WO2007034878A1 - 光学計測システム - Google Patents

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WO2007034878A1
WO2007034878A1 PCT/JP2006/318751 JP2006318751W WO2007034878A1 WO 2007034878 A1 WO2007034878 A1 WO 2007034878A1 JP 2006318751 W JP2006318751 W JP 2006318751W WO 2007034878 A1 WO2007034878 A1 WO 2007034878A1
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Katsushige Nakamura
Minoru Nakamura
Katsuhiro Miura
Masao Doi
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Mitaka Kohki Co., Ltd.
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Definitions

  • the present invention relates to an optical measurement system having two optical measuring instruments, and more particularly to an optical measurement system having a spectroscopic optical system and having an autofocus function.
  • Melanoma malignant melanoma
  • melanoma malignant melanoma
  • it looks like a mole it looks like a common mole and when it comes into contact with surgery, it metastasizes throughout the body, resulting in death.
  • metastasis is possible only by irradiating ultraviolet rays of a wavelength below blue, and there is a possibility of metastasis only by making a diagnosis. Therefore, the realization of a measuring device that can objectively diagnose skin diseases such as melanoma without using a veteran doctor is awaited.
  • Cancer cells generally have new blood vessels through which nutrients are supplied. Therefore, if the presence of new blood vessels is found by observing the skin surface, cancers such as melanoma can be detected at an early stage. However, the new blood vessels have a fine structure and are difficult to detect with ordinary imaging techniques.
  • cancer cells are said to have unique spectral characteristics, the possibility of cancer cell detection has been pointed out by measuring the two-dimensional region of the spectral characteristics of the skin surface.
  • an autofocus mechanism is required to measure the two-dimensional distribution of spectral characteristics.
  • the focal position of the optical system of the spectroscopic measurement system must always be detected and corrected. Therefore, the measurement area is irradiated with the spot light by the laser beam, and the optical path is branched from the middle of the optical system by the beam splitter to focus. It is possible to measure the position and control the position of the optical system.
  • the present invention was devised in view of the above problems, and according to the present invention, when measuring the spectral characteristics of a measurement site, the optical system is automatically controlled without substantially attenuating the amount of light in the measurement region force. It is also possible to provide an optical measurement system that measures the two-dimensional distribution of spectral characteristics. In addition, the shape distribution of the measurement area for spectroscopic measurement can be confirmed in real time.
  • the present invention it is possible to simultaneously perform shape measurement and spectroscopic measurement of the measurement target surface via a single optical system without directly contacting the measurement target, and to perform separate measurement without attenuation of light quantity.
  • An optical measurement system capable of performing measurements simultaneously is provided.
  • an optical measurement system including a first optical measurement instrument and a second optical measurement instrument includes a measurement site force, a first light beam that reaches the first optical measurement instrument.
  • An optical system through which the first optical path and the second optical path are provided, and a second optical path for guiding a second light beam from the measurement site to the second optical measuring instrument is provided.
  • a light-transmitting region provided at a position where the reflecting region intersects the second optical path and has a light transmittance higher than that of the reflecting region.
  • the amount of light in the second optical path is not particularly attenuated, so that more accurate optical measurement is possible.
  • the optical measurement system is a laser optical system, and the emitted laser light has an optical path passing through a specific position on a focal plane of the objective optical system.
  • the first optical measuring instrument is a focal position detector that detects the irradiation position of the laser beam at the measurement site, and the irradiation position is a predetermined position according to the detected irradiation position.
  • the objective optical system is controlled to move so as to converge at a position.
  • the second optical measuring instrument Since the measurement site is autofocused, the second optical measuring instrument always enables optical measurement of a specific position of the measurement site. When scanning the measurement site, secondary Optical measurement can be performed for each position in the original region.
  • the second optical measurement instrument includes a spectroscope and a two-dimensional imaging device, and performs spectroscopic measurement of light rays distributed in a one-dimensional manner.
  • the second optical path reaches the light receiving unit of the two-dimensional imaging device via the light transmission region and the spectroscope.
  • FIG. 1 is a conceptual diagram of an optical measurement system according to the present invention.
  • FIG. 2 is a detailed configuration diagram of an optical measurement system according to the present invention.
  • FIG. 3 is a front view of the slit mirror according to the present embodiment.
  • FIG. 4 is a view taken along line IV-IV in FIG.
  • FIG. 5 is an overall configuration diagram of an optical measurement system according to the present invention.
  • An optical measurement system 100 having an automatic focus function includes a main optical system 102 capable of automatic focus adjustment, a mirror 106 having a slit 5 as a light transmission region at the focus position FL, and a two-dimensional imaging device. 117, an autofocus mechanism 118, and a spectroscopic measurement device 140 that separates the light beam that has passed through the slit 5 of the mirror 106. Furthermore, the optical measurement system 100 includes a laser optical system 130 that focuses the laser beam Lf on a surface of the measurement target region T, which is a measurement site, and illumination optics that irradiates the measurement target region in order to adjust the focal position of the main optical system. Has system 120.
  • the spot light Lf output from the laser optical system 130 has a light beam that is thin enough to be regarded as a light beam, is scattered at one point on the surface of the measurement target region T, and can adjust the focal position. After being reflected by the mirror 106 through 102, it is input to an autofocus mechanism 118 having a focal position detector 18.
  • the optical measurement system 100 includes the first optical path L1 and the second optical measurement instrument (140) that are directed from the measurement target T to the first optical measurement instrument (117 to 119).
  • This is an optical path separation system that separates the second optical path L2 from a single beam.
  • the main optical system 102 includes an objective optical system 2 and an imaging optical system 3 as shown in FIG.
  • a part of the light beam emitted from the virtual light source at the front focal position TL of the object optical system 2 becomes a parallel light beam between the objective optical system 2 and the imaging optical system 3, and is at the focal position FL of the imaging optical system 3.
  • the objective optical system 2 is movable in a direction 35 parallel to the optical axis L1 (9) in order to make the focal point coincide with the surface of the measurement target region T.
  • the laser optical system 130 includes a semiconductor laser oscillator 30, optical systems 31 and 32, and mirrors 33 and 34.
  • the wavelength of the laser beam output from the semiconductor laser oscillator 30 is, for example, 635 nm, 670 nm, 730 nm, 820 nm, or 830 nm when the wavelength power S is shorter than blue.
  • the laser beam output from the semiconductor laser oscillator 30 is converted into a highly accurate parallel beam along the optical axis 131 by the optical systems 31 and 32, and the optical axis 1 32 is parallel to the optical axis 9 of the objective optical system 2 by the mirrors 33 and 34. Thus, it is introduced into the peripheral edge of the objective optical system 2 that is off the optical axis 9.
  • the objective optical system 2 is a force that moves in a direction 35 parallel to the optical axis 9 in order to adjust the focal point.
  • Laser light travels along the optical axis 133 and is fixed to the objective optical system at the focal plane TL of the objective optical system 2.
  • the X and Y axes are fixed parallel to the surface of the measurement target region T, the X axis is parallel to the paper surface, and the Y axis is perpendicular to the paper surface.
