JP2007273834A - 波長可変レーザ装置および光断層画像化装置 - Google Patents

Abstract

【課題】外部共振器型の波長可変レーザ装置において、時間に対する周波数変化を線形的にする。
【解決手段】外部共振器型の波長可変レーザ装置１０は、半導体レーザ媒質１１と、半導体レーザ媒質１１からの射出光を空間的に波長分散する回折光学素子１３と、回折光学素子１３により波長分散された光を反射して、回折格子素子１３へ戻り光として戻すポリゴンミラー１５と、レンズ１４ａおよびレンズ１４ｂとを有している。レンズ１４ａの歪曲収差曲線をＦ（θ）＝ｆ・sinθとし、またレンズ１４ｂの歪曲収差曲線をＧ（θ）＝ｆ・tanθとしているため、戻り光の波長の逆数が時間に対してほぼ線形変化するように構成されている。従って、波長可変レーザ装置１０から射出される光は、時間に対して周波数がほぼ線形的に変化する。
【選択図】図１

Description

本発明は、発振波長が可変な波長可変レーザ装置、および該波長可変レーザ装置を用いて測定対象の光断層画像を取得する光断層画像化装置に関する。

従来、発振波長が可変な波長可変レーザ装置としては、例えば特許文献１に記載の図５に示す外部共振器型の装置が知られている。図５に示す装置では、半導体レーザ媒質１１１の低反射面からの射出光をコリメートレンズ１１２で平行光に変換した後、回折光学素子１１３の回折面へ入射させ、回折光学素子１１３により波長分散された回折光をリレー用の２つのレンズ１２４ａ、１２４ｂを経て、ポリゴンミラー１２５に入射させる。波長分散された光のうち、ポリゴンミラー１２５の反射面に直交する特定波長とその近傍の波長成分の光のみが戻り光となり、半導体レーザ媒質１１１に帰還する。半導体レーザ媒質１１１は、この特定波長の光に誘導されて定在波をつくり、その特定波長（以下、発振波長という）の光を射出する。ポリゴンミラー１２５を回転させることにより、戻り光の波長を連続的に変化させることができ、発振波長を掃引することができる。図５に示す装置では、時間に対する波長変化はｓｉｎθ（θは光軸からの傾き角）に比例している。

また、特許文献１には、図５に示す装置のレンズ１２４ａ、１２４ｂおよびポリゴンミラー１２５を、レンズ１３４および回転円盤１３５に置換した構成の図６に示す波長可変レーザ装置が記載されている。この装置では、回転円盤１３５の盤面に配設された径方向に直線的に伸びるスリット状のミラー１４５ａにより、特定波長の光のみが半導体レーザ媒質１１１に帰還する。回転円盤１３５を回転させることにより、帰還する光の波長を連続的に変化させることができ、発振波長を掃引することができる。図６に示す装置では、時間に対する波長変化はｔａｎθ（θは回転角）に比例し、略線形になる。

波長可変レーザ装置の別の例としては、図７に示すような半導体光増幅器１４１の両端に接続された光ファイバ１４２によるファイバーリング共振器において、チューナブル・ファブリーペローフィルター１４３を用いて発振波長を選択する装置が非特許文献１に記載されている。この装置では、アイソレータ１４４，１４５により光の透過方向を規制し、ファイバーリングの一部に設けられた光カプラ１４６から外部へ出力する。図７に示す装置では、チューナブル・ファブリーペローフィルターの特性により、時間に対する波長変化は正弦波状になる。

ところで、上記のような波長掃引が可変なレーザ装置の重要な用途として、ＳＳ−ＯＣＴ（Ｓｗｅｐｔ ｓｏｕｒｃｅ ＯＣＴ）計測を利用した光断層画像化装置が知られている。光断層画像化装置は、光源から射出された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光断層画像を取得するものである。ＳＳ−ＯＣＴ計測の光断層画像化装置では、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ものであり、マイケルソン型干渉計を用いて、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。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。

