JP5134888B2 - 生体観測装置 - Google Patents

Description

本発明は、生体観測装置に関し、特に、音波を利用して被検体を光学的に分析する生体観測装置に関するものである。

近年、生体の光断層イメージングを実現するものとして、例えば、光コヒーレンス断層影像法（Ｏｐｔｉｃａｌ Ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ：以下ＯＣＴと称する）等の様々な技術が提案されている。

主に光の干渉を利用して生体内部の情報を取得するＯＣＴは、生体表面付近における、生体断層イメージ等の生体情報を短時間で取得することが可能な技術である。また、ＯＣＴは、眼科領域での網膜疾患診断において既に実用化されている技術であり、その医学的関心度は非常に高い。そして、前述したＯＣＴのうち、光源から発せられる光の波長を順次変化させることにより、生体内部の深さ方向における複数の箇所の生体情報を取得可能な、波長走査型ＯＣＴ（Ｓｐｅｃｔｒａｌ−Ｓｗｅｐｔ ＯＣＴ）に関する技術が非特許文献１に記載されている。

一方、日坂らによる非特許文献２において、超音波と光を生体へ照射し、生体内にてパルス超音波により変調された照射光を検出することにより、粘膜表層以下１ｃｍ程度の吸収の光イメージングを試みた例が報告されている。
吉村武晃・的場修，"波長走査干渉法による生体断層計測"，光技術コンタクトＶｏｌ．４１，Ｎｏ．７，ｐｐ４１８−４２５，２００３ 日坂真樹、杉浦忠男、河田聡、"パルス超音波と光の相互作用を利用した散乱体深部の光断層像観察"、光学２９、ｐｐ６３１−６３４、２０００

しかし、非特許文献１に記載されている波長走査型ＯＣＴにおいては、光源から出射された光が生体内部において変調された光である物体光と、光源から出射された光と略同一の光である参照光とが適切に干渉しない場合が生じることに伴い、例えば生体表面から数ｍｍ以深において得られる生体情報のＳ／Ｎが低下してしまうという課題を有している。

また、非特許文献２に記載の光イメージングは、ポイントスキャニング方式によるものであるため、所望の領域の生体情報を得る際に非常に長い時間を要してしまうという課題を有している。

本発明は、前述した事情に鑑みてなされたものであり、被検体深部における被検体情報を、従来に比べて高Ｓ／Ｎかつ高速に取得可能な生体観測装置を提供することを目的としている。

本発明における生体観測装置は、所定の波長または所定の周波数を有する音波を被検体へ出射可能な音波発生部と、前記音波発生部から被検体へ出射される前記音波の出射状態をオンまたはオフに切り替える制御部と、前記被検体の内部に到達可能な照明光を、波長を漸次変化させつつ出射する照明光発生部と、前記被検体の内部において前記照明光が散乱された光である物体光を受光する受光部と、前記制御部により前記音波の出射状態がオフに切り替えられている場合に前記受光部に入射される第１の物体光と前記照明光との干渉光から得られる第１の干渉信号、及び、前記制御部により前記音波の出射状態がオンに切り替えられている場合に前記受光部に入射される第２の物体光と前記照明光との干渉光から得られる第２の干渉信号を出力する干渉信号出力部と、前記干渉信号出力部から出力される前記第１の干渉信号及び前記第２の干渉信号に基づき、前記被検体の内部の、前記音波により密度の粗密変化が誘導された当該被検体内部の深さ方向の各部位における、前記照明光の照射に起因する、光吸収情報と光散乱情報とからなる光学特性のうちの前記光散乱情報を算出する演算部と、を有することを特徴とする。

本発明における生体観測装置によると、被検体深部における被検体情報を、従来に比べて高Ｓ／Ｎかつ高速に取得可能である。

以下、図面を参照して本発明の実施の形態を説明する。

図１から図６は、本発明の第１の実施形態に係るものである。図１は、本発明の実施形態に係る光イメージング装置の要部の構成の一例を示す図である。図２は、第１の干渉信号から検出された物体光及び参照光の周波数の時間変化と、該第１の干渉信号に基づいて算出される各値との相関を示した図である。図３は、第２の干渉信号から検出された物体光及び参照光の周波数の時間変化と、該第２の干渉信号に基づいて算出される各値との相関を示した図である。図４は、本発明の実施形態に係る光イメージング装置の要部の構成の、図１とは異なる例を示す図である。図５は、図４の光カプラ周辺における詳細な構成を示す図である。図６は、図４の光イメージング装置が有する光ファイバの端部の構成の一例を示す図である。

生体観測装置としての光イメージング装置１は、図１に示すように、被検体としての生体組織１０１へ超音波及び照明光を出射するとともに、該照明光が該生体組織１０１において反射及び散乱した光である物体光を受光可能なユニット２と、スキャニング信号発生部９から出力されるスキャニング信号に応じてユニット２の位置（スキャン位置）を変更しつつ該超音波及び該照明光を出射させるスキャニングユニット３と、任意波形発生部４と、増幅部５と、信号処理部６と、パーソナルコンピュータ（以降、ＰＣと略記する）７と、モニタ等により構成される表示部８と、スキャニング信号発生部９と、を要部として有している。