  • the optical path of the laser beam Lf is provided on the YZ plane perpendicular to the paper surface, but is shown parallel to the paper surface for convenience of explanation.
  • the surface of the measurement target region T does not need to be placed substantially in a horizontal plane, and may be placed, for example, in a vertical plane.
  • the laser optical system 130 may be configured so that the laser beam is condensed at point 1 without passing through the objective optical system 2.
  • the laser optical system 130 is fixed in position with respect to the objective optical system 2 and interlocked with the movement 35 of the objective optical system.
  • the laser light beam scattered at one point on the surface of the measurement target region T such as the skin several percent of the light beam is scattered toward the objective optical system, becomes a parallel light beam by the objective optical system 2, and forms an imaging optical system 3
  • the image is formed at a point 4 in the focal plane FL on the optical axis 9 (optical path L1).
  • the imaging point 4 is in the vicinity of the mirror 6, and the light beam 60 that has passed through the focal position FL is reflected in the direction of the optical axis 10 by the mirror 6 (hereinafter referred to as the slit mirror 106) having a light transmission region 5 equivalent to the slit.
  • the collimator lens 11 produces a parallel light beam.
  • the parallel light beam is separated only in the direction of the optical axis 14 by the dichroic mirror 12 and the light beam 64 is imaged on the focal plane FS by the imaging lens 15.
  • a position sensor 18 as a focus position detector provided in the autofocus mechanism 118 is disposed at the image formation position. Specifically, the position sensor is a two-divided image sensor 18 (18a and 18b).
  • the focal position of the objective optical system 2 is adjusted, the laser light scattered at the focal position of the objective optical system 2 14a is located at 18c between the first light receiving element 18a and the second light receiving element 18b arranged adjacent to each other of the image sensor.
  • the optical path 14 of the laser beam corresponds to the Y-axis direction fixed to the measurement target region T, and the y-axis direction is perpendicular to the paper surface. is doing.
  • the laser beam is scattered from the focal position 1 above or below the optical axis 9 of the objective optical system 2 and is scattered on the surface of the measurement target region T.
  • the light is distributed at a point where the optical center of gravity is deviated toward the first light receiving element 18a or the second light receiving element 18b (y direction corresponding to the Y axis) and blurred.
  • the objective optical system 2 is driven and controlled so that the laser beam at the imaging point is located at the center position 18c, thereby realizing automatic focusing.
  • the autofocus means 118 detects the deviation V in the y direction from the center position 18c of the optical barycentric position of the laser beam at the imaging point based on the signal detected by the two-divided image sensor 18.
  • the deviation V is the surface y y of the optical axis 133 of the laser beam Lf and the measurement area T
  • the position of the objective optical system 2 is set in the direction 35 (Z) so that the controller 150 provided in the autofocus mechanism 118 sets the deviation V to zero.
  • the focal position TL of the objective optical system 2 can always be positioned on the measurement target surface 28 by feedback control in the axial direction).
  • the surface 28 to be measured is determined from the position in the Z direction or the amount of movement of the objective optical system 2 from the optical axis.
  • the position (height) of the point that intersects 9 is detected.
  • the height distribution in the X direction of the measurement target surface 28 such as skin can be accurately measured by scanning and moving the optical measurement system 100 with respect to the measurement target surface 28 in the X direction.
  • the laser beam Lf is always scattered at point 1 on the optical axis 9, autofocus control and three-dimensional surface measurement can be performed without being affected by the inclination or brightness of the surface 28 to be measured.
  • the beam size at point 1 can be changed to a spot beam of several xm to several tens of ⁇ m. Becomes very large, and it becomes possible to measure minute shapes such as new blood vessels.
  • an aperture means 151 that is offset in the arrangement direction (y direction) of the first light receiving element 18a and the second light receiving element 18b may be disposed. It has the effect of preventing malfunction when the objective optical system 2 has a high magnification and the deviation during off-focus is large. Further, the aperture means 151 may be movable so that the offset amount is variable.
  • the slit mirror 106 of the optical measurement system 100 of the present invention has a light transmission region 5 in a part of a mirror surface (reflection region) 6 as shown in FIG.
  • the light transmission region 5 is formed to transmit only the light beam 58 emitted from the measurement region 7 of the spectrometer 140 and traveling along the optical axis 8, and typically has a slit-like long shape.
  • a slit mirror 106 shown in FIG. 4 is obtained by forming a reflective coating 6a in a region excluding the light transmitting region 5 on one surface of the light transmitting flat substrate 6b instead of forming a slit.
  • the optical path L1 (optical axis 9) of the laser beam for autofocus is bent in the direction of the optical axis 10 by the reflecting surface 6 of the slit mirror 106, and the luminous flux 58 for spectroscopic measurement is the optical path L2 (optical axis).
  • the light passes through the light transmission region 5 of the slit mirror 106 without being attenuated along 8) and enters the spectroscopic measurement device 140.
  • the slit mirror 106 changes the first optical path L1 that guides the light beam from the measurement target region T in the reflection region 6 along the optical axis 10, and simultaneously guides the light beam from the measurement region 7 through the light transmission region 5.
  • Two optical paths L 2 (8) are provided so as to intersect with the slit mirror 106. Since the first optical path L1 (optical axis 9) and the second optical path L2 (optical axis 8) are provided on the paraxial VA between the measurement region 28 and the slit mirror 106, the first optical path (optical Axis 9, 10) and light transmission area The optical path is changed in the vicinity of a slight deviation from the light transmission region 5 without crossing 5.
  • Light rays emitted from points in the measurement target region T other than the spectroscopic measurement region 7 do not reach the light transmission region 5 of the slit mirror 106 and are therefore always reflected by the reflection region 6.
  • the light beam radiated from the point in the spectroscopic measurement region 7 always reaches the light transmission region 5 of the slit mirror 106 and passes through as it is to reach the spectroscopic measurement device 140.
  • the light transmission region 5 is configured so as to be substantially located in the focal plane FL of the imaging optical system 3. That is, the main axis PL in the longitudinal direction of the light transmission region 5 is located in the vicinity of the focal plane FL.
  • the second optical path L2 for spectroscopic measurement that passes through the light transmission region 5 is set in the autofocus.
  • Laser beam (first optical path L1) and light flux from the measurement target region T other than the spectroscopic measurement region 7 can be separated.
  • the laser beam Lf for autofocus is at point 1 on the optical axis 9 of the surface 28 to be measured, whereas the region 7 for spectroscopic measurement does not overlap with point 1 on the optical axis 9
  • the light transmission region 5 is substantially located in the focal plane FL. Since the optical axis 133 of the laser beam Lf is tilted with respect to the optical axis 9 in the X-Z plane, the laser beam L1 reflected from the measurement target region T during the autofocus control operation is It fluctuates in the Y-axis direction near. For this reason, the reflection point on the slit mirror 106 also fluctuates around a specific position in the y-axis direction 110 corresponding to the Y-axis direction. Since the laser beam L1 fluctuates parallel to the longitudinal direction of the light transmission region 5, it is possible to always perform stable autofocus control without crossing the light transmission region 5.
