JP6223048B2 - Laser scanning microscope - Google Patents
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Description
本発明は、レーザ走査型顕微鏡に関するものである。 The present invention relates to a laser scanning microscope.
従来、生体等の標本に対してその表面から超短パルスレーザ光を照射して、標本の表面または内部から発せられる多光子蛍光を検出することにより、細胞等の機能を観察するレーザ走査型顕微鏡が知られている(例えば、特許文献1参照。)。 Conventionally, a laser scanning microscope that observes the function of cells and the like by irradiating a specimen such as a living body with ultrashort pulse laser light from its surface and detecting multiphoton fluorescence emitted from the specimen surface or inside. Is known (for example, see Patent Document 1).
超短パルスレーザ光のうちNAが大きい光線は、標本内での光路長が長く散乱の影響を受けやすいため、標本の深部に焦点を結ぶことができず2光子励起に寄与し難い。一方、超短パルスレーザ光のうちNAが小さい光線は、標本内での光路長が短く散乱の影響を受け難いため、標本の深部に焦点を結び易い。特許文献1に記載のレーザ走査型顕微鏡は、標本に対して対物レンズの瞳よりも小さい光束で短パルスレーザ光を入射させることにより、標本内での光路長を短くして散乱の影響を受け難くし、励起効率を向上している。
A light beam having a large NA among the ultrashort pulse laser beams has a long optical path length within the sample and is easily affected by scattering, so that it cannot focus on the deep part of the sample and hardly contributes to two-photon excitation. On the other hand, a light beam having a small NA among the ultrashort pulse laser light has a short optical path length within the sample and is not easily affected by scattering, and thus tends to focus on the deep part of the sample. In the laser scanning microscope described in
しかしながら、特許文献1に記載のレーザ走査型顕微鏡においては、標本における散乱条件や対物レンズの焦点位置の深さに応じて短パルスレーザ光の光束を対物レンズの瞳よりも小さくすることが有効であり、この場合に対物レンズの称呼NAよりも小さな実効NAで結像することになる。
However, in the laser scanning microscope described in
ここで、標本における対物レンズの焦点位置を深さ方向に移動させながら各焦点位置の連続的な光学スライス像を取得する場合において、短パルスレーザ光のNAが大きいと、標本の深さ方向の分解能が高く観察領域の層が薄くなるため、対物レンズの焦点位置を深さ方向に小さく切り替えなければならない。一方、短パルスレーザ光のNAが小さいと、深さ向の分解能が低く観察領域の層が厚くなるため、対物レンズの焦点位置を深さ方向に大きく切り替えればよい。 Here, when acquiring a continuous optical slice image of each focal position while moving the focal position of the objective lens in the sample in the depth direction, if the NA of the short pulse laser beam is large, the sample in the depth direction of the sample is obtained. Since the resolution is high and the observation region layer is thin, the focal position of the objective lens must be switched small in the depth direction. On the other hand, if the NA of the short pulse laser beam is small, the resolution in the depth direction is low and the layer in the observation region is thick, so the focal position of the objective lens may be switched greatly in the depth direction.
そのため、特許文献1に記載のレーザ走査型顕微鏡では、称呼NAで計算される深さ方向の分解能により標本の深さ方向に焦点位置を変えながら光学スライス像を取得していくと、深さ方向に隣接する焦点位置の距離間隔が狭くなりすぎて、XYZ/XYZt画像やXZ/XZt画像の取得時間が長くなってしまうという問題がある。また、細胞などの標本に対してレーザ光を長い時間照射し続けてしまうことになるという問題がある。さらに、画像を取得する回数が不必要に増え、画像データを保存する領域が無駄に消費されたり、画像の描画回路に負担が掛かり、画像表示に余計な時間が掛かったりするという問題がある。
Therefore, in the laser scanning microscope described in
本発明は上述した事情に鑑みてなされたものであって、実験に要する時間の短縮、標本の低侵襲測定の実現、画像データの保管領域の無駄削減および画像表示の描画速度の向上を図ることができるレーザ走査型顕微鏡を提供することを目的とする。 The present invention has been made in view of the above-described circumstances, and aims to shorten the time required for an experiment, realize a minimally invasive measurement of a specimen, reduce waste of an image data storage area, and improve a drawing speed of image display. An object of the present invention is to provide a laser scanning microscope capable of performing
上記課題を解決するために、本発明は以下の手段を採用する。
本発明は、パルス状のレーザ光を出射する光源と、該光源から発せられたレーザ光を走査する走査部と、該走査部により走査されたレーザ光を集光して標本に照射する対物レンズと、レーザ光が照射されることにより前記標本における前記対物レンズの焦点位置近傍から発生する蛍光を検出し、検出した蛍光の輝度に相当する光強度信号を出力する検出部と、該検出部から出力された光強度信号に基づいて画像を生成する画像生成部と、前記標本における前記対物レンズの焦点位置を該標本の深さ方向に移動させる焦点位置変更部と、前記対物レンズの焦点位置の前記標本における深さが深くなるほど該焦点位置が深さ方向に大きく切り替わるように、前記焦点位置変更部を制御する焦点位置変更制御部とを備え、前記焦点位置変更部により変更される前記焦点位置ごとに、前記検出部により前記蛍光が検出されて前記光強度信号が出力され、前記画像生成部により前記光強度信号に基づいて前記画像が生成されるレーザ走査型顕微鏡を提供する。
In order to solve the above problems, the present invention employs the following means.