任意波形発生部４は、波長が漸次変化する照明光をユニット２から出力させるための光源駆動信号を生成及び出力するとともに、所定の波長（または所定の周波数）を有する所定の超音波をユニット２から出力させるための超音波駆動信号を生成及び出力する。また、制御部としての任意波形発生部４は、信号処理部６の制御に基づき、前記光源駆動信号及び前記超音波駆動信号の出力状態を変化させる。具体的には、任意波形発生部４は、信号処理部６の制御に基づいて前記超音波駆動信号の出力状態を変化させることにより、ユニット２（の超音波トランスデューサ２６）から生体組織１０１へ出射される超音波の出射状態をオンまたはオフに切り替える。

パワーアンプ等により構成される増幅部５は、任意波形発生部４から出力された超音波駆動信号を増幅するとともに、増幅後の超音波駆動信号をユニット２に対して出力する。

受光部としての機能を有するユニット２は、照明光発生部２１と、ハーフミラー２２と、参照ミラー２５と、中央部に開口部２６ａが形成された超音波トランスデューサ２６と、光検出部２７と、を有して構成されている。

照明光発生部２１は、生体組織１０１に到達可能な照明光を、波長を漸次変化させつつ発することが可能な光源である、例えば、図示しない波長可変レーザ光源、または、図示しないＳＬＤ（Ｓｕｐｅｒ Ｌｕｍｉｎｅｓｃｅｎｔ Ｄｉｏｄｅ）と干渉フィルタとの組み合わせにより構成されている。そして、照明光発生部２１は、任意波形発生部４からの光源駆動信号に基づき、例えば、光源において発せられる照明光の波長を最大波長λ_ｍａｘから最小波長λ_ｍｉｎまで漸次変化させつつ、該照明光をハーフミラー２２に対して出射する。なお、本実施形態において、照明光発生部２１において発せられる照明光は、パルス光または連続波の光のいずれであっても良い。また、本実施形態において、照明光発生部２１は、例えば６００ｎｍ〜１０００ｎｍ程度の中心波長を有する照明光を発することが可能なものとして構成されるが、これに限るものではない。

ハーフミラー２２は、照明光発生部２１からの照明光の一部を反射して参照ミラー２５側へ出射するとともに、該照明光の他の一部を超音波トランスデューサ２６側へ透過させる。

ハーフミラー２２から参照ミラー２５側へ出射された照明光は、参照ミラー２５において反射した後、ハーフミラー２２に参照光として入射される。

ハーフミラー２２から超音波トランスデューサ２６側へ透過した照明光は、開口部２６ａを通過した後、生体組織１０１に対して出射される。

なお、本実施形態において、ユニット２（の超音波トランスデューサ２６）と生体組織１０１との間は、光イメージング装置１の各部により生体組織１０１の生体情報を得るための処理等が行われる事前に、水等の超音波伝達媒体により満たされているものであるとする。

一方、音波発生部としての超音波トランスデューサ２６は、任意波形発生部４からの超音波駆動信号に応じ、開口部２６ａを通過する照明光の光軸に沿って、連続波である所定の超音波を生体組織１０１へ出射する。そして、超音波トランスデューサ２６から出射された所定の超音波は、周期的な粗密波として生体組織１０１の内部を伝播する。なお、本実施形態において、前記所定の超音波は、音響レンズ等により収束されない状態として生体組織１０１へ出力されるが、収束された状態として生体組織１０１へ出力されるものであっても良い。また、超音波トランスデューサ２６から出射される所定の超音波は、連続波に限るものではなく、例えばパルス超音波であっても良い。

ユニット２から出射された照明光は、超音波トランスデューサ２６から所定の超音波が出射されていない（所定の超音波の出射状態がオフである）場合においては、該照明光が有する波長の長さに応じた深さ方向の各位置まで生体組織１０１の内部を伝播した後、該深さ方向の各位置において反射する。そして、前記深さ方向の各位置において反射した照明光は、開口部２６ａを通過した後、ハーフミラー２２に物体光として入射される。

また、ユニット２から出射された照明光は、超音波トランスデューサ２６から所定の超音波が出射されている（所定の超音波の出射状態がオンである）場合においては、生体組織１０１の内部の、該所定の超音波により密度が極大化された各位置において反射し、開口部２６ａを通過した後、ハーフミラー２２に物体光として入射される。すなわち、ハーフミラー２２を透過した照明光は、生体組織１０１の内部の、前記所定の超音波により密度が増大された各位置において反射した後、物体光としてハーフミラー２２に入射される。

そして、光を分岐させる光分岐部としての機能を有するハーフミラー２２は、参照ミラー２５側から入射される参照光と、超音波トランスデューサ２６側から入射される物体光との２束の光を各々干渉させつつ、該２束の光の干渉後に生じる干渉光を光検出部２７側へ出射する。

干渉信号出力部としての光検出部２７は、ハーフミラー２２から出射される干渉光をヘテロダイン検出するとともに、検出した該干渉光を電気信号としての干渉信号に変換して信号処理部６へ出力する。

