WO2007034802A1 - 弾性粘性測定装置 - Google Patents

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WO2007034802A1
WO2007034802A1 PCT/JP2006/318573 JP2006318573W WO2007034802A1 WO 2007034802 A1 WO2007034802 A1 WO 2007034802A1 JP 2006318573 W JP2006318573 W JP 2006318573W WO 2007034802 A1 WO2007034802 A1 WO 2007034802A1
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light
frequency
measurement
optical
viscosity measuring
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PCT/JP2006/318573
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Inventor
Takemi Hasegawa
Original Assignee
Sumitomo Electric Industries, Ltd.
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    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
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    • G01N21/17—Systems in which incident light is modified in accordance with the properties of the material investigated
    • G01N21/47—Scattering, i.e. diffuse reflection
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    • G01N21/62—Systems in which the material investigated is excited whereby it emits light or causes a change in wavelength of the incident light
    • G01N21/63—Systems in which the material investigated is excited whereby it emits light or causes a change in wavelength of the incident light optically excited
    • G01N21/636—Systems in which the material investigated is excited whereby it emits light or causes a change in wavelength of the incident light optically excited using an arrangement of pump beam and probe beam; using the measurement of optical non-linear properties
    • G01N2021/638—Brillouin effect, e.g. stimulated Brillouin effect

Definitions

  • the present invention relates to an apparatus for measuring elasticity and viscosity of a measurement object.
  • OCT optical coherence tomography
  • a method for measuring the elasticity and viscosity of an object to be measured by Brillouin scattered light is also known.
  • Patent Document 1 US Patent No. 5,592,085
  • Patent Document 2 U.S. Patent No. 6,879,155
  • Patent Document 3 U.S. Pat.No. 5,187,147
  • Patent Document 4 U.S. Patent 6,687,625
  • Non-Patent Document 1 Jpn. J. Appl. Phys., V.42, pp ⁇ 556- L558 (2003)
  • Non-Patent Document 2 Opt. Exp., Vol.3, pp.199- 211 (1998)
  • Non-Patent Document 3 Proc. R. Soc. Lond., B214, pp.449-470 (1982)
  • Non-Patent Document 4 Jpn. J. Appl. Phys., 33, pp. 3217-3219 (1994)
  • Non-Patent Document 5 J. Lightwave TechnoL, 13, pp.1296-1302 (1995)
  • the object contains magnetic or conductive material, it is difficult to measure, and large-scale equipment such as electromagnetic shielding of the room where the device is placed is required.
  • the shape of the measurement object is limited because the opposite surface of the measurement object is irradiated with laser light and the acoustic wave is measured on the other surface.
  • OCT optical coherence tomography
  • the stress applied to the surface Since the amount of attenuation at the part was compensated by estimation, the error was significant.
  • Optical heterodyne light reception described in Jpn. J. Appl. Phys., 33, pp.3217-3219 (1994) performs high-frequency resolution and sufficiently high power because of electrical spectroscopy. Since noise other than shot noise can be reduced by interfering with local light emitted from, it can be measured in a short time. However, it has been difficult to apply to a movable object such as a living body because there is no means for obtaining position information of the measurement target region. In addition, since the scattering angle was as small as 0.997 to 4.96 °, it was necessary to input and output light on both sides of the measurement object, which was difficult to apply to the living body. As a result, the shape of the measurement object is limited, and spatial distribution measurement is difficult.
  • Brillouin scattered light spectroscopy has conventionally been performed on biological tissue sections, polymers, and optical fibers, but image information cannot be obtained.
  • An object of the present invention is to provide a measuring apparatus and a measuring method that can measure the elastic and viscous distribution of an object to be measured in a non-contact, non-invasive and simple manner using Brillouin scattered light. It is in.
  • the elastic viscosity measuring apparatus includes an excitation light generating means for generating modulated excitation light, and exciting light to be emitted to a condensing position of the measurement target, and scattered light generated at the measurement target.
  • Optical system for capturing, local light generating means for generating local light, and captured scattered light
  • a light combining means for combining the local light
  • a light detecting means for photoelectrically converting the combined light to generate a photocurrent
  • a filter for selecting and extracting a part of the alternating current component of the photocurrent
  • a light extraction means for extracting a part of the alternating current component of the photocurrent.
  • the frequency-selective power detection means that selects and measures the frequency component related to the modulation of the excitation light from the power of the measured photocurrent, calculates the light spectrum of the scattered light, and calculates the scattered light due to the elastic wave in the measurement target.
  • Analyzing means for obtaining at least one of intensity, frequency and line width, and the optical system selectively captures a part of scattered light having an angle of 90 degrees or more with respect to the wave vector of excitation light. It is.
  • the present invention it is possible to acquire position information of a measurement target region and perform an elasticity or viscosity image of the measurement target.
  • damage to the measurement object is reduced compared to conventional devices that require compression or contact with an acoustic wave transducer.
  • spectrum measurement time can be shortened compared to conventional Brillouin scattered light measurement using an optical filter, and image information is obtained by performing spectrum measurement on multiple measurement target regions. It becomes possible in reality.
  • FIG. 1 is a schematic view showing an embodiment of a measuring apparatus according to the present invention.
  • FIG. 2 is a schematic diagram showing frequency spectra of measurement light, scattered light, and local light.
  • FIG. 3 is a diagram showing how the measurement light and scattered light are refracted.
  • FIG. 4 is a diagram showing an example of an optical probe.
  • FIG. 5 is a diagram for explaining a method of obtaining the scattered light's spacing.
  • FIG. 6 A diagram for explaining a method for obtaining the scattered light.
  • FIG. 7 is a diagram for explaining a method of obtaining the scattered light's spacing.
  • FIG. 8 is a diagram for explaining a method of obtaining the scattered light spectrum.
  • FIG. 9 is an explanatory diagram when pulse light is used as measurement light and local light.
  • FIG. 10 is a view showing another example of the optical probe.
  • FIG. 11 is a view showing another example of the optical probe.
  • FIG. 12 shows an example of a laser beam generator.
  • FIG. 13 is a diagram showing a configuration example of a light source and an optical heterodyne light receiver.
  • FIG. 14 is a diagram showing MPE of the eye in the cornea.
  • FIG. 15 is a diagram showing MPE of the eye in the cornea.
  • FIG. 16 is a diagram showing a polarization modulation method.
  • FIG. 17 is a diagram showing a configuration example of a light source and an optical heterodyne light receiver. Explanation of symbols
  • FIG. 1 is a schematic diagram showing an embodiment of a measuring apparatus according to the present invention.
  • This measuring device comprises a light source 1, an optical heterodyne light receiver 2, an optical probe 3, a control computer 4, an image information display 5, an optical coherence tomography 7, a guide laser light source 8, and a variable optical delay device 9. .
  • the optical probe 3 and the light source 1, the optical heterodyne light receiver 2, and the optical coherence tomography 7 are connected by an optical fiber 10.
  • the local light generated from the light source 1 is incident on the optical heterodyne light receiver 2 through the variable optical delay device 9.
  • the control computer 4 has a function of analyzing the spectrum of the received scattered light as well as a function of controlling the operation of each part of the apparatus.
  • the light source 1 generates measurement light and local light whose frequency difference is controlled, and irradiates the measurement object 6 with the measurement light via the optical probe 3.
  • the scattered light generated when the measurement object scatters the measurement light passes through the optical probe 3, is combined with the local light, and is guided to the light heterodyne light receiver 2.
  • the control computer 4 determines the center frequency and line width of the Prillouin scattering component by analyzing the spectrum of the scattered light. Since the center frequency of the Brillouin scattering component depends on elasticity and the line width depends on viscosity, this measurement provides information on elasticity or viscosity in the measurement target region.
  • the control computer 4 constructs the elasticity and Z or viscosity information obtained by spectral analysis as image information and outputs it to the image information display 5.
  • the light source 1 uses two light beams, ie, the measurement light having the frequency f and the local light having the frequency f, which are separated from each other.
  • Measurement light is generated by a laser light source 101, and local light is generated by a frequency variable laser light source 102.
  • the measurement light and the local light are combined and photoelectrically converted by the photodiode 103, and the frequency difference between the measurement light and the local light is measured by inputting an electric signal to the frequency measuring device 104.
  • the frequency control circuit 105 generates an error signal indicating an error from the above and feeds back the frequency variable laser light source 102. According to this light source, noise can be suppressed because the two lasers that supply the measurement light and local light oscillate at a single frequency.
  • the laser light source 101 and the laser light source 102 are laser light sources that are narrower than the Brillouin gain line width (typically about 100 MHz) of the measurement object and can generate light having a line width. It is possible to prevent the Brillouin gain spectrum from being overestimated due to the influence of the line width.