一方、このような光断層画像化装置は、内視鏡へ応用され、生体内確定診断および粘膜癌（ｍ癌）と粘膜下層癌（ｓｍ癌）の識別等の癌の深達度診断等の利用されている。以下簡単に癌の内視鏡下診断の手順について説明する。まず通常観察像で病変部を発見し、癌かその他疾患かを識別する。この第１次診断は医師の経験に基づく診断で、癌と推測した部位の組織を採取し病理検査により確定診断を行う。このため、現状では内視鏡検査中の確定診断は困難である。癌と確定診断された場合には、再度その後の治療方針を決定するため、内視鏡検査による癌の深達度診断が行われる。一般に癌は粘膜表皮から発生し、進行に伴って横方向へ拡がりながら深さ方向へも浸潤する。図８に示すように、胃壁の構造は表面から粘膜層（ｍ層）、粘膜筋板（MM）、粘膜下層（ｓｍ層）、筋層、奨膜の５層から構成されている。粘膜層のみに留まっている癌をｍ癌、粘膜下層まで浸潤している癌をｓｍ癌という。ｍ癌とｓｍ癌では治療法が異なる。粘膜下層にはリンパ系や血管系が存在するため、ｓｍ癌では転移の可能性が否定できないため、外科手術の適応となる。一方ｍ癌であれば、転移はないため内視鏡下で癌の摘出が行われる。このためｍ癌かｓｍ癌かの識別が重要となる。具体的には粘膜筋板（MM層）が層構造を保持しているか、破壊されているかを画像として評価できることが重要である。現在はこの深達度診断を目指して、超音波の適応が検討されている。しかし超音波では軸方向分解能が100μｍ程度であるためMM層の描出が不充分である。このため、深さ１ｍｍにおいて軸方向分解能３０μｍ以下の断層画像化法の実用化が望まれている。
米国特許第２００５／００３５２９５号明細書 "Amplified, frequency swept lasers for frequency domain reflectometry and OCT imaging: design and scaling principles", OPTICS EXPRESS, 2 May 2005, Vol.13,No.9, p3513-3528

ＳＳ−ＯＣＴ（Ｓｗｅｐｔ ｓｏｕｒｃｅ ＯＣＴ）計測を利用した光断層画像化装置においては、深さ０ｍｍおける軸方向分解能は、測定光の波長掃引幅および掃引中心波長により決められる。測定光の波長掃引幅の広帯域化が進められ、現在では深さ０ｍｍにおける軸方向分解能としては10μｍ前後の分解能が得られるようになった。

しかしながら、図５〜図７に示す波長可変レーザ装置では、時間に対する波長変化がｓｉｎθ（θは光軸からの傾き角）、あるいは正弦波状である。上記のような波長可変レーザ装置を光源として用いる。ＳＳ−ＯＣＴ（Ｓｗｅｐｔ ｓｏｕｒｃｅ ＯＣＴ）計測を利用した光断層画像化装置では、取得データに対してフーリエ変換等を用いて周波数解析をすることが多く、その際に変数として用いられるのは、波長ではなく周波数である。解析においては、変数に対してデータが離散的に分布している場合には、測定深度が深くなると軸方向分解能が低下することが知られている。

このような光断層画像化装置において、測定光の時間に対する周波数変化のリニアリティと深さ1ｍｍにおける信号の劣化状態を計算したシミュレーション結果を図９に示す。なお、時間に対する周波数変化のリニアリティ（以下周波数リニアリティと記載）としては図５に示した装置において、ポリゴンミラー１２５を３０度回転させた際に、０度と３０度の実測値の差分を分母として、時間に対する周波数変化が理想直線からずれた部分の最大値を分子として、％で表した値を用いている。また、時間に対する波長変化が線形である場合には、周波数リニアリティは４．７％となる。

図９からわかるように、測定光の時間に対する波長変化が線形である場合、すなわち測定光の周波数リニアリティが４．７％である場合には、測定深さ１mmにおける信号の劣化が激しく、このような測定光を用いて、光断層画像を取得することは困難であるという問題がある。

そこで、本発明は、上記問題点を鑑み、時間に対する周波数変化が線形的である波長可変レーザ装置、および該波長可変レーザ装置を備えた光断層画像化装置を提供することを目的とする。