信号処理部６は、例えば、スペクトラムアナライザまたはディジタルオシロスコープ等を有して構成されている。

演算部としての機能を有する信号処理部６は、波長が漸次変化する照明光が生体組織１０１に対して発せられるタイミングに応じて入力される第１の干渉信号と、任意波形発生部４から出力される光源駆動信号とに基づき、照明光発生部２１から発せられる照明光の波長が変化された各タイミングに応じたビート周波数ｆ_ｂの値を算出するとともに、該算出した結果をＰＣ７へ出力する。なお、ビート周波数ｆ_ｂの値の算出に関する詳細な説明は、後程行うものとする。

さらに、信号処理部６は、照明光発生部２１から発せられる照明光の波長が変化された各タイミングに応じたビート周波数ｆ_ｂの値の算出が完了した後、照明光発生部２１から発せられる照明光の波長を最大波長λ_ｍａｘから最小波長λ_ｍｉｎまで漸次変化させるための制御、及び、超音波トランスデューサ２６から所定の超音波を生体組織１０１へ出射させるための制御を任意波形発生部４に対して行う。そして、信号処理部６は、前記制御に応じて入力される第２の干渉信号と、任意波形発生部４から出力される超音波駆動信号及び光源駆動信号とに基づき、照明光発生部２１から発せられる照明光の波長が変化された各タイミングに応じたビート周波数ｆ_ｂと、該各タイミングに応じた周波数変調量であるｆ_ｄとの和、すなわちｆ_ｂ＋ｆ_ｄの値を算出するとともに、該算出した結果をＰＣ７へ出力する。なお、ｆ_ｂ＋ｆ_ｄの値の算出に関する詳細な説明は、後程行うものとする。

ＰＣ７は、各種演算及び処理を行うＣＰＵ７ａと、各種データ等を蓄積するメモリ７ｂと、を有して構成されている。

また、演算部としての機能を有するＰＣ７は、信号処理部６から出力されるビート周波数ｆ_ｂの値、及び、ｆ_ｂ＋ｆ_ｄの値に対して所定の算術処理をＣＰＵ７ａにおいて行うことにより、生体組織１０１の深さ方向（図１のｚ軸方向）の画像データを生成するとともに、生成した該画像データを、スキャニングユニット３によりスキャン可能な範囲内の位置を示す情報である、スキャニング位置情報と関連付けつつメモリ７ｂに蓄積する。そして、ＰＣ７は、生成した該画像データのスキャン位置が、スキャニングユニット３におけるスキャン範囲の終端でない場合には、スキャン位置を変更させつつ超音波及び照明光を出射させるための制御をスキャニング信号発生部９に対して行う。

また、ＰＣ７は、１画面分の画像データがメモリ７ｂに蓄積されたことを検出すると、該画像データを映像信号に変換して表示部８へ出力する。

スキャニング信号発生部９は、ＰＣ７の制御に基づき、スキャン位置を変更させつつ超音波及び照明光を出射させるためのスキャニング信号をスキャニングユニット３に対して出力する。

次に、本実施形態の光イメージング装置１の作用について説明を行う。

まず、ユーザは、光イメージング装置１の各部の電源を投入した後、図１のｚ軸方向（生体組織１０１の深さ方向）に超音波及び照明光が出射されるように、ユニット２の超音波トランスデューサ２６を配置するとともに、超音波トランスデューサ２６と生体組織１０１との間を水等の超音波伝達媒体により満たす。

その後、ユーザは、例えば、図示しない操作部が有するスイッチ等をオンすることにより、生体組織１０１における生体情報の取得を開始させるための指示を行う。

そして、任意波形発生部４は、前記指示に基づき、波長が最大波長λ_ｍａｘから最小波長λ_ｍｉｎまで漸次変化する照明光をユニット２から出力させるための光源駆動信号を生成するとともに、該光源駆動信号を照明光発生部２１に対して出力する。

照明光発生部２１は、任意波形発生部４からの光源駆動信号に基づき、光源において発せられる照明光の波長を最大波長λ_ｍａｘから最小波長λ_ｍｉｎまで漸次変化（漸次減少）させつつ、該照明光をハーフミラー２２に対して出射する。

照明光発生部２１から出射された照明光は、ハーフミラー２２及び参照ミラー２５等を介した後、開口部２６ａから図１のｚ軸方向（生体組織１０１の深さ方向）に出射される。そして、開口部２６ａから出射された照明光は、該照明光が有する波長の長さに応じた深さ方向の各位置まで生体組織１０１の内部を伝播した後、該深さ方向の各位置において反射する。そして、前記深さ方向の各位置において反射した照明光は、開口部２６ａを通過した後、ハーフミラー２２に物体光として入射される。

超音波トランスデューサ２６側から入射した物体光は、ハーフミラー２２において、参照ミラー２５側から入射した参照光と干渉した後、干渉光として光検出部２７に入射される。

光検出部２７は、ハーフミラー２２から出射される干渉光をヘテロダイン検出するとともに、検出した該干渉光を電気信号としての第１の干渉信号に変換して信号処理部６へ出力する。

信号処理部６は、前記第１の干渉信号と、任意波形発生部４から出力される光源駆動信号とに基づき、照明光発生部２１から発せられる照明光の波長が変化された各タイミングに応じたビート周波数ｆ_ｂの値を算出する。