The present invention relates to a light source that emits a pulsed laser beam, a scanning unit that scans the laser beam emitted from the light source, and an objective lens that collects the laser beam scanned by the scanning unit and irradiates the sample A detection unit that detects fluorescence generated from the vicinity of the focal position of the objective lens in the specimen by being irradiated with laser light, and outputs a light intensity signal corresponding to the detected luminance of the fluorescence; an image generating unit that generates an image based on the output light intensity signal, and the focus position changing unit that moves a focal position of the objective lens in the depth direction of the target present in the specimen, a focal position of the front Symbol objective lens wherein as the focal point position as the depth becomes deeper in the specimen is switched largely in the depth direction of, and a focus position change control unit that controls the focus position changing section, by the focal position changing unit For each of the focus position that is exposed, the detector the fluorescent said light intensity signal is detected is output by the laser scanning microscope in which the image is generated based on the light intensity signal by the image generating unit provide.
本発明によれば、光源から発せられたパルス状のレーザ光が走査部により走査されて対物レンズにより標本に照射されると、標本における多光子励起効果によって、対物レンズの焦点位置近傍において蛍光が発生する。そして、焦点位置変更部により、標本における対物レンズの焦点位置が深さ方向に移動させられることで、検出部により深さ方向に異なる焦点位置近傍から発せられる蛍光が検出され、画像生成部により、検出された蛍光の輝度に相当する光強度信号に基づいて各焦点位置の画像が生成される。これにより、標本の立体画像を取得することができる。 According to the present invention, when pulsed laser light emitted from a light source is scanned by a scanning unit and irradiated on a specimen by an objective lens, fluorescence is generated near the focal position of the objective lens due to the multiphoton excitation effect in the specimen. Occur. Then, the focal position changing unit moves the focal position of the objective lens in the specimen in the depth direction, so that the fluorescence emitted from the vicinity of the focal position different in the depth direction is detected by the detecting unit, and the image generating unit An image at each focal position is generated based on a light intensity signal corresponding to the detected fluorescence intensity. Thereby, the stereo image of a sample is acquirable.
ここで、標本における対物レンズの焦点位置が浅いと、標本内での光路長が短く散乱の影響を受け難いため、深さ方向の分解能が高く観察領域の層が薄くなるが、標本における対物レンズの焦点位置が深くなるにつれて、標本内での光路長が長くなり散乱の影響を受け易くなるため、深さ方向の分解能が低下し観察領域の層が厚くなる。 Here, if the focal position of the objective lens in the specimen is shallow, the optical path length in the specimen is short and it is difficult to be affected by scattering, so the resolution in the depth direction is high and the observation area layer is thin. As the focal position becomes deeper, the optical path length in the sample becomes longer and it becomes more susceptible to scattering, so that the resolution in the depth direction decreases and the layer in the observation region becomes thicker.
この場合において、焦点位置変更制御部の制御により、焦点位置変更部が、標本における対物レンズの焦点位置の深さが深くなるほど焦点位置が深さ方向に大きく切り替わるように対物レンズの焦点位置を標本の深さ方向に移動させることで、標本の深部ほど、深さ方向に隣接する観察領域の層どうしの距離を離間させ、互いに隣接する観察領域からの蛍光を重複して検出するのを防ぐことができる。これにより、標本における深さが異なる所望の観察領域ごとに鮮明な画像を取得することができる。 In this case, under the control of the focal position change control unit, the focal position changing unit determines the focal position of the objective lens so that the focal position is largely switched in the depth direction as the depth of the focal position of the objective lens in the specimen increases. By moving the sample in the depth direction, the distance between the layers in the observation region adjacent in the depth direction increases as the depth of the sample increases, and it is possible to prevent redundant detection of the fluorescence from the observation regions adjacent to each other. Can do. Thereby, a clear image can be acquired for each desired observation region having a different depth in the specimen.
したがって、画像の取得時間が長くなるのを防ぎ実験に要する時間を短縮するとともに、生体試料のような標本に対してレーザ光が長時間照射され続けてしまうことを防止し、標本の低侵襲測定を実現することができる。また、画像を取得する回数が不必要に増えるのを防ぎ画像データの保管領域の無駄を削減するとともに、画像の描画回路への負担を抑え画像表示の描画速度を向上することができる。 Therefore, the acquisition time of the image is prevented and the time required for the experiment is shortened, and the specimen such as a biological specimen is prevented from being continuously irradiated with the laser beam for a long time. Can be realized. Further, it is possible to prevent an unnecessary increase in the number of image acquisitions, reduce waste of the image data storage area, reduce the burden on the image drawing circuit, and improve the image display drawing speed.
上記構成においては、前記画像生成部が、前記焦点位置変更部により前記標本における前記対物レンズの焦点位置の深さが深くなるにつれて、前記標本の画像における前記深さ方向に交差する交差方向の画素数を減らすこととしてもよい。 In the above-described configuration, the image generation unit causes the pixel in the cross direction to intersect the depth direction in the sample image as the focal position of the objective lens in the sample becomes deeper by the focus position changing unit. The number may be reduced.
