JP3672827B2 - Optical tomographic image measuring device - Google Patents

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  • Investigating Or Analysing Materials By Optical Means (AREA)

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、３次元速度ベクトル測定が可能な光波断層画像測定装置に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】
従来技術として、ＩＥＥＥ ＪＯＵＲＮＡＬ ＯＦ ＳＥＬＥＣＴＥＤ ＴＯＰＩＣＳ ＩＮ ＱＵＡＮＴＵＭ ＥＬＥＣＴＲＯＮＩＣＳ，ＶＯＬ．５，ＮＯ．４．ＪＵＬＹ／ＡＵＧＵＳＴ １９９９に開示されるように、ＯＤＴ（オプティカル・ドップラー・トモグラフィー）は、ＯＣＴ（オプティカル・コヒーレンス・トモグラフィー）とドップラー速度計を組み合わせたものが用いられている。
【０００３】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、上記した従来のＯＤＴでは、速度ベクトルの３成分のうち、一成分の測定しかできないといった問題があった。
【０００４】
本発明は、上記状況に鑑みて、３次元速度ベクトル測定が可能な光波断層画像測定装置を提供することを目的とする。
【０００５】
【課題を解決するための手段】
本発明は、上記目的を達成するために、
光波断層画像測定装置において、コヒーレント光源２０１からの光波を４つに分け、それぞれ３個の周波数シフター（ＡＯＭ１，２，３）２０７，２０８，２０９を透過させて第１光波１，第２光波２，第３光波３および前記周波数シフターを通さずに参照光として光検出器２１９に入射される第４光波４（周波数：ｆ0 ＋ｆ1,2,3 ）となし、前記第１光波１は対物レンズ（ＯＬ）２１３の光軸上をこのＯＬ２１３に入射し、前記第２光波２は前記ＯＬ２１３の周辺部でこのＯＬ２１３に入射し、その出射光波は、Ｘ−Ｚ平面内でなす角θで前記第１光波１と交叉させ、さらに前記第３光波３は前記ＯＬ２１３の周辺部でこのＯＬ２１３に入射し、出射光波は、Ｙ−Ｚ平面内でなす角θで前記第１光波１と交叉させ、生体組織である散乱体が所定速度Ｖ1 で移動しているとき、前記散乱体による散乱光は、前記光検出器２１９でヘテロダイン検出され、ＲＦスペクトラムアナライザー２２０で周波数分析されることを特徴とする。
【０００６】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の実施の形態について詳細に説明する。
【０００７】
図１は本発明にかかる速度ベクトル測定の原理の説明をする模式図である。
【０００８】
この図において、１０１はコヒーレント光源、１０２，１０３はハーフミラー、１０４はミラー、１０５は周波数シフター（ＡＯＭ１）、１０６は周波数シフター（ＡＯＭ２）、１０７はミラー、１０８はハーフミラー、１０９はミラー、１１０はレンズ、１１１は光検出器、１１２はＲＦスペクトラムアナライザー、１１３は対物レンズ、１１４は散乱体である。
【０００９】
コヒーレント光源１０１からの光波（周波数：ｆ0 ）は、ハーフミラー１０２，１０３とミラー１０４で３つに分けられ、一つは周波数シフター（ＡＯＭ１）１０５を透過して光波１（周波数：ｆ0 ＋ｆ1 ）に、２つ目は同様に周波数シフター（ＡＯＭ２）１０６を透過して光波２（周波数：ｆ0 ＋ｆ2 ）となる。３つ目は周波数シフターを通らずに光波３となり、参照光として光検出器１１１に入射する。
【００１０】
光波１は対物レンズ（ＯＬ）１１３の光軸上をＯＬ１１３に入射し、光波２はＯＬ１１３の周辺部でＯＬ１１３に入射し、それらの出射光波は、光波１となす角θで交叉する。今、ある散乱体１１４が速度Ｖ0 で光軸とαのなす角で移動しているとする。散乱体１１４による散乱光は、光検出器１１１でヘテロダイン検出されＲＦスペクトラムアナライザー１１２で周波数分析される。この時、散乱体の速度によるドップラーシフトを伴った光波１，２のビート周波数ｆ1 −ｆ2 ＋ΔｆX'が測定されるが、２つの光波入射時のドップラー速度計測の原理に従って、ドップラーシフトΔｆX'から、次式によって散乱体の特定方向の速度成分ＶX'が求まる。