  • the beam splitter (no-f mirror) cannot separate the light beams associated with different points in the measurement target region, the amount of light after branching is attenuated.
  • the spectral intensity is reduced. Since the two rays associated with the measurement region 7 and the other measurement target region T can be separated, there is no attenuation of the light amount for each region.
  • the dichroic mirror can selectively separate a specific spectrum of the light beam, but this means that the spectral component is separated by changing the spectral component of the light beam, so the function is different from the slit mirror of the present invention. . In reality, it is difficult to completely reflect or transmit spectral components with a dichroic mirror.
  • the slit mirror 106 of the present invention is It is an optical path separation element that is particularly suitable for precision spectroscopic measurements because it can separate light rays associated with a specific region and shield (reflect) light rays associated with other regions without changing the toll component. is there.
  • the width of the light transmission region 5 may be a size corresponding to the region to be measured of the spectrometer.
  • the shape of the light transmission region 5 as well as the measurement target region T and the laser beam Lf irradiation position 1 for autofocus can be monitored by the two-dimensional monitor, so that the spectroscopic measurement target on the measurement target surface 28 is measured. It becomes easy to confirm the size and position of range 7. That is, the light beam 58 for spectroscopic measurement is separated from the light beam 59 by the slit mirror, so it is not included in the light beam 60 of the optical axis 10, but the measurement object 7 is monitored by a real image of the “shadow” in the light transmission region 5. It can be confirmed at 17.
  • the optical measurement system 100 of the present embodiment typically performs two-dimensional spectroscopic measurement while moving the measurement target region T by scanning the measurement target region T in the X-axis direction, and thus the measurement target region T in real time.
  • the spectroscopic measurement region 7 and the position 1 of the laser beam can be monitored at the same time.
  • three-dimensional surface shape measurement can be performed simultaneously.
  • the shape of the light transmission region 5 can be arbitrarily set according to the measurement region of the spectroscopic device 140, and may be constituted by a plurality of separated regions.
  • the light transmission region 5 may be formed of a film having a wavelength selectivity as long as it has a light transmittance higher than that of the reflection region 5.
  • the slit mirror 106 can be easily replaced according to the purpose of optical measurement.
  • the display device 117 having the two-dimensional imaging device 17 and the monitor 47 displays the surface of the measurement target region ⁇ .
  • the light beam that has passed through the dichroic mirror 12 is imaged on the light receiving surface of the two-dimensional imaging device 17 by the imaging lens 16.
  • Most of the laser beam for autofocus is reflected by the wavelength characteristics of the dichroic mirror 12, but the light beam 63 that has leaked and transmitted slightly is weakly red on a two-dimensional image sensor such as a CCD image sensor.
  • Imaging as a point That is, the laser beam Lf scattered at point 1 on the focal plane TL of the surface 28 to be measured is imaged once at the focal point 4 of the main optical systems 2 and 3, and then again by the collimating lens 11 and the imaging lens 16.
  • a point SP is formed on the light-receiving surface of the 2D imaging device. Can be observed on monitor 47.
  • the light transmission region 5 is positioned so that the longitudinal principal axis PL of the light transmission region 5 is included in the focal plane 4 of the imaging lens 3. Therefore, the light transmission region 5 is a two-dimensional imaging device. Can be visualized and confirmed on a monitor. That is, it is possible to visually confirm in real time which part of the measurement target region T is being spectroscopically measured through the light transmission region 5 by a real image of the window (edge) of the light transmission region.
  • the laser beam and the light transmission region 5 can be detected by a single two-dimensional imaging device. It is possible to easily and accurately confirm the position of the light transmission region 5 to be subjected to spectroscopic measurement.
  • the focal length of the imaging lens 3 corresponds to the measurement range. If the focal length is increased, the measurement target region T is further expanded. Since the ratio of the focal lengths of the objective optical system 2 and the imaging lens 3 corresponds to the magnification ratio, the magnification ratio can be increased by fixing the position of the slit mirror 106 and incorporating the zoom optical system into the main optical system. If changed, spectral characteristics such as higher resolution and spectral distribution can be obtained. Moreover, if it is changed to a lower value, a wider range of distribution can be measured.
  • the light beam 58 (optical axis 8) transmitted through the light transmission region 5 of the slit mirror 106 is spectroscopically measured by the spectroscopic measurement device 140.
  • the spectroscopic measurement device 140 of this embodiment includes spectroscopes 36 to 38 and a high-sensitivity two-dimensional imaging device 40.
  • the light beam that has passed through the light transmission region 5 is converted into a parallel light beam by the collimator lens 36, and is distributed by the transmissive grating 37 in one dimension (Y-axis direction), which is a specific measurement site in the measurement target region T. Perform spectroscopy on measurement area 7.
  • Spectral measurement area (specific measurement site)
  • the spectral spectrum at each point in 7 is distributed in a one-dimensional manner, so that a two-dimensional spectral spectrum is generated as a whole by the imaging lens 38.
  • An image is formed on the light receiving surface of the imaging device.
  • the light transmission region 5 is formed so as to include a real image of the spectroscopic measurement region 7 distributed in a one-dimensional manner imaged on the focal plane FL.
  • the optical axis 8 and the optical axis 9 do not coincide with each other in order to separate the beam 59 of the laser beam for autofocus and the beam 58 for spectroscopic measurement.
  • a specific measurement unit that measures through the light transmission region 5 Since the position 7 and the region 1 do not overlap, the real image S5 of the “window” of the light transmission region 5 corresponding to the specific measurement site 7 and the real image SP of the region 1 exist in the vicinity of each other in the field of view of the two-dimensional monitor.
  • the spectroscopic measurement device 140 can perform spectroscopic measurement of the light transmission region 5 and the one-dimensional region 7 on the surface T corresponding to the measurement region of the spectroscopic measurement device 140. it can.
  • the optical measurement system 100 runs on the surface of the measurement object such as skin in the X-axis direction, it can perform spectroscopic measurements on the area corresponding to the running width in the Y direction and the running length in the X direction. .
  • the length and width of the light transmission region 5 are determined depending on the resolution and size of the two-dimensional image sensor of the high-sensitivity two-dimensional imaging device 40. That is, since the light beam 58 transmitted through the light transmission region 5 enters the high-sensitivity two-dimensional imaging device via the spectroscope, the shape of the light transmission region 5 is related to the shape of the image sensor of the high-sensitivity two-dimensional imaging device. .
  • the two-dimensional image sensor is a HARP imaging tube
  • the length of the scanning line corresponds to the length of the light transmission region 5
  • the interval between the scanning lines and the number of scanning lines are related to the width of the light transmission region.
  • the size of the imaging surface corresponds to the length of the light transmission area 5 and the scanning width on the measurement target area T (Y-axis direction).
  • the size and interval of the pixels are related to the resolution in the scanning width direction or the width of the light transmission region 5 and the resolution in the scanning direction (X-axis direction).
  • the association between the image sensor of the high-sensitivity two-dimensional imaging device and the shape of the light transmission region 5 can also be realized by adjusting the focal lengths of the collimator lens 36 and the imaging lens 38.