本発明の波長可変レーザ装置は、外部共振器型の波長可変レーザ装置において、
レーザ媒質と、
前記レーザ媒質からの射出光を空間的に波長分散する分散手段と、
前記分散手段により波長分散された光の一部を、戻り光として選択的に反射する回転多面鏡と、
前記波長分散手段と前記回転多面鏡との間に配置された歪曲収差発生手段とを備え、
前記歪曲収差発生手段が、前記戻り光の波長の逆数が時間に対して略線形変化するように歪曲収差を発生するものであることを特徴とするものである。

なお、「分散手段」としては、例えば回折光学素子、プリズムまたはグリズム等を使用できる。また、「戻り光の波長の逆数が時間に対して略線形変化する」とは、「戻り光の周波数が時間に対して略線形変化する」および「戻り光の波数が時間に対して略線形変化する」と同義である。これは、波長λ、周波数ν、波数ｋ、光速ｃが、ν＝ｃ／λ、ｋ＝２π／λの関係にあることから導かれる。また、本発明の波長可変レーザ装置において、所定周期で波長掃引が繰り返されるときには、その周期内における変化について、波長の逆数が時間に対して線形変化するものとする。なお、「略線形変化」は厳密なものに限定されず、実質的に線形変化するものであればよい。

また、前記分散手段と前記回転多面鏡との間に、少なくとも2枚のレンズからなるレンズ群が配置されている場合には、該レンズ群が、前記歪曲収差発生手段を兼ねるものであってもよい。

前記レンズ群は２枚のレンズからなり、一枚のレンズの歪曲収差曲線がＦ(θ)＝ｆ・sinθであり、他のレンズの歪曲収差曲線がＧ(θ)＝ｆ・tanθであってよい。また、これらのレンズ群は、Ｆ(θ)＝ｆ・sinθとＧ(θ)＝ｆ・tanθのレンズ対に対して、戻り光の波長の逆数が時間に対して完全に線形変化する理想的な歪曲収差特性に近づくように補正を加えたものであってもよい。なお、ｆは焦点距離であり、θは画角である。

さらに、前記歪曲収差発生手段は、前記回転多面鏡の所定回転角度内において、前記戻り光の波長の逆数が時間に対して、０．７％以下の線形性を与える歪曲収差を発生するものであってもよい。

なお、「０．７％以下の線形性」とは、回転多面鏡の所定回転角度内において、最小角度と最大角度における実測値の差分を分母とし、理想直線と実測値との差分のもっとも大きな値を分子として求めた％が、０．７％以下であることを意味している。また、前記所定角度は、３０度であってもよい。

本発明の光断層画像化装置は、請求項１から４のいずれか１項記載の波長可変レーザ装置と、
前記波長可変レーザ装置から射出された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、
前記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を検出する干渉光検出手段と、
前記干渉光検出手段により検出された前記干渉光から前記測定対象の断層画像を取得する画像取得手段と、を備えたことを特徴とするものである。

本発明の波長可変レーザ装置によれば、外部共振器型の波長可変レーザ装置において レーザ媒質と、前記レーザ媒質からの射出光を空間的に波長分散する分散手段と、前記分散手段により波長分散された光の一部を、戻り光として選択的に反射する回転多面鏡と、前記波長分散手段と前記回転多面鏡との間に配置された歪曲収差発生手段とを備え、前記歪曲収差発生手段が、前記戻り光の波長の逆数が時間に対して略線形変化するように歪曲収差を発生するものであるので、射出される光の周波数が時間に対して線形変化する波長可変レーザ装置を得ることができる。

また、前記分散手段と前記回転多面鏡との間に、少なくとも２枚のレンズからなるレンズ群が配置され、該レンズ群が、前記歪曲収差発生手段を兼ねるものであれば、波長可変レーザ装置を大形化することなく、射出される光の周波数を時間に対して線形的に変化させることができる。

前記レンズ群が２枚のレンズからなり、一枚のレンズの歪曲収差曲線がＦ(θ)＝ｆ・sinθであり、他のレンズの歪曲収差曲線がＧ(θ)＝ｆ・tanθであれば、これらのレンズは歪曲収差以外の他の収差を容易に取り除くことができる。また、これらのレンズに補正を加えることにより、より理想的な歪曲収差曲線を得ることができる。