【００１１】
【数１】

Figure 0003672827
【００１２】
ここで、λは光源の波長である。また、光軸方向の速度成分については、光波１，３のヘテロダインビート検出よりビート周波数ｆ1 ＋ΔｆZ が測定され、さらにドップラーシフトΔｆZ から散乱体の光軸方向速度成分ＶZ が次式によって求まる。
【００１３】
【数２】
Figure 0003672827
【００１４】
つまり、従来のドップラー速度計測の原理に従って、光波１，２の検出よりＶX'が、光波１，３の検出よりＶZ が測定され、これらは周波数ｆ1 −ｆ2 、ｆ1 で区分されて、同時に測定が可能である。さらに速度成分ＶX'，ＶZ より速度成分ＶZ は次式で与えられる。
【００１５】
【数３】
Figure 0003672827
【００１６】
以上より、周波数軸上で同時にΔｆX'とΔｆZ が測定され、速度ベクトル成分ＶX ，ＶZ が求められる。
【００１７】
次に、３次元速度ベクトルＶ1 の測定方法を図２を参照しながら説明する。
【００１８】
Ｖ1 のＸ−Ｚ平面への射影がＶ0 である。３次元速度ベクトルを測定するには、３軸方向速度成分を測定すればよい。上記の方法により、Ｖ1 のＺ、Ｘ成分は測定可能であり、Ｙ成分に関してもＯＬへの入射光波を増やしてＶY の測定が可能となる。
【００１９】
具体的には、図３を参照しながら説明する。
【００２０】
図３は３次元速度ベクトル測定用光波断層画像測定装置の構成図である。
【００２１】
この図において、２０１はコヒーレント光源、２０２はＯ．Ｉ．（Ｏｐｔｉｃａｌ Ｉｓｏｌａｔｏｒ）、２０３はビームスプリッター（ＢＳ１）、２０４はビームスプリッター（ＢＳ２）、２０５はビームスプリッター（ＢＳ３）、２０６はミラー（Ｍ１）、２０７は周波数シフター（ＡＯＭ）〔ＡＯＭ１〕、２０８はＡＯＭ２、２０９はＡＯＭ３、２１０はミラー（Ｍ２）、２１１はハーフミラー（Ｍ３）、２１２はミラー（Ｍ４）、２１３は対物レンズ（ＯＬ）、２１４はサンプル、２１５はサンプルステージ、２１６はレンズ、２１７はビームスプリッター（ＢＳ４）、２１８は空間フィルター、２１９は光検出器、２２０はＲＦスペクトラムアナライザー、２２１はコンピューターである。
【００２２】
コヒーレント光源２０１からの光波（周波数：ｆ0 ）は、４つに分けられ、それぞれ３個の周波数シフター（ＡＯＭ１，２，３）２０７，２０９，２０８を透過して光波１，３，２（周波数：ｆ0 ＋ｆ1,2,3 ）となる。４つ目は周波数シフターを通らずに光波４となり、参照光として光検出器２１９に入射する。
【００２３】
光波１は対物レンズ（ＯＬ）２１３の光軸上をＯＬ２１３に入射し、光波２はＯＬ２１３の周辺部でＯＬ２１３に入射し、その出射光波２は、Ｘ−Ｚ平面内でなす角θで光波１と交叉する。
【００２４】
さらに、光波３はＯＬ２１３の周辺部でＯＬ２１３に入射し、出射光波は、Ｙ−Ｚ平面内でなす角θで光波１と交叉する。今、図２のようにある散乱体が速度Ｖ1 で移動しているとする。散乱体による散乱光は、光検出器２１９でヘテロダイン検出されＲＦスペクトラムアナライザー２２０で周波数分析される。
【００２５】
今、３つのＡＯＭ２０７，２０８，２０９の周波数をｆ1 ＝８０．００ＭＨｚ、ｆ2 ＝８０．０５ＭＨｚ、ｆ3 ＝８０．１０ＭＨｚとすると、ドップラーシフトしたビート信号は、スペクトル軸上で図４に示すように分離する。
【００２６】
よって、３成分ΔｆX'，ΔｆY'，ΔｆZ の同時測定ができて、上記の式（１），（２），（３）に示した処理で速度ベクトルが測定される。
【００２７】
断層画像の測定に関しては、近赤外領域のコヒーレント光源を用いれば比較的生体内に侵入することが容易である。入射ビームはＯＬ２１３の大きさに対して十分細いビームなので、有効開口数は小さく、直径１ミリ程度の試料領域を照射する。その際、照射されたあらゆる領域から後方散乱光が発生し、この散乱光は、ＯＬ２１３の全開口を用いて集光され、空間フィルター２１８へと導入される。よって、ＯＬ２１３と空間フィルター２１８によって共焦点光学系が構成されているので、後方散乱光の発生領域が広くても共焦点光学系の検出系で、検出領域を制限し、３次元空間分解能を持たせている。光検出器２１９からの信号は、ＲＦスペクトラムアナライザー２２０へ入力され、その強度信号とサンプルステージ２１５からの同期信号からコンピュータ２２１内で断層画像化される。