  • the local emission frequency variable laser light source 102 has a frequency accuracy finer than the Brillouin gain line width.
  • a laser diode or a fiber DFB laser having a diffraction grating as an external resonator is preferable.
  • the polarization state of local light is preferably randomized by a polarization scrambler 106 that is well known in the art. Thus, it is possible to prevent the fluctuation of the interference component due to the relative fluctuation of the scattered light and the polarization of the local light in the optical heterodyne detection from adversely affecting the detection performance.
  • the measurement light having the frequency f is guided to the optical probe 3 via the optical fiber 10, and the lens 301 is moved.
  • FIG. 2 is a diagram schematically showing frequency spectra of measurement light, scattered light, and local light.
  • Fig. 2 (a) shows the spectrum of the measured light
  • Fig. 2 (b) shows the spectrum of the scattered light
  • Fig. 2 (c) shows the spectrum of the local light.
  • Light scattering is described, for example, in Robert W. Boyd, “Nonlinear Optics”, Academic Press (1992) Section 7.1, 7.3.
  • Scattered light has frequency f
  • 1 R has a Raman scattering component.
  • Elastic scattering components are caused by Rayleigh scattering due to entropy fluctuations in the measurement object, as well as scattering due to refractive index inhomogeneity in living organisms, Brillouin scattering is caused by elastic waves in the measurement object, and Raman scattering is the measurement object. This is due to molecular vibration in the object.
  • the spectral width ⁇ is given by the medium density ⁇ , the shear viscosity 7 ?, and the Balta viscosity 7?
  • the signal-to-noise ratio SNR and SNR of the measurement light and the local light is preferably 40 dB or more.
  • the interference between the elastically scattered measurement light noise and the local light, and the interference between the elastically scattered measurement light and the local light become noise in the measurement of the Brillouin scattered light.
  • the noise light to -80 dB or less as described above, the influence of elastic scattering becomes less than the Brillouin scattering signal, and the SN ratio can be prevented from being lowered by elastic scattering.
  • the scattering angle ⁇ is determined by the law of refraction. As shown in Fig. 3, the complementary angle of the angle formed by the measurement light and the scattered light in the external environment of the measurement object is
  • a is the 11 components of the elastic matrix c
  • the optical probe has a mechanism for obtaining position information necessary for imaging.
  • the guide light generated by the guide laser light source 8 is combined with the measurement light, propagates through the same optical fiber, and irradiates the measurement target region 601 via the optical probe 3.
  • the spot of the guide light generated in the measurement target region 601 is photographed by the camera 302 provided in the optical probe 3.
  • an image of the measurement object including the periphery of the measurement target region 601 is taken with a camera, and the position of the guide light spot is measured using the characteristic part 602 of the measurement target as a reference. Thereby, the position information of the measurement target region 601 is obtained.
  • the image of the measurement object 6 can be taken by using the illumination 303, and it becomes possible to acquire position information in a dark place such as under an endoscope.
  • the measurement can be performed while moving the optical probe 3 along the surface of the measurement object, and the distribution information can be constructed by associating the viscoelasticity measurement result with the position information.
  • the constructed elasticity or viscosity distribution information is displayed on the image display 501 as an elastic / viscous distribution image 502 that is superimposed on the image 503 of the measurement object photographed by the camera and expressed in color or shade.
  • the influence of the movement can be eliminated by detecting the movement of the feature.
  • the method of obtaining position information with reference to the characteristic part 602 of the measurement object has an advantage that it can follow the movement of the measurement object, and is suitable for measurement of a living body having a pulsation. It is preferable to select the feature part 602 so as to be the vertex of the triangle including the measurement target area 601. Thus, even when the movement of the measurement target is spatially uneven, the motion compensation is effectively performed. Can do.
  • the wavelength of the guide light is preferably a wavelength at which the camera has sensitivity.
  • the camera is preferably a general-purpose CCD camera
  • the guide light source is preferably a laser diode having a wavelength of 630 nm.
  • a camera having sensitivity to the wavelength of the measurement light for example, an infrared power camera may be used, and the measurement light may also serve as the guide light.
  • the optical probe may be moved freehand by the operator of the apparatus, but as shown in Fig. 1, a mechanism for moving the optical probe 3 along the rails 305 and 306 is provided, and means for measuring the amount of movement is provided. It is better to be equipped because it can eliminate unnecessary movement.
  • a gap 603 exists between the optical probe 3 and the measurement object 6.
  • the optical probe 3 is not in direct contact with the measurement object 6.
  • the conventional elasticity diagnostic technology is necessary to contact the object to be measured.
  • the air gap may be air or a liquid such as water or a gel substance.
  • the frequency f generated by the frequency variable laser light source 102 is
  • a photocurrent is generated by the interference between the local light of 2 and the scattered light, and the spectrum of the Prillouin scattering component of f I + fB or f I -fB of the scattered light is measured.
  • a balanced diode configuration that takes the difference between the photocurrents from the two photodiodes 201 and 202 is preferable because the influence of intensity noise can be eliminated.
  • the component of the frequency f in the scattered light spectrum is extracted by passing the photocurrent through an electric signal filter 203 having a transmission band at a frequency ff of zero or near zero.
  • the photocurrent i corresponding to the component
  • f larger than the Brillouin scattering line width ⁇ (approximately 100MHz) is selected.
  • the spectrum of scattered light can be obtained by measuring 2 f 2 f 1 B I B 2 f o.
  • the spectrum of light can be measured.
  • the measurement light (and hence the scattered light) is pulsed light with a repetition frequency f,
  • Light is a pulsed light with a repetition frequency f, and the frequency obtained by optical heterodyne detection + f m2
  • the interference component of local light and scattered light can be extracted. According to this method, noise caused by elastic scattering can be relatively reduced, and the S / N ratio of the measurement can be improved.
  • FIG. 8 is a diagram for explaining a method for obtaining a spectrum of scattered light.
  • the photocurrent from the balanced photodiodes 201 and 202 is converted into a bandpass f f with a transmission frequency f and a transmission band ⁇ .
  • the frequency selective power detection means 203d can perform power detection selectively at this frequency.
  • the power of the noise ( ⁇ ) - can be reduced to 1/2. Therefore, miscellaneous in light heterodyne light reception
  • Noise power N due to local light shot noise, which is the main cause of sound, is P
  • the Planck constant is h
  • the optical frequency is V
  • the proportionality constant is A.
  • N AP hv ( ⁇ / ⁇ ) 12
  • the power s of the signal due to Brillouin scattered light is P
  • the power of the Brillouin scattered light is P
  • the line width is ⁇ .
  • the bandwidth Af of the bandpass filter is 10
  • the filter band is variable, and if the measured line width is larger than the filter band, the filter band is increased, and the line width measurement value does not increase even if the filter band is increased. I prefer to do it.
  • the filter bandwidth and the Brillouin line width can be matched, and the SNR can be maximized as described above.
  • the speed of sound in the GHz band for typical biomaterials is approximately 1.6 kmZs, as described, for example, in J. M. Vaughan and J. T. Randa 11, Nature V.284, pp. 489-491 (1980). Therefore, if the refractive index is about 1.5, the light wavelength is 1.06 ⁇ m, and the scattering angle is 170 °, the Brillouin frequency shift f is about 4.5 GHz. Therefore, the frequency difference ⁇ between measurement light and local light is 4.
  • the variable optical delay device 9 includes collimating lenses 901 and 902 and a movable mirror 903. The photocurrent of the interference component is maximized when the pulse timings coincide with each other, and may be adjusted to maximize this. As shown in the equation in Fig. 9, the photocurrent signal in optical heterodyne light reception is the product of the local light power and the scattered light power SP P
  • Noise is the interference component of the sum of local light and scattered light (P + SP) and vacuum fluctuations. So
  • the pulse coincidence is incomplete, only one of the local light and scattered light has a significant optical power, and the other has a time when there is only vacuum fluctuation.
  • the photocurrent generated at such a time does not contain any signal but only noise, thus degrading the overall signal-to-noise ratio. Therefore, the closer the pulse coincides, the better.
  • the average optical power can be suppressed by using pulsed light, thermal damage to the measurement object can be prevented. Expansion caused by heat generation due to light absorption of the measurement object can also be avoided. Note that, if the pulse duration is less than the acoustic wave lifetime, the scattering efficiency is lowered. Therefore, it is preferable to use a pulse having a longer duration than the acoustic wave lifetime.
  • the pulse width is desirably lms or less in order to avoid temperature rise in the measurement target area. Repetitive frequency inverse of less desirable instrument duty ratio 500MHz or 500Hz pulses than consistency with this pulse width is 2 or more 1 0 6 or less.