  • the optical measurement system 100 is scanned in a direction perpendicular thereto, for example, in the X-axis direction.
  • the imaging tube preferably has its scanning line direction aligned with the longitudinal direction PL of the light transmission region.
  • the solid-state imaging device has its pixel arrangement direction aligned with the longitudinal direction PL of the light transmission region. I like it.
  • the grating 37 has been described as a transmissive type, but it is configured using a reflective type grating.
  • the polarizing filters 51 and 52 in the parallel light beam of the collimator lens 36 before being guided to the parallel light beam of the objective optical system 2 and the grating 37.
  • the grating 37 may be transmissive or reflective.
  • the illumination optical system 120 irradiates the surface of the measurement target region T and its periphery, and the light source may be selected according to the purpose.
  • the excitation laser (664 nm) 20 is used to excite the photosensitive substance talaporfin sodium, and a halogen light source is used for three-dimensional measurement and spectral analysis of the surface of the measuring object such as the skin and its vicinity. 19 or white LED19 can be used.
  • the condenser lens 21 forms an image of a light beam having a fiber exit aperture near the relay lens 22.
  • the relay lens 22 expands the light beam incident on the condenser lens 21 and illuminates the surface 28 of the measurement target region T. That is, the two mirrors 24 and 26 are arranged so that the optical path Ls passes through the optical axes 23, 25 and 27.
  • the relay lens 22 is moved in the direction 29 and approaches the condenser lens 21, the region 28 is enlarged, and when the relay lens 22 is moved away from the condenser lens 21, the region 28 is reduced. Therefore, the irradiation area can be changed according to the purpose by moving only the relay lens 22.
  • the mirrors 24 and 26 may be convex or concave cylindrical mirrors.
  • the illumination optical system 120 should be configured so that the irradiation light does not directly enter the objective optical system 2 and internal reflection or surface reflection of the objective optical system does not occur. That is, the optical path Ls (optical axes 23, 25, 27) of the irradiation optical system 120 according to the present embodiment is provided so as not to pass through the objective optical system 2. Therefore, the illumination optical system 120 does not cause a ghost because the luminous flux does not pass through the inside of the objective optical system, and does not affect the spectrum analysis or the autofocus mechanism.
  • the illumination optical system 120 arranges a plurality of LEDs so as to force around the objective optical system 2.
  • the surface 28 to be measured may be directly irradiated.
  • the optical measurement system 100 of the present invention can be used for early diagnosis and treatment of superficial tumors such as melanoma.
  • Photodynamic diagnosis (hereinafter referred to as PDD) is gaining attention as a diagnostic method for cancers such as superficial tumors.
  • the measurement target region T is irradiated with light and used for diagnosis such as the discovery of tumor outlines and tumor recurrence where the boundary is very blurred.
  • a halogen light source 19 or white LED 19 is used for the irradiation optical system 120 to irradiate the measurement target region T with the halogen light Ls.
  • the presence or state of the tumor can be confirmed by the high-sensitivity two-dimensional imaging device 40.
  • the 3D surface shape of the same area is measured simultaneously with the autofocus operation, it is possible to immediately confirm the fine surface shape of new blood vessels.
  • the system can be used for photodynamic therapy (hereinafter referred to as PDT).
  • PDT photodynamic therapy
  • the cell can be killed by irradiating the measurement target region T with light by using the property that a specific photosensitizer gathers at a specific location such as a tumor tissue or a new blood vessel.
  • a specific photosensitizer gathers at a specific location such as a tumor tissue or a new blood vessel.
  • talaporfin sodium is used as a photosensitive substance, and the irradiation optical system 120 switches the light source to the 664 nm laser light source 20 by the switching mechanism 170 and irradiates the measurement target region T with the laser light Ls.
  • Talaporfin sodium which is specifically taken into tumors such as melanoma, is excited when irradiated with 664 nm laser light to generate active oxygen, thereby inhibiting intracellular respiration and killing cells. Therefore, PDT treatment can be performed while scanning a region where tumor cells are distributed among measurement target regions such as the skin surface measured in the PDD diagnosis.
  • Monitor 47 can confirm the state of PDT treatment. When neovascularization of tumor cells is blocked and killed by PDT treatment, the absorption characteristics near 664 nm disappear, and the effect of treatment can be confirmed by spectrum diagnosis.
  • the optical measurement system of the present invention the presence and distribution of superficial tumors such as skin can be objectively determined by PDD diagnosis without relying on the experience and intuition of experienced doctors, and further necessary Then, PDT treatment can be given on the spot.
  • the optical measurement system of the present invention can be used not only for PDD diagnosis of cancer but also for PDD diagnosis of other diseases since it can be used in combination with spectrum diagnosis by a spectroscopic measurement system.
  • the first optical path L1 from the measurement site T to the first optical instrument 118 and the second optical path L2 from the measurement site to the second optical instrument 140 Can be separated by the slit mirror 106 without attenuation of the amount of light, so that more accurate optical measurement is possible. Compared with the same accuracy, you can use cheaper optical measuring instruments.
  • the spectroscopic measurement device 140 enables optical measurement of a specific position of the measurement site. In addition, when scanning the measurement site, optical measurement at each position in the two-dimensional area is possible.
  • spectroscopic measurement of the human body surface has been described as an example.
  • the measurement object of the present invention is not limited to the human body surface, but can be applied to spectroscopic measurement of a material surface. Absent.
  • a photosensitizer such as talaporfin sodium is excited by the excitation laser 20 and observed on the monitor 47 while scanning the skin surface in real time. It becomes possible to make a diagnosis.
  • the suspicious area can be further measured using the spectroscopic measurement device 140.
  • the observation screen of the monitor 47 projects the shadow of the light transmission area 5 of the slit mirror reflecting the autofocus beam spot SP and the target area 7 of the spectroscopic measurement in addition to the measurement area.
  • scanning it is possible to measure while checking the measurement object in real time. Furthermore, the surface shape of the measurement site can be acquired simultaneously.

