそれぞれ画像ｐ、画像ｑとして分離され、一つのイメージセンサ１８上に結像される。

図３において、図３（ａ）は測定実行信号を、図３（ｂ）は生体刺激信号を、図３（ｃ）はＣＣＤ露光信号を、図３（ｄ）は画像ｐの画素（ｉ，ｊ）の信号変化を、図３（ｅ）は画像ｑの画素（ｉ，ｊ）の信号変化をそれぞれ示している。

そこで、図３（ｄ）および図３（ｅ）に示すように、画像ｐと画像ｑの画素（ｉ，ｊ）に着目した場合、それぞれの画素信号の時間変化は図のように９０°の位相差を有している。ここで、光源１を高速スイッチングするか、光源１からの光を高速にスイッチングするか、ＣＣＤ１８の高速電子シャッターを用いるかのいずれかの方法で、時間的に連続した干渉信号において斜線で示した領域のみを切り出してＣＣＤ１８に画素信号として露光する。この出力画素信号をそれぞれＳ_p ，Ｓ_q とする。このとき干渉信号Ｓ_p ，Ｓ_q は、ヘテロダインビート信号の直流成分Ｉ_D 、交流成分Ｉ_A 、位相δを用いて簡単に
Ｓ_p ＝Ｉ_D ＋Ｉ_A ｃｏｓδ
Ｓ_q ＝Ｉ_D ＋Ｉ_A ｓｉｎδ …（１）
と表される。ここで、試料１２の画像情報は交流成分Ｉ_A と位相δに含まれている。ヘテロダインビート信号を切り出す直前に干渉成分の直流成分Ｉ_D を測定しておけば、断層画像信号となる交流成分Ｉ_A や位相δが画像処理によって求まる。このとき試料１２の画像情報に含まれる信号は、ビート信号の切り出された時間間隔内の情報のみを含み、ＣＣＤ１８の読み出し間隔に依存しない。
（測定原理）
以下、詳細にその原理を説明する。

まず、図１において、光学系は基本的に２次元マイケルソン干渉系である。光源１は、ＳＬＤ（スーパールミネッセントダイオード）、ＬＥＤ、モードロックレーザなどの低コヒーレンス光源である。例えば、浜松ホトニクス社のＬＥＤ（Ｌ７５５８）（上記非特許文献９参照）は、中心波長８５０ｎｍ、スペクトル幅５０ｎｍ、コヒーレンス長１２．７μｍ、出力１４ｍＷ（駆動電流：１０ｍＡ）、変調遮断周波数５０ＭＨｚが好適である。また、光源１は高速変調機能付電流源５で駆動されるが、その電流源５としては、高速な光源１のスイッチングが可能なものが望ましい。例えば、ＩＬＸ Ｌｉｇｈｔｗａｖｅ社のＬＤＸ３６２０（上記非特許文献１０参照）では、外部変調機能で０−５００ｍＡで１ＭＨｚまでの光源の高速変調が可能である。

光源１からの光は、コリメートレンズ２でコリメートされ、偏光調整器３でＸ軸に対して４５°の傾きをもつ直線偏光となってＢＳ６に入射する。参照光側では、波長板７、ビーム径変換器８を通って、奥行き走査器９に入射する。奥行き走査器９は、ある範囲内の時間遅延を高速に行うもので、かつ光の周波数に対してドップラーシフトを発生するものであればよく、例えば光軸方向に高速移動するミラーやモータで高速に回転され周速度Ｖで移動するミラー、十分な変位が得られるピエゾ素子でも良い。例えばポリゴンミラー用モータを用いる場合（上記非特許文献１１参照）では、ミラーは回転軸から半径３１．７５ｍｍの位置に設定され、１２．８ｒｐｍで回転することが十分可能である。このとき、ミラーの速度Ｖ（周速度）は、１２．８ｒｐｍ×２×３．１４×０．０３１７５ｍ／６０ｓ＝０．０４２６ｍ／ｓである。

一方、信号光側では、直線偏光の光は対物レンズ１１で集光され生体試料１２に照射される。生体試料１２内部で発生した後方散乱光は再度対物レンズ１１で集光されて、ＢＳ６に戻る。ここで、後方散乱光である信号光は参照光と重ね合わされる。生体試料１２で偏光解消が生じる場合には、ＢＳ６と対物レンズ１１の間に偏光子（図示なし）を４５°傾けて入れるとよい。ここで、参照光は往復でλ／４位相を変化させる波長板７により、円偏光となっている。信号光は、４５°傾いた直線偏光となっており、二つの光はＰＢＳ１３に入射する。ＰＢＳ１３では、光をＸ軸とＹ軸に偏光した光に分離する。Ｙ軸に平行な偏波を持つ光は位相補償板（光路差補償板）１５を通って結像レンズ１６によりＣＣＤ（イメージセンサ）１８上に結像され、画像ｐとなる。一方、Ｘ軸に平行な偏光を有する光はプリズム１４に反射され、同一ＣＣＤ（イメージセンサ）１８上に結像レンズ１７により結像され、画像ｑとなる。