このように構成することで、標本における対物レンズの焦点位置が深くなるにつれて分解能が低くなり焦点位置の周囲にぼけが生じても、画像における深さ方向に交差する交差方向の1つ1つの画素サイズを大きくし、分解能に合せた画像を生成することができる。 With this configuration, even when the focal position of the objective lens in the sample becomes deeper, the resolution becomes lower, and even if blurring occurs around the focal position, each pixel in the intersecting direction that intersects the depth direction in the image It is possible to increase the size and generate an image that matches the resolution.
上記構成においては、前記画像生成部が、分解能が最も低い前記焦点位置の解像度により、深さが異なる他の複数の前記焦点位置の画像を生成することとしてもよい。
このように構成することで、標本の深さが異なる複数の観察領域全体で鮮明度にばらつきがない立体画像を取得することができる。
In the above configuration, the image generation unit may generate a plurality of other images of the focal positions having different depths according to the resolution of the focal position having the lowest resolution.
By configuring in this way, it is possible to acquire a stereoscopic image having no variation in sharpness over a plurality of observation regions having different specimen depths.
上記構成においては、前記レーザ光の光束径を調節可能な光束径調節部と、前記標本における前記焦点位置の深さが深くなるにつれて前記レーザ光の光束径が前記対物レンズの瞳よりも徐々に小さくなるように前記光束径調節部を制御する光束径調節制御部とを備えることとしてもよい。 In the above configuration, the light beam diameter adjusting unit capable of adjusting the light beam diameter of the laser light, and the light beam diameter of the laser light gradually becomes larger than the pupil of the objective lens as the depth of the focal position in the sample increases. It is good also as providing the light beam diameter adjustment control part which controls the said light beam diameter adjustment part so that it may become small.
NAが大きいパルス状のレーザ光は、標本内での光路長が長く散乱の影響を受け易いため、標本の深部に届き難いのに対し、NAが小さいパルス状のレーザ光は、標本内での光路長が短く散乱の影響を受け難いため、標本の深部に届き易い。 Pulsed laser light with a large NA has a long optical path length within the sample and is easily affected by scattering, so it is difficult to reach the deep part of the sample, whereas pulsed laser light with a small NA Since the optical path length is short and hardly affected by scattering, it easily reaches the deep part of the specimen.
このように構成することで、光束径調節制御部により、標本における焦点位置の深さが深くなるにつれて、光束径調節部が制御されてレーザ光の光束径が対物レンズの瞳よりも小さくなるので、標本の深部を観察する場合に深部の焦点位置に届かないような余分な光を標本に照射しなくて済み、レーザ光の照射により標本に与える影響を抑制することができる。 With this configuration, the light beam diameter adjustment control unit controls the light beam diameter adjustment unit so that the light beam diameter of the laser beam becomes smaller than the pupil of the objective lens as the focal position depth in the sample increases. When observing the deep part of the specimen, it is not necessary to irradiate the specimen with extra light that does not reach the focal position of the deep part, and the influence of the laser light on the specimen can be suppressed.
本発明によれば、実験に要する時間の短縮、標本の低侵襲測定の実現、画像データの保管領域の無駄削減および画像表示の描画速度の向上を図ることができるという効果を奏する。 According to the present invention, it is possible to shorten the time required for an experiment, to realize a minimally invasive measurement of a specimen, to reduce waste of an image data storage area and to improve an image display drawing speed.
以下、本発明の一実施形態に係るレーザ走査型顕微鏡について、図面を参照して説明する。
本実施形態に係るレーザ走査型顕微鏡100は、例えば、2光子励起型顕微鏡である。このレーザ走査型顕微鏡100は、図1に示されるように、パルス状の極短パルスレーザ光を出射するレーザ光源1と、レーザ光源1から出射された極短パルスレーザ光をコリメートするコリメートレンズ光学系(光束径調節部)3と、コリメートレンズ光学系3を通過した極短パルスレーザ光を偏向して標本Sにおいて2次元的に走査させる2次元走査機構(走査部)5と、2次元走査機構5により偏向された極短パルスレーザ光を標本Sに照射する一方、標本Sにおいて発生する蛍光を集光する対物レンズ7と、対物レンズ7により集光された蛍光を極短パルスレーザ光の光路から分岐させるダイクロイックミラー9と、ダイクロイックミラー9により分岐された蛍光を検出する検出装置(検出部)11とを備えている。
Hereinafter, a laser scanning microscope according to an embodiment of the present invention will be described with reference to the drawings.