本発明の光断層画像化装置は、上記波長可変レーザ装置から射出された光を用いて断層画像を取得するものであるため、測定光は、時間に対して周波数が略線形変化するものとなる。このため、周波数に対するデータ分布がほぼ等間隔となるようにデータを取得することが容易に可能であり、画像取得時の周波数解析において、良好な結果を得ることができる。

また、図９から、光断層画像化装置において、測定光の時間に対する周波数変化のリニアリティが、０．７％を超えた場合には信号がかなり劣化していることがわかる。図１０に、中心波長１１５０ｎｍ、波長幅２００ｎｍのガウシアン分布の低コヒーレンス光を用いて光断層画像を取得した場合の、周波数リニアリティと軸方向分解能(深さ０．１ｍｍおよび１ｍｍ)との関係のシミュレーション結果を示す。この図１０より、周波数リニアリティが０．７％以下であれば、深さ０ｍｍにおける軸方向分解能として10μｍ前後の値が得られる場合には、深さ１ｍｍにおいて、３０μｍの軸方向分解能が実現可能であることがわかる。すなわち、回転多面鏡の所定回転角度内、例えば３０度以内において、戻り光の波長の逆数が時間に対して、０．７％以下の線形性を与える歪曲収差を発生する歪曲収差発生手段を備えた波長可変レーザ装置を用いた光断層画像化装置であれば、内視鏡下において、粘膜筋板（MM層）の抽出等の癌の深達度診断等に好適な装置が実現できる。

以下、図面を参照して本発明の波長可変レーザ装置および該波長可変レーザ装置を備えた光断層画像化装置の実施形態を詳細に説明する。

図１は本発明の一実施形態による光断層画像化装置の構成を示す図である。光断層画像化装置１は、例えば体腔内の生体組織や細胞等の測定対象の断層画像を前述のＳＳ−ＯＣＴ計測により取得するものである。光断層画像化装置１は、発振波長を一定の周期で掃引させながら光Ｌを射出するレーザ装置１０と、レーザ装置１０から射出された光Ｌを測定光Ｌ１と参照光Ｌ２とに分割する光分割手段３と、光分割手段３により分割された参照光Ｌ２の光路長を調整する光路長調整手段２０と、光分割手段３により分割された測定光Ｌ１を測定対象Ｓまで導波するプローブ３０と、プローブ３０から測定光Ｌ１が測定対象Ｓに照射されたとき測定対象Ｓで反射した反射光Ｌ３と参照光Ｌ２とを合波する合波手段４と、合波手段４により合波された反射光Ｌ３と参照光Ｌ２との干渉光Ｌ４を検出する干渉光検出手段４０と、干渉光検出手段４０により検出された干渉光Ｌ４を周波数解析することにより測定対象Ｓの断層画像を取得する画像取得手段５０とを有している。

レーザ装置１０は、発振波長を一定の周期で掃引させながら光Ｌを射出する外部共振器型の波長可変レーザ装置である。本例におけるレーザ媒質としては、半導体レーザに使用される半導体レーザ媒質が用いられている。具体的にレーザ装置１０は、半導体レーザ媒質１１と、コリメートレンズ１２と、回折光学素子１３と、レンズ１４aおよび１４ｂと、ポリゴンミラー１５とを備えている。半導体レーザ媒質１１のコリメートレンズ１２側の射出端面１１ｂには反射防止膜（ＡＲコート）が施されている。半導体レーザ媒質１１の射出端面１１ｂとは逆側の射出端面１１ａと、外部導波用の光ファイバＦＢ０との間には光結合用のレンズ１６が配置されている。

回折光学素子１３は、反射型の素子であり、半導体レーザ媒質１１からの射出光を空間的に波長分散する分散手段として機能する。回折光学素子１３において生じた回折光は、波長ごとに異なる方向に進行する。

ポリゴンミラー１５は、レンズ１４ｂに対向する反射面１５aが順次光を反射するように、複数の反射面１５ａが配設され、不図示の駆動手段により等角速度で回転する。

半導体レーザ媒質１１の射出端面１１ｂからコリメートレンズ１２へ向かって射出した光は、コリメートレンズ１２により平行光に変換された後、回折光学素子１３により、波長λ_１・・・λｎごとに分散されて、波長ごとに異なる方向に進行する。この波長分散された光は、レンズ１４aおよびレンズ１４ｂによりリレーされ、ポリゴンミラー１５の反射面１５ａへ入射する。