  • FIG. 14 is a diagram showing the MPE of the eye in the cornea as defined in J IS 6802C. 14, the correction coefficient C is 10 ° ⁇ °° 2 "-. 7 is a ° Q) also, MPE is to repeated pulsed radiation, than
  • the allowable power depends on the pulse width and the repetition frequency.
  • Figure 15 shows the results of calculating the dependence of MPE on the pulse repetition frequency and duty ratio when the typical value is 1060 nm and the irradiation time is 1 sec. Assuming that the exposure area corresponding to the iris is a circle with a diameter of 7 mm!
  • the measurement light is modulated, and a signal synchronized with this modulation is detected.
  • the effective measurement light power is a Fourier component at a modulation frequency that is not equal to the average power.
  • modulation component MPE is the maximum value +8.4 dBm when the duty ratio is ⁇ 0.2 and the repetition frequency is ⁇ 30 kHz. Therefore, it is preferable to use pulsed light with a duty ratio ⁇ 0.2, repetition frequency ⁇ 30 kHz, and average power ⁇ 3.5 mW as measurement light.
  • the polarization scrambler 106 randomly changes the polarization state of the local light. This can prevent the fluctuation of the polarization of the scattered light caused by the fluctuation force S of the polarization characteristic of the measurement object from destabilizing the photocurrent of the photodiode (103, 201, 202). .
  • the polarization of the measurement light may be scrambled.
  • the optical heterodyne receiver can be configured with a polarization diversity configuration, so that it is possible to eliminate light intensity fluctuations that are parasitic to polarization scrambling.
  • the local light is modulated with the frequency f, and the modulation frequency m2 of the measurement light is
  • Polarization modulation with m2 is preferable.
  • a modulation method is adopted in which the polarization state moves on the Poincare sphere at the four vertices of the regular tetrahedron every 1Z4 period, and the frequencies f -f and 2f -f It is preferable to measure (c 2 + c 2 ) 1/2 where c and c are Fourier components.
  • In-light detection efficiency ⁇ depends on the relative relationship between the polarization state of scattered light and local light.
  • Equation (4) is obtained.
  • the alternating component of the local light power can be made substantially zero. Therefore, an AC coupled photo receiver in which a photodiode and an amplifier are AC coupled can be used. Since such a receiver can increase the saturation light input as compared with a DC-coupled receiver, higher power local light can be used, and the detection sensitivity of scattered light can be improved.
  • an optical coherence tomography 7 is provided as the second optical diagnostic means. This is a means of measuring the spatial distribution of the elastic scattering coefficient of an object to be measured.
  • a superluminescent diode 701 which is a low-coherence light source
  • a beam splitter 702. Divided into light to irradiate an object and reference light, scattered light with the power of the object to be measured is collected by lens 705 and combined with reference light by beam splitter 702 to produce a photo
  • the local elastic scattering coefficient in the measurement target region is measured, and by further changing the optical path length of the reference light with the movable mirror 703, the elastic scattering coefficient is distributed in the depth direction.
  • a lateral distribution can be obtained by moving the optical probe 3 in the direction crossing the optical axis.
  • the point at which elastic scattering is measured is a major difference from the present invention in which Brillouin scattering is measured.
  • the measurement light and scattered light of optical coherence tomography share the measurement light and scattered light of the present invention with a part of the optical fiber 10 and the optical probe 3 as an optical path.
  • the positions of the measurement results obtained by the two light measurement means can be associated with each other.
  • integrating the second light measurement means in this way, a plurality of physical quantities can be diagnosed at one position. By measuring not only one physical quantity but also a combination of multiple physical quantities, the probability of false positive / false negative misjudgment can be reduced, and the accuracy of disease diagnosis can be improved.
  • the detection sensitivity and determination accuracy of arteriosclerosis and tumors are improved when a living body is a measurement object. be able to.
  • the image display it is preferable to display not only the measurement results of the individual measuring means but also the results of diagnosing the presence or malignancy of the disease by integrating them.
  • the second measurement means includes an image capturing for measuring the color and absorbance of the measurement object, and a polarization optical coherence tomography for measuring birefringence, and a fluorescence spectrum.
  • Well-known measuring means such as fluorescent image capturing for measurement may be used according to the purpose.
  • integration when measuring blood vessels, not only the elasticity of the blood vessel wall but also the thickness of the endothelial cell layer and smooth muscle cell layer of the blood vessel wall are diagnosed and the results are integrated, so that arteriosclerosis is achieved. Detecting lifestyle-related diseases can be expedited.
  • the measurement results include not only the elasticity and viscosity of the tissue, but also the intensity of light scattering, autofluorescence, and fluorescence from biomarkers.
  • the optical probe may have a configuration other than that shown in FIG. An example is shown in Fig. 10.
  • the measurement light and the scattered light pass through different optical paths, and the measurement light is transmitted through the irradiation light transmission light beam.
  • the light is focused on the measurement target region 601 by the light irradiation lens 311 through the aiba 1001.
  • the scattered light is captured by the light capturing lens 312 and coupled to the scattered light transmission optical fiber 1002.
  • Illuminated light transmission optical fiber 1001 is coupled to light source 1, guide laser light source 8, and superluminescent diode 701 in FIG. 1, and scattered light transmission optical fiber 1002 is coupled to optical heterodyne receiver 2 and photodiode 704. .
  • the angle formed by the captured scattered light with respect to the measurement light is smaller than 180 °. Can capture. Therefore, distribution measurement in the depth direction can be performed by changing the distance between the optical probe 3 and the measurement object 6 and performing measurement. As shown in FIG. 1, the spatial distribution of viscoelasticity can be measured by measuring the scattered light and measuring the amount of movement while moving the optical probe 3 along the rails 305 and 306.
  • FIG. 11 shows another form of the optical probe.
  • the optical probe shown in FIG. 11 includes a lens array 313 configured by arranging a plurality of lenses 301 that irradiate measurement light and capture scattered light.
  • an optical fiber switch 1003 is used to select one of a plurality of lenses and connect it to the optical fiber 10 for measuring light'scattered light transmission.
  • the spatial distribution of viscoelasticity can be measured by measuring the scattered light while switching the lens with the switch 1003 and associating it with the relative position between the lenses measured in advance.
  • this optical probe it is possible to construct image information by acquiring position information without moving the optical probe. Since the optical probe can be simplified by omitting the moving mechanism, it can be used under the strong magnetic field of MRI.
  • the laser light generator may have a configuration other than that shown in FIG. An example is shown in Fig. 12. In the laser beam generator of Fig. 12, two laser beams of frequency f generated by the laser light source 101 are used.
  • the other is an optical modulator 112 that modulates the amplitude and / or phase by a high-frequency electrical signal having a frequency ⁇ f.
  • a high-frequency electrical signal having a frequency ⁇ f.
  • the configuration shown in FIG. 13 is also possible as the light source 1 and the optical heterodyne light receiver 2.
  • the laser light generator divides the laser light of frequency f into two parts, the measurement light and the local light.
  • Randomization is performed by the scrambler 106, and scattered light is heterodyne-received using this local light, whereby a high-frequency electric signal having a center frequency f and a line width ⁇ is obtained.
  • the spectrum of the Brillouin scattered light can be measured.
  • the measurement light and the local light are modulated by f and f by the optical modulators 111 and 112, respectively.
  • the photocurrent is input to the spectrum analyzer 211, the intermediate frequency output is detected by the square detector 203b, and the frequency I f -f of the output is detected.
