JP2009095447A - 血管内可視化方法及び血管内可視化装置 - Google Patents

Abstract

【課題】血流の存在下でも光軸方向に散乱位置・反射位置が分解でき、奥行き方向の視野を大きく確保できる血管内の可視化方法を提供する。
【解決手段】本発明の血管内可視化方法は、変調信号に基づいて強度を変調した光を血管内に照射する照射工程Ｓ１と、血管内で反射もしくは散乱した光を受光する受光工程Ｓ２と、受光された光に含まれる信号と変調信号との振幅及び位相を比較する信号比較工程Ｓ３と、信号比較工程における比較結果に基づいて、血管内における光反射点もしくは光散乱点を演算する信号処理工程Ｓ４とを備え、信号処理工程Ｓ４は、比較結果を逆フーリエ変換する第１手順と、第１手順で得られたデータから血管内において発生した信号以外の部分を除去する第２手順とを有することを特徴とする。
【選択図】図２

Description

本発明は、血管内に光を照射して血管内の情報を取得する血管内可視化方法及び血管内可視化装置に関する。

従来、血管内の血管壁、血栓、プラーク等を可視化する装置として、血管内視鏡が使用されている。通常この血管内視鏡を用いて血管内を観察する場合、一時的に血流を止めて、生理食塩液等で血管内をフラッシュすることが必要になるが、観察対象は心臓部の血管であることが多く、患者への負担を考えると、血流を止めないことが好ましい。つまり、血流がある状態で、血管内を可視化することができる装置が求められている。

血流を維持しながら光を用いて血管内可視化をする場合、血液による光吸収と光散乱の影響により、奥行き方向に視野を確保することが非常に困難となる。この問題を解決するために、赤外光を照明光として利用し、血流を止めずに血管内の撮像を行う血管内視鏡が知られている（例えば、特許文献１参照）。
米国特許６１７８３４６号公報

特許文献１に記載の血管内視鏡では、血液による散乱の影響を受けていない直進光を利用している。すなわち、光散乱効果の影響を受けにくい長波長光で、特に血液による光吸収が極小となる光が照明光として選択されている。

しかしながら、当該光の波長帯域の多くは、対応する光部品が少なく、装置構成にかかるコストが増大し、装置の簡便性や汎用性が低下するという問題がある。
このうち、１．４マイクロメートル（μｍ）〜１．８μｍの波長帯においては、光部品の入手性が良好であるが、当該波長帯の光は、血液中を６ミリメートル（ｍｍ）も伝搬しないうちにほとんど散乱されてしまう。つまり、当該波長帯の光を選択して特許文献１の血管内視鏡を使用すると、光軸奥行方向６ｍｍ以上の範囲では、血管壁、血栓やプラークなどによる反射直進光よりも、血液による後方散乱光が圧倒的に多く検出されることになる。このような状況下では、血液などによる奥行きの浅い地点からの散乱光よりも、奥行き深い地点からの反射光・散乱光は非常に弱い。そのため、直接検出を行っても、奥行き深い地点から情報を得るのは非常に困難になる。

また、これらの波長帯では光吸収率が極小になるとはいえ、光吸収率そのものはまだ高い値になっている。散乱の影響をうけると、光出射点から受光装置までの光路長が一気に長くなってしまうため、例え光吸収率が極小値であっても、光吸収率の値が高ければ、全光吸収量（吸収率と光路長との積）は大きくなる。その結果、受光装置で受光される光は、光路長の短いものに限られる。つまり、奥行き深い地点からの情報は得ることができず、奥行き方向の視野が得にくいという問題が依然残されている。

本発明は上記事情に鑑みて成されたものであり、血流の存在下でも光軸方向に散乱位置・反射位置が分解でき、奥行き方向の視野を大きく確保できる血管内の可視化方法及び血管内可視化装置を提供することを目的とする。

本発明の血管内可視化方法は、変調信号に基づいて強度を変調した光を血管内に照射する照射工程と、前記血管内で反射もしくは散乱した前記光を受光する受光工程と、受光された前記光に含まれる信号と前記変調信号との振幅及び位相を比較する信号比較工程と、前記信号比較工程における比較結果に基づいて、前記血管内における光反射点もしくは光散乱点を演算する信号処理工程とを備え、前記信号処理工程は、前記比較結果を逆フーリエ変換する第１手順と、前記第１手順で得られたデータから血管内において発生した信号以外の部分を除去する第２手順とを有することを特徴とする。