The
コリメートレンズ光学系3は、極短パルスレーザ光の光軸上でその光軸方向に沿って移動可能に設けられている。このコリメートレンズ光学系3は、極短パルスレーザ光の光軸方向に位置を変更することにより、極短パルスレーザ光のコリメート関係を変化させて、対物レンズ7の瞳位置での光束径を変えることができるようになっている。
The collimating lens
2次元走査機構5は、例えば、2軸ガルバノミラーであり、相互に直交する軸線回りに揺動可能な2枚のガルバノミラー(図示略)を対向させて構成されている。この2次元走査機構5は、2枚のガルバノミラーを揺動させて極短パルスレーザ光を偏向し、標本上で極短パルスレーザ光を2次元的(X軸方向およびY軸方向)に走査することができるようになっている。
The two-
ダイクロイックミラー9は、2次元走査機構5からの極短パルスレーザ光を対物レンズ7に向けて反射する一方、対物レンズ7により集光されて極短パルスレーザ光の光路を戻る蛍光を検出装置11に向けて透過させることができるようになっている。
The
検出装置11は、極短パルスレーザ光が照射されることにより標本Sにおける対物レンズ7の焦点位置近傍から発生する蛍光を検出し、検出した蛍光の輝度に相当する光強度信号を出力するようになっている。
The
また、レーザ走査型顕微鏡100には、コリメートレンズ光学系3を光軸方向に移動させる電動駆動部(光束径調節部)13と、電動駆動部13を制御するレーザ制御装置(光束径調節制御部)21と、対物レンズ7を光軸方向に移動させるZ軸駆動機構(焦点位置変更部)25と、2次元走査機構5、レーザ制御装置21およびZ軸駆動機構25を制御する走査制御装置(焦点位置制御部)27と、レーザ制御装置21および走査制御装置27の制御や画像処理等を行うコンピュータ(画像生成部)29とが備えられている。
The
電動駆動部13は、コリメートレンズ光学系3の光軸方向の移動をガイドする直動レール15と、ラックピニオンギヤを持つステッピングモータ17と、ステッピングモータ17を駆動するモータドライバ19とを備えている。
The
モータドライバ19は、レーザ制御装置21からの制御指令に基づいて、ステッピングモータ17を制御するようになっている。コリメートレンズ光学系3は、ステッピングモータ17の制御量に応じた移動量で直動レール15上を移動するようになっている。
The
レーザ制御装置21は、標本Sにおける対物レンズ7の焦点位置の深さとコリメートレンズ光学系3の光軸方向の位置とが対応付けられたルックアップテーブルを記憶するSRAM(メモリ装置)23を備えている。ルックアップテーブルには、標本Sにおける対物レンズ7の焦点位置の深さが深くなるにつれて極短パルスレーザ光の光束径が対物レンズ7の瞳よりも徐々に小さくなるように、対物レンズ7の焦点位置とコリメートレンズ光学系3の位置とが対応付けられている。
The
また、レーザ制御装置21は、走査制御装置27からの同期信号に基づいて、SRAM23のルックアップテーブルを参照することにより対物レンズ7の焦点位置の深さに対応するコリメートレンズ光学系3の位置を取得し、取得した位置にコリメートレンズ光学系3を移動させる制御指令を電動駆動部13に送るようになっている。
Further, the
ここで、図2に示すように、NAが大きい極短パルスレーザ光は、標本S内での光路長が長く散乱の影響を受けやすいため、標本Sの深部に届き難い。一方、NAが小さい極短パルスレーザ光は、標本S内での光路長が短く散乱の影響を受け難いため、標本Sの深部に届き易い。 Here, as shown in FIG. 2, the ultrashort pulse laser beam having a large NA has a long optical path length in the sample S and is easily affected by scattering, so that it is difficult to reach the deep part of the sample S. On the other hand, an ultrashort pulse laser beam having a small NA has a short optical path length within the sample S and is not easily affected by scattering, and therefore easily reaches a deep portion of the sample S.
レーザ制御装置21からの制御指令に基づいて電動駆動部13により位置決めされたコリメートレンズ光学系3を極短パルスレーザ光が通過することで、標本Sにおける対物レンズ7の焦点位置の深さが深くなるにつれて極短パルスレーザ光の光束径が対物レンズ7の瞳よりも徐々に小さくなる。これにより、標本Sの深部を観察する場合に深部の焦点位置に届かないような余分な極短パルスレーザ光を標本Sに照射しなくて済む。
The ultrashort pulse laser beam passes through the collimating lens
例えば、2光子励起の分解能(FWHM(Full Width at Half Maximum):半値全幅)は、下記の式により概算することができる。
Z軸方向の分解能(Z分解能:FWHMz)を式(1)により示す。
FWHMz=0.62×λ/(n−SQRT(n2−NA2)) (1)
X軸方向およびY軸方向の分解能(XY分解能:FWHMxy)を式(2)により示す。
FWHMxy=0.36×λ/NA (2)
ここで、λ:励起波長、n:屈折率(通常は水の屈折率1.33を使用)、NA:実効NAである。
For example, the resolution of two-photon excitation (FWHM (Full Width at Half Maximum): full width at half maximum) can be estimated by the following equation.
The resolution in the Z-axis direction (Z resolution: FWHMz) is expressed by equation (1).
FWHMz = 0.62 × λ / (n-SQRT (n 2 −NA 2 )) (1)
The resolution in the X-axis direction and the Y-axis direction (XY resolution: FWHMxy) is expressed by equation (2).
FWHMxy = 0.36 × λ / NA (2)
Here, λ is an excitation wavelength, n is a refractive index (usually using a refractive index of water of 1.33), and NA is an effective NA.