【００２８】
以上のシステムを用いることにより、生体試料の断層画像、そこを流れる血液などの３次元速度ベクトル分布画像が測定される。
【００２９】
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いて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。
【００３０】
【発明の効果】
以上、詳細に説明したように、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。
【００３１】
生体組織は３次元構造であり、血管なども３次元に入り組んだ構造をしている。したがって、血流測定も１つの速度成分のみの測定では不十分であるが、３次元速度ベクトルを測定することによって、十分な情報が得られることになる。
【００３２】
よって、本発明は、生体組織の生理、病理に関して、特に血流などについての生体情報計測に対して極めて有効的である。
【００３３】
また、本発明によれば、組織構造と毛細血管内の血流ベクトル分布測定が可能となり、臨床での応用範囲は非常に広い。例えば、生活習慣病で、血液・血管に関する疾患は非常に多いことから、血流の３次元ベクトルの測定と断層画像との比較により、本発明はそれらの疾患の診断などに幅広く役に立つと考えられる。
【００３４】
よって、本発明により医学分野での新しい臨床診断が期待され、さらに、他の計測産業分野への波及効果も多大である。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明にかかる速度ベクトル測定の原理の説明をする模式図である。
【図２】本発明にかかる３次元速度ベクトルＶ1 の測定方法の説明図である。
【図３】本発明の具体例を示す３次元速度ベクトル測定用光波断層画像測定装置の構成図である。
【図４】本発明にかかるドップラーシフトしたビート信号のスペクトル軸上での分離状態を示す図である。
【符号の説明】
１０１，２０１ コヒーレント光源
１０２，１０３，１０８ ハーフミラー
１０４，１０７，１０９ ミラー
１０５，２０７ 周波数シフター（ＡＯＭ１）
１０６，２０８ 周波数シフター（ＡＯＭ２）
１１０，２１６ レンズ
１１１，２１９ 光検出器
１１２，２２０ ＲＦスペクトラムアナライザー
１１３，２１３ 対物レンズ（ＯＬ）
１１４ 散乱体
２０２ Ｏ．Ｉ．
２０３ ビームスプリッター（ＢＳ１）
２０４ ビームスプリッター（ＢＳ２）
２０５ ビームスプリッター（ＢＳ３）
２０６ ミラー（Ｍ１）
２０９ 周波数シフター（ＡＯＭ３）
２１０ ミラー（Ｍ２）
２１１ ハーフミラー（Ｍ３）
２１２ ミラー（Ｍ４）
２１４ サンプル
２１５ サンプルステージ
２１７ ビームスプリッター（ＢＳ４）
２１８ 空間フィルター
２２１ コンピューター[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to an optical tomographic image measurement apparatus capable of measuring a three-dimensional velocity vector.
[0002]
[Prior art]
As a prior art, IEEE JOURNAL OF SELECTED TOPICS IN QUANTUM ELECTRONICS, VOL. 5, NO. 4). As disclosed in JULY / AUGUST 1999, ODT (Optical Doppler Tomography) is a combination of OCT (Optical Coherence Tomography) and Doppler velocimeter.