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Abstract

　第１の光学計測器および第２の光学計測器を具備する光学計測システムであって、測定部位から前記第１の光学計測器に至る第１の光線を導く第１の光路および前記測定部位から前記第２の光学計測器に至る第２の光線を導く第２の光路が設けられ、前記第１の光路および前記第２の光路が通る光学系が前記第１および第２の光路が相互に近軸となるように設けられ、前記第１の光路の方向を変更する反射領域がこれに交差するように前記第２の光路が設けられ、前記反射領域と前記第２光路が交差する領域に設けられた光透過領域であって前記反射領域より光透過率の高いものを具備する。

Description

明 細 書
光学計測システム
技術分野
[0001] 本発明は、 2つの光学計測器を有する光学計測システムに関し、特に分光光学系 を備え自動焦点機能を有する光学計測システムに関する。
背景技術
[0002] 人体表面に発生するメラノーマ（悪性黒色腫）は表在性腫瘍である。ホクロの様な 形状に見えるが一般のホクロと思いそれに接触し外科手術をすると全身に転移して 死に至る。また青色以下の波長の紫外線を当てるだけで転移することが知られ診断 するだけでも転移の可能性があるため、現在でもベテランドクターの経験と感に頼る ところが多いとされている。そのためベテランドクターによらなくてもメラノーマ等の皮 膚疾患の客観的診断が可能な計測装置の実現が待望されている。
発明の開示
[0003] ガン細胞は一般に新生血管を有しこれを通して周囲から栄養が供給される。したが つて皮膚表面の観察から新生血管の存在が発見されればメラノーマ等の癌の早期 発見が可能となる。し力、しながら新生血管は微細な構造を有するため通常の撮影技 術で検出することが困難であった。
[0004] またガン細胞が特有の分光特性を有するとされることから皮膚表面の分光特性の 2 次元領域を測定することにより、ガン細胞検出の可能性が指摘されているが、光学系 を走査しながら分光特性の 2次元分布を測定するためには自動焦点機構が必要とな る。そのためには分光測定系の光学系の焦点位置を常に検出して修正しなければ ならないので測定領域にレーザ光によるスポット光を照射し、光学系の途中からビー ムスプリッタにより光路を分岐して焦点位置を測定し光学系の位置を制御することが 可能である。また分光測定を行ったり分光測定領域を確認するために分岐した光束 をそれぞれ分光計測装置に入力したりモニターで観察する必要がある。しかしながら ビームスプリッタを使用するので本来微弱な反射光がさらに減衰するため分光装置 の受光感度がより高い分光装置や撮像装置を必要とするという問題があった。 [0005] 課題を解決するための手段
本発明は上記問題に鑑みて創案されたものであって、本発明によれば測定部位の 分光特性を測定する場合に実質的に測定領域力 の光量を減衰させずに光学系を 自動焦点制御しながら分光特性の 2次元的分布を測定する光学計測システムを提供 すること力 Sできる。さらに分光測定の測定領域の形状分布をリアルタイムに確認する ことが可能となる。
[0006] 本発明によれば、測定対象に直接接触することなく単一の光学系を介して測定対 象表面の形状測定および分光測定を同時に行うことができ、さらに光量の減衰なく別 個の測定を同時に行うことができる光学計測システムが提供される。
[0007] 本発明の技術的側面によれば、第 1の光学計測器および第 2の光学計測器を具備 する光学計測システムは、測定部位力 前記第 1の光学計測器に至る第 1の光線を 導く第 1の光路および前記測定部位から前記第 2の光学計測器に至る第 2の光線を 導く第 2の光路が設けられ、前記第 1の光路および前記第 2の光路が通る光学系で あって、前記第 1および第 2の光路が相互に近軸に設けられている光学系、前記第 1 の光路の方向を変更する反射領域であってこれに交差するように前記第 2の光路が 設けられる反射領域、および前記反射領域と前記第 2光路が交差する位置に設けら れた透光領域であって前記反射領域より光透過率の高いものを具備することを特徴 とする。
[0008] 第 1の光路と第 2の光路が反射領域および透光領域により分離されるので特に第 2 の光路の光量が減衰しないためより精度の高い光学計測が可能になる。
[0009] 本発明の第 2の技術的側面によれば、光学計測システムは、レーザ光学系であつ て、出射されるレーザ光は前記対物光学系の焦点面の特定位置を通る光路を有す るものとをさらに具備し、前記第 1の光学計測器は前記測定部位における前記レーザ 光の照射位置を検出する焦点位置検出器であり、前記検出された照射位置に応じ て照射位置が所定の位置に収束するように前記対物光学系を移動制御することを特 徴とする。
[0010] 測定部位にオートフォーカスされるので常に第 2の光学計測器により測定部位の特 定の位置についての光学計測が可能になる。また測定部位を走査する場合には 2次 元領域内の各位置についての光学計測が可能となる。
[0011] 本発明の第 3の技術的側面によれば、光学計測システムは、前記第 2の光学計測 器が分光器および 2次元撮像装置を具備し 1次元状に分布する光線の分光計測を 行う分光測定装置であって、前記第 2の光路は前記光透過領域および前記分光器 を介して前記 2次元撮像装置の受光部に至ることを特徴とする。
図面の簡単な説明
[0012] [図 1]図 1は、本発明に係る光学計測システムの概念図である。
[図 2]図 2は、本発明に係る光学計測システムの詳細な構成図である。
[図 3]図 3は、本実施形態に係るスリットミラーの正面図である。
[図 4]図 4は、図 3の IV— IV線に沿った図である。
[図 5]図 5は、本発明に係る光学計測システムの全体構成図である。
発明を実施するための最良の形態
[0013] 本発明の実施形態について図 1を参照して説明する。本発明の実施形態に係る自 動焦点機能を有する光学計測システム 100は自動焦点調整可能な主光学系 102、 その焦点位置 FLに光透過領域としてのスリット 5を有するミラー 106、 2次元撮像装 置 117、オートフォーカス機構 118、およびミラー 106のスリット 5を透過した光線を分 光する分光測定装置 140を具備する。さらに光学計測システム 100は、主光学系の 焦点位置調整のためにレーザ光 Lfを測定部位である測定対象領域 Tの表面の一点 に集光するレーザ光学系 130および測定対象領域を照射する照明光学系 120を備 える。
[0014] レーザ光学系 130から出力されたスポット光 Lfは実質的に光線とみなせるほどに細 い光束を有し測定対象領域 Tの表面の一点で散乱され、焦点位置調整可能な主光 学系 102を通ってミラー 106で反射された後に焦点位置検出器 18を有するオートフ オーカス機構 118に入力される。
[0015] 後述するように、本実施形態の光学計測システム 100は測定対象 Tから第 1の光学 計測器（117〜119)に向力う第 1の光路 L1および第 2の光学計測器（140)に向力 第 2の光路 L2を 1つの光束から分離する光路分離システムである。
[0016] 本発明のより具体的な実施形態について以下に詳細に説明する。 [0017] <オートフォーカス機構 >