ここで、信号処理部６によるビート周波数ｆ_ｂの値の算出方法について説明を行う。

照明光発生部２１から発せられる照明光の周波数は、該照明光の波長が最大波長λ_ｍａｘから最小波長λ_ｍｉｎまで漸次減少することに伴い、最小周波数ｆ_ｍｉｎから最小周波数ｆ_ｍａｘまで漸次増加する。すなわち、照明光の周波数が漸次増加することに伴い、ハーフミラー２２において干渉する参照光及び物体光の周波数もまた同様に漸次増加する。なお、本実施形態において、参照光の周波数及び物体光の周波数は、例えば図２に示すように、各々線形的に増加するものとする。

また、本実施形態においては、照明光発生部２１から発せられる照明光の波長が最大波長λ_ｍａｘから最小波長λ_ｍｉｎへ変化することに伴い、最初に最大波長λ_ｍａｘを有する照明光がユニット２から出射された後、最後に最小波長λ_ｍｉｎを有する照明光がユニット２から出射される。そのため、最大波長λ_ｍａｘを有する照明光は、生体組織１０１の深層において反射した後、参照光に対する遅延時間が最も短い物体光としてハーフミラー２２に入射される。また、最小波長λ_ｍｉｎを有する照明光は、生体組織１０１の表層付近において反射した後、参照光に対する遅延時間が最も長い物体光として最後にハーフミラー２２に入射される。

照明光の周波数の走査幅（ｆ_ｍａｘ−ｆ_ｍｉｎ）の値をΔｆとし、該照明光の周波数が最小周波数ｆ_ｍｉｎから最小周波数ｆ_ｍａｘまで変化する際に要した時間である走査時間をΔＴとした場合、該照明光における単位時間当たりの周波数の変化量を示す周波数走査レートαは、下記数式（１）により算出される値となる。

α＝Δｆ／ΔＴ ・・・（１）

また、光速度をｃとし、生体組織１０１の屈折率をｎとし、生体組織１０１の深さ方向（図１のｚ軸方向）における一の位置をｚとした場合、参照光がハーフミラー２２に入射される時間と、物体光がハーフミラー２２に入射される時間との差を示す量である遅延時間τは、下記数式（２）により算出される値となる。

τ＝２ｎｚ／ｃ ・・・（２）

そして、上記数式（１）及び数式（２）より、走査時間ΔＴのうちの一のタイミングｔ_ｉ（０＜ｔ_ｉ≦ΔＴ）におけるビート周波数ｆ_ｂは、下記数式（３）により算出される値となる。

ｆ_ｂ＝α×τ＝（Δｆ／ΔＴ）×（２ｎｚ／ｃ） ・・・（３）

すなわち、信号処理部６は、前記第１の干渉信号と、任意波形発生部４から出力される光源駆動信号とに基づき、上記数式（１）乃至（３）を用いた処理を行うことにより、照明光発生部２１から発せられる照明光の波長が変化された各タイミングに応じた時間である、各遅延時間τにおけるビート周波数ｆ_ｂの値を算出するとともに、該算出した結果をＰＣ７へ出力する。

なお、第１の干渉信号から検出された物体光及び参照光の周波数の時間変化と、上記数式（１）乃至（３）において用いられたパラメータである、照明光の周波数の走査幅Δｆ、走査時間ΔＴ、周波数走査レートα、遅延時間τ及びビート周波数ｆ_ｂの各値との相関は、例えば図２のようなものとして示される。

また、信号処理部６は、各遅延時間τにおけるビート周波数ｆ_ｂの値の算出が完了した後、照明光発生部２１から発せられる照明光の波長を最大波長λ_ｍａｘから最小波長λ_ｍｉｎまで漸次変化させるための制御、及び、超音波トランスデューサ２６から所定の超音波を生体組織１０１へ出射させるための制御を任意波形発生部４に対して行う。

一方、ＰＣ７は、信号処理部６から出力される各ビート周波数ｆ_ｂの値をメモリ７ｂに順次格納する。

任意波形発生部４は、信号処理部６の制御に基づき、波長が最大波長λ_ｍａｘから最小波長λ_ｍｉｎまで漸次変化する照明光をユニット２から出力させるための光源駆動信号を生成するとともに、該光源駆動信号を照明光発生部２１に対して出力する。また、任意波形発生部４は、信号処理部６の制御に基づき、所定の波長（周波数）を有する所定の超音波をユニット２から出力させるための超音波駆動信号を生成するとともに、該超音波駆動信号を超音波トランスデューサ２６に対して出力する。

超音波トランスデューサ２６は、任意波形発生部４からの超音波駆動信号に応じ、開口部２６ａを通過する照明光の光軸に沿って、連続波である所定の超音波を生体組織１０１へ出射する。そして、超音波トランスデューサ２６から出射された所定の超音波は、周期的な粗密波として生体組織１０１の内部を伝播する。なお、超音波トランスデューサ２６から出射される所定の超音波は、連続波に限るものではなく、例えばパルス超音波であっても良い。