また、2光子励起の分解能(FWHM)と実効NAの関係は、例えば、図3に示す通りである。図3において、縦軸は分解能(FWHM)を示し、横軸は実効NAを示している。微小ポイントを想定した2光子励起の分解能概算表の例を図4に示す。図3および図4によれば、実効NAが大きいほど高解像となり、分解能(FWHM)の数値が小さくなる。また、実効NAが小さくなった場合、XY分解能はあまり劣化しないのに対し、Z分解能は著しく劣化することがわかる。 Further, the relationship between the resolution (FWHM) of two-photon excitation and the effective NA is as shown in FIG. 3, for example. In FIG. 3, the vertical axis represents the resolution (FWHM), and the horizontal axis represents the effective NA. An example of a resolution estimation table for two-photon excitation assuming a minute point is shown in FIG. According to FIGS. 3 and 4, the higher the effective NA, the higher the resolution, and the smaller the resolution (FWHM) value. It can also be seen that when the effective NA becomes small, the XY resolution does not deteriorate so much, whereas the Z resolution significantly deteriorates.
Z軸駆動機構25は、対物レンズ7と標本Sとの光軸方向の距離を変更することにより、標本Sにおける対物レンズ7の焦点位置を標本SのZ軸方向に移動させることができるようになっている。
The Z-
走査制御装置27は、コンピュータ29からの制御指令に基づいて、2次元走査機構5、レーザ制御装置21およびZ軸駆動機構25を制御するようになっている。具体的には、走査制御装置27は、2次元走査機構5のガルバノミラーを揺動させて、極短パルスレーザ光を標本Sにおける対物レンズ7の焦点面においてXY方向に走査させるようになっている。
The
また、走査制御装置27は、標本Sにおける対物レンズ7の焦点位置の深さが深くなるほど、その焦点位置がZ軸方向に大きく切り替わるようにZ軸駆動機構25を駆動するようになっている。また、走査制御装置27は、Z軸駆動機構25を駆動するタイミングで同期信号をレーザ制御装置21に出力するようになっている。
In addition, the
対物レンズ7の焦点位置をZ軸方向に切り替える量は、例えば、生体試料の脳神経の異なる深さの部位の明るさとZ軸方向の特性とを予め測定したり、異なる深さで複数の蛍光ビーズを入れファントムの各蛍光ビーズの明るさとZ軸方向の特性とを予め測定したりして、得られたZ半値幅を基準に設定することとしてもよい。また、その設定は、ユーザが行うこととしてもよいし、レーザ走査型顕微鏡100の製造工程中またはセットアップ時にメーカが実測して行うこととしてもよい。
The amount by which the focal position of the
コンピュータ29は、内部にGUIなどのユーザインターフェースを有しており、ユーザにより設定された観察スケジュールに基づいて、レーザ制御装置21および走査制御装置27に対して制御指令を出力するようになっている。
The
また、コンピュータ29は、検出装置11から出力された光強度信号に基づいて画像を生成し、図示しないモニタに表示させることができるようになっている。これにより、標本Sにおける対物レンズ7の焦点位置の観察画像をユーザに提供することができるようになっている。
The
このように構成されたレーザ走査型顕微鏡100の作用について説明する。
本実施形態に係るレーザ走査型顕微鏡100によれば、レーザ光源1から出射された極短パルスレーザ光は、コリメートレンズ光学系3によりコリメートされて2次元走査機構5により偏向される。そして、極短パルスレーザ光は、ダイクロイックミラー9を介して対物レンズ7により集光され、標本Sにおける対物レンズ7の焦点位置に照射される。これにより、2次元走査機構5の一対のガルバノミラーの揺動角度に応じて、標本Sの焦点面上で極短パルスレーザ光が2次元的に走査される。また、Z軸駆動機構25により、標本Sにおける対物レンズ7の焦点位置がZ軸方向に移動させられる。
The operation of the
According to the
極短パルスレーザ光が照射されることにより、標本Sにおける多光子励起効果によって、対物レンズ7の焦点位置近傍において蛍光が発生すると、その蛍光は対物レンズ7により集光されて極短パルスレーザ光の光路を戻り、ダイクロイックミラー9を透過して検出装置11により検出される。そして、コンピュータ29により、検出装置11から出力される蛍光の輝度に相当する光強度信号に基づいて、標本Sの焦点面の画像が生成される。
When fluorescence is generated in the vicinity of the focal position of the
次に、本実施形態に係るレーザ走査型顕微鏡100により標本Sを観察する場合について説明する。
まず、プリスキャンし、ルックアップテーブルを作成する。プリスキャンは、Z軸駆動機構25を駆動し、ユーザにより入力された標本観察のZ軸方向における上限(以下、「表層部」という。)に対物レンズ7の焦点位置をセットし、この状態で極短パルスレーザ光を照射して画像を取得しモニタに表示させる。
Next, the case where the sample S is observed with the
First, pre-scan and create a lookup table. In pre-scanning, the Z-
次いで、コリメートレンズ光学系3を光軸方向に徐々に移動させ、極短パルスレーザ光の光束径を徐々に絞る。ユーザは、モニタに表示された観察画像を確認し、鮮明な画像が得られるコリメートレンズ光学系3の位置をコンピュータ29に記録させる。
Next, the collimating lens
続いて、Z軸駆動機構25を駆動して、標本観察のZ軸方向における下限(以下、「深層部」という。)に対物レンズ7の焦点位置をセットし、この状態でレーザ光を照射して画像を取得しモニタに表示させる。そして、表層部の場合と同様にして、コリメートレンズ光学系3の位置を調節して極短パルスレーザ光の光束径を徐々に絞り、ユーザが観察画像を確認して鮮明な画像が得られるコリメートレンズ光学系3の位置をコンピュータ29に記録させる。
