JP2006267070A - 光断層画像化装置 - Google Patents

Abstract

【課題】 生体組織が水分を多く含む物質に覆われている場合であっても、生体組織の所望の深度までの光断層画像を高精度に取得する。
【解決手段】 波長を一定の周期で変動させながらレーザ光Lを射出する光源を用いて光トモグラフィー計測を行うときに、波長λを一定の周期で変動させるときの中心波長λｃが、０．９０μｍ以上かつ１.１５μｍ以下の範囲にあるレーザ光Ｌを用いる。
【選択図】 図１

Description

本発明は、ＯＣＴ(Ｏｐｔｉｃａｌ Ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ)計測により光断層画像を取得する光断層画像化装置に関するものである。

従来、生体組織の断層画像を取得する際に低コヒーレンス光による光干渉を用いた光断層画像取得装置が用いられることがある。この光断層画像取得装置の一例として、光源から射出された低コヒーレンス光を測定光と参照光とに分割した後、測定光が測定対象に照射されたときの反射光と参照光とを合波し、反射光と参照光との干渉光の強度に基づいて断層画像を取得する方法がある。この光断層画像化装置においては、たとえば参照光を反射するミラーを移動させることにより、参照光の光路長を変更させて測定対象内の測定深さを変更し、測定対象の断層画像を取得するようになっている。しかし、ミラーを移動させるという機械的な手段を用いて測定する深さ位置を変えているため、データの収集に時間がかかってしまうという問題がある。

そこで、高速に断層画像を取得する方法として光源から射出される光の周波数を時間的に変化させながら干渉光の検出を行うＯＣＴ装置が提案されている(たとえば特許文献１参照)。特許文献１に示すＳＳ−ＯＣＴ（Ｓｗｅｐｔ Ｓｏｕｒｃｅ ＯＣＴ）装置においては、マイケルソン型干渉計を用いて、光路長の変更を行わずに光源から射出されるレーザ光の周波数を時間的に変化させながら反射光と参照光との干渉が行われるようになっている。そして、光周波数領域のインターフェログラムから所定の測定対象の深さ位置における反射強度を検出し、これを用いて断層画像を生成するようになっている。

ところで、ＯＣＴ装置は内視鏡への応用を目指してさらに研究開発が進められている。ＯＣＴ装置の光源波長としては、主に０.８μｍ帯が用いられている。これは生体における吸収特性を主に考慮した結果、選択された波長である。しかしながら、近年、ＯＣＴ装置では、生体内部の後方散乱反射光を検出するため、散乱特性も計測深度を律束することが明らかにされた。生体組織での主な散乱はレーリー散乱であり、レーリー散乱では散乱強度は波長の４乗に逆比例する。ＯＣＴ信号を取得する際の全損失は、吸収損失と散乱損失の和である。このような生体組織における光の全損失を考慮して、全損失が最小となる波長帯域である、１.３μｍ帯の光を光源波長として用いている。このため、眼科用のＯＣＴ装置が実用化された後、内視鏡応用のＯＣＴ装置においては、光源波長として１.３μｍ帯の光を用いた研究開発が進められている。
特表２００４-５３５５７７号公報

しかし、内視鏡へＯＣＴ装置を応用する場合、被測定部の多くは水分を多く含む物質に覆われている。例えば被測定部が胃壁であれば、胃液や胃粘膜に覆われているし、被測定部が大腸壁であれば、粘液や腸粘膜に覆われている。また、被測定部が膀胱壁であれば尿あるいは測定のために用いる生理食塩水等に覆われている。これらの水分を多く含む物質に覆われている被測定部においては、水による吸収の影響が大きいため、１.３μｍ帯の光を用いた場合・所望の深度までの光断層画像が取得できない、あるいは取得した断層画像の信頼度が低下するおそれがある。

そこで、本発明は、生体組織が水分を多く含む物質に覆われている場合であっても、生体組織の所望の深度までの光断層画像を高精度に取得することのできる光断層画像化装置を提供することを目的とするものである。

本発明の光断層画像化装置は、水分を多く含む物質に覆われた測定対象の断層画像を取得する光断層画像化装置において、波長を一定の周期で変動させながらレーザ光を射出する光源と、光源から射出されたレーザ光を測定光と参照光とに分割する光分割手段と、測定光が測定対象に照射されたときの測定対象からの反射光と参照光とを合波する合波手段と、合波手段により合波された反射光と参照光との干渉光の周波数および強度に基づいて、測定対象の各深さ位置における反射光の強度を検出する干渉光検出手段と、干渉光検出手段により検出された各深さ位置における反射光の強度を用いて測定対象の断層画像を取得する画像取得手段とを有し、波長を一定の周期で変動させるときの中心波長が、０．９０μｍ以上かつ１.１５μｍ以下の範囲にあることを特徴とするものである。