  • the spectrum analyzer functions as a variable filter by using the intermediate frequency output of the spectrum analyzer. It is possible to measure the spectrum of scattered light by scanning the transmission frequency of the filter. Unlike Non-Patent Document 4, this embodiment uses a pulsed light with an optimum S / N ratio within a range that does not cause biological light damage, and captures backscattered light scattered at a scattering angle of 90 ° or more. It is possible to measure a living body by taking

Abstract

　ブリルアン散乱光を利用して、測定対象物の弾性及び粘性の分布を非接触、非侵襲かつ簡便に測定する。 　光源部から発生された測定光を光プローブ３から測定対象物６に照射し、光プローブ３によって散乱光を受光する。制御コンピュータ４は、光プローブで受光した散乱光の光スペクトルを解析し、弾性波散乱成分の中心周波数及び線幅の少なくとも一方を粘弾性情報として算出し、粘弾性情報を測定対象物の測定対象領域６０１の位置に対応付けて画像情報として出力する。測定対象物の測定対象領域の位置情報は、ガイド光の光スポットを光プローブ３に備えられたカメラ３０２で撮影して取得する。

Description

明 細 書
弾性粘性測定装置
技術分野
[0001] 本発明は、測定対象物の弾性及び粘性を測定する装置に関する。
背景技術
[0002] 米国特許第 5,592,085号明細書及び米国特許第 6,879, 155号明細書には、測定対 象物に外部力 圧力波を加え、内部まで伝搬した圧力波が誘起する変位を磁気共 鳴イメージング (MRI)によって測定することにより、測定対象物内部の弾性及び粘性 の分布を測定し、画像として表示する方法が記載されている。米国特許第 5, 187, 147 号明細書及び米国特許第 6,687,625号明細書には、測定対象物に外部から圧力を 加え、内部まで伝達した圧力が誘起する変位を超音波エコーによって測定すること により、測定対象物内部の弾性の分布を測定し、画像として表示する方法が記載さ れている。
[0003] 測定対象物の一方の側にパルス光を照射し、パルス光のエネルギーを測定対象物 に吸収させることで音響波を生じさせると、音響波が測定対象物の対向する 2つの端 面で反射しながら測定対象物中を往復する。 Jpn. J. Appl. Phys., Vol.42, pp丄 556-L 558 (2003)には、この音響波のエネルギーを時間の関数として他方の側で検出する ことにより、測定対象物中の粘性対弾性比を求めることが記載されている。 Opt. Exp., Vol.3, pp.199-211 (1998)には、測定対象物に外部力 圧力を加え、内部まで伝達 した圧力が誘起する変位を光コヒーレンストモグラフィ (OCT)によって測定することに より、測定対象物内部の弾性の分布を測定し、画像として表示する方法が記載され ている。
[0004] ブリルアン散乱光によって測定対象物の弾性及び粘性を測定する方法も知られて
ヽる。 J. Randall and J. M. Vaughan, Proc. R. Soc. し ond., B214, pp.449— 470 (1982) には、生体組織切片を対象とし、連結されたエタロンを高分解能の可変光フィルタと して用いて散乱光を分光することにより、ブリルアン散乱分光に必要な 100MHz以 下の分解能を実現し、弾性散乱による雑音を除去することが記載されている。 K. Hat tori, et al.， Jpn. J. Appl. Phys., 33, pp.3217- 3219 (1994)には、ポリマを対象とし、光 フィルタの代わりに光へテロダイン受光を用いる方法が記載されている。 T. Horiguchi , et al.， J. Lightwave TechnoL, 13, pp.1296- 1302 (1995)には、光ファイバを対象とし 、ブリルアン周波数シフトの光ファイバ長手方向に沿った分布を測定することが記載 されている。
特許文献 1：米国特許第 5,592,085号明細書
特許文献 2 :米国特許第 6,879,155号明細書
特許文献 3 :米国特許第 5, 187,147号明細書
特許文献 4 :米国特許第 6,687,625号明細書
非特許文献 1 : Jpn. J. Appl. Phys., V.42, pp丄 556- L558 (2003)
非特許文献 2 : Opt. Exp., Vol.3, pp.199- 211 (1998)
非特許文献 3 : Proc. R. Soc. Lond., B214, pp.449- 470 (1982)
非特許文献 4 :Jpn. J. Appl. Phys., 33, pp.3217- 3219 (1994)
非特許文献 5 : J. Lightwave TechnoL, 13, pp.1296- 1302 (1995)
発明の開示
発明が解決しょうとする課題
従来の方法では、測定対象物の弾性及び粘性を非接触、非侵襲かつ簡便に測定 することが困難であった。超音波診断においては、測定対象物への超音波照射及び 測定対象物からの超音波検出のために、超音波探触子を測定対象物に接触させる 力 超音波伝達媒質 (水やグリースなど)を測定対象物に接触させる必要がある。 M R (磁気共鳴)の利用にお ヽては、測定対象物を 1T (テスラ)程度の強磁場中に置!、 て電磁波を照射し、測定対象物が発する微弱な電磁波を検出するため、測定対象 物が磁性材料や導電性材料を含有している場合には測定が困難であり、また、装置 が置かれた部屋を電磁シールドするなど、大が力りな設備が必要とされる。光音響法 においては、測定対象物の対向する一方の面にレーザ光を照射して他方の面で音 響波を測定するため、測定対象物の形状が制限される。 OCT (光コヒーレンストモグ ラフィ）においては、測定対象物の表面に応力を与える必要があるため、光学的測定 法であるにも関わらず非接触では測定できな力つた。さらに、表面に加えた応力が内 部でどのように減衰するかは推定で補うため、誤差が大き力つた。
[0006] Proc. R. Soc. Lond., B214, pp.449- 470 (1982)の方法は、光フィルタによって分光 を行うため受光パワーが低ぐ散乱励起光パワーに関しても生体組織の光損傷によ る上限があつたため、受光素子として光電子増倍管を用いる必要があり、非分布型 測定にも関わらず 10分程度の測定時間を要して 、た。測定時間の問題は光フィルタ による分光では本質的であった。仮に、この方法を用いて画像情報を構築しようとす ると、 2次元でスキャンするためにこの数百倍の時間を要し非現実的であった。
[0007] Jpn. J. Appl. Phys., 33, pp.3217-3219 (1994)に記載された光へテロダイン受光は、 電気的に分光を行うため高い周波数分解能が得られ、十分に高いパワーを持つ局 発光と干渉させることによってショット雑音以外の雑音を低減することができるため、 短時間で測定することが可能である。しかし、測定対象領域の位置情報を得る手段 が備えられていな力 たため、生体などの動きうる対象物には適用困難であった。さ らに、散乱角が 0. 97〜4. 96° と小さ力つたため測定対象物の両側で光入出力を 行う必要があり、その点でも生体への適用が困難だった。そのため、測定対象物の形 状に制約があり、空間分布測定も困難であった。
[0008] J. Lightwave TechnoL, 13, pp.1296-1302 (1995)に記載された方法は、測定対象が 光ファイバに制約されているため、 1次元的な分布しか測定できず、 2以上の次元で の分布測定を行うためには測定対象物に光ファイバを張り巡らせて測定する必要が あり、間接的な弾性情報しか得ることができな力つた。
[0009] このように、ブリルアン散乱光の分光は、従来も生体組織切片やポリマや光ファイバ を対象として行われて ヽたが、画像情報を得ることはできなカゝつた。
[0010] 本発明の目的は、ブリルアン散乱光を利用して、測定対象物の弾性及び粘性の分 布を非接触、非侵襲かつ簡便に測定することのできる測定装置及び測定方法を提 供することにある。
課題を解決するための手段