本発明の血管内可視化方法によれば、血管内で反射若しくは散乱した光が信号処理工程において逆フーリエ変換され、血管内において発生した信号以外の部分が除去されることによって、血液によって光が強く散乱される血流の存在下の環境においても、光が照射された方向の反射物等が描出される。

前記照射工程において照射される前記光の波長は、６５０ナノメートル（ｎｍ）以上１３５０ｎｍ以下でもよい。この場合、光の血液透過性が高いため、より奥行き方向の視野を大きく確保することができる。

また、本発明の血管内可視化装置は、光を出射する光源と、前記光の強度を変調して変調光にする光強度変調部と、伝送された前記変調光を血管内に照射する照明光学系と、前記血管内で反射もしくは散乱した前記変調光を受光する受光光学系と、前記光強度変調部へ前記光の強度を変調するための変調信号を入力し、かつ前記受光部にて受光された前記変調光に含まれる信号と前記変調信号との振幅及び位相を比較する信号解析部と、前記信号解析部の比較結果に基づいて、前記血管内における光反射点もしくは光散乱点を演算する信号処理部とを備えることを特徴とする。

本発明の血管内可視化装置によれば、血管内で反射若しくは散乱した変調光が信号処理部において処理されることによって、血液によって光が強く散乱される血流の存在下の環境においても、光が照射された方向の反射物等が描出される。

前記光の波長は、６５０ｎｍ以上１３５０ｎｍ以下でもよい。この場合、光の血液透過性が高いため、より奥行き方向の視野を大きく確保することができる。

前記信号処理部は、前記比較結果を逆フーリエ変換して得られたデータから血管内において発生した信号以外を除去するものでもよい。

本発明の血管内可視化方法及び血管内可視化装置によれば、血流の存在下でも光軸方向に散乱位置・反射位置が分解でき、奥行き方向の視野を大きく確保できる血管内の可視化方法及び血管内可視化装置を提供することができる。

本発明の第１実施形態について、図１から図４を参照して説明する。図１は、本実施形態の血管内可視化装置１の構成を示す図である。血管内可視化装置１は、光を射出する光源２と、光の強度を変調する変調装置（光強度変調部）３と、血管内で光の受発光を行う先端部４と、変調信号の入力及び後述する比較解析を行うネットワークアナライザ（信号解析部）５と、ネットワークアナライザ５の比較解析結果に基づいて血管内の反射点及び散乱点を演算するパソコン（信号処理部）６とを備えて構成されている。

光源２としては特に制限はなく、例えばレーザーダイオード等を採用することができる。射出する光としては、血液に対して透過性の高い波長のものが用いられるのが好ましい。

我々の検討によって、光の血液に対する透過性は、６５０ｎｍ以上１３５０ｎｍ以下の範囲の波長において良好であり、７００ｎｍ以上８００ｎｍ以下及び１０５０ｎｍ以上１３００ｎｍ以下の範囲の波長においてさらに良好であることがわかっている。本実施形態においては、波長１３００ｎｍのレーザーダイオードが光源２として使用されている。

変調装置３は、公知の構成からなり、光源２と接続されている。変調装置３は、光源２から射出された光が先端部４に伝送される前に所定の周波数にて強度変調して変調光にする。

先端部４は、血管内に挿入される部分であり、変調光を血管内に照射する照明光学系７と、血管内で散乱若しくは反射された変調光を受光する受光光学系８と、照明光学系７及び受光光学系８を一体に支持する支持部材９と、支持部材に取付けられたバルーン１０とを備えて構成されている。

照明光学系７は、第１光ファイバ１１によって変調装置３と接続されており、変調装置３から伝送された変調光を血管内に照射する。照明光学系７としては、公知のコリメート光学系等を採用することができる。

受光光学系８は、血管内で散乱若しくは反射した変調光を受光する。受光された変調光は、第２光ファイバ１２を通って後述する光電変換装置１３に伝送される。
なお、第１光ファイバ１１と第２光ファイバ１２とは同じ長さに設定されており、接続された各機器の位置調整のため、適宜ループされている。

支持部材９は、樹脂等からなり、照明光学系７及び受光光学系８を一本の先端部４となるように支持している。支持部材９の長さは、先端部４を血管内に挿入した際に、後端が体外に位置する程度の長さに設定されるのが好ましい。