ポリゴンミラー１５の回転に伴い、反射面１５ａと入射光のなす角度が変化するため、反射面１５ａにより垂直の入射する光が、戻り光として選択的に反射する。戻り光は、逆光路を通り、レンズ１４aおよびレンズ１４ｂを通り、回折光学素子１３を経て、コリメートレンズ１２を通り、半導体レーザ媒質１１に帰還する。半導体レーザ媒質１１の射出端面１１ａとポリゴンミラー１５の反射面１５ａとを両端部とする外部共振器が構成されて、半導体レーザ媒質１１の射出端面１１ａから、光Ｌが射出される。なお、この光Ｌの発振波長は戻り光の波長である。

戻り光の波長は、ポリゴンミラー１５の回転に伴い変化し、１つの反射面１５ａについて波長λ_１から波長λｎまでの1周期分の波長掃引が行われる。複数の反射面１５ａがポリゴンミラー１５に設けられているため、この波長掃引が一定の周期で繰り返される。

なお、レンズ１４aおよびレンズ１４ｂは、レーザ装置１０において、戻り光の波長の逆数が時間に対して線形変化するように、その歪曲収差が設計されている。ここで、波長λ、周波数ν、光速ｃは、ν＝ｃ／λの関係にあるから、戻り光の周波数が時間に対して線形変化するよう構成されていることになり、光断層画像化装置１は、図２に示すように、１周期分の掃引時間Ｔの間に、戻り光の周波数ν（ｔ）が時間ｔに線形変化するように波長掃引する。図２において、１周期分の掃引開始時ｔ＝０での戻り光の周波数をν_０、１周期分の掃引終了時ｔ＝Ｔでの戻り光の周波数をν_Ｔとしている。

以下に、レンズ１４aおよびレンズ１４ｂにおける、歪曲収差の設計方法について説明する。

レンズ１４aの歪曲収差曲線を
ｈ＝Ｆ（θ） ただしθは画角
レンズ１４ｂの歪曲収差曲線を
ｈ＝Ｇ（θ’） ただしθ’は画角
とすると、
θ＝Ｆ^−１｛Ｇ（θ’）｝ −（１）
と表すことができる。ここで、ポリゴンミラーは一定の角速度で回転しているため、ポリゴンミラーの回転角速度をαとすると、
θ’(t)＝θ’_０−αｔ −（２）
ただしｔ=0からＴ、Ｔは掃引に一周期、
と表すことができる。また、本実施形態の光断層画像化装置１では、戻り光の周波数ν（ｔ）は時間ｔに比例するから、下式の関係を満たす。

ν(t)＝ν_０＋（ν_Ｔ−ν_０）／Ｔ・ｔ
λ(t)＝２πＣ／ν(t)
ただしν＝ν_０→ν_Ｔ−で掃引λ＝λ_０→λ_Ｔ
また、光Ｌは、回折光学素子１３により回折されているため、θ(t)とλ(t)は下記の関係式で表される。

sinθ(t)＝sinθ_０ +（_、sinθ_Ｔ-sinθ_０）・（λ（ｔ）-λ_０）／（λ_Ｔ-λ_０） -（３）
なお、sinθ_０〜λ_０、sinθ_Ｔ〜λ_Ｔにそれぞれ対応
次に、式（３）にフィッティングするように、次式のＦ、Ｇを設計する。

θ(t)＝Ｆ^−１｛Ｇ（θ(t)）｝ −（４）
式（４）のθ(t)に式３を入れ、θ’(t)に式（１）を入れる。

この式を実現させるため、本実施の形態においては、レンズ１４ａの歪曲収差曲線を
Ｆ（θ）＝ｆ・sinθ
とし、またレンズ１４ｂの歪曲収差曲線を
Ｇ（θ）＝ｆ・tanθ
とした。またθ_０＝０°、θ_Ｔ＝３０°、λ_０＝９５０ｎｍ、λ_Ｔ＝１１５０ｎｍとした。

これらのレンズでは、歪曲収差以外の収差を取り除くことができることは一般に知られている。なお、通常の光学系としては、Ｆ（θ）＝ｆ・sinθとＧ（θ）＝ｆ・tanθの歪曲曲線を有するレンズを組み合わせて使用することはない。