[0011] 本発明による弾性粘性測定装置は、変調された励起光を発生させる励起光発生手 段と、測定対象の集光位置に励起光^^光させると共に、測定対象で発生した散乱 光を捕捉する光学系と、局発光を発生させる局発光発生手段と、捕捉された散乱光 と局発光を合波する合波手段と、合波された光を光電変換して光電流を発生させる 光検出手段と、光電流の交流成分の一部を選択して取り出すフィルタと、取り出され た光電流の電力のうち、励起光の変調に関連する周波数成分を選択して測定する 周波数選択的電力検出手段と、散乱光の光スペクトルを計算し、測定対象中の弾性 波による散乱光の強度、周波数及び線幅の少なくとも 1つを得る解析手段とを備え、 前記光学系は、励起光の波数ベクトルに対して 90度以上の角度を成す散乱光の一 部を選択して捕捉するものである。
[0012] 本発明によると、測定対象領域の位置情報を取得して、測定対象物の弾性又は粘 性の画像ィ匕を行うことができる。また、圧迫や弾性波トランスデューサの接触が必要 だった従来装置に比べ、測定対象物の損傷が低減される。光へテロダイン法を用い ることで、光フィルタを用いる従来のブリルアン散乱光測定に比べてスペクトル測定の 時間を短縮でき、スペクトル測定を複数の測定対象領域に対して実施して画像情報 を取得することが現実的に可能となる。
発明の効果
[0013] 本発明によると、ブリルアン散乱光を利用して、測定対象物の弾性及び粘性の分布 を非接触、非侵襲かつ簡便に画像情報として測定することができる。
図面の簡単な説明
[0014] [図 1]本発明による測定装置の一実施例を示す概略図。
[図 2]測定光、散乱光、及び局発光の周波数スペクトルを示す模式図。
[図 3]測定光と散乱光の屈折の様子を示す図。
[図 4]光プローブの一例を示す図。
[図 5]散乱光のスぺ外ルを得る方法を説明する図。
[図 6]散乱光のスぺ外ルを得る方法を説明する図。
[図 7]散乱光のスぺ外ルを得る方法を説明する図。
[図 8]散乱光のスぺ外ルを得る方法を説明する図。
[図 9]測定光及び局発光としてパルス光を用いた場合の説明図。
[図 10]光プローブの他の例を示す図。
[図 11]光プローブの他の例を示す図。 [図 12]レーザ光発生器の例を示す図。
[図 13]光源及び光へテロダイン受光器の構成例を示す図。
[図 14]角膜における眼の MPEを示す図。
[図 15]角膜における眼の MPEを示す図。
[図 16]偏波変調の方式を示す図。
[図 17]光源及び光へテロダイン受光器の構成例を示す図。 符号の説明
1:光源
2:光へテロダイン受光器
3:光プローブ
4:制御コンピュータ
5:画像情報表示器
6:測定対象物
7：光コヒーレンストモグラフィ
8:ガイドレーザ光光源
9:可変光遅延器
10:光ファイバ
101:レーザ光源
102：周波数可変レーザ光源
103:フォトダイオード
104:周波数測定器
105:周波数差制御回路
106:偏波スクランブラ
111, 112:光変調器
201， 202:フォトダイオード
203:電気信号フィルタ
203a：バンドパスフィルタ
203b:二乗検波器 203c:ロックインアンプ
203d:周波数選択的電力検出手段
301: ：光照射'光捕獲用レンズ
302: ：カメラ
303: ：カメラ用照明
304: ：照射光 ·散乱光
305, 306：レーノレ
501: ：画像表示器
502: ：弾性 '粘性分布画像
503: ：測定対象物画像
601: ：測定対象領域
701: ：スーパールミネッセンスダイオード
702: ：ビームスプリッタ
703: ：可動鏡
704: ：フォトダイオード
705: ：レンズ
901, 902:レンズ
903: ：可動鏡
発明を実施するための最良の形態
[0016] 以下、図面を参照して本発明の実施の形態を説明する。
[0017] 図 1は、本発明による測定装置の一実施例を示す概略図である。この測定装置は、 光源 1、光へテロダイン受光器 2、光プローブ 3、制御コンピュータ 4、画像情報表示 器 5、光コヒーレンストモグラフィ 7、ガイドレーザ光光源 8、及び可変光遅延器 9を備 える。光プローブ 3と光源 1、光へテロダイン受光器 2、光コヒーレンストモグラフィ 7の 間は光ファイバ 10によって結ばれている。また、光源 1から発生された局発光は可変 光遅延器 9を介して光へテロダイン受光器 2に入射される。制御コンピュータ 4は、装 置各部の動作を制御する機能と共に受信した散乱光のスペクトルを解析する機能を 有する。 [0018] 光源 1は周波数差が制御された測定光と局発光を発生させ、光プローブ 3を経由し て測定光を測定対象物 6に照射する。測定対象物が測定光を散乱することによって 発生した散乱光は光プローブ 3を経由し、局発光と結合されて光へテロダイン受光器 2に導かれる。制御コンピュータ 4は、散乱光のスペクトルを解析することにより、プリ ルアン散乱成分の中心周波数と線幅を求める。ブリルアン散乱成分の中心周波数は 弾性に、線幅は粘性に依存するので、この測定によって測定対象領域における弾性 又は粘性についての情報が得られる。制御コンピュータ 4はスペクトル解析によって 得られた弾性及び Z又は粘性の情報を画像情報として構築し、画像情報表示器 5に 出力する。
[0019] 光源 1は、周波数 fの測定光及び周波数 fの局発光の 2つの光をそれぞれ別のポ
1 2
ートから出力する。測定光はレーザ光源 101によって発生させられ、局発光は周波 数可変レーザ光源 102によって発生させられる。測定光と局発光を結合してフォトダ ィオード 103で光電変換し、電気信号を周波数測定器 104へ入力することによって 測定光と局発光の周波数差を測定し、その値と制御コンピュータ 4による指定値との 誤差を示す誤差信号を周波数制御回路 105で生成し、周波数可変レーザ光源 102 にフィードバックをかける。この光源によると、測定光と局発光を供給する 2つのレー ザがそれぞれ単一周波数で発振するため、雑音を抑制できる。
[0020] レーザ光源 101及びレーザ光源 102は、測定対象物のブリルアンゲイン線幅 (典型 的には約 100MHz)よりも細!、線幅の光を生成できるレーザ光源であり、それによつ て光源線幅の影響によりブリルアンゲインスペクトルが過大に評価されるのを防ぐこと ができる。局発光の周波数可変レーザ光源 102は、ブリルアンゲイン線幅よりも細か い周波数精度を有する。このような光源としては、外部共振器として回折格子を有す るレーザダイオードやファイバ DFBレーザが好ましい。局発光の偏波状態は、従来 良く知られた偏波スクランブラ 106によってランダム化することが好ましい。それにより 、光へテロダイン検出において散乱光と局発光の偏波の相対的な揺らぎによる干渉 成分の揺らぎが検出性能に悪影響を及ぼすのを防ぐことができる。
[0021] 測定光の周波数は 180〜750THz (真空波長 400〜1700nm)であることが好まし ぐこれにより生体由来材料や生体を測定対象とした場合に光損失が低く深部まで 測定可能となり、腫瘍や動脈硬化などの病変の診断に適する。その中でも特に周波 数 250〜500THz (真空波長 600〜1200nm)が好ましい。たとえば、 Yb添カロフアイ バレーザを用いることにより f =283THz(1060nm)の光を得ることができ、また外部
1
共振器付きレーザダイオードを用いることにより f =375THz(800nm)の光を得るこ
1
とがでさる。
[0022] 周波数 fの測定光を、光ファイバ 10を経由して光プローブ 3へ導き、レンズ 301を
1
通して出射し、測定対象物 6の測定対象領域 601に照射すると、測定対象物での光 散乱によって散乱光 304が発生する。この散乱光をレンズ 301で捕獲して光ファイバ 10へ結合し、光へテロダイン受光器 2へ導く。
[0023] 図 2は、測定光、散乱光、及び局発光の周波数スペクトルを模式的に示す図である 。図 2 (a)は測定光のスペクトル、図 2(b)は散乱光のスペクトル、図 2(c)は局発光の スペクトルを示している。光散乱に関しては例えば Robert W. Boyd, "Nonlinear Optic s", Academic Press (1992) Section 7.1, 7.3などに記載されている。散乱光は周波数 f
1に弾性散乱成分を有し、 f 士 f
1 Bにブリルアン散乱成分を有し、 f 士 f
1 Rにラマン散乱成 分を有する。弾性散乱成分は測定対象物内のエントロピー揺らぎによるレイリー散乱 のほか、生体などでは屈折率不均一性による散乱に起因し、ブリルアン散乱は測定 対象物内の弾性波に起因し、ラマン散乱は測定対象物内の分子振動に起因する。 ブリルアン散乱の周波数シフト f は、屈折率を n、真空中の光波長をえ =c/f (cは
B 1 真空光速)、弾性波の伝搬速度を V、散乱角（測定光と散乱光の波数べ外ルが成す a
角）を 0として、
f =(2nv/l)sin(0 /2) (1)
B a
で与えられ、スペクトル幅 Δίは、媒質密度を ρ、せん断粘性を 7? 、バルタ粘性を 7?