超音波トランスデューサ２６から出射された所定の超音波は、強度が極大となるタイミング各々に応じた、図１のｚ軸方向（生体組織１０１の深さ方向）の複数の位置において、生体組織１０１の密度を極大化する。なお、前記ｚ軸方向の複数の位置（生体組織１０１の内部において密度が極大化した各位置）を、図１における超音波波面Ｒ_１、Ｒ_２・・・、Ｒ_Ｎとして示す。

一方、照明光発生部２１は、任意波形発生部４からの光源駆動信号に基づき、光源において発せられる照明光の波長を最大波長λ_ｍａｘから最小波長λ_ｍｉｎまで漸次変化（漸次減少）させつつ、該照明光をハーフミラー２２に対して出射する。

照明光発生部２１から出射された照明光は、ハーフミラー２２及び参照ミラー２５等を介した後、開口部２６ａからｚ軸方向（生体組織１０１の深さ方向）に出射される。そして、開口部２６ａから出射された照明光は、生体組織１０１において生じた各超音波波面Ｒ_１、Ｒ_２・・・、Ｒ_Ｎにおいて反射した後、該各超音波波面Ｒ_１、Ｒ_２・・・、Ｒ_Ｎにおいて周波数ｆ_ｄのドップラーシフト（周波数変調）を受けた物体光（反射光）として開口部２６ａ及び変調部２３ｂを介してハーフミラー２２に入射される。

超音波トランスデューサ２６側から入射した物体光は、ハーフミラー２２において参照ミラー２５側から入射した参照光と干渉した後、干渉光として光検出部２７に入射される。

光検出部２７は、ハーフミラー２２から出射される干渉光をヘテロダイン検出するとともに、検出した該干渉光を電気信号としての第２の干渉信号に変換して信号処理部６へ出力する。

信号処理部６は、前記第２の干渉信号と、任意波形発生部４から出力される超音波駆動信号及び光源駆動信号とに基づき、照明光発生部２１から発せられる照明光の波長が変化された各タイミングに応じたビート周波数ｆ_ｂｄの値を算出する。

ここで、信号処理部６によるビート周波数ｆ_ｂｄの値の算出方法について説明を行う。

ところで、生体組織１０１において超音波波面Ｒ_１、Ｒ_２・・・、Ｒ_Ｎが生じた各位置における屈折率は、生体組織１０１の屈折率をｎとし、超音波トランスデューサ２６から出射された所定の超音波により生体組織１０１の密度が極大化されることに伴う屈折率の変化量をΔｎとした場合、（ｎ＋Δｎ）として示される値となる。すなわち、超音波トランスデューサ２６から出力される所定の超音波の速度をＶとし、該所定の超音波の波長をλとした場合、ビート周波数ｆ_ｂｄの値は、走査時間ΔＴのうちの一のタイミングｔ_ｉにおけるビート周波数ｆ_ｂの値に、該一のタイミングｔ_ｉにおける周波数変調量を示すｆ_ｄの値を加えた値としての、下記数式（４）により算出される値となる。

ｆ_ｂｄ＝ｆ_ｂ＋ｆ_ｄ
＝α×τ＋ｆ_ｄ
＝（Δｆ／ΔＴ）×（２ｎｚ／ｃ）＋２Ｖ（ｎ＋Δｎ）／λ ・・・（４）

なお、所定の超音波の速度Ｖ、及び、該所定の超音波の波長λの各値は、任意波形発生部４から出力される超音波駆動信号に基づいて検出される（既知の）値であるとする。

すなわち、信号処理部６は、前記第２の干渉信号と、任意波形発生部４から出力される超音波駆動信号及び光源駆動信号とに基づき、上記数式（１）乃至（４）を用いた処理を行うことにより、照明光発生部２１から発せられる照明光の波長が変化された各タイミングに応じた時間である、各遅延時間τにおけるビート周波数ｆ_ｂｄの値を算出するとともに、該算出した結果をＰＣ７へ出力する。

なお、第２の干渉信号から検出された物体光及び参照光の周波数の時間変化と、上記数式（１）乃至（４）において用いられたパラメータである、照明光の周波数の走査幅Δｆ、走査時間ΔＴ、周波数走査レートα、遅延時間τ及びビート周波数ｆ_ｂｄの各値との相関は、例えば図３のようなものとして示される。

また、信号処理部６は、各遅延時間τにおけるビート周波数ｆ_ｂｄの値の算出が完了した後、超音波トランスデューサ２６からの所定の超音波の出射を停止させるための制御を任意波形発生部４に対して行う。

一方、ＰＣ７は、信号処理部６から出力される各ビート周波数ｆ_ｂｄの値をメモリ７ｂに順次格納する。ＰＣ７のＣＰＵ７ａは、メモリ７ｂに格納された各ビート周波数の値を、メモリ７ｂに格納された時間に応じ、例えば昇順にソートすることにより、一のタイミングｔ_ｉにおけるビート周波数ｆ_ｂと、該一のタイミングｔ_ｉにおけるビート周波数ｆ_ｂｄとを特定する。

その後、ＣＰＵ７ａは、一のタイミングｔ_ｉにおけるビート周波数ｆ_ｂｄの値から、該一のタイミングｔ_ｉにおけるビート周波数ｆ_ｂの値を減ずることにより、該一のタイミングｔ_ｉにおける周波数変調量ｆ_ｄの値を算出する。