[0003]
[Problems to be solved by the invention]
However, the conventional ODT described above has a problem that only one component of the three components of the velocity vector can be measured.
[0004]
In view of the above situation, an object of the present invention is to provide an optical tomographic image measurement apparatus capable of measuring a three-dimensional velocity vector.
[0005]
[Means for Solving the Problems]
In order to achieve the above object, the present invention provides
In the optical tomographic image measurement apparatus, the light wave from the coherent light source 201 is divided into four, and each of the three frequency shifters (AOM1, 2, 3) 207, 208, and 209 is transmitted through the first light wave 1, the second light wave 2, and so on. , The third light wave 3 and the fourth light wave 4 (frequency: f 0 + f 1,2,3 ) incident on the photodetector 219 as reference light without passing through the frequency shifter, and the first light wave 1 is the objective An optical axis of a lens (OL) 213 is incident on the OL 213, the second light wave 2 is incident on the OL 213 at the periphery of the OL 213, and the outgoing light wave is at the angle θ formed in the XZ plane. Crossing with the first light wave 1, the third light wave 3 is incident on the OL 213 at the periphery of the OL 213, and the outgoing light wave is crossed with the first light wave 1 at an angle θ formed in the YZ plane, A scatterer that is a living tissue When moving at a velocity V 1, light scattered by the scatterer is heterodyne detected by the photodetector 219, characterized in that it is frequency analyzed by the RF spectrum analyzer 220.
[0006]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Hereinafter, embodiments of the present invention will be described in detail.
[0007]
FIG. 1 is a schematic diagram for explaining the principle of velocity vector measurement according to the present invention.
[0008]
In this figure, 101 is a coherent light source, 102 and 103 are half mirrors, 104 is a mirror, 105 is a frequency shifter (AOM1), 106 is a frequency shifter (AOM2), 107 is a mirror, 108 is a half mirror, 109 is a mirror, 110 Is a lens, 111 is a photodetector, 112 is an RF spectrum analyzer, 113 is an objective lens, and 114 is a scatterer.
[0009]
The light wave (frequency: f 0 ) from the coherent light source 101 is divided into three by the half mirrors 102, 103 and the mirror 104, one passing through the frequency shifter (AOM 1) 105 and light wave 1 (frequency: f 0 + f 1 ), the second light is transmitted through the frequency shifter (AOM2) 106 in the same manner, and becomes the light wave 2 (frequency: f 0 + f 2 ). The third light wave 3 does not pass through the frequency shifter and enters the photodetector 111 as reference light.
[0010]
The light wave 1 is incident on the OL 113 on the optical axis of the objective lens (OL) 113, the light wave 2 is incident on the OL 113 at the periphery of the OL 113, and the emitted light waves intersect at an angle θ formed with the light wave 1. Now, it is assumed that a certain scatterer 114 is moving at an angle formed by the optical axis and α at a velocity V 0 . Light scattered by the scatterer 114 is heterodyne detected by the photodetector 111 and subjected to frequency analysis by the RF spectrum analyzer 112. At this time, the beat frequencies f 1 -f 2 + Δf X ′ of the light waves 1 and 2 accompanied by the Doppler shift due to the speed of the scatterer are measured. In accordance with the principle of measuring the Doppler velocity when two light waves are incident, the Doppler shift Δf From X ′ , a velocity component V X ′ in a specific direction of the scatterer is obtained by the following equation.
[0011]
[Expression 1]
Figure 0003672827
[0012]
Here, λ is the wavelength of the light source. As for the velocity component in the optical axis direction, the beat frequency f 1 + Δf Z is measured from the heterodyne beat detection of the light waves 1 and 3, and the optical axis direction velocity component V Z of the scatterer is calculated from the Doppler shift Δf Z by the following equation. I want.
[0013]
[Expression 2]
Figure 0003672827
[0014]
In other words, according to the conventional principle of Doppler velocity measurement, V X ′ is measured from the detection of the light waves 1 and 2 , and V Z is measured from the detection of the light waves 1 and 3, and these are classified by the frequencies f 1 -f 2 and f 1. Simultaneous measurement is possible. Further, the velocity component V Z is given by the following equation from the velocity components V X ′ and V Z.