B s b
、とすると、
Δί ={8πη /( β λ2)}*{(4/3) η +η }s (6 /2) (2)
Β s b
で与えられる。スペクトル幅 Δίは音響波の寿命 τ の逆数に比例し、 Δί =1/(2
Β Β Β
π τ )とも与えられる。
Β
[0024] 測定光及び局発光の信号対雑音比 SNR及び SNRは 40dB以上であることが好
1 2
ましぐそれによつて弾性散乱起因の雑音の影響を抑圧できる。より具体的には、 16 OdBZHz以上であることが好ましい。この時、典型的なブリルアン線幅である 100M Hzの帯域に含まれる光雑音は— 80dBとなる。生体組織は強い弾性散乱を有するた め、測定光及び局発光の光雑音が低いことは重要である。 N. Berovic, et al.， Eur. Bi ophys. J. Vol. 17, pp. 69-74 (1989)では、筋繊維などの生体組織における弾性散乱 がブリルアン散乱よりも約 70dB高い強度を持つことが報告されている。弾性散乱され た測定光雑音と局発光の干渉、及び弾性散乱された測定光と局発光雑音との干渉 は、それぞれブリルアン散乱光の測定における雑音となる。しかし、上記のように雑音 光を—80dB以下とすることにより、弾性散乱の影響はブリルアン散乱信号以下となり 、弾性散乱による SN比低下を防ぐことができる。
[0025] 散乱角 Θは、屈折の法則によって求められる。図 3に示すように、測定対象物の外 部環境における測定光と散乱光が成す角の補角を Φ
0とすると、
f = (2ν / λ ) {n -n 2sin2 ( /2) } 1 2 (3)
B a 0 0
と与えられる。音速 v
aは、弾性マトリクスの 11成分 c
11を用いて V = (c
a 11 Z /0 ) 1/2と表さ れる。図 1、図 4に示す光プローブでは散乱角は θ = 180° であり、 φ = 0° である
0
。図 10に示す光プローブでは Θ < 180° 、 φ 〉0° となる。このような光プローブを
0
用いると、測定対象物への光入出力を片側のみで行うことができるため、両側で入出 力を行う従来技術では測定が不可能であった生体を測定対象とすることができる。ま た、図 10に示すような光プローブを用いると、深さ方向の分布測定が可能となる。
[0026] 従って、光波長、散乱角、屈折率につ!、ての情報を事前に取得し、ブリルアン散乱 の周波数シフト又は線幅を測定することにより、測定対象領域における弾性又は粘 性の情報が得られる。さらに複数の測定対象領域について弾性又は粘性を測定し、 位置情報と対応付けることにより、弾性又は粘性の分布を画像ィ匕することができる。 なお、弾性又は粘性の代わりに、周波数シフト又は線幅を位置情報と対応付けること により画像ィ匕してもょ 、。生体における硬さは組織の線維化などの病理学的情報と相 関があるが、このような病理学的情報を得る際には弾性又は粘性の絶対値は必ずし も必須ではなぐ周囲の健常領域との相対的な違いが分かれば足りる場合も多い。そ のような場合には、周波数シフト又は線幅を画像ィ匕することはデータの処理を簡略ィ匕 できる利点がある。 [0027] 本発明の測定装置では、画像化に必要な位置情報を得るための機構を光プロ一 ブが有する。ガイドレーザ光光源 8で発生させたガイド光は測定光と結合されて同じ 光ファイバを伝搬し、光プローブ 3を経由して測定対象領域 601に照射される。図 4 に示すように、測定対象領域 601に生じるガイド光のスポットを光プローブ 3に備えら れたカメラ 302で撮影する。さらに、カメラで測定対象領域 601の周辺を含む測定対 象物の画像を撮影し、測定対象物の特徴部位 602を基準としてガイド光のスポットの 位置を測定する。それによつて測定対象領域 601の位置情報が得られる。測定対象 物 6の画像撮影では照明 303を用いても良ぐそれによつて、内視鏡下などの暗所で 位置情報の取得が可能となる。さらに、光プローブ 3を測定対象物の表面に沿って移 動させながら測定を実施し、粘弾性測定結果と位置情報を対応付けることにより、分 布情報を構築することができる。構築された弾性又は粘性の分布情報は、カメラで撮 影した測定対象物の画像 503に重ね合わせて色彩や濃淡で表現した弾性'粘性分 布画像 502として画像表示器 501に表示される。この場合、測定対象物が動きを持 つ場合でも、特徴の動きを検出することによって動きの影響を排除して測定を行うこと ができる。
[0028] このように測定対象物の特徴部位 602を基準として位置情報を得る方法は、測定 対象物の動きに追随できるという利点があり、拍動を有する生体などの測定に適する 。特徴部位 602は測定対象領域 601を含む三角形の頂点となるように選ぶのが好ま しぐそれによつて測定対象物の動きが空間的に不均一な場合にも動きの補償を有 効に行うことができる。ガイド光の波長はカメラが感度を持つ波長であることが好ましく 、例えばカメラは汎用の CCDカメラとしガイド光光源は波長 630nmのレーザダイォ ードであることが好ましい。また、測定光の波長に感度を持つカメラ、例えば赤外線力 メラを用い、測定光がガイド光の役割を兼ねても良い。光プローブの移動は装置の操 作者がフリーハンドで行ってもよいが、図 1のようにレール 305, 306に沿って光プロ ーブ 3を移動させる機構が備えられ移動量を測定する手段が備えられている方が、 無駄な移動を排除できるため好まし 、。
[0029] さらに、光プローブ 3と測定対象物 6との間には空隙 603が存在する。このため光プ ローブ 3は測定対象物 6に直接接触しない。超音波、 MRI、 OCTなどを利用した従 来の弾性診断技術は!、ずれも測定対象物への接触が必要であつたが、本発明では 接触が無いため、測定対象物の機械的損傷や汚染を防ぐことができる。なお、空隙 は空気であってもよぐまた水などの液体やゲル状物質であっても良い。また、接触 が問題にならない測定対象物に対しては、空隙を設けずに接触させても測定を行う ことは可能である。
[0030] 光へテロダイン受光器 2では、周波数可変レーザ光源 102で発生させた周波数 f
2 の局発光と散乱光との干渉による光電流を発生させ、散乱光の f I +fB又は f I -fBのプリ ルアン散乱成分のスペクトルを測定する。このためには 2つのフォトダイオード 201, 2 02からの光電流の差を取るバランスドダイオード構成が強度雑音の影響を排除でき るので好ましい。散乱光のスペクトルを測定するためには、零又は零近傍の周波数 f f に透過帯域を持つ電気信号フィルタ 203に光電流を通過させることによって散乱光 スペクトルの中の周波数 f 士 fの成分を抽出し、その成分に相当する光電流 iをフィ
2 f
ルタ出力として測定すればょ 、。
[0031] 図 5に示すように、ブリルアン散乱の線幅 Δί (約 100MHz)より大きな fを選び、さ
B f らに f +f又は f _fが f +f 又は f -f に等しくなるよう fを選ぶと、 fを変化させて光電流 i
2 f 2 f 1 B I B 2 f o を測定することによって散乱光のスペクトルを得ることができる。
[0032] または、図 6に示すように、 f =0とし、周波数差 Af=f -fを変化させながら光電流 i f 1 2 o を測定しても、 Δίく 0の場合は f +f 、 Δί>0の場合は f -f におけるブリルアン散乱
1 B 1 B
光のスペクトルを測定することができる。
[0033] また、図 7に示すように測定光 (従って散乱光）を繰返し周波数 f のパルス光、局発 ml
光を繰返し周波数 f のパルス光とし、光へテロダイン検出によって得られる周波数 +f m2
又は- f のブリルアン散乱成分の光電流に周波数 I f -f Iのフィルタをかけること
B B ml m2
により、局発光と散乱光の干渉成分を抽出することもできる。この方法〖こよると、弾性 散乱に起因するノイズを相対的に低減し、測定の SN比を向上することができる。
[0034] より好ましくは、図 8に示すような光へテロダイン受光器を用いることが好ましい。図 8 は、散乱光のスペクトルを得る方法を説明する図である。図 8では、バランスされたフ オトダイオード 201, 202からの光電流を、透過周波数 f、透過帯域 Δίのバンドパス f f
フィルタ 203aでフィルタしたのちに二乗検波器 203bで検波し、二乗検波器の出力 をロックインアンプ 203cで測定する。ロックインアンプ 203cの参照周波数を、測定光 の変調周波数 f と局発光の変調周波数 fm2の差周波 | fml-fm2 |とすることにより、
ml
周波数選択的電力検出手段 203dは、この周波数において周波数選択的に電力検 出を行うことができる。ロックインアンプでは積分時間 Tで積分を行うことにより、雑音 の電力を（ΔίΤ)— 1/2に低減することができる。従って、光へテロダイン受光における雑
f
音主因であるローカル光ショット雑音による雑音電力 Nは、ローカル光パワーを P、 し プランク定数を h、光周波数を V、比例定数を Aとして、
N=AP hv (Δί/Τ)12
L f
となる。一方、ブリルアン散乱光に起因する信号の電力 sは、ブリルアン散乱光のパ ヮーを P、線幅を Δίとして、
Β Β
S=AP P (Δί/Δί ) (Δί ≤ Δί )
し Β f Β f Β
=ΑΡ Ρ
し Β (それ以外）
である。従って、測定の SN比は、
SNR=(P /(hv Δί ))*(ΔίΤ)12 (Δί ≤ Δί )
Β Β f f Β
=(Ρ /(hv Δί))*(ΔίΤ)12 (それ以外）
Β f f
となり、 Δί≤Δίの場合は Δί〖こ関して単調増大、 Δί >Δίの場合は Δί〖こ関して
f B f f B f 単調減少となるので、 Δί = Δίの場合に SNRは最大となる。生体組織のブリルアン
f B
線幅は 10MHz〜lGHzであることが多いため、バンドパスフィルタの帯域 Afは 10
f
MHz〜lGHzであることが好ましい。さらに、フィルタ帯域を可変として、測定された 線幅がフィルタ帯域より大きければフィルタ帯域を増大させ、フィルタ帯域を増大させ ても線幅測定値が大きくならな 、最小のフィルタ帯域となるように調整することが好ま しい。これにより、フィルタ帯域とブリルアン線幅を一致させ、上記に示したように SNR を最大化することができる。
典型的な生体材料での GHz帯での音速は、例えば J. M. Vaughan and J. T. Randa 11, Nature V.284, pp.489- 491 (1980)に記載されているように、約 1.6kmZsである。 従って、屈折率を約 1.5、光波長を 1.06 ^m,散乱角度を 170° とすると、ブリルァ ン周波数シフト f は約 4.5GHzとなる。従って、測定光と局発光の周波数差 Δίは 4.