そして、ＣＰＵ７ａは、（２Ｖ／λ）の値、すなわち、超音波トランスデューサ２６から出力される所定の超音波が有する周波数の２倍の値を周波数変調量ｆ_ｄの値から除することにより、生体組織１０１における散乱情報としての（ｎ＋Δｎ）の値を取得する。

ところで、ビート周波数ｆ_ｂ及びビート周波数ｆ_ｂｄの各値は、上記数式（３）及び（４）にて示したように、遅延時間τの値に比例して増加する値である。そして、照明光発生部２１から発せられる照明光の波長が最大波長λ_ｍａｘから最小波長λ_ｍｉｎへと変化することにより、最大波長λ_ｍａｘを有する照明光に応じた物体光がハーフミラー２２に入射される場合の遅延時間が０に最も近くなる（ビート周波数ｆ_ｂ及びビート周波数ｆ_ｂｄの各値が最小となる）ともに、最小波長λ_ｍｉｎを有する照明光に応じた物体光がハーフミラー２２に入射される場合の遅延時間が走査時間ΔＴに最も近くなる（ビート周波数ｆ_ｂ及びビート周波数ｆ_ｂｄの各値が最大となる）。すなわち、ＣＰＵ７ａは、昇順にソートされたビート周波数ｆ_ｂ及びビート周波数ｆ_ｂｄの各値を参照することにより、生体組織１０１の深層から表層付近に至るまでの複数の位置としての、図１に示す超音波波面Ｒ_１、Ｒ_２・・・、Ｒ_Ｎが生じた各位置における（ｎ＋Δｎ）の値（散乱情報）を一意に特定することができる。また、これにより、信号処理部６及びＰＣ７は、ユーザの所望の観察部位において、ｚ軸方向（生体組織１０１の深さ方向）のＮ個の部位の生体情報を一度に取得することができる。

ＣＰＵ７ａは、図１に示す超音波波面Ｒ_１、Ｒ_２・・・、Ｒ_Ｎが生じた各位置における（ｎ＋Δｎ）の値を特定した後、該（ｎ＋Δｎ）の値各々をマッピングすることにより、図１のｚ軸方向（生体組織１０１の深さ方向）の画像データを生成するとともに、生成した該画像データを、スキャニングユニット３によりスキャン可能な範囲内の位置を示す情報である、スキャニング位置情報と関連付けつつメモリ７ｂに蓄積する。そして、ＰＣ７は、生成した該画像データのスキャン位置がスキャニングユニット３におけるスキャン範囲の終端でないことを検出した場合には、スキャン位置を（図１のｘ軸方向またはｙ軸方向のいずれかに）変更させつつ超音波及び照明光を出射させるための制御をスキャニング信号発生部９に対して行う。

一方、信号処理部６は、ＰＣ７によりスキャン位置を変更させるための制御が行われたことを検出すると、変更後のスキャン位置において第１の干渉信号を得るために、照明光発生部２１から発せられる照明光の波長を最大波長λ_ｍａｘから最小波長λ_ｍｉｎまで漸次変化させるための制御を任意波形発生部４に対して行う。なお、これ以降、光イメージング装置１の各部は、スキャン位置がスキャニングユニット３のスキャン範囲の終端に達するまでの間においては、作用として以上に述べた動作を繰り返し行うものとする。

そして、ＰＣ７は、生成した該画像データのスキャニング位置がスキャニングユニット３におけるスキャン範囲の終端であること、すなわち、１画面分の画像データがメモリ７ｂに蓄積されたことを検出すると、該画像データを映像信号に変換して表示部８へ出力する。これにより、表示部８には、ユーザの所望の観察部位における生体組織１０１の断層像が（二次元画像または三次元画像として）画像表示される。

以上に述べたように、本実施形態の光イメージング装置１は、生体組織１０１に対して光のみを出射した場合に得られる第１のビート周波数、及び、該生体組織１０１に対して光及び音波を併せて出射した場合に得られる第２のビート周波数に基づき、該音波により密度が増大された深さ方向の位置と、該深さ方向の位置における散乱情報とを一意に対応付けることができる。その結果、本実施形態の光イメージング装置１は、被検体（生体）深部における被検体情報（生体情報）を、従来に比べて高Ｓ／Ｎかつ高速に取得することができる。

なお、本実施形態において、ユニット２から出力される所定の超音波及び照明光は、共に図１のｚ軸方向に対して平行に出射されるが、これに限るものではなく、例えば、いずれか一方が図１のｚ軸方向に対して斜めに出射されるものであっても良い。

また、本実施形態において、任意波形発生部４からの光源駆動信号に基づいて照明光発生部２１から出射される照明光は、波長が最大波長λ_ｍａｘから最小波長λ_ｍｉｎまで漸次減少するものに限らず、例えば、波長が最小波長λ_ｍｉｎから最大波長λ_ｍａｘまで漸次増加するものであっても良い。

ところで、図１に示す光イメージング装置１は、前述した効果と同様の効果を得るための構成として、例えば図４に示すような光イメージング装置１Ａとして構成されるものであっても良い。