ここで、画像ｐ、画像ｑでの画素における干渉信号を説明する。

図２（ａ）に示すように円偏光は、９０°位相の異なる二つの直線偏光（Ｘ軸：Ｅ_RXとＹ軸：Ｅ_RY）の合成であり、図２（ｂ）に示すように４５°傾いた直線偏光は同相の二つの直線偏光（Ｘ軸：Ｅ_SXとＹ軸：Ｅ_SY）の合成である。このとき、それぞれの干渉信号は次式となる。
画像ｐの画素信号（Ｙ軸偏光方向）

画像ｑの画素信号（Ｘ軸偏光方向）

ここで、Ｅ_S ，Ｅ_R ，ω_S ，ω_R ，δ_S ，δ_R はそれぞれ信号光、参照光の振幅、角周波数、初期位相であり、ｆ_D はドップラーシフト周波数である。画像ｐと画像ｑのすべての画素の時間変化は９０°位相が異なっている。このとき、ドップラーシフト周波数に等しいビート周波数ｆ_D は、ｆ_D ＝２Ｖ／λ＝２×０．０４２６（ｍ／ｓ）／０．８５（μｍ）＝１００ｋＨｚとなり、ビート信号の周期は１０μｓである。

次に、図３を用いてシステム全体での測定を説明する。

今、ＰＣ２０のキーが押されて、図３（ａ）に示すように測定実行信号が発生し、Ｎ₀ 回の断層画像の測定を行って終了するものとする。まず、Ｎ＝１回目の画像測定では、図３（ｂ）に示すように遅延時間ｔ_D 後に、ＰＣ２０から生体刺激信号が発生して、刺激信号発生器２１を介して、刺激電極１２−１で電気刺激が印加された。測定実行信号を受けて、図３（ｃ）に示すようにＣＣＤ（イメージセンサ）１８が時間ｔ_E だけ露光を行う。一般にＣＣＤ（イメージセンサ）１８の露光時間はビデオレートの場合数十ｍｓ程度であり、ここで目的とする神経組織などの数百μｓオーダーで変化する現象を測定するには長すぎる。そこで、ＣＣＤ（イメージセンサ）１８が露光を行っている間、図３（ｄ）に示すように高速変調機能付電流源５では遅延時間ｔ_D に合わせて、ビート周波数周期の１／４にあたる時間間隔τ_E （２．５μｓ）だけ光を照射する。これにより、画像ｐ、画像ｑの画素（ｉ，ｊ）では、図３（ｄ）および図３（ｅ）において斜線で示した領域（光強度変化の時間積分）がＣＣＤ（イメージセンサ）１８からの画素信号Ｓ_p ，Ｓ_q となる。

上記の式（２）−（４）から、画像ｐと画像ｑでの画素（ｉ，ｊ）のビート信号を、
画像ｑ：Ｉ_q （ｔ）＝Ｉ_D ＋Ｉ_A ｃｏｓ（２πｆ_D ｔ＋δ_SR）
画像ｐ：Ｉ_p （ｔ）＝Ｉ_D ＋Ｉ_A ｓｉｎ（２πｆ_D ｔ＋δ_SR） …（５）
とおいて、さらに遅延時間ｔ_D 、時間間隔τ_E を用いて、画素信号Ｓ_p ，Ｓ_q を求める。

よって、求める画素情報である交流成分Ｉ_A と位相δ_SRは、次式で求められる。

これより、ＣＣＤ（イメージセンサ）１８の露光時間ｔ_E の後、次の露光時間までの時間ｔ_INT の間にＣＣＤ（イメージセンサ）１８から画像情報をＰＣ２０に転送して、上式の画像演算を行うことにより、交流成分Ｉ_A と位相δ_SRの画像情報を得る。また、直交する（９０°位相の異なる）２成分と直流成分Ｉ_D から交流成分Ｉ_A と位相情報は容易に演算により求めることができる（上記非特許文献１２参照）。