なお、表層部が標本Sの表面に設定された場合は、対物レンズ7の本来の性能が出せる光束系が自動的に設定されるので、上述のようなプリスキャンにおける位置記録は不要となる。
Subsequently, the Z-
When the surface layer portion is set on the surface of the specimen S, a light beam system capable of producing the original performance of the
このようにして標本Sの表層部および深層部におけるコリメートレンズ光学系3の位置を特定したら、これらの値を用いて、標本Sにおける対物レンズ7の焦点位置の深さが深くなるにつれてレーザ光の光束径が対物レンズ7の瞳よりも徐々に小さくなるように、表層部と深層部との間の中間部における深さが異なる複数の層の対応するコリメートレンズ光学系3の位置を求める。
If the position of the collimating lens
中間部における各層に対応するコリメートレンズ光学系3の位置決定は、一般的に用いられている補間方法や、観察を行う焦点位置の全ての深さについてプレスキャンを行う方法等を用いることができる。
For determining the position of the collimating lens
このような手法により、対物レンズ7の焦点位置の深さが深くなるにつれてレーザ光の光束径が対物レンズ7の瞳よりも徐々に小さくなるように、各焦点位置の深さに対応付けたコリメートレンズ光学系3の位置を決定する。そして、コンピュータ29により、これらの情報を対応付けてルックアップテーブルを作成し、レーザ制御装置21のSRAM23に書き込みする。
With such a method, collimation corresponding to the depth of each focal position is set so that the beam diameter of the laser beam gradually becomes smaller than the pupil of the
これにより、レーザ制御装置21により、ルックアップテーブルに基づいて電動駆動部13を制御し、対物レンズ7の焦点位置の深さに対応してコリメートレンズ光学系3の位置を調節することで、標本Sにおける焦点位置の深さが深くなるにつれて、極短パルスレーザ光のNAを対物レンズ7の瞳よりも徐々に小さくしていくことができる。
Accordingly, the
次に、本観察を行う。
まず、走査制御装置27により、Z軸駆動機構25が駆動されて対物レンズ7の焦点位置が標本Sの表層部に配置され、走査制御装置27からレーザ制御装置21に同期信号が送られる。
Next, this observation is performed.
First, the Z-
レーザ制御装置21においては、走査制御装置27からの同期信号が入力されることにより、SRAM23に記憶されているルックアップテーブルから表層部に対応するコリメートレンズ光学系3の位置が取得され、電動駆動部13に制御指令が送られる。
In the
電動駆動部13においては、モータドライバ19により、レーザ制御装置21からの制御指令に基づいてステッピングモータ17が駆動され、コリメートレンズ光学系3が直動レール15によりガイドされて表層部に対応する位置に移動する。
In the
これにより、レーザ光源1から出射された極短パルスレーザ光は、コリメートレンズ光学系3を通過することで、表層部に対応して対物レンズ7の瞳よりも小さいNAに変換され、2次元走査機構5を介して対物レンズ7により標本Sに照射される。
As a result, the ultrashort pulse laser light emitted from the
そして、2次元走査機構5により、標本Sの表層部において極短パルスレーザ光が2次元的に走査されることで、表層部において発生した蛍光が検出装置11により検出され、コンピュータ29により、その蛍光の輝度に相当する光強度信号に基づいて、対物レンズ7の焦点位置である表層部の画像が生成される。
Then, the ultrashort pulse laser beam is scanned two-dimensionally on the surface layer portion of the sample S by the two-
続いて、表層部での極短パルスレーザ光の走査が終了すると、走査制御装置27により、Z軸駆動機構25が駆動されて標本Sにおける対物レンズ7の焦点位置が次の深さに切り替えられる。また、走査制御装置27からレーザ制御装置21に同期信号が出力され、電動駆動部13により、次の焦点位置の深さに対応する位置にコリメートレンズ光学系3が移動する。
Subsequently, when the scanning of the ultrashort pulse laser beam on the surface layer is completed, the
この場合において、走査制御装置27の制御により、Z軸駆動機構25が、図5に示すように、標本Sにおける対物レンズ7の焦点位置の深さが深くなるほど、Z軸方向に大きく切り替わるように対物レンズ7の焦点位置を移動させる。
In this case, under the control of the
次いで、次の深さの焦点位置に対して、コリメートレンズ光学系3によってNAが変換された極短パルスレーザ光が2次元走査機構5を介して対物レンズ7によって照射される。そして、その焦点位置近傍において発生した蛍光が検出装置11によって検出され、コンピュータ29によってその対物レンズ7の焦点位置である中間部の画像が生成される。
Next, an ultrashort pulse laser beam whose NA has been converted by the collimating lens
このようにして、Z駆動機構25により標本Sにおける対物レンズ7の焦点位置の深さが段階的に切り替えられ、各焦点位置近傍において発生した蛍光に基づいて画像が生成される。これにより、標本Sの立体画像を取得することができる。
In this way, the depth of the focal position of the
ここで、標本Sにおける対物レンズ7の焦点位置が浅いと、標本S内での光路長が短く散乱の影響を受け難いため、Z軸方向の分解能が高く観察領域の層が薄くなる。これに対し、標本Sにおける対物レンズ7の焦点位置が深くなるにつれて、標本S内での光路長が長くなり散乱の影響を受け易くなるため、Z軸方向の分解能が低下し観察領域の層が厚くなる。
Here, if the focal position of the
本実施形態に係るレーザ走査型顕微鏡100によれば、走査制御装置27の制御により、標本Sにおける対物レンズ7の焦点位置の深さが深くなるほど、対物レンズ7の焦点位置がZ軸方向に大きく移動するので、標本Sの深部ほど、Z軸方向に隣接する観察領域の層どうしの距離を離間させ、互いに隣接する観察領域から発せされる蛍光を重複して検出するのを防ぐことができる。これにより、標本Sにおける深さが異なる所望の観察領域ごとに鮮明な画像を取得することができる。