Β
5GHzの近傍に制御される。 [0036] 測定光及び局発光としては CW光を用いることも可能である力 図 9に示すように、 周期及び幅が一致したパルス光とすることも好ましい。図 9では、測定光、散乱光、局 発光はいずれも周期 T、デューティー比 δのパルス光であり、光へテロダイン受光器 における散乱光と局発光のパルスのタイミングは一致するよう、図 1における可変光 遅延器 9によって調整されている。可変光遅延器 9はコリメート用のレンズ 901 , 902 と可動鏡 903からなる。干渉成分の光電流はパルスのタイミングが一致したときに最 大となるので、これを最大化するように調整すればよい。図 9中の式に示すように、光 ヘテロダイン受光における光電流の信号は局発光パワーと散乱光パワーの積 SP P
1 2 であり、雑音は局発光と散乱光の和 (P +SP )と真空揺らぎ Ρの干渉成分である。そ
2 1 f
のため、仮にパルスの一致が不完全であると、局発光又は散乱光の一方だけが有意 な光パワーを有し、他方は真空揺らぎしかない時間が生じる。そのような時間に発生 した光電流は信号を全く含まず雑音だけを含むため、全体の信号対雑音比を悪化さ せる。従ってパルスの一致は完全に近いほど好ましい。また、パルス光を用いること によって平均的な光パワーを抑制できるため、測定対象物の熱的損傷を防ぐことが できる。測定対象物の光吸収による発熱によって生じる膨張なども避けることができる 。なお、パルスの時間幅が音響波の寿命を下回ると散乱効率の低下をもたらすため、 音響波の寿命よりも長い時間幅のパルスを用いることが好ましい。音響波の寿命 τ
Β
はブリルアン散乱光の線幅 Δ ίによって τ = 1/ (2 π Δ ί )と表され、 Δ ίは上記 J.
B B B B
M. Vaughanらの文献によれば 0. 45GHz以上であるため、 35ps以上であることが好 ましぐ特に Ins以上が好ましい。また、測定対象領域の温度上昇を避けるためにパ ルス幅は lms以下であることが望ましい。このパルス幅との整合性よりパルスの繰返 し周波数は 500Hz以上 500MHz以下が望ましぐデューティー比の逆数は 2以上 1 06以下が望ましい。
[0037] より詳細には、測定対象に光損傷を生じさせない測定光のパワーとして、 JIS 6802C に規定されて 、る最大許容露光 (MPE)を一つの目安とすることができる。図 14は、 J IS 6802Cに規定されている角膜における眼の MPEを示す図である。図 14において 、補正係数 Cは 10°·°°2"— 7°Q)である。また、繰り返しパルス放射に対する MPEは、以
4
下に示す要求事項 a)、 b)、 c)のうち最も厳しいものを用いて決定する。 [0038] a)パルス列内のどの単一パルスからの露光も、単一パルスに対する MPEを超えて はいけない。
[0039] b)パルス持続時間のパルス列の平均露光は、持続時間の単一パルスに対する図 1
4に示された MPEを超えては!、けな!/、。
[0040] c)パルス列内全ての単一パルスからの露光は、補正係数 C =N— 1/4(N :露光中に
5
予期されるパルス数）を乗じた単一パルスに対する MPEを超えては!、けな!/、。
[0041] 図 14に示すように、許容パワーはパルス幅や繰返し周波数に依存する。そこで、典 型値として波長 1060nm、照射時間 lsecの場合の MPEのパルス繰返し周波数とデ ユーティー比に対する依存性を計算した結果を図 15に示す。なお、虹彩に相当する 露光領域として直径 7mmの円を仮定して!/、る。図 15 (a)は平均パワーの MPEを示 す。デューティー比によらず、繰返し周波数 30kHz以上では平均パワーの上限は + 5. 4dBm= 3. 5mWとなる。一方、本実施形態においては測定光は変調されており 、この変調に同期した信号が検出されるため、実効的な測定光パワーは平均パワー ではなぐ変調周波数におけるフーリエ成分となる。これを変調成分 MPEとして示し たのが図 15 (b)である。図 15 (b)より、デューティー比≤0. 2、繰返し周波数≥30k Hzの時に変調成分 MPEは最大値 +8. 4dBmとなる。従って、デューティー比≤0. 2、繰返し周波数≥30kHz、平均パワー≤ 3. 5mWのパルス光を測定光として用い るのが好ましい。
[0042] 偏波スクランブラ 106は、局発光の偏波状態をランダムに変化させる。これにより、 測定対象物の偏波特性の揺らぎ力 Sもたらす散乱光の偏波の揺らぎが、フォトダイォ ード（103, 201, 202)の光電流を不安定ィ匕させるのを防ぐことができる。一方、測定 光の偏波をスクランブルしても良い。また、偏波スクランブルの代わりに、光へテロダ イン受光器を偏波ダイバーシティ構成としても良ぐそれによつて偏波スクランブルに 寄生的に伴う光強度揺らぎなどを排除することができる。
[0043] さらに、図 7及び図 8で示したように局発光を周波数 f で変調して測定光の変調周 m2
波数 f
mlとの差周波 I f -f I
ml m2 で同期検波を行う代わりに、局発光を周波数 f
m2で偏波 変調することが好ましい。このとき、図 16に示すように、偏波状態がポアンカレ球上で 正四面体の 4頂点を 1Z4周期毎に移動する変調方式とし、周波数 f -f 及び 2f -f のフーリエ成分を c及び cとして (c 2+c 2) 1/2を測定することが好ましい。光へテロダ ml 1 2 1 2
イン受光の検出効率 κは散乱光と局発光の偏波状態の相対関係に依存する。偏波 状態を図 16中の記載のように表すと、式 (4)となる。
[数 1] A)
B)
κ (4)
C)
[
Figure imgf000017_0001
D)
[0044] 1変調周期の間に偏波状態が A→B→C→Dの順で変化するとし、フーリエ成分 c を式 (5)と表すと、式 (6)なので、式 (7)のようになり、散乱光の偏波状態に依存しない出 力を得ることができる。
[数 2] e„ = ¾ + ， «„ (5)
Figure imgf000017_0002
[0045]
Ax 4
, - a2 = 0, b7 (6)
π
Figure imgf000017_0003
[0047] さらに、局発光の強度を変調せずに偏波を変調することにより、局発光パワーの交 流成分を実質的に零にすることができる。そのため、フォトダイオードと増幅器を交流 結合した交流結合型フォトレシーバを用いることができる。このようなレシーバは直流 結合のレシーバに比べて飽和光入力を高くすることができるため、より高いパワーの 局発光を用いることができ、散乱光の検出感度を向上することができる。
[0048] 図 1では、第 2の光診断手段として光コヒーレンストモグラフィ 7を備える。これは測 定対象物の弾性散乱係数の空間分布を測定する手段であり、良く知られているよう に、低コヒーレンス光源であるスーパールミネッセントダイオード 701からの光をビー ムスプリッタ 702によって測定対象物を照射する光と参照光に分け、測定対象物力も の散乱光をレンズ 705で集光しビームスプリッタ 702で参照光と結合させてフォトダイ オード 704上で干渉させることにより、測定対象領域における局所的な弾性散乱係 数を測定し、さらに参照光の光路長を可動鏡 703で変化させることによって弾性散乱 係数の深さ方向分布を行う。さらに光プローブ 3を光軸に交わる方向へ移動させるこ とにより横方向の分布を得ることができる。弾性散乱を測定する点は、ブリルアン散乱 を測定する本発明との大きな違 、である。光コヒーレンストモグラフィの測定光及び散 乱光は、本発明の測定光及び散乱光と光ファイバ 10の一部及び光プローブ 3を光 路として共有する。それにより、 2つの光測定手段による測定結果の位置を対応付け ることができる。このように第 2の光測定手段を統合することにより、 1つの位置におい て複数の物理量を診断することができる。 1つの物理量だけでなく複数の物理量の組 を測定することにより、擬陽性 '擬陰性の誤判定の確率を低減し、疾患の診断精度を 向上することができる。既存の光学的診断の情報と、本発明が新たに提供する弾性- 粘性に関する情報を統合することにより、生体を測定対象物とした場合に、動脈硬化 や腫瘍などの検出感度、判定精度を高めることができる。画像表示としては、個々の 測定手段の測定結果だけでなくそれらを統合して疾患の有無や悪性度を診断した 結果をも画像として表示することが好まし 、。