バルーン１０は、樹脂等からなり、支持部材９の内部に設けられた図示しない膨張管と連通されている。膨張管は支持部材９の後端で図示しないインフレータと接続されており、インフレータによってバルーン１０の膨張及び縮小が可能に構成されている。バルーン１０の使用法については後述するが、必要がなければバルーン１０は必ずしも設けられなくてもよい。

光電変換装置１３は、受光光学系８から伝送された変調光を電気信号に変換し、ネットワークアナライザ５に入力する。光電変換装置１３としては、公知のフォトダイオード等を採用することができる。

ネットワークアナライザ５は、光源２で射出された光を変調するために使用される所定の周波数の信号を変調装置３に入力する。また、ネットワークアナライザ５は、変調装置３に入力した信号の振幅及び位相を記憶しており、光電変換装置１３から入力された信号の振幅及び位相と比較する。当該比較結果、すなわち変調装置３から光電変換装置１３までの周波数特性データは、パソコン６に送られる。
なお、必要に応じて、ネットワークアナライザ５と変調装置３との間や光電変換装置１３とネットワークアナライザ５との間に信号増幅装置が配置されてもよい。

パソコン６は、ネットワークアナライザ５から送られた周波数特性データについて所定の演算処理を行い、血管内における光反射点及び光散乱点が分解された血管内データとして再構築する。この処理については後述する。当該血管内データはパソコン６に接続された表示部１４に表示される。

上記のように構成された血管内可視化装置１の使用時の動作について図２から図４を参照して説明する。
図２は、血管内可視化装置１を用いた血管内可視化方法の手順を示すフローチャートである。本血管内可視化方法は、変調信号にもとづいて強度を変調した光を血管内に照射する照射工程Ｓ１と、血管内で反射若しくは散乱した光を受光する受光工程Ｓ２と、変調信号と受光された光に含まれる信号の振幅及び位相を比較する信号比較工程Ｓ３と、信号比較工程Ｓ３における比較結果に基づいて血管内における光反射点及び光散乱点を演算する信号処理工程Ｓ４とを備えている。

まず、ステップＳ１において、光源２から波長１３００ｎｍの光が射出される。並行して、光の変調に使用される周波数０．５ギガヘルツ（ＧＨｚ）〜１２．５ＧＨｚの信号が、周波数間隔０．５ＧＨｚでネットワークアナライザ５から変調装置３に入力される。
変調装置３は当該信号の周波数で光源２からの光を強度変調して変調光に変換し、第１光ファイバ１１を介して照明光学系７に伝送する。伝送された変調光は、照明光学系７から先端部４の前方に照射される。

照射された変調光は、血液中の血球成分等に当たって散乱したり、血管壁の肥厚やプラーク等による狭窄部位や血管の分岐部に当たって反射するなど様々な挙動を示す。これらの変調光は、ステップＳ２において、受光光学系８に入射して受光される。受光された変調光は、第２光ファイバ１２を通って光電変換装置１３に送られ、電気信号に変換されてネットワークアナライザ５に入力される。

続くステップＳ３において、ネットワークアナライザ５は、変調装置３に出力した変調信号と、光電変換装置１３から入力された電気信号との振幅及び位相を比較することによって、変調装置３から光電変換装置１３までの周波数特性データを得る。当該周波数特性データはパソコン６に送られる。

ステップＳ４において、パソコン６はネットワークアナライザ５から入力された周波数特性データにもとづいて、信号処理を行う。
図３（ａ）から図３（ｅ）は、それぞれパソコン６の信号処理に伴うデータの変化を示すグラフである。まずパソコン６は、図３（ａ）に示す周波数特性データＧ１を逆フーリエ変換し、横軸の周波数を時間軸情報に変換する（第１手順）。さらに、縦軸の振幅を強度に変換し、数値を対数に変換して図３（ｂ）に示すグラフＧ２に変換する。

次に時間軸を距離に変換して図３（ｃ）に示すグラフＧ３を取得する。グラフＧ３においては、一定の領域Ｒ１がほぼフラットとなっているが、この部分は第１光ファイバ１１の内部に対応する信号である。第１光ファイバ１１の長さは既知であるので、パソコン６は、第１光ファイバ１１の長さにもとづいて第１光ファイバ１１に対応するデータを除去し、血管内のデータ領域Ｒ２のみを抽出して、図３（ｄ）に示すグラフＧ４を取得する（第２手順）。必要に応じて平滑化や、所定の閾値以下の信号の除外等の処理が行われてもよい。