According to the
したがって、画像の取得時間が長くなるのを防ぎ実験に要する時間を短縮するとともに、生体試料のような標本Sに対して極短パルスレーザ光が長時間照射され続けてしまうことを防止し、標本Sの低侵襲測定を実現することができる。また、画像を取得する回数が不必要に増えるのを防ぎ画像データの保管領域の無駄を削減するとともに、画像の描画回路への負担を抑え画像表示の描画速度を向上することができる。 Accordingly, it is possible to prevent the image acquisition time from being lengthened and reduce the time required for the experiment, and to prevent the specimen S such as a biological specimen from being irradiated with the ultrashort pulse laser light for a long time. A minimally invasive measurement of S can be realized. Further, it is possible to prevent an unnecessary increase in the number of image acquisitions, reduce waste of the image data storage area, reduce the burden on the image drawing circuit, and improve the image display drawing speed.
なお、本実施形態においては、焦点位置変更部として、対物レンズ7を光軸方向に移動させるZ軸駆動機構25を例示して説明したが、標本Sにおける対物レンズ7の焦点位置を標本SのZ軸方向に移動させることができるものであればよく、例えば、標本Sを光軸方向に移動させることにより、標本Sにおける対物レンズ7の焦点位置を標本SのZ軸方向に移動させるステージを採用することとしてもよい。
In the present embodiment, the Z-
また、電動駆動部13は、上述の構成に限られることなく、例えば、ピエゾアクチュエータなど、高精度の位置決めが可能なアクチュエータを採用することとしてもよい。
Moreover, the
本実施形態は以下のように変形することができる。
第1変形例としては、コンピュータ29が、Z軸駆動機構25により標本Sにおける対物レンズ7の焦点位置の深さが深くなるにつれて、標本Sの画像におけるZ軸方向に交差するX軸方向およびY軸方向の画素数を減らすこととしてもよい。
This embodiment can be modified as follows.
As a first modified example, the
この場合、X軸方向およびY軸方向の画素サイズは、例えば、生体試料の脳神経の異なる深さの部位の明るさとZ軸方向の特性とを予め測定したり、ファントムに異なる深さで複数の蛍光ビーズを入れてその蛍光ビーズの明るさとZ軸方向の特性とを予め測定したりして、得られたXY半値幅を基準にサンプル面の画素サイズを設定することとしてもよい。また、その画素サイズは、ユーザが設定することとしてもよいし、レーザ走査型顕微鏡100の製造工程中またはセットアップ時にメーカが実測して設定することとしてもよい。
In this case, the pixel sizes in the X-axis direction and the Y-axis direction may be measured in advance, for example, by measuring brightness and characteristics in the Z-axis direction at different depths of the cranial nerve of a biological sample, It is also possible to set the pixel size of the sample surface based on the obtained XY half-value width by inserting fluorescent beads and measuring in advance the brightness of the fluorescent beads and the characteristics in the Z-axis direction. The pixel size may be set by the user, or may be set by measurement by the manufacturer during the manufacturing process or setup of the
このようにすることで、標本Sにおける対物レンズ7の焦点位置が深くなるにつれて分解能が低くなり、焦点位置に対してX軸方向およびY軸方向にぼけが生じても、コンピュータ29により画像を形成するX軸方向およびY軸方向の1つ1つの画素サイズを大きくし、分解能に合せた画像を生成することができる。例えば、分解能が1/2になる場合は、X軸方向およびY軸方向の画素数を1/2にしてその分だけ1つ1つの画素サイズを大きくすることとすればよい。
By doing so, the resolution becomes lower as the focal position of the
また、通常は、標本Sにおける深さが深くなるほど、XYZ半値幅が大きくなることから、深い領域ほどXYZ分解能が劣化することになる。本変形例によれば、深くなるほどXYZ分解能が劣化するのに合わせて、取得するデータ量を必要最低限に留めるとともに、実験に要する時間をより低減し、標本Sをより効果的に低侵襲測定することができる。 In general, the XYZ half-value width increases as the depth in the sample S increases, so that the XYZ resolution deteriorates as the depth increases. According to this modification, as the XYZ resolution deteriorates as the depth increases, the amount of data to be acquired is kept to the minimum necessary, the time required for the experiment is further reduced, and the specimen S is measured more effectively and less invasively. can do.