なお、ここで「水分を多く含む物質」とは、組成の５０％以上が水分である物質を意味し、具体的には胃液や粘液等の体液や、尿あるいは検査用の生理食塩水等である。また「測定対象」は、水分を多く含む物質に覆われたものであればなんでもよく、たとえば生体組織あるいは生体から切除された組織等が挙げられる。また、被測定部は、厚さ１mm以上の水分を多く含む物質に覆われているものであってもよい。

なお、干渉光検出手段は、干渉光を検出することができるものであればその種類は問わないが、０．９０μｍ以上かつ１.１５μｍの波長帯域の光を検出することができるたとえばInGaAｓ系の光検出器を有するものであることが好ましい。

また、レーザ光の中心波長λｃは、０．９０μｍ以上かつ１.１５μｍ以下の範囲にあればよいが、１.０５μｍ以下の範囲にあることが好ましい。

本発明の光断層画像化装置によれば、波長を一定の周期で変動させるときの中心波長が、０．９０μｍ以上かつ１.１５μｍ以下の範囲にあることにより、生体組織が水分を多く含む物質により覆われている場合であっても、水分により測定光が損失することなく生体組織の所望の深度までの光断層画像を高精度に取得することができるようになる。

なお、干渉光検出手段がInGaAｓ系の光検出器を有するものであれば、レーザ光の中心波長が１．０μｍ前後の場合であっても、確実に干渉光の検出を行うことができる。

さらに、レーザ光の中心波長λｃが、１.０５μｍ以下の範囲にあれば、光の全損失が小さくなり、取得できる光断層画像の深度が一層深くすることができる。

以下、図面を参照して本発明の光断層画像化装置の実施の形態を詳細に説明する。図１は、本発明の光断層画像化装置の好ましい実施の形態を示す構成図である。光断層画像化装置１は、ＯＣＴ(Ｏｐｔｉｃａｌ Ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ)計測による光断層画像を取得するものであって、波長λを一定の周期で変動させながらレーザ光Ｌを射出する光源２と、光源２から射出されたレーザ光Ｌを測定光Ｌ１と参照光Ｌ２とに分割する光分割手段３と、測定光Ｌ１が測定対象Ｓに照射されたときの測定対象Ｓからの反射光Ｌ３と参照光Ｌ２とを合波する合波手段５と、合波手段５により合波された反射光Ｌ３と参照光Ｌ２との干渉光Ｌ４の周波数および強度に基づいて、測定対象Ｓの各深さ位置ｚにおける反射光Ｌ３の強度を検出する干渉光検出手段６と、干渉光検出手段６により検出された各深さ位置における干渉光Ｌ４の強度を用いて測定対象Ｓの断層画像を取得する画像取得手段７とを有している。

ここで、光源２は、たとえばチューナブルレーザからなっており、レーザ光の周波数（周波数）を一定の周期で変動させることができるようになっている。よって、図２に示すように、光源２から射出されるレーザ光Ｌの周波数ｆは、中心周波数ｆｃ であって所定の周波数変動幅Δｆの範囲において周期的に変動するようになっている。

なお、説明の便宜上、レーザ光Ｌの周波数ｆの変化に着目して説明しているが、周波数ｆ=光速ｃ/波長λであるため、レーザ光Ｌの周波数ｆを一定の周期で変動させることはレーザ光Ｌの波長λを一定の周期で変動させることと同義であり、図２におけるレーザ光Ｌの中心周波数λｃは、波長λを変動させたさせたときの中心波長λｃを意味する。同様に、図２の周波数変動幅Δｆは、波長変動幅Δλを意味する。また、図２においては波長いわゆるのこぎり状に変動する場合について例示しているが、波状に変動するものであってもよい。

図１の光分割手段３はたとえばビームスプリッタからなっており、光源２から射出されたレーザ光Ｌの一部を透過させ、測定光Ｌ１として測定対象Ｓに照射させるようになっている。同時に、光源２から射出されたレーザ光Ｌの一部を反射させ、参照光Ｌ２として反射部材４に入射させるようになっている。なお、このビームスプリッタは合波手段５としても機能するものであって、後述する反射光Ｌ３と参照光Ｌ２とを合波するようになっている。

反射部材４はたとえばミラーからなり、光分割手段３により分割された参照光Ｌ２を合波手段５(ビームスプリッタ)側に反射するようになっている。ここで、反射部材４は、光分割手段３により分割された参照光Ｌ２の光路長が、測定対象Ｓの基準点に照射される測定光Ｌ１の光路長に等しくなるように配置されている。なお、図３において、基準点はたとえば測定対象Ｓの表面に位置するようになっている。したがって、測定対象Ｓの基準点Ｚｒｅｆよりも深い位置において反射した反射光Ｌ３の光路長は参照光Ｌ２の光路長よりも長くなる。