なお、変調光が血管内に照射されると、血液による散乱等によって、図３（ｃ）に点Ｐ１で示すように強度が急激に上昇する。そこで、第１光ファイバ１１の長さを利用するのに代えて、強度が急激に上昇する点Ｐ１をパソコン６が検出し、それ以前の部分のデータを除去することによって血管内のデータのみを抽出してもよい。

グラフＧ４においては、変調光が照射された方向に血液以外に何もなければ、距離が増加するにしたがって強度が直線的に減少していくが、血栓や狭窄、プラーク等の光を反射するものが前方に存在すると、受光される反射光が増加するため、強度が局所的に上昇する光反射点Ｐ２が描出される。このような光反射点Ｐ２は、照明光学系７の前方においてその距離だけ離れた場所に、血栓等の何らかの反射物が存在することを示している。

反射物の存在する光反射点Ｐ２をより明確に検出するために、必要に応じて、パソコン６がグラフＧ４を時間微分することによって、図３（ｅ）に示すようなグラフＧ５を取得してもよい。グラフＧ５においては、基本的に光反射点Ｐ２の前後の微分値のみが正となるので、光反射点Ｐ２を容易に認識することができる。なお、同様の方法で光を強く散乱する散乱物が存在する光散乱点を描出することも可能である。
パソコン６による処理が終了し、血管内の光反射点若しくは光散乱点が分解された血管内データは、表示部１４に表示される。

血管壁に近接した部分の情報を得たい場合は、図示しないインフレータを介してバルーン１０を生理食塩液や空気等を送り込んで膨張させる。バルーン１０は、図４に示すように膨張した時の形状が略管状になるように形成されており、バルーン１０が膨張することによって先端部４が血管壁１００の近傍に固定される。このとき、バルーンの内腔１０Ａ内を矢印Ａで示すように血液が流れることによって、血流を停止せずに血管内の情報を得ることができる。このようにして先端部４を固定すると、血管壁付近の比較的小さい肥厚やプラーク等もより容易に検出することができる。
なお、矢印Ａは血流の方向の一例を示すものであって、先端部４が挿入される血管を限定するものではない。

本実施形態の血管内可視化装置１及び血管内可視化方法によれば、ステップＳ３の信号比較工程において、ネットワークアナライザ５が変調装置３に入力した変調信号と受光光学系８で受光された変調光に含まれる信号の振幅及び位相が比較される。そして、ステップＳ４の信号処理工程において、当該比較結果をもとにして、血管内における光反射点もしくは光散乱点がパソコン６によって演算される。
したがって、血流の存在下でも照明光学系から血管内に照射される変調光の光軸方向前方における特異的な散乱位置・反射位置等を分解することができ、奥行き方向（光軸方向前方）の視野を大きく確保することができる。

また、ステップＳ４の信号処理工程において、パソコン６が上記比較結果のデータを逆フーリエ変換し、得られたデータから血管内以外の場所のデータに相当する第１光ファイバ１０の信号領域Ｒ１を除去するので、光反射点や光散乱点をより明確に描出することができる。

さらに、光源２から射出する光として波長が６５０ｎｍ以上１３５０ｎｍ以下のものを選択しているので、血液に対する透過性が良好になり、奥行き方向の視野をより大きく確保することができる。

続いて、本発明の第２実施形態の血管内可視化装置について、図５を参照して説明する。本実施形態の血管内可視化装置２１と上述の血管内可視化装置１との異なるところは、ネットワークアナライザ５の機能がパソコンに集約されている点である。
なお、第１実施形態と同様の構成要素については、同一の符号を付して重複する説明を省略する。

図５は、血管内可視化装置２１の構成を示す図である。光源２２は、１０６０ｎｍの波長の光を出射するように設定されている。また、ネットワークアナライザ５及びパソコン６に代えて、発振装置２３と、アナログ−ディジタル変換装置２４と、パソコン２５とを備えて構成されている。

発振装置２３は光源２からの光を変調するための変調信号を生成し、変調装置３及びパソコン２５に入力する。
また、光電変換装置１３から出力される電気信号は、アナログ−ディジタル変換装置２４によってディジタル信号に変換され、パソコン２５に入力される。

パソコン２５では、発振装置２３から入力された変調信号と、アナログ−ディジタル変換装置２４から入力されたディジタル信号とを用いて、ステップＳ３の信号比較工程及びステップＳ４の信号処理工程を、第１実施形態のネットワークアナライザ５及びパソコン６と同様の手順で行う。そして、光反射点等を演算後、結果を表示部１４に表示する。
上記のように、血管内可視化装置２１においては、パソコン２５及び発振装置２３が協働して信号解析部の機能を発揮しているとともに、パソコン２５が単独で信号処理部としても機能している。