[0015]
[Equation 3]
Figure 0003672827
[0016]
As described above, Δf X ′ and Δf Z are simultaneously measured on the frequency axis, and velocity vector components V X and V Z are obtained.
[0017]
Next, a method for measuring the three-dimensional velocity vector V 1 will be described with reference to FIG.
[0018]
Projection to X-Z plane of V 1 is a V 0. In order to measure a three-dimensional velocity vector, a three-axis direction velocity component may be measured. By the above method, the Z and X components of V 1 can be measured, and the V Y can also be measured for the Y component by increasing the incident light wave to the OL.
[0019]
Specifically, this will be described with reference to FIG.
[0020]
FIG. 3 is a configuration diagram of a three-dimensional velocity vector measuring optical tomographic image measuring apparatus.
[0021]
In this figure, 201 is a coherent light source, 202 is O.D. I. (Optical Isolator), 203 is a beam splitter (BS1), 204 is a beam splitter (BS2), 205 is a beam splitter (BS3), 206 is a mirror (M1), 207 is a frequency shifter (AOM) [AOM1], 208 is AOM2 209, AOM3, 210 mirror (M2), 211 half mirror (M3), 212 mirror (M4), 213 objective lens (OL), 214 sample, 215 sample stage, 216 lens, 217 A beam splitter (BS4), 218 is a spatial filter, 219 is a photodetector, 220 is an RF spectrum analyzer, and 221 is a computer.
[0022]
The light wave (frequency: f 0 ) from the coherent light source 201 is divided into four light beams that pass through three frequency shifters (AOM1, 2, 3) 207, 209, 208, respectively, and light waves 1, 3, 2 (frequency : F 0 + f 1,2,3 ) The fourth light wave 4 does not pass through the frequency shifter and enters the photodetector 219 as reference light.
[0023]
The light wave 1 is incident on the OL 213 on the optical axis of the objective lens (OL) 213, the light wave 2 is incident on the OL 213 at the periphery of the OL 213, and the emitted light wave 2 is the light wave 1 at an angle θ formed in the XZ plane. Cross with.
[0024]
Further, the light wave 3 enters the OL 213 at the periphery of the OL 213, and the outgoing light wave intersects the light wave 1 at an angle θ formed in the YZ plane. Now, assume that a scatterer is moving at a velocity V 1 as shown in FIG. Light scattered by the scatterer is heterodyne detected by the photodetector 219 and frequency-analyzed by the RF spectrum analyzer 220.
[0025]
Assuming that the frequencies of the three AOMs 207, 208, and 209 are f 1 = 80.00 MHz, f 2 = 80.05 MHz, and f 3 = 80.10 MHz, the Doppler-shifted beat signal is shown in FIG. 4 on the spectrum axis. To separate.
[0026]
Therefore, the three components Δf X ′ , Δf Y ′ and Δf Z can be measured simultaneously, and the velocity vector is measured by the processing shown in the above equations (1), (2) and (3).
[0027]
Regarding the measurement of tomographic images, it is relatively easy to enter the living body by using a near-infrared coherent light source. Since the incident beam is sufficiently thin with respect to the size of the OL 213, the effective numerical aperture is small and a sample region having a diameter of about 1 mm is irradiated. At that time, back-scattered light is generated from all irradiated regions, and this scattered light is collected using the entire aperture of the OL 213 and introduced into the spatial filter 218. Therefore, since the confocal optical system is configured by the OL 213 and the spatial filter 218, the detection area is limited by the detection system of the confocal optical system even if the generation region of the backscattered light is wide, and the three-dimensional spatial resolution is obtained. It is A signal from the photodetector 219 is input to the RF spectrum analyzer 220, and a tomographic image is formed in the computer 221 from the intensity signal and the synchronization signal from the sample stage 215.
[0028]
By using the above system, a tomographic image of a biological sample and a three-dimensional velocity vector distribution image such as blood flowing therethrough are measured.