主光学系 102は図 2に示すように対物光学系 2および結像光学系 3を具備する。対 物光学系 2の前焦点位置 TLにある仮想光源から放射された光束の一部は対物光学 系 2と結像光学系 3の間では平行光束となり、結像光学系 3の焦点位置 FLに結像す る。また後述するように対物光学系 2は測定対象領域 Tの表面に焦点を一致させるた めに光軸 L1 (9)に平行な方向 35に可動である。
[0018] レーザ光学系 130は半導体レーザ発振器 30、光学系 31および 32、ミラー 33およ び 34を備える。半導体レーザ発振器 30が出力するレーザ光の波長は、青色より短 レヽ波長力 S使用できなレヽ場合にはたとえば' 635nm, 670nm, 730nm, 820nm, 830 nmである。半導体レーザ発振器 30から出力されたレーザ光は光学系 31および 32 により光軸 131に沿って精度の高い平行光束となり、ミラー 33および 34により光軸 1 32が対物光学系 2の光軸 9と平行となって対物光学系 2の光軸 9からはずれた周縁 部に導入される。レーザ光はスポット光であって対物光学系 2に対して光束幅が極め て小さいため実質的に光線とみなすことができる。したがって対物光学系 2は焦点を 調整するために光軸 9に平行な方向 35に移動する力 レーザ光は光軸 133に沿つ て進み対物光学系 2の焦点面 TLにおいて対物光学系に位置固定された光軸 9上の 一点 1に常に集光する。したがって焦点が調整された状態では一点 1は測定対象領 域 Tの表面上に位置づけられる。
[0019] 図において測定対象領域 Tの表面に平行に X軸、 Y軸が固定され、 X軸は紙面に 平行であり、 Y軸は紙面に垂直であるものとする。また、レーザ光 Lfの光路は紙面に 垂直な Y— Z面上に設けられるが説明の便宜上紙面に平行に記載している。また、 測定対象領域 Tの表面は実質的に水平面内に置かれる必要はなぐたとえば垂直面 内に置かれてもよい。
[0020] レーザ光学系 130はレーザの光束が対物光学系 2を経由せずに点 1に集光させる ように構成してもよレ、。この場合にはレーザ光学系 130は対物光学系 2に対して位置 固定して対物光学系の移動 35と連動させる。
[0021] 皮膚等の測定対象領域 Tの表面の一点で散乱されたレーザ光の光束のうち数％ は対物光学系に向けて散乱し、対物光学系 2により平行光束となり、結像光学系 3に より光軸 9 (光路 L1)上の焦点面 FL内の一点 4に結像する。結像点 4はミラー 6の近 傍にあり、焦点位置 FLを通過した光束 60はスリットまたはそれと等価な光透過領域 5 を有するミラー 6 (以下スリットミラー 106という）により光軸 10の方向に反射されコリメ ータレンズ 11により平行光束となる。
[0022] 平行光束はダイクロイツクミラー 12によってレーザ光束のみが光軸 14の方向に分 離され光束 64は結像レンズ 15によって焦点面 FSに結像する。結像位置にはオート フォーカス機構 118が具備する焦点位置検出器としての位置センサ 18が配置される 。具体的には位置センサは 2分割イメージセンサ 18 (18aおよび 18b)であって、対物 光学系 2の焦点位置が調整されている状態では、対物光学系 2の焦点位置で散乱さ れたレーザ光 14aはイメージセンサの相互に隣接配置された第 1受光エレメント 18a と第 2受光エレメント 18bの間 18cに位置する。なお、図 2、 5においてはレーザ光の 光路 14は測定対象領域 Tに固定された Y軸方向に対応する y軸方向が紙面に対し て垂直な方向を向くが説明の便宜上紙面に平行に記載している。
[0023] 一方、オフフォーカスの場合には、レーザ光は焦点位置 1より対物光学系 2の光軸 9の上側または下側にぉレ、て測定対象領域 Tの表面で散乱されるので、レーザ光は 結像点において光学的重心が第 1受光エレメント 18aまたは第 2受光エレメント 18b のいずれか側 (Y軸に対応する y方向）に偏り、またぼけた点となって分布する。対物 光学系 2は結像点におけるレーザ光が中心位置 18cに位置するように駆動制御され ることによって自動焦点が実現する。
[0024] すなわち、オートフォーカス手段 118は 2分割イメージセンサ 18が検出した信号に 基づいて結像点におけるレーザ光の光学的重心位置の中心位置 18cからの y方向 の偏差 Vを検出する。偏差 Vはレーザビーム Lfの光軸 133と測定対象領域 Tの表面 y y
28との交点の点 1からの偏差に対応し、対物光学系 2の焦点位置の光軸 9方向の測 定対象表面 28からのずれを反映する。すなわち、オートフォーカス機構 118が具備 するコントローラ 150が偏差 Vをゼロとするように対物光学系 2の位置を 35の方向（Z
y
軸方向）にフィードバック制御することによって常に対物光学系 2の焦点位置 TLを測 定対象表面 28上に位置づけることができる。
[0025] したがって対物光学系 2の Z方向の位置または移動量から測定対象表面 28が光軸 9と交差する点の位置（高さ）が検出される。その結果光学計測システム 100を測定 対象表面 28に対して X方向に走査移動することによって皮膚等の測定対象表面 28 の X方向の高さの分布を精密に測定することができる。また、レーザ光 Lfは必ず光軸 9上の点 1で散乱されるので測定対象表面 28の傾斜や明暗に影響されずにオートフ オーカス制御および 3次元表面測定を行うことができる。さらに、本実施形態ではレー ザ光 Lfは対物光学系 2により集光するため、点 1におけるビームの大きさを数 x mか ら数十 μ m程度のスポット光にすることができるために位置分解能が非常に大きくな り、新生血管等の微細な形状を測定することが可能になる。
[0026] 結像レンズ 15と 2分割イメージセンサ 18の間には第 1受光エレメント 18aと第 2受光 エレメント 18bの配列方向（y方向）にオフセットされた絞り手段 151を配置してもよい 。対物光学系 2が高倍率であってオフフォーカス時の偏差が大きい場合に誤作動を 防止する効果を奏する。また、絞り手段 151はオフセット量が可変となるように可動と してもよい。
[0027] くスリットミラー〉
本発明の光学計測システム 100のスリットミラー 106は図 3に示すようにミラー面（反 射領域) 6の一部に光透過領域 5を有する。光透過領域 5は分光測定装置 140の測 定領域 7から放射され光軸 8に沿って進む光束 58のみを透過させるために形成され るもので典型的にはスリット状の長形を成す。
[0028] 図 4に示すスリットミラー 106はスリットを形成する代わりに光透過性平面基板 6bの 一面の光透過領域 5を除く領域に反射被膜 6aを形成したものである。その結果ォー トフォーカスのためのレーザ光の光路 L1 (光軸 9)はスリットミラー 106の反射面 6で光 軸 10の方向に折り曲げられ、分光測定のための光束 58は光路 L2 (光軸 8)に沿って スリットミラー 106の光透過領域 5を減衰せずに通過して分光測定装置 140に入射す る。すなわち、スリットミラー 106は反射領域 6で測定対象領域 Tからの光線を導く第 1 の光路 L1を光軸 10に沿って変更すると同時に、光透過領域 5によって測定領域 7か らの光線を導く第 2の光路 L2 (8)がスリットミラー 106と交差するように設けられる。第 1の光路 L1 (光軸 9)と第 2の光路 L2 (光軸 8)は測定領域 28とスリットミラー 106との 間では相互に近軸 VAに設けられているので第 1の光路（光軸 9， 10)と光透過領域 5が交差することはなく光透過領域 5からわずかにずれた近傍で光路変更される。測 定対象領域 Tのうち分光測定領域 7以外の領域の点から放射された光線はスリットミ ラー 106の光透過領域 5には到達しないので必ず反射領域 6で反射される。分光測 定領域 7内の点から放射された光線は必ずスリットミラー 106の光透過領域 5に到達 するのでそのまま通過して分光測定装置 140に到達する。