本実施形態の血管内可視化装置２１においても上述の血管内可視化装置１と同様の効果を得ることができる。
また、ネットワークアナライザを用いずに装置を構成することができるので、より低コストで構成可能な血管内可視化装置を提供することができる。

本実施形態では、発振装置２３が変調信号を生成する例を説明したが、これに代えて、パソコン２５が変調信号を設定し、発振装置２３に入力するように装置が構成されてもよい。

以上、本発明の実施形態を説明したが、本発明の技術範囲は上記実施形態に限定されるものではなく、本発明の趣旨を逸脱しない範囲において種々の変更を加えることが可能である。
例えば、上述の各実施形態においては、受光光学系、第２光ファイバ、光電変換装置をそれぞれ１つずつ備えた血管内可視化装置の例を説明したが、これら３つの構成要素は複数組設けられてもよい。このようにすれば、血管内可視化装置の視野をさらに拡大し、より広範囲の血管内の情報を得ることができる。

また、先端部に取付けられるバルーンの形状も実施形態で説明した管状のものに限られない。例えば、図６に示す変形例のバルーン３０のように、先端部４の軸線に直交する断面形状が略Ｙ字状または略Ｕ字状となるように形成されてもよい。さらに、矢印Ａで示すような血液の流路が確保されれば、別の形状でも構わない。

さらに、変調光が照明光学系から血管内に照射された直後の散乱光の除去を目的として、受光光学系の前方部分に偏光子が配置されてもよい。このようにすると、血管内の特異的な光反射点等をより高精度に検出することができる。

本発明の第１実施形態の血管内可視化装置の構成を示す図である。 同血管内可視化装置を用いた血管内可視化方法の手順を示すフローチャートである。 （ａ）から（ｅ）は、いずれも同血管内可視化方法における信号処理の一過程における信号を示すグラフである。 同血管内可視化装置のバルーンを膨張させた状態を示す図である。 本発明の第２実施形態の血管内可視化装置の構成を示す図である。 本発明の変形例の血管内可視化装置のバルーンを膨張させた状態を示す図である。

符号の説明

１、２１ 血管内可視化装置
２、２２ 光源
３ 変調装置（光強度変調部）
５ ネットワークアナライザ（信号解析部）
６、２５ パソコン（信号処理部）
７ 照明光学系
８ 受光光学系
Ｐ２ 光反射点
Ｓ１ 照射工程
Ｓ２ 受光工程
Ｓ３ 信号比較工程
Ｓ４ 信号処理工程

Claims (5)

1. 変調信号に基づいて強度を変調した光を血管内に照射する照射工程と、
   前記血管内で反射もしくは散乱した前記光を受光する受光工程と、
   受光された前記光に含まれる信号と前記変調信号との振幅及び位相を比較する信号比較工程と、
   前記信号比較工程における比較結果に基づいて、前記血管内における光反射点もしくは光散乱点を演算する信号処理工程と、
   を備え、
   前記信号処理工程は、
   前記比較結果を逆フーリエ変換する第１手順と、
   前記第１手順で得られたデータから血管内において発生した信号以外を除去する第２手順と、
   を有することを特徴とする血管内可視化方法。
2. 前記照射工程において照射される前記光の波長は、６５０ナノメートル以上１３５０ナノメートル以下であることを特徴とする請求項１に記載の血管内可視化方法。
3. 光を出射する光源と、
   前記光の強度を変調して変調光にする光強度変調部と、
   伝送された前記変調光を血管内に照射する照明光学系と、
   前記血管内で反射もしくは散乱した前記変調光を受光する受光光学系と、
   前記光強度変調部へ前記光の強度を変調するための変調信号を入力し、かつ前記受光部にて受光された前記変調光に含まれる信号と前記変調信号との振幅及び位相を比較する信号解析部と、
   前記信号解析部の比較結果に基づいて、前記血管内における光反射点もしくは光散乱点を演算する信号処理部と、
   を備えることを特徴とする血管内可視化装置。
4. 前記光の波長は、６５０ナノメートル以上１３５０ナノメートル以下であることを特徴とする請求項３に記載の血管内可視化装置。
5. 前記信号処理部は、前記比較結果を逆フーリエ変換して得られたデータから血管内において発生した信号以外を除去することを特徴とする請求項３又は４に記載の血管内可視化方法。
   

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