[0049] なお、第 2の測定手段としては、光コヒーレンストモグラフィ以外にも、測定対象物の 色や吸光度を測定する画像撮影や、複屈折を測定する偏波光コヒーレンストモグラフ ィゃ、蛍光スペクトルを測定する蛍光画像撮影などの良く知られた測定手段を目的に 合わせて用いても良い。統合の例としては、血管を測定対象とする場合に、血管壁の 弾性だけでなく血管壁の内皮細胞層や平滑筋細胞層の厚さも併せて診断して結果 を統合することにより、動脈硬化の検出感度を高め、生活習慣病の診断の早期化を 図ることができる。また、腫瘍細胞と正常細胞の境界を含む組織を測定対象とする場 合に、組織の弾性や粘性だけでなく光散乱の強弱、自家蛍光やバイオマーカーによ る蛍光も併せて測定して結果を統合することにより、腫瘍組織と正常組織の判別精度 を高め、腫瘍の切除術や放射線治療における腫瘍の残留や正常組織へのダメージ などの不具合を低減できる。
[0050] 光プローブとしては、図 4以外の構成も可能である。その例を図 10に示す。図 10に 示す光プローブでは、測定光と散乱光は別の光路を通り、測定光は照射光伝送光フ アイバ 1001を通って光照射用レンズ 311によって測定対象領域 601に集光される。 散乱光は光捕獲用レンズ 312で捕獲され、散乱光伝送光ファイバ 1002に結合され る。照射光伝送光ファイバ 1001は図 1における光源 1、ガイドレーザ光光源 8、及び スーパールミネッセントダイオード 701に結合され、散乱光伝送光ファイバ 1002は光 ヘテロダイン受光器 2及びフォトダイオード 704に結合される。図 10に示す光プロ一 ブでは、捕獲される散乱光が測定光に対してなす角が 180° よりも小さいため、光プ ローブ 3から一定の距離をおいた位置力もの散乱光を選択的に捕獲できる。そのた め、光プローブ 3と測定対象物 6との間の距離を変えて測定を行うことにより、深さ方 向の分布測定を行うことができる。図 1に示すように、レール 305, 306に沿って光プ ローブ 3を移動させながら散乱光の測定と移動量の測定を行うことにより、粘弾性の 空間分布を測定することができる。
[0051] また、もう 1つの光プローブの形態を図 11に示す。図 11の光プローブでは、測定光 照射と散乱光捕獲を行うレンズ 301が複数個配列されて構成されたレンズアレイ 313 が備えられている。さらに、複数のレンズの中から 1つを選択し、測定光'散乱光伝送 用光ファイバ 10と接続するために光ファイバ切替器 1003が用いられる。切替器 100 3でレンズを切り替えながら散乱光の測定を行 、、予め測定されたレンズ間の相対位 置と対応付けることにより、粘弾性の空間分布を測定することができる。この光プロ一 ブを用いると、光プローブを移動させることなく位置情報を取得して画像情報を構築 することができる。移動機構を省略して光プローブを簡素化できるため、 MRIの強磁 場の下での使用が可能となる。
[0052] レーザ光発生器としては、図 1以外の構成も可能である。その例を図 12に示す。図 12のレーザ光発生器では、レーザ光源 101で発生させた周波数 f のレーザ光を 2つ
1
に分け、一方は測定光として用いる。もう一方は、光変調器 112において、周波数 Δ fの高周波電気信号によって振幅又は位相又はその両方が変調される。変調によつ て生じるサイドバンドのうちの 1次（f + Δ f)又は 1次（f - Δ f)のバンドの 、ずれか一
1 1
方と、 0次 (f )のバンドを光フィルタ 113によって抑圧することにより、スペクトルを非対
1
称化し、 f 1と異なる周波数 f の
2 局発光を得る。変調信号である高周波電気信号を発生 させる高周波発生器 111の周波数 Δίを変化させることにより、測定光と局発光の周 波数差を変化させることができ、局発光の偏波を偏波スクランブラ 106でランダムィ匕 することにより、図 1に示した光源と類似の機能を実現できる。図の左に示したレーザ 光発生器の伝搬路中の各位置（la) (lb) (lc)におけるスペクトルを、図の右に示した
[0053] また、光源 1及び光へテロダイン受光器 2として、図 13に示す構成も可能である。こ の構成では、レーザ光発生器は周波数 f のレーザ光を 2つに分けて測定光及び局発
1
光として出力する。従って局発光の周波数は f =fである。この局発光の偏波を偏波
2 1
スクランブラ 106でランダム化し、この局発光を用いて散乱光を光へテロダイン受光 することにより、中心周波数 f 、線幅 Δ ίの高周波電気信号が得られる。この電気信
Β Β
号のスペクトラムをマイクロ波スペクトラムアナライザ 211で測定することにより、ブリル アン散乱光のスペクトルを測定することができる。
[0054] より好ましくは、図 17に示すように、光変調器 111及び 112によって測定光及び局 発光をそれぞれ f 及び f で変調し、ノ ランスされたフォトダイオード 201、 202からの
ml m2
光電流をスペクトラムアナライザ 211に入力し、その中間周波数出力を二乗検波器 2 03bで検波し、その出力のうち周波数 I f -f
ml m2 Iの成分をロックインアンプ 203cで測 定することが好ましい。非特許文献 4でも示されているように、スペクトラムアナライザ の中間周波数出力を用いることにより、スペクトラムアナライザは可変フィルタとして機 能する。フィルタの透過周波数をスキャンすることにより散乱光のスペクトルを測定す ることが可能である。非特許文献 4と異なり、本実施形態では生体光損傷を生じさせ ない範囲で SN比が最適となるパルス光を用い、 90° 以上の散乱角で散乱される後 方散乱光を捕捉する構成をとることにより、生体をも測定対象とすることが可能である

Claims

請求の範囲
[1] 変調された励起光を発生させる励起光発生手段と、
測定対象の集光位置に前記励起光を集光させると共に、前記測定対象で発生した 散乱光を捕捉する光学系と、
局発光を発生させる局発光発生手段と、
捕捉された前記散乱光と前記局発光を合波する合波手段と、
合波された光を光電変換して光電流を発生させる光検出手段と、
光電流の交流成分の一部を選択して取り出すフィルタと、
取り出された光電流の電力のうち、前記励起光の変調に関連する周波数成分を選 択して測定する周波数選択的電力検出手段と、
散乱光の光スぺ外ルを計算し、前記測定対象中の弾性波による散乱光の強度、 周波数及び線幅の少なくとも 1つを得る解析手段とを備え、
前記光学系は、前記励起光の波数ベクトルに対して 90度以上の角度を成す散乱 光の一部を選択して捕捉することを特徴とする弾性粘性測定装置。
[2] 請求項 1記載の弾性粘性測定装置にお!、て、前記励起光の集光位置を測定する 集光位置測定手段をさらに備えることを特徴とする弾性粘性測定装置。
[3] 請求項 1記載の弾性粘性測定装置にお!、て、前記励起光は周期的なパルス列で あり、繰返し周波数 f[kHz]、デューティー比 d、光波長え [nm]、平均パワー P[mW
]が、
f≥30、 d≤0. 2、 700≤ λ≤1100、 Ρ≤3. 5
を満たすことを特徴とする弾性粘性測定装置。
[4] 請求項 1又は 3記載の弾性粘性測定装置にお ヽて、前記励起光は繰返し周波数 f
1 のパルス列であり、局発光は周波数 fで強度又は偏波が変調されており、前記周波
2
数選択的電力検出手段は周波数 (f f )の
1 2 周波数成分を選択的に検出することを 特徴とする弾性粘性測定装置。
[5] 請求項 1記載の弾性粘性測定装置にお!、て、前記励起光発生手段と前記局発光 発生手段が 1台のレーザ光源を共有し、前記フィルタの透過周波数が可変であること を特徴とする弾性粘性測定装置。
[6] 請求項 1記載の弾性粘性測定装置にお!、て、前記励起光発生手段と前記局発光 発生手段は別々のレーザ光源を有し、少なくとも一方のレーザ光源の周波数が可変 であり、励起光と局発光の光周波数差を測定する周波数差測定手段を備えることを 特徴とする弾性粘性測定装置。
[7] 請求項 1記載の弾性粘性測定装置において、前記フィルタの帯域幅が 10MHz〜 1GHzであることを特徴とする弾性粘性測定装置。
[8] 請求項 1記載の弾性粘性測定装置にお!、て、前記フィルタの帯域幅が可変であり 、測定対象のブリルアン線幅に一致するようにフィルタ帯域幅を調整することができる ことを特徴とする弾性粘性測定装置。
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