上記の実施形態における掃引時間ｔと、発振周波数νと、Ｆ^−１｛Ｇ（θ(t)）｝ と、該Ｆ^−１｛Ｇ（θ(t)）｝と理想直線との差分の関係を図３に示す。図３に示すように、差分の最大値は０．１９１３４９となり、
周波数リニアリティ＝０．１９１３４９／３０×１００＝０．６４％
となり、周波数リニアリティが０．７％以下となる。また、図４は、図３に示した設計結果における、時間と発振周波数の関係を示すグラフである。

図３および図４に示すように、レーザ装置１０においては、レンズ１４ａの歪曲収差曲線をＦ（θ）＝ｆ・sinθとし、またレンズ１４ｂの歪曲収差曲線をＧ（θ）＝ｆ・tanθとしているため、周波数リニアリティが０．７％以下となる。なお、これらのレンズ１４ａおよびレンズ１４ｂの歪曲収差特性に対して、上式を満たすように、補正を加えれば、周波数リニアリティが、０．４以下、あるいは０．１以下となるように、発振周波数を掃引することも可能である。

以上光断層画像化装置の構成および光断層画像の取得動作について説明する。レーザ装置１０の半導体レーザ媒質１１の射出端面１１ａから射出された光Ｌは、光結合用のレンズ１６により集光された後、光ファイバＦＢ０に入射して導波される。そして、光ファイバカプラ２を経由した後、光ファイバＦＢ１により光分割手段３に導波される。

光分割手段３は、例えば２×２の光ファイバカプラから構成されており、レーザ装置１０から光ファイバＦＢ０、ＦＢ１を介して導波した光Ｌを測定光Ｌ１と参照光Ｌ２に分割する。光分割手段３は、２本の光ファイバＦＢ２、ＦＢ３にそれぞれ光学的に接続されており、測定光Ｌ１は光ファイバＦＢ２により導波され、参照光Ｌ２は光ファイバＦＢ３により導波される。なお、本実施形態における光分割手段３は、合波手段４としても機能するものである。

光ファイバＦＢ２にはプローブ３０が光学的に接続されており、測定光Ｌ１は光ファイバＦＢ２からプローブ３０へ導波される。プローブ３０は、たとえば鉗子口から鉗子チャンネルを介して体腔内に挿入されるものであって、光学コネクタ３１により光ファイバＦＢ２に対し着脱可能に取り付けられている。

光プローブ３０は、先端が閉じられた円筒状のプローブ外筒３２と、このプローブ外筒３２の内部空間に、該外筒３２の軸方向に延びる状態に配設された１本の光ファイバ３３と、光ファイバ３３の先端から射出した光Ｌ１をプローブ外筒３２の周方向に偏向させるプリズムミラー３４と、光ファイバ３３の先端から射出した光Ｌ１を、プローブ外筒３２の周外方に配された被走査体としての測定対象Ｓにおいて収束するように集光するロッドレンズ３５と、プリズムミラー３４を光ファイバ３３の軸を回転軸として回転させるモータ３６とを備えている。

一方、光ファイバＦＢ３における参照光Ｌ２の射出側には光路長調整手段２０が配置されている。光路長調整手段２０は、測定対象Ｓに対する断層画像の取得を開始する位置を調整するために、参照光Ｌ２の光路長を変更するものであって、光ファイバＦＢ３から射出された参照光Ｌ２を反射させる反射ミラー２２と、反射ミラー２２と光ファイバＦＢ３との間に配置された第１光学レンズ２１ａと、第１光学レンズ２１ａと反射ミラー２２との間に配置された第２光学レンズ２１ｂとを有している。

第１光学レンズ２１ａは、光ファイバＦＢ３のコアから射出された参照光Ｌ２を平行光にするとともに、反射ミラー２２により反射された参照光Ｌ２を光ファイバＦＢ３のコアに集光する機能を有している。また、第２光学レンズ２１ｂは、第１光学レンズ２１ａにより平行光にされた参照光Ｌ２を反射ミラー２２上に集光するとともに、反射ミラー２２により反射された参照光Ｌ２を平行光にする機能を有している。