一方、２台のカメラを用いてそれぞれのシャッターの時期を時間的にずらして、９０°位相の異なる画像を測定し、断層画像を得る方法（上記非特許文献１参照）が報告されており、直流成分Ｉ_D については、測定に入る直前（測定実行信号が立ち上がる前）に測定してＰＣ２０に転送しておけばよい（上記非特許文献１参照）。

以上により、測定実行信号より、時間間隔τ_E （２．５μｓ）の時間幅のみの現象を、ＣＣＤがビデオレートの場合（３０ｆｒａｍｅ／ｓ）３３ｍｓの間隔で、Ｎ₀ 回繰り返して測定プログラムを終了することができる。これにより、外部電気刺激に同期して、μｓオーダーの時間幅で発生する生体内部の光学特性の変化を断層画像として、測定することができる。時間間隔は３３ｍｓとなるが、その中でμｓオーダーで生じる現象を測定できることになる。

また、空間分解能については、光軸方向分解能はコヒーレンス長の半分となるので７μｍ、横方向分解能は１０μｍが十分可能である。神経繊維は直径数十μｍであるので、神経繊維の断層画像測定には、十分な空間分解能をＯＣＴは有している。また、ここまでは図４（ａ）に示すように遅延時間ｔ_D を固定して、試料内のある鉛直断面を測定することを述べたが、遅延時間を取り込み画像ごとに順次変えることにより、図４（ｂ）に示すようにＣＣＤフレームレートで深さ方向の異なる鉛直断面画像を逐次測定でき、三次元画像測定も可能である。

次に、高速化に対して有用な要素技術について述べる。

まず、高速光軸走査機構が必要である。上記の例によれば、モータの回転数を１２．８ｒｐｍとしたが、実際には４５，０００ｒｐｍ（上記非特許文献１１参照）が可能である。このときビート周波数は、２３０ＭＨｚとなり、１周期は４．３ｎｓとなる。ビート信号を切り出す方法には、先に挙げた（１）光源の高速スイッチング、（２）光源からの光の高速スイッチング、（３）ＣＣＤ（イメージセンサ）の高速電子シャッター機能を用いる方法を挙げることができる。

その光源の高速スイッチングでは、変調周波数５０ＭＨｚ（２０ｎｓ）のＬＥＤを用いる（上記非特許文献９参照）のが望ましい。

光源からの光の高速スイッチングでは、偏光制御を用いた光シャッター（上記非特許文献１３参照）を用いるのが望ましく、５μｓの応答速度である。光シャッター使用時は、図１の点線のように配置され、変調機能付電流源５は不要となる。さらにレーザーのＱスイッチデバイスでは瞬時にゲートを開く必要があり、以前から超高速動作が進められてきた。立ち上がり時間が１０ｎｓ以下のもの（上記非特許文献１４参照）を用いるのが望ましい。つまり、ＱスイッチドライバーとＱスイッチデバイスを用いれば、１０ｎｓ以下でビート信号を切り出すことが可能になる。

ＣＣＤ（イメージセンサ）の高速電子シャッター機能では、１μｓの電子シャッター機能付きのＣＣＤ（イメージセンサ）（上記非特許文献１５参照）も試作されている。ＣＣＤ（イメージセンサ）の高速電子シャッター機能を用いた場合、変調機能付電流源５や光シャッター４が不要になり、システムが簡素化するので実用性に優れている。

本発明によれば、現状の要素技術を用いて、生体内で生じる数μｓから数ｎｓオーダーの現象を断層画像で測定できる。

以下、本発明の効果について詳述する。

生体の中で最も複雑で、他に比べてまだよく解明されていない臓器が脳であり、現在大きな科学のテーマとして捕えられ、その解明がこれからの医学・生物学・薬理学の発展に重要不可欠であることは周知の通りである。

本発明によれば、ＣＣＤ（イメージセンサ）の露光時間、繰り返し時間間隔に囚われずに、μｓからｎｓオーダーの生体内の高速な変化を断層画像で測定できる。これにより、まだ解明が不十分である脳を始めとして生体内の様々な活動・メカニズムの解明に有用な情報が得られ、さらには神経系への新薬の研究開発に多いに貢献すると考えられる。具体的には、ＯＣＴを用いて生きたままで脳や神経系の断層画像の測定が可能になれば以下の効果が期待できる。