[0029] 光透過領域 5は実質的に結像光学系 3の焦点面 FL内に位置するように構成される 。すなわち、光透過領域 5の長手方向の主軸 PLが焦点面 FL近傍に位置する。その 結果、測定対象領域 Tで反射された光束は結像光学系 3により焦点面 FL内に実像 を結ぶので光透過領域 5を透過する分光測定のための第 2の光路 L2をオートフォー カスのためのレーザ光（第 1の光路 L1)や分光測定領域 7以外の測定対象領域 Tか らの光束から分離することができる。これはオートフォーカスのためのレーザビーム Lf が測定対象表面 28の光軸 9上の点 1にあるのに対して、分光測定のための領域 7は 光軸 9上の点 1と重複せずその近傍の位置にあることと、光透過領域 5が実質的に焦 点面 FL内に位置することによるものである。レーザ光 Lfの光軸 133は X— Z面内で 光軸 9に対して傾斜しているため、オートフォーカス制御動作しているときには測定対 象領域 Tで反射されたレーザ光 L1は光軸 9の近傍で Y軸方向に揺らいでいる。その ためスリットミラー 106における反射点も Y軸方向に対応する y軸方向 110に特定位 置のまわりに揺らいでいる。レーザ光 L1は光透過領域 5の長手方向に平行に変動す るため光透過領域 5を横切ることはなぐ常に安定したオートフォーカス制御を行うこ とができる。
[0030] ビームスプリッタ（ノヽ一フミラー）では測定対象領域の異なる点に関連づけられた光 線を分離できないために分岐後の光量が減衰してしまうが、本発明のスリットミラー 1 06によれば分光測定領域 7と他の測定対象領域 Tに関連づけられた 2つの光線を分 離することができるためそれぞれの領域についての光量の減衰がない。またダイク口 イツクミラーは光線の特定のスペクトルを選択的に分離することができるがこれは光線 のスペクトル成分を変更してスペクトル成分を分離することを意味するので本発明の スリットミラーとは機能が異なる。また、現実にはダイクロイツクミラーでスペクトル成分 を完全に反射または透過することは困難である。本発明のスリットミラー 106はスぺク トル成分に変更を加えることなく特定の領域に関連づけられた光線を分離してそれ 以外の領域に関連づけられた光線を遮蔽 (反射)することができるため特に精密分光 測定に適した光路分離要素である。
[0031] 光透過領域 5の幅は分光測定装置の被測定領域に対応する大きさであればよい。
さらに後述するように 2次元モニターによって測定対象領域 Tおよびオートフォーカス のためのレーザビーム Lfの照射位置 1に加えて光透過領域 5の形状もモニターする ことができるので測定対象表面 28における分光測定対象範囲 7の大きさと位置を確 認することが容易になる。すなわち、分光測定のための光束 58はスリットミラーにおい て光束 59から分離されているため光軸 10の光束 60には含まれないが測定対象 7は 光透過領域 5の「影」の実像によってモニター 17で確認することができる。
[0032] 本実施形態の光学計測システム 100は典型的には測定対象領域 Tを X軸方向に 走査して測定対象領域 Tを移動させながら 2次元分光測定を行うので、リアルタイム で測定対象領域 T、分光測定領域 7およびレーザビームの位置 1を同時にモニター することが可能であり、さらにオートフォーカス動作を行うため 3次元表面形状測定も 同時に実施することができる。なお、光透過領域 5の形状は分光装置 140の測定領 域に応じて任意に設定することができ、複数の分離した領域で構成してもよい。
[0033] また光透過領域 5は反射領域 5より光透過率の高いものであればよぐまた波長選 択性のある被膜により形成してもよい。スリットミラー 106は光学計測目的に応じて容 易に交換することができる。
[0034] < 2次元モニター >
図 5に示すように、二次元撮像装置 17およびモニター 47を有する表示装置 117は 測定対象領域 Τの表面を表示する。ダイクロイツクミラー 12を透過した光束は結像レ ンズ 16により二次元撮像装置 17の受光面に結像する。オートフォーカスのためのレ 一ザ光はダイクロイツクミラー 12の波長特性によりそのほとんどが反射されるがわず かに漏れて透過した光束 63が CCDイメージセンサ等の二次元撮像素子上に微弱な 赤い点として結像する。すなわち、測定対象表面 28の焦点面 TL上の点 1で散乱さ れたレーザビーム Lfは主光学系 2および 3の焦点位置 4で一端結像したのちコリメ一 トレンズ 11および結像レンズ 16により再度二次元撮像装置の受光面に結像し点 SP としてモニター 47で観察することができる。
[0035] スリットミラー 106において光透過領域 5の長手方向の主軸 PLが結像レンズ 3の焦 点面 4に含まれるように光透過領域 5が位置づけられるので光透過領域 5を二次元撮 像装置で映像化してモニターで確認することができる。すなわち測定対象領域 Tのど の部分を光透過領域 5を介して分光測定しているかをリアルタイムで光透過領域の 窓（縁部）の実像によって目視で確認することができる。
[0036] 二次元撮像装置では自動焦点調整された測定対象の二次元画像に加えてレーザ ビームおよび光透過領域 5を単一の 2次元撮像素子により検出することができるで、 レーザビームの位置および分光測定の対象となる光透過領域 5の位置を容易にかつ 正確に確認することができる。
[0037] 結像レンズ 3の焦点距離は測定範囲に対応し、焦点距離を長くすれば測定対象領 域 Tがより拡大される。対物光学系 2と結像レンズ 3の焦点距離の比率が拡大率に相 当するので、スリットミラー 106の位置を固定して主光学系にズーム光学系を組み込 んで拡大率をより高い方へ変更するとより分解能の高レ、スペクトル分布等の分光特 性が得られる。また低い方へ変更するとより広い範囲の分布を計測することができる。
[0038] <スペクトル解析による分光光学システム >
図 5に示すように、スリットミラー 106の光透過領域 5を透過した光束 58 (光軸 8)は 分光測定装置 140により分光計測される。本実施形態の分光測定装置 140は分光 器 36〜38および高感度 2次元撮像装置 40を備える。すなわち、光透過領域 5を透 過した光束はコリメータレンズ 36により平行光束となり透過型グレーティング 37によつ て測定対象領域 T内の特定測定部位である一次元上 (Y軸方向）に分布する分光測 定領域 7に関する分光を行う。分光測定領域 (特定測定部位) 7の各点における分光 スペクトルは 1次元状に分布するため全体として 2次元の分光スぺタトノレが結像レンズ 38により HARP撮像管（商標）等の高感度 2次元撮像装置の受光面に結像する。
[0039] 上述したように光透過領域 5は焦点面 FLに結像する一次元状に分布する分光測 定領域 7の実像を含むように形成される。スリットミラー 106におレ、てオートフォーカス のためのレーザビームの光束 59と分光測定のための光束 58を分離するために光軸 8と光軸 9とは一致していない。すなわち光透過領域 5を介して計測する特定測定部 位 7と領域 1は重複しないため 2次元モニターの視野内では特定測定部位 7に対応 する光透過領域 5の「窓」の実像 S5と領域 1の実像 SPとが相互に近傍に存在する。