また、第2変形例としては、コンピュータ29が、標本Sにおける分解能が最も低い深さの焦点位置の解像度により、深さが異なる他の複数の焦点位置の画像を生成することとしてもよい。この場合、通常は、標本Sの深層部におけるXYZ画素サイズ(サンプル面換算)が1番大きくなるため、深層部の解像度により表層部や中間部の他の焦点位置の画像を生成することとすればよい。
As a second modification, the
このようにすることで、標本Sの深さが異なる複数の観察領域全体で鮮明度にばらつきがない立体画像を取得することができる。すなわち、立体画像全体の表示分解能を均一にして見易い3D画像を表示することができる。また、メモリや画像グラフィクスといった画像データの保管、表示機能の負担を最小限に留め、画像表示の描画速度を向上することができる。 In this way, it is possible to acquire a stereoscopic image having no variation in sharpness over a plurality of observation regions having different depths of the specimen S. That is, it is possible to display an easy-to-see 3D image with uniform display resolution of the entire stereoscopic image. In addition, it is possible to minimize image data storage and display function such as memory and image graphics, and to improve the image display drawing speed.
また、本実施形態においては、光束径調節部として、コリメートレンズ光学系3を例示し、コリメートレンズ光学系3の位置を光軸方向にずらすことにより極短パルスレーザ光の光束径を調節することとしたが、第3変形例としては、光束径調節部として、電動式のズーム光学系(例えば、フォーカルズームレンズ等)を採用することとしてもよい。
In the present embodiment, the collimating lens
この場合、電動式のズーム光学系により、コリメートレンズ光学系3によるコリメートの条件に影響を与えることなく極短パルスレーザ光の光束径を変化させることとすればよい。このようにした場合も、光量を低下させることなく、コリメートレンズ光学系3により光束径を調整した場合と同様の効果を得ることができる。
また、光束調節部として、通過させる極短パルスレーザ光の光束を制限する絞りを採用することとしてもよい。
In this case, the light beam diameter of the ultrashort pulse laser beam may be changed without affecting the collimating condition by the collimating lens
Moreover, it is good also as employ | adopting as a light beam adjustment part the aperture_diaphragm | restriction which restrict | limits the light beam of the ultrashort pulse laser beam to pass.
1 レーザ光源(光源)
5 2次元走査機構(走査部)
7 対物レンズ
11 検出装置(検出部)
13 電動駆動部(光束径調節部)
21 レーザ制御装置(光束径調節制御部)
25 Z軸駆動機構(焦点位置変更部)
27 走査制御装置(焦点位置制御部)
29 コンピュータ(画像生成部)
100 レーザ走査型顕微鏡
S 標本
1 Laser light source
5 Two-dimensional scanning mechanism (scanning unit)
7
13 Electric drive unit (light beam diameter adjustment unit)
21 Laser controller (light beam diameter adjustment controller)
25 Z-axis drive mechanism (focal position changing unit)
27 Scanning control device (focus position control unit)
29 Computer (image generator)
100 Laser scanning microscope S specimen
Claims (4)
該光源から発せられたレーザ光を走査する走査部と、
該走査部により走査されたレーザ光を集光して標本に照射する対物レンズと、
レーザ光が照射されることにより前記標本における前記対物レンズの焦点位置近傍から発生する蛍光を検出し、検出した蛍光の輝度に相当する光強度信号を出力する検出部と、
該検出部から出力された光強度信号に基づいて画像を生成する画像生成部と、
前記標本における前記対物レンズの焦点位置を該標本の深さ方向に移動させる焦点位置変更部と、
前記対物レンズの焦点位置の前記標本における深さが深くなるほど該焦点位置が深さ方向に大きく切り替わるように、前記焦点位置変更部を制御する焦点位置変更制御部とを備え、
前記焦点位置変更部により変更される前記焦点位置ごとに、前記検出部により前記蛍光が検出されて前記光強度信号が出力され、前記画像生成部により前記光強度信号に基づいて前記画像が生成されるレーザ走査型顕微鏡。 A light source that emits a pulsed laser beam;
A scanning unit that scans the laser beam emitted from the light source;
An objective lens that collects the laser beam scanned by the scanning unit and irradiates the sample;
A detection unit that detects fluorescence generated from the vicinity of the focal position of the objective lens in the specimen by being irradiated with laser light, and outputs a light intensity signal corresponding to the detected luminance of the fluorescence;
An image generation unit that generates an image based on the light intensity signal output from the detection unit;
A focal position changing unit that moves the focal position of the objective lens in the specimen in the depth direction of the specimen;
A focal position change control unit that controls the focal position change unit so that the focal position is largely switched in the depth direction as the depth of the focal position of the objective lens in the sample increases .
For each focal position changed by the focal position changing unit, the detection unit detects the fluorescence and outputs the light intensity signal, and the image generation unit generates the image based on the light intensity signal. laser scanning microscope that.
前記標本における前記焦点位置の深さが深くなるにつれて前記レーザ光の光束径が前記対物レンズの瞳よりも徐々に小さくなるように前記光束径調節部を制御する光束径調節制御部とを備える請求項1から請求項3のいずれかに記載のレーザ走査型顕微鏡。
A beam diameter adjusting unit capable of adjusting a beam diameter of the laser beam;
And a light beam diameter adjustment control unit configured to control the light beam diameter adjustment unit so that a light beam diameter of the laser light gradually becomes smaller than a pupil of the objective lens as a depth of the focal position in the sample increases. The laser scanning microscope according to any one of claims 1 to 3.
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