具体的には、生体観測装置としての光イメージング装置１Ａは、スキャニングユニット３と、任意波形発生部４と、増幅部５と、信号処理部６と、ＰＣ７と、表示部８と、スキャニング信号発生部９と、照明光発生部２１と、参照ミラー２５と、超音波トランスデューサ２６と、光検出部２７と、に加え、光ファイバ５２ａ、５２ｂ、５２ｃ及び５２ｄと、光カプラ５３と、コリメートレンズ５６と、を要部として有して構成されている。

また、光カプラ５３は、図５に示すように、第１カプラ部５３ａと、第２カプラ部５３ｂと、を有して構成されている。

光ファイバ５２ａは、図４及び図５に示すように、一端側が照明光発生部２１に接続されているとともに、他端側が第１カプラ部５３ａに接続されている。

光ファイバ５２ｂは、図５に示すように、受光用のファイババンドル６０ａと、送光用のファイババンドル６０ｂと、を有している。また、ファイババンドル６０ａは、一端側が第２カプラ部５３ｂに接続されているとともに、他端側が超音波トランスデューサ２６の中央部に形成された開口部（例えば図４には図示しない開口部２６ａ）に挿通されつつ接続されている。さらに、ファイババンドル６０ｂは、一端側が第１カプラ部５３ａに接続されているとともに、他端側が超音波トランスデューサ２６の中央部に形成された開口部（例えば図４には図示しない開口部２６ａ）に挿通されつつ接続されている。なお、ファイババンドル６０ａ及び６０ｂの各端部は、超音波トランスデューサ２６の中央部に形成された開口部において、例えば図６に示すような状態として配置されている。

光ファイバ５２ｃは、図５に示すように、受光用のファイババンドル６０ｃと、送光用のファイババンドル６０ｄと、を有している。また、ファイババンドル６０ｃは、一端側が第２カプラ部５３ｂに接続されているとともに、他端側がコリメートレンズ５６からの光の入射が可能な位置に配置されている。さらに、ファイババンドル６０ｄは、一端側が第１カプラ部５３ａに接続されているとともに、他端側がコリメートレンズ５６への光の出射が可能な位置に配置されている。

光ファイバ５２ｄは、図４及び図５に示すように、一端側が第２カプラ部５３ｂに接続されているとともに、他端側が光検出部２７に接続されている。

前述した構成により、光イメージング装置１Ａにおいては、波長が最大波長λ_ｍａｘから最小波長λ_ｍｉｎまで漸次変化（漸次減少）されつつ照明光発生部２１から発せられた照明光は、光ファイバ５２ａ、第１カプラ部５３ａ及びファイババンドル６０ｂを介して生体組織１０１に対して出射されるとともに、光ファイバ５２ａ、第１カプラ部５３ａ及びファイババンドル６０ｄを介してコリメートレンズ５６に対して出射される。

コリメートレンズ５６に入射された照明光は、平行な光束を有する光として出射され、参照ミラー２５において反射し、再びコリメートレンズ５６を通過した後、参照光としてファイババンドル６０ｃに入射される。また、ファイババンドル６０ｃに入射された参照光は、第２カプラ部５３ｂへ出射される。

一方、生体組織１０１に対して出射された照明光は、該照明光が有する波長の長さに応じた深さ方向の各位置まで生体組織１０１の内部を伝播した後、該深さ方向の各位置において反射する。そして、前記深さ方向の各位置において反射した照明光は、物体光としてファイババンドル６０ａに入射される。

そして、ファイババンドル６０ａから入射した物体光は、第２カプラ部５３ｂにおいて、ファイババンドル６０ｃから入射した参照光と干渉し、干渉光として光検出部２７に入射される。

その後、光検出部２７から出力される第１の干渉信号に対し、光イメージング装置１と同様の処理（上記数式（１）乃至（３）に基づく処理）等が施されることにより、各ビート周波数ｆ_ｂの値がメモリ７ｂに順次格納される。

前記各ビート周波数ｆ_ｂの値の算出が完了した後、信号処理部６の制御により、波長が最大波長λ_ｍａｘから最小波長λ_ｍｉｎまで漸次変化する照明光が前述した経路を伝播しつつ照明光発生部２１から生体組織１０１に対して出射されるとともに、連続波である所定の超音波が超音波トランスデューサ２６から生体組織１０１へ出射される。

生体組織１０１に対して出射された照明光は、超音波トランスデューサ２６から出射された所定の超音波により生じた各超音波波面Ｒ_１、Ｒ_２・・・、Ｒ_Ｎにおいて反射した後、該各超音波波面Ｒ_１、Ｒ_２・・・、Ｒ_Ｎにおいて周波数ｆ_ｄのドップラーシフト（周波数変調）を受けた物体光としてファイババンドル６０ａに入射される。また、ファイババンドル６０ａに入射された物体光は、受光部としての機能を有する第２カプラ部５３ｂへ出射される。

そして、ファイババンドル６０ａから入射した物体光は、第２カプラ部５３ｂにおいて、ファイババンドル６０ｃから入射した参照光と干渉し、干渉光として光検出部２７に入射される。