したがって、光ファイバＦＢ３から射出した参照光Ｌ２は、第１光学レンズ２１ａにより平行光になり、第２光学レンズ２１ｂにより反射ミラー２２上に集光される。その後、反射ミラー２２により反射された参照光Ｌ２は、第２光学レンズ２１ｂにより平行光になり、第１光学レンズ２１ａにより光ファイバＦＢ３のコアに集光される。

さらに光路長調整手段２０は、第２光学レンズ２１ｂと反射ミラー２２とを固定した可動ステージ２３と、該可動ステージ２３を第１光学レンズ２１ａの光軸方向に移動させるミラー移動手段２４とを有している。そして可動ステージ２３が矢印Ａ方向に移動することにより、参照光Ｌ２の光路長が変更するよう構成されている。

合波手段４は、前述のとおり２×２の光ファイバカプラからなり、光路長調整手段２０により光路長が変更された参照光Ｌ２と、測定対象Ｓからの反射光Ｌ３とを合波し光ファイバＦＢ４を介して干渉光検出手段４０側に射出するように構成されている。

干渉光検出手段４０は、合波手段４により合波された反射光Ｌ３と参照光Ｌ２との干渉光Ｌ４を検出する。なお本例の装置においては、干渉光L4を光ファイバカプラである光分割手段3で二分した光を光検出器40aと40bに導き、演算手段４１においてバランス検波を行う機構を有している。

上記演算手段４１は例えばパーソナルコンピュータ等のコンピュータシステムからなる画像取得手段５０に接続され、画像取得手段５０はＣＲＴや液晶表示装置等からなる表示装置６０に接続されている。画像取得手段５０は干渉光検出手段４０において検出された干渉光Ｌ４をフーリエ変換することにより、測定対象Ｓの各深さ位置における反射光Ｌ３の強度を検出し、測定対象Ｓの断層画像を取得する。そして、この取得された断層画像が表示装置６０に表示される。

ここで、干渉光検出手段４０および画像取得手段５０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、この点の詳細については「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」に詳しい記載がなされている。

測定光Ｌ１が測定対象Ｓに照射されたとき、測定対象Ｓの各深さからの反射光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４０において検出される光強度Ｉ（ｋ）は、
Ｉ（ｋ）＝∫_０ ^∞Ｓ（ｌ）［１＋ｃｏｓ（ｋｌ）］ｄｌ ・・・（１）
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５０において、干渉光検出手段４０が検出したスペクトル干渉縞をフーリエ変換にかけて周波数解析を行い、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の測定開始位置から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ことができる。

次に、上記構成を有する光断層画像化装置１の動作例について説明する。まず、可動ステージ２３が矢印Ａ方向に移動することにより、測定可能領域内に測定対象Ｓが位置するように光路長の調整が行われる。その後、レーザ装置１０から光Ｌが射出され、光Ｌは光分割手段３により測定光Ｌ１と参照光Ｌ２とに分割される。測定光Ｌ１はプローブ３０により体腔内に導波され測定対象Ｓに照射される。そして、測定対象Ｓからの反射光Ｌ３が反射ミラー２２において反射した参照光Ｌ２と合波手段４により合波され、反射光Ｌ３と参照光Ｌ２との干渉光Ｌ４が干渉光検出手段４０により検出される。この検出された干渉光Ｌ４の信号が画像取得手段５０において周波数解析されることにより断層画像が取得される。

なお、プローブ３０を回転させて、測定対象Ｓに対して測定光Ｌ１を１次元方向に走査させれば、この走査方向に沿った各部分において測定対象Ｓの深さ方向の情報が得られるので、この走査方向を含む断層面についての断層画像を取得することができる。また、測定対象Ｓに対して測定光Ｌ１を、上記走査方向に対して直交する第２の方向に走査させることにより、この第２の方向を含む断層面についての断層画像をさらに取得することも可能である。