（１）脳機能の解明が、ｍｍオーダーからμｍオーダーの空間分解能で、かつμｓからｎｓオーダーの時間分解能で、４次元的に解明される。

（２）交通事故などによる脳損傷時の脳外科手術時に、迅速な脳の機能確認が可能になる。

（３）生体の神経系に用いることにより、神経系の疾患やヘルニアなどによる神経障害の臨床診断が可能になる。

（４）新薬開発の際、動物実験などの機能確認などを定量的に行うことができ、評価の信頼性、時間・経費の節約など総合的に研究開発力が向上する。

（５）病院、製薬会社への販売が考えられるので、販売台数、市場規模などは莫大と考えられる。

（６）本発明の装置によれば、まだ未開拓な生体内の高速現象が断層画像で測定されるので、臨床応用分野が期待でき、医学・生物学・薬理学分野での貢献や波及効果は多大である。さらには、一般産業界での新しい応用も可能であり、その波及効果は著大である。

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。

本発明の時間ゲート光波断層画像測定装置は、生理学・基礎医学・臨床医学・薬理学の分野で利用可能である。

本発明の実施例を示す時間ゲート型光波断層画像測定装置の模式図である。 本発明の実施例を示す時間ゲート型光波断層画像測定装置における参照光と信号光の説明図である。 本発明の実施例を示す時間ゲート型光波断層画像測定装置における各部の信号波形と画像の画素の信号変化を示す図である。 本発明にかかる断層画像の測定方法の説明図である。

符号の説明

１ 近赤外波長域の低コヒーレンス光源
２ コリメートレンズ
３ 偏光調整器
４ 高速光シャッター
５ 変調機能付電流源
６ ビームスプリッタ（ＢＳ）
７ 円偏光を発生させる波長板
８ ビーム径変換器
９ 高速に光軸方向走査を行う奥行き走査器
１０ 奥行き走査器駆動装置
１１ 対物レンズ
１２ 生体試料
１２−１ 刺激電極
１３ 偏光ビームスプリッタ（ＰＢＳ）
１４ プリズム
１５ 光路差補償板
１６，１７ 結像レンズ
１８ ＣＣＤ（イメージセンサ）
１９ ＣＣＤコントローラ
２０ 制御・信号処理用ＰＣ
２１ 刺激信号発生器

Claims (8)

1. 生体試料内のある断層面からの散乱光を用いて得られる周期的に時間変化する干渉画像に対して、時間的に位相が異なる複数の干渉画像を光学的に発生させ、前記複数の干渉画像を高速スイッチングにより切り出し、該切り出した複数の干渉画像をイメージセンサ上に同時に入射することにより、高速断層画像計測を行うことを特徴とする時間ゲート光波断層画像測定方法。
2. 請求項１記載の時間ゲート光波断層画像測定方法において、時間的に位相が９０°異なる二つの干渉画像を光学的に発生させ、一つのイメージセンサ上に同時に入射するとともに、前記高速スイッチングはμｓからｎｓオーダーとすることを特徴とする時間ゲート光波断層画像測定方法。
3. 請求項１記載の時間ゲート光波断層画像測定方法において、前記高速断層画像の計測は、ｍｍオーダーからμｍオーダーの空間分解能、かつμｓからｎｓオーダーの時間分解能で、４次元的に行うことを特徴とする時間ゲート光波断層画像測定方法。
4. （ａ）生体試料内のある断層からの時間変化する干渉画像に対して時間的に位相が９０°異なる二つの干渉画像を光学的に発生させる手段と、
   （ｂ）前記二つの干渉画像を高速スイッチングにより切り出す手段と、
   （ｃ）該切り出した二つの干渉画像を同時に入射する一つのイメージセンサとを備え、
   （ｄ）前記生体試料からの信号光がＹ軸に対して４５°の直線偏光、参照波が円偏光となり、偏光ビームスプリッタによってＹ軸、Ｘ軸に平行な直線偏光成分だけがそれぞれ画像ｐ、画像ｑとして分離され、前記一つのイメージセンサに結像されるように構成することを特徴とする時間ゲート光波断層画像測定装置。
5. 請求項４記載の時間ゲート光波断層画像測定装置において、前記高速スイッチングは、高速でスイッチングが可能な半導体光源によることを特徴とする時間ゲート光波断層画像測定装置。
6. 請求項４記載の時間ゲート光波断層画像測定装置において、前記高速スイッチングは、高速応答速度の光シャッターによることを特徴とする時間ゲート光波断層画像測定装置。
7. 請求項４記載の時間ゲート光波断層画像測定装置において、前記高速スイッチングは、立ち上がり時間が１０ｎｓ以下のＱスイッチデバイスとＱスイッチドライバーによることを特徴とする時間ゲート光波断層画像測定装置。
8. 請求項４記載の時間ゲート光波断層画像測定装置において、前記高速スイッチングは、１μｓの電子シャッター機能付きのイメージセンサによることを特徴とする時間ゲート光波断層画像測定装置。

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