その後、光検出部２７から出力される第２の干渉信号に対し、光イメージング装置１と同様の処理（上記数式（１）乃至（４）に基づく処理）等が施されることにより、各ビート周波数ｆ_ｂｄの値がメモリ７ｂに順次格納され、メモリ７ｂに格納されたビート周波数ｆ_ｂ及びビート周波数ｆ_ｂｄ各々の値に基づいて超音波波面Ｒ_１、Ｒ_２・・・、Ｒ_Ｎが生じた各位置における散乱情報が一意に特定される。すなわち、図４に示す光イメージング装置１Ａにおいても、前述した（光イメージング装置１における）効果と同様の効果を得ることができる。

なお、本発明は、上述した各実施形態に限定されるものではなく、発明の趣旨を逸脱しない範囲内において種々の変更や応用が可能であることは勿論である。

本発明の実施形態に係る光イメージング装置の要部の構成の一例を示す図。 第１の干渉信号から検出された物体光及び参照光の周波数の時間変化と、該第１の干渉信号に基づいて算出される各値との相関を示した図。 第２の干渉信号から検出された物体光及び参照光の周波数の時間変化と、該第２の干渉信号に基づいて算出される各値との相関を示した図。 本発明の実施形態に係る光イメージング装置の要部の構成の、図１とは異なる例を示す図。 図４の光カプラ周辺における詳細な構成を示す図。 図４の光イメージング装置が有する光ファイバの端部の構成の一例を示す図。

符号の説明

１，１Ａ・・・光イメージング装置、２・・・ユニット、３・・・スキャニングユニット、４・・・任意波形発生部、５・・・増幅部、６・・・信号処理部、７・・・ＰＣ、８・・・表示部、９・・・スキャニング信号発生部、２１・・・照明光発生部、２２・・・ハーフミラー、２５・・・参照ミラー、２６・・・超音波トランスデューサ、２７・・・光検出部

Claims (6)

1. 所定の波長または所定の周波数を有する音波を被検体へ出射可能な音波発生部と、
   前記音波発生部から被検体へ出射される前記音波の出射状態をオンまたはオフに切り替える制御部と、
   前記被検体の内部に到達可能な照明光を、波長を漸次変化させつつ出射する照明光発生部と、
   前記被検体の内部において前記照明光が散乱された光である物体光を受光する受光部と、
   前記制御部により前記音波の出射状態がオフに切り替えられている場合に前記受光部に入射される第１の物体光と前記照明光との干渉光から得られる第１の干渉信号、及び、前記制御部により前記音波の出射状態がオンに切り替えられている場合に前記受光部に入射される第２の物体光と前記照明光との干渉光から得られる第２の干渉信号を出力する干渉信号出力部と、
   前記干渉信号出力部から出力される前記第１の干渉信号及び前記第２の干渉信号に基づき、前記被検体の内部の、前記音波により密度の粗密変化が誘導された当該被検体内部の深さ方向の各部位における、前記照明光の照射に起因する、光吸収情報と光散乱情報とからなる光学特性のうちの前記光散乱情報を算出する演算部と、
   を有することを特徴とする生体観測装置。
2. 前記演算部は、
   前記第１の干渉信号を周波数解析することにより、前記音波の出射状態がオフに切替えられている状態において前記照明光の波長が変化された各タイミングに対応する第１のビート周波数を算出し、さらに前記第２の干渉信号を周波数解析することにより、前記音波の出射状態がオンに切替えられている状態において前記照明光の波長が変化された各タイミングに対応する第２のビート周波数を算出するビート周波数算出部と、
   前記第１の物体光と前記第２の物体光との間において生じる周波数変調量であって、前記照明光発生部から出射される照明光の波長の時間的変化に対応した前記周波数変調量を、前記ビート周波数算出部によって算出された前記第１のビート周波数および前記第２のビート周波数に基づいて算出する周波数変調量算出部と、
   前記周波数変調量に基づいて前記光散乱情報を算出する光散乱情報算出部と、
   を有することを特徴とする請求項１に記載の生体観測装置。
3. 前記照明光発生部は、
   出射する照明光の波長を制御する光源制御信号を出力する任意波形発生部と、
   前記光源制御信号に基づいた波長を有する光を前記照明光として出射する光源部と、
   を有し、
   前記ビート周波数算出部は、前記第１のビート周波数および前記第２のビート周波数を、前記光源制御信号に基づいて前記音波の出射状態がオフに切替えられている状態における各タイミングおよび前記音波の出射状態がオンに切替えられている状態における各タイミング毎に算出することを特徴とする請求項２に記載の生体観測装置。
4. 前記光散乱情報算出部は、前記音波発生部から出射された音波が有する周波数の２倍の値を前記周波数変調量から除することにより前記光散乱情報を算出することを特徴とする請求項２または請求項３に記載の生体観測装置。
5. 前記音波発生部から出射される前記音波は、連続波であることを特徴とする請求項１−４のいずれか一項に記載の生体観測装置。
6. 前記音波発生部から出射される前記音波は、前記照明光発生部から出射される前記照明光の光軸に沿って出射されることを特徴とする請求項１−４のいずれか一項に記載の生体観測装置。

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