図１の合波手段５は、光分割手段３としても機能するビームスプリッタからなり、反射部材４により反射された参照光Ｌ２と測定対象Ｓからの反射光Ｌ３とを合波し干渉光検出手段６側に射出するようになっている。

干渉光検出手段６は、合波手段５により合波された反射光Ｌ３と参照光Ｌ２との干渉光Ｌ４の波長（周波数）および強度に基づいて、測定対象Ｓの各深さ位置ｚにおける反射光Ｌ３の強度を検出するようになっている。そして、画像取得手段７は、各深さ位置ｚにおける反射光Ｌ３の強度を用いて測定対象Ｓの断層画像を取得するようになっている。

ここで干渉光検出手段６および画像取得手段７における干渉光Ｌ４の検出および画像の生成について簡単に説明する。なお、詳細については「武田 光夫、「光周波数走査スペクトル干渉顕微鏡」、光技術コンタクト、２００３、Ｖｏｌ４１、Ｎｏ７、ｐ４２６−ｐ４３２」に記載されている。

測定光Ｌ１が測定対象Ｓに照射されたとき、図３に示すように、測定対象Ｓの各層からの反射光Ｌ３と参照光Ｌ２とがいろいろな光路長差をもって干渉しあう際の各光路長差ｌに対する干渉縞の光強度をＳ（ｌ）とすると、干渉光検出手段６において検出される光強度Ｉ（ｋ）は、

で表される。ここで、ｋは波数、ｌは光路長差である。式（１）は波数ｋ＝ω／ｃを変数とする光周波数領域のインターフェログラムとして与えられていると考えることができる。このため、画像取得手段７において、干渉光検出手段６が検出したスペクトル干渉縞をフーリエ変換による周波数解析を行い、干渉光Ｌ４の光強度Ｓ（ｌ）を決定することにより、測定対象Ｓの各層の距離情報と反射強度情報とを取得し、断層画像を生成するようになっている。

このように、レーザ光Ｌの周波数走査により測定対象Ｓの断層画像を得ることができるため、反射光Ｌ３と参照光Ｌ２との光路長を変更することにより測定する深さ位置を変更するＯＣＴ装置のように機械的な可動部が不要となり、断層画像の取得を高速に行うことができる。

なお、図１に示すように、測定対象Ｓを矢印Ｘ方向および矢印Ｙ方向に移動する走査ステージ１０を設けることにより、測定対象ＳのＸＹ断面、ＸＺ断面、ＹＺ断面を取得することができる。あるいは、測定対象Ｓを移動させることなく、測定光Ｌ１を矢印Ｘ方向および矢印Ｙ方向に走査させるようにしてもよい。

ここで、光源２は、中心波長λｃが、０．９０μｍ以上かつ１.１５μｍ以下の範囲にあるレーザ光Ｌを射出するようになっている。レーザ光Ｌの中心波長λｃを、０．９０μｍ以上かつ１.１５μｍ以下の範囲にしたのは以下の理由による。

ＯＣＴ装置を内視鏡へ応用する際、ＯＣＴ装置の光源波長としては、主に０．８μm帯が用いられてきた。これは生体における吸収特性を主に考慮した結果、選択された波長である。図４は、水、血液、メラニンおよび表皮の光の吸収係数および水の吸収係数を示すものである。開発当初においては、０．８μｍ帯の光が、生体の透過率が高く、そのために計測深度が深くなり、ＯＣＴ装置には最も適していると考えられた。

しかしながら、近年、ＯＣＴ装置では、生体内部の後方散乱反射光を検出するため、散乱特性も計測深度を律束することが明らかにされた。生体組織での主な散乱はレーリー散乱であり、レーリー散乱では散乱強度は波長の４乗に逆比例する。ＯＣＴ信号を取得する際の全損失は、吸収損失と散乱損失の和である。

このような生体組織における光の全損失を考慮して、全損失が最小となる波長帯域である、１．３μｍ帯の光を光源波長として用いている。このため、眼科用のＯＣＴ装置が実用化された後、内視鏡応用のＯＣＴ装置においては、光源波長として１．３μｍ帯の光を用いた研究開発が進められている。

しかし、内視鏡へＯＣＴ装置を応用する場合、被測定部の多くは水分を多く含む物質に覆われている。例えば被測定部が胃壁であれば、胃液に覆われているし、被測定部が大腸壁であれば、粘液に覆われている。また、被測定部が膀胱壁であれば、尿あるいは測定のために用いる生理食塩水等に覆われている。これらの水分を多く含む物質に覆われている被測定部においては、水による吸収の影響が大きいため、光の全損失が最小となる波長帯域が１．３μｍ帯ではない場合があり、所望の深度までの光断層画像が取得できない、あるいは取得した断層画像の信頼度が低下するおそれがある。