以上説明したように、本実施形態の光断層画像化装置１では、発振する光の周波数が、時間に対して線形変化するよう構成されているため、周波数解析の際に、データ分布が離散的にならず、周波数に対して等間隔となるようなデータ取得が容易に可能であり、従来に比べて周波数解析の精度を向上させることができる。また、時間に対する周波数の線形性が０.７％以下であれば、例えば、深さ０ｍｍにおいて光軸方向分解能が１０μｍ得られる測定光を用いる場合には、深さ１ｍｍにおいても３０μｍ以下の光軸分解能が得られる。このため、例えば内視鏡において、粘膜筋板（MM層）の抽出等の癌の深達度診断等に好適な装置となる。

なお、例えば、波長可変レーザ装置１０において、レンズ１４ａおよびレンズ１４ｂの変わりに、これらのレンズ特性に対して、戻り光の波長の逆数が時間に対して完全に線形変化する理想的な歪曲収差特性に近づくように補正を加えられたレンズ対を用いれば、周波数リニアリティが、０．４以下、あるいは０．１以下となるように、発振周波数が掃引され、深さ１ｍｍにおける信号劣化はより少なくなり、より深い深度まで、高分解能の光断層画像を取得することができる。

本発明の第１の実施形態による光断層画像化装置の概略構成図 図１のレーザ装置の波長掃引の様子を示す図 図１のレーザ装置における歪曲収差曲線と発振周波数の関係を説明するための図 図１のレーザ装置における時間と発振周波数の関係を示す図 従来の波長可変レーザ装置の概略構成図 従来の波長可変レーザ装置の概略構成図 従来の波長可変レーザ装置の概略構成図 胃壁における癌の浸潤状態を説明するための図 深さ１ｍｍで光断層画像を取得する場合において、周波数リニアリティと信号の劣化の関係を説明するための図 深さ１ｍｍで光断層画像を取得する場合において、周波数リニアリティと軸方向分解能の関係を説明するための図

符号の説明

１ 光断層画像化装置
２ 光ファイバカプラ
３ 光分割手段
４ 合波手段
１０ レーザ装置
１１ 半導体レーザ媒質
１１ａ、１１ｂ 射出端面
１２ コリメートレンズ
１３ 回折光学素子
１４ａ,１４ｂ レンズ
１５ ポリゴンミラー
１５ａ 反射面
１６ レンズ
２０ 光路長調整手段
３０ プローブ
４０ 干渉光検出手段
４０ａ、４０ｂ 光検出器
４１ 演算手段
５０ 画像取得手段
６０ 表示装置
Ｌ 光
Ｌ１ 測定光
Ｌ２ 参照光
Ｌ３ 反射光
Ｌ４ 干渉光
Ｓ 測定対象

Claims (5)

1. 外部共振器型の波長可変レーザ装置において、
   レーザ媒質と、
   前記レーザ媒質からの射出光を空間的に波長分散する分散手段と、
   前記分散手段により波長分散された光の一部を、戻り光として選択的に反射する回転多面鏡と、
   前記波長分散手段と前記回転多面鏡との間に配置された歪曲収差発生手段とを備え、
   前記歪曲収差発生手段が、前記戻り光の波長の逆数が時間に対して略線形変化するように歪曲収差を発生するものであることを特徴とする波長可変レーザ装置。
2. 前記分散手段と前記回転多面鏡との間に、少なくとも２枚のレンズからなるレンズ群が配置され、該レンズ群が、前記歪曲収差発生手段を兼ねるものであることを特徴とする請求項１記載の波長可変レーザ装置。
3. 前記レンズ群が２枚のレンズからなり、一枚のレンズの歪曲収差曲線がＦ(θ)＝ｆ・sinθであり、他のレンズの歪曲収差曲線がＧ(θ)＝ｆ・tanθであることを特徴とする請求項２記載の波長可変レーザ装置。
4. 前記歪曲収差発生手段が、前記回転多面鏡の所定回転角度内において、前記戻り光の波長の逆数が時間に対して、０．７％以下の線形性を与える歪曲収差を発生するものであることを特徴とする請求項1から３いずれか１項記載の波長可変レーザ装置。
5. 請求項１から４のいずれか１項記載の波長可変レーザ装置と、
   前記波長可変レーザ装置から射出された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、
   前記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を検出する干渉光検出手段と、
   前記干渉光検出手段により検出された前記干渉光から前記測定対象の断層画像を取得する画像取得手段と、を備えたことを特徴とする光断層画像化装置。

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