[0029]
In addition, this invention is not limited to the said Example, A various deformation | transformation is possible based on the meaning of this invention, and these are not excluded from the scope of the present invention.
[0030]
【The invention's effect】
As described above in detail, according to the present invention, the following effects can be obtained.
[0031]
A living tissue has a three-dimensional structure, and blood vessels and the like have a three-dimensional structure. Therefore, blood flow measurement is not sufficient with only one velocity component, but sufficient information can be obtained by measuring a three-dimensional velocity vector.
[0032]
Therefore, the present invention is extremely effective for the physiological information and pathology of biological tissues, particularly for biological information measurement of blood flow and the like.
[0033]
In addition, according to the present invention, it is possible to measure the blood flow vector distribution in the tissue structure and capillaries, and the clinical application range is very wide. For example, since there are many diseases related to blood and blood vessels in lifestyle-related diseases, it is considered that the present invention is widely useful for diagnosis of such diseases by measuring three-dimensional vectors of blood flow and comparing tomographic images. .
[0034]
Therefore, a new clinical diagnosis in the medical field is expected by the present invention, and the ripple effect on other measurement industry fields is also great.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a schematic diagram for explaining the principle of velocity vector measurement according to the present invention.
FIG. 2 is an explanatory diagram of a method for measuring a three-dimensional velocity vector V 1 according to the present invention.
FIG. 3 is a block diagram of a three-dimensional velocity vector measurement optical tomographic image measurement apparatus showing a specific example of the present invention.
FIG. 4 is a diagram showing a separation state on the spectrum axis of a beat signal shifted by Doppler according to the present invention.
[Explanation of symbols]
101, 201 Coherent light source 102, 103, 108 Half mirror 104, 107, 109 Mirror 105, 207 Frequency shifter (AOM1)
106,208 Frequency shifter (AOM2)
110, 216 Lens 111, 219 Photodetector 112, 220 RF spectrum analyzer 113, 213 Objective lens (OL)
114 Scatterer 202 O.I. I.
203 Beam splitter (BS1)
204 Beam splitter (BS2)
205 Beam splitter (BS3)
206 Mirror (M1)
209 Frequency shifter (AOM3)
210 Mirror (M2)
211 Half mirror (M3)
212 mirror (M4)
214 Sample 215 Sample stage 217 Beam splitter (BS4)
218 Spatial filter 221 Computer

Claims (1)

コヒーレント光源からの光波を４つに分け、それぞれ３個の周波数シフターを透過させて第１光波、第２光波、第３光波及び前記周波数シフターを通さずに参照光として光検出器に入射される第４光波（周波数：ｆ0 ＋ｆ1,2,3 ）となし、前記第１光波は対物レンズの光軸上を該対物レンズに入射し、前記第２光波は前記対物レンズの周辺部で該対物レンズに入射し、その出射光波はＸ−Ｚ平面内でなす角θで前記第１光波と交叉させ、さらに前記第３光波は前記対物レンズの周辺部で該対物レンズに入射し、その出射光波は、Ｙ−Ｚ平面内でなす角θで前記第１光波と交叉させ、生体組織である散乱体が所定速度で移動しているとき、前記散乱体による散乱光は、前記光検出器でヘテロダイン検出され、ＲＦスペクトラムアナライザーで周波数分析されることを特徴とする光波断層画像測定装置。The light wave from the coherent light source is divided into four parts, each of which passes through three frequency shifters, and enters the photodetector as reference light without passing through the first light wave, the second light wave, the third light wave, and the frequency shifter. A fourth light wave (frequency: f 0 + f 1,2,3 ) is formed, the first light wave is incident on the objective lens on the optical axis of the objective lens, and the second light wave is incident on the periphery of the objective lens. The incident light enters the objective lens, and the emitted light wave intersects the first light wave at an angle θ formed in the XZ plane, and the third light wave enters the objective lens at the periphery of the objective lens and emits the light. The light wave intersects the first light wave at an angle θ formed in the YZ plane, and when the scatterer, which is a biological tissue, moves at a predetermined speed, the scattered light from the scatterer is reflected by the photodetector. Heterodyne detection and frequency with RF spectrum analyzer Lightwave tomographic image measuring apparatus characterized by being analyzed.
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