そこで、光源２が水分を多く含む物資に覆われた生体組織に対して最適な中心波長帯である０．９μｍ以上かつ１．１５μｍ以下の中心波長λｃのレーザ光Ｌを射出することにより、生体組織が水分を多く含む物質により覆われている場合であっても、測定対象Ｓである生体組織の所望の深度までの光断層画像を高精度に取得することができる。具体的には、図５は、水分を多く含む物質に覆われた生体組織における光の損失を説明する模式図である。図５中の点線は、水分を多く含む物質に覆われた生体組織における散乱損失を示すものであり、破線は水分を多く含む物質に覆われた生体組織における吸収損失を示すものである。また、実線は水分を多く含む物質に覆われた生体組織における全損失を示すものである。この図５から、水分を多く含む物質に覆われた生体組織においては、光の全損失が少ない波長帯域は１．０μｍを中心とする波長帯域であることがわかる。

よって、水分を多く含む物資に覆われた生体組織に対して最適な中心波長帯である０．９μｍ以上かつ１．１５μｍ以下の中心波長λｃのレーザ光Ｌを射出することにより、生体組織が水分を多く含む物質により覆われている場合であっても、生体組織の所望の深度までの光断層画像を高精度に取得することができるようになる。さらに、レーザ光Ｌの中心波長λｃが、１.０５μｍ以下の範囲にあれば、測定光Ｌ１の全損失が小さくなり、取得できる光断層画像の深度が一層深くすることができる。

なお、レーザ光Ｌの中心波長λｃが０．９μｍ以上かつ１．１５μｍ以下の場合、干渉光検出手段６がInGaAｓ系の光検出器を有するものであることが好ましい。これにより、図６のInGaAs系の光検出器の感度特性が示すように、波長帯域が０．９μｍ以上かつ１．１５μｍの干渉光を確実に検出することができる。

本発明の実施の形態は、上記実施の形態に限定されない。たとえば、図１における光断層画像化装置において、レーザ光Ｌ、測定光Ｌ１、参照光Ｌ２、反射光Ｌ３、干渉光Ｌ４はそれぞれ大気中もしくは真空中を伝搬している場合について例示しているが、公知技術に示されているような光ファイバ中を伝搬させるようにしてもよい。この場合、光分割手段３および合波手段５はたとえば光ファイバカプラ等により実現されることになる。

本発明の光断層画像化装置の好ましい実施の形態を示す模式図 図１の光源から射出されるレーザ光の周波数（波長）が一定周期で変動する様子を示すグラフ 測定光が測定対象に照射される様子を示す模式図 InGaAs系の光検出器の感度特性を示す図 吸収特性の説明図 生体組織における損失の説明図

符号の説明

１ 光断層画像化装置
２ 光源
３ 光分割手段
４ 反射部材
５ 合波手段
６ 干渉光検出手段
７ 画像取得手段
ｆｃ 中心周波数
Ｌ レーザ光
Ｌ１ 測定光
Ｌ２ 参照光
Ｌ３ 反射光
Ｌ４ 干渉光
Ｓ 測定対象
Δｆ 周波数変動幅
Δλ 波長変動幅
λｃ 中心波長

Claims (3)

1. 水分を多く含む物質に覆われた測定対象の断層画像を取得する光断層画像化装置において、
   波長を一定の周期で変動させながらレーザ光を射出する光源と、
   該光源から射出された前記レーザ光を測定光と参照光とに分割する光分割手段と、
   前記測定光が前記測定対象に照射されたときの該測定対象からの反射光と前記参照光とを合波する合波手段と、
   該合波手段により合波された前記反射光と前記参照光との干渉光の周波数および強度に基づいて、前記測定対象の各深さ位置における前記反射光の強度を検出する干渉光検出手段と、
   該干渉光検出手段により検出された前記各深さ位置における前記干渉光の強度を用いて前記測定対象の断層画像を取得する画像取得手段と
   を有し、
   前記波長を一定の周期で変動させるときの中心波長が、０.９０μｍ以上かつ１.１５μｍ以下の範囲にあることを特徴とする光断層画像化装置。
2. 前記干渉光検出手段がInGaAｓ系の光検出器を有するものであることを特徴とする請求項１に記載の光断層画像化装置。
3. 前記中心波長が、１.０５μｍ以下の範囲にあることを特徴とする請求項１または２のいずれか１項に記載の光断層画像化装置。

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