[0040] 分光測定装置 140は測定対象領域 Tを走査しない場合には光透過領域 5および 分光測定装置 140の測定領域に対応する表面 T上の一次元状の領域 7の分光計測 を行うことができる。光学計測システム 100が皮膚等の測定対象の表面上を X軸方向 に走查する場合には Y方向の走查幅と X方向の走查長に対応した領域についての 分光計測を行うことができる。
[0041] 光透過領域 5の長さおよび幅は高感度 2次元撮像装置 40の 2次元イメージセンサ の分解能および大きさなどに依存して決定される。すなわち、光透過領域 5を透過し た光束 58は分光器を介して高感度 2次元撮像装置に入射するので光透過領域 5の 形状は高感度 2次元撮像装置のイメージセンサの形状等に関連づけられる。 2次元 イメージセンサが HARP撮像管の場合は走査線の長さが光透過領域 5の長さに対応 し、走査線の間隔および走査線数が光透過領域の幅に関連づけられる。 2次元ィメ ージセンサが CCD等の 2次元固体撮像素子の場合には撮像面の大きさが光透過領 域 5の長さおよび測定対象領域 T上の走査幅 (Y軸方向）に対応し、画素の大きさお よび間隔が走査幅方向の分解能または光透過領域 5の幅および走査方向（X軸方 向）の分解能に関連づけられる。高感度 2次元撮像装置のイメージセンサと光透過領 域 5の形状等との関連づけはコリメータレンズ 36および結像レンズ 38の焦点距離の 調整によっても実現することができる。
[0042] 光透過領域 5の長手方向 PL力 軸方向に平行に位置づけられている場合には光 学計測システム 100はそれと垂直な方向たとえば X軸方向に走査される。撮像管は その走査線の方向が光透過領域の長手方向 PLと一致していることが好ましぐ固体 撮像素子はその画素の配列方向が光透過領域の長手方向 PLと一致していることが 好ましレ、。なお、本実施形態ではグレーティング 37は透過型として説明したが反射型 グレーティングを使用して構成してょレ、ことはレ、うまでもなレ、。
[0043] 分光特性をさらに向上させるために、偏光フィルター 51、 52を対物光学系 2の平行 光束およびグレーティング 37に導く前のコリメータレンズ 36による平行光束に配置す ることも可能である。グレーティング 37が透過型でも反射型でもよい。 [0044] <照明光学系 >
照明光学系 120は測定対象領域 Tの表面およびその周辺を照射するもので光源 はその目的に応じて選定すればよい。たとえば光感受性物質タラポルフィンナトリウ ムを励起する場合には励起用レーザ（664nm) 20を使用し、皮膚等の測定対象丁の 表面およびその近傍の 3次元計測やスペクトル解析をする場合にはハロゲン光源 19 や白色 LED19などを使用することができる。
[0045] コンデンサレンズ 21はファイバの射出口径の光束をリレーレンズ 22付近に結像す る。リレーレンズ 22はコンデンサレンズ 21に入射した光束を拡大して測定対象領域 T の表面 28を照明する。すなわち、 2枚のミラー 24および 26を光路 Lsが光軸 23, 25 および 27を通るように配置する。リレーレンズ 22を方向 29に移動してコンデンサレン ズ 21に近づくと領域 28は拡大され、コンデンサレンズ 21から離隔するように移動す ると領域 28は縮小される。したがって、リレーレンズ 22のみを移動するだけで目的に 応じて照射面積を変更することができる。なお、ミラー 24および 26は平面鏡のほかに 凸面または凹面のシリンドリカルミラーを使用してもよい。
[0046] 照明光学系 120は照射光が直接対物光学系 2に入射して対物光学系の内面反射 や表面反射が発生しないように構成するべきである。すなわち本実施形態に係る照 射光学系 120の光路 Ls (光軸 23, 25, 27)は対物光学系 2を通らないように設けら れる。したがって、照明光学系 120は光束が対物光学系の内部を経由しないためゴ 一ストが発生せずにスペクトル解析やオートフォーカス機構に影響を与えない。
[0047] 対物光学系 2の焦点距離が 20〜40mm程度であって測定対象表面 28に近いの で、照明光学系 120は複数の LEDを対物光学系 2の周囲をとり力こむように配置して 測定対象表面 28を直接照射してもよい。
[0048] < PDD診断や PDT治療への応用 >
本発明の光学計測システム 100はメラノーマ等の表在性腫瘍の早期診断や治療に 用いることが可能である。光線力学的診断 (以下 PDDという）は表在性腫瘍等の癌の 診断法として注目されつつある。すなわち、腫瘍組織や新生血管が特異のスペクトル 特性を有することを利用して、測定対象領域 Tに光を照射し、境界が非常に不鮮明 な腫瘍の輪郭や腫瘍再発の発見等の診断として利用することが可能である。たとえ ば、照射光学系 120にはハロゲン光源 19または白色 LED 19を使用して測定対象領 域 Tにハロゲン光 Lsを照射し、オートフォーカス動作させながら分光器 140によりス ベクトル分析を行って特定対象部位 7を X軸方向に走査すると、高感度二次元撮像 装置 40により腫瘍の有無や状態を確認することが可能になる。またオートフォーカス 動作に連動して同領域の 3次元の表面形状が同時に測定されるので新生血管等の 微細な表面形状を即座に確認することができる。なお、メラノーマ等の表在性腫瘍の PDD診断を行う場合には転移を誘発させないために、オートフォーカスのためのレ 一ザ光 Lfの波長は青色以外の波長としてたとえば 635nmを使用することが好ましい
[0049] 腫瘍組織の存在が確認されると腫瘍細胞の分布が特定され、同システムを光線力 学治療（以下 PDTという）に利用することが可能である。特定の光感受性物質が腫瘍 組織や新生血管などの特異箇所に集まる性質を使用して測定対象領域 Tに光を照 射することにより細胞を死滅させうる。たとえば光感受性物質としてタラポルフィンナト リウムを用い、照射光学系 120は光源を切り換え機構 170により 664nmのレーザ光 源 20に切り換えて測定対象領域 Tにレーザ光 Lsを照射する。メラノーマ等の腫瘍内 に特異的に取り込まれたタラポルフィンナトリウムは 664nmのレーザ光を照射される と励起して活性酸素を生成することにより細胞内呼吸を阻害し細胞を死滅させうる。し たがって PDD診断において測定された皮膚表面等の測定対象領域のうち腫瘍細胞 が分布する領域を走査しつつ PDT治療を施すことが可能となる。
[0050] モニター 47で PDT治療の様子を確認することができる。 PDT治療により腫瘍細胞 の新生血管が閉塞されて死滅すると 664nm付近の吸収特性が消滅するためスぺク トル診断によって処置の効果を確認することができる。
[0051] したがって本発明の光学計測システムによればベテラン医師の経験と勘に頼らなく ても皮膚等の表在性腫瘍の有無や分布を PDD診断により客観的に判断することが でき、さらに必要であればその場で PDT治療を施すことが可能となる。なお、本発明 の光学計測システムは癌の PDD診断に限らず分光計測システムによるスペクトル診 断を併用することができるため他の疾病の PDD診断にも利用できる。
[0052] 発明の効果 以上のように、本発明の実施形態によれば、測定部位 Tから第 1の光学計測器 118 に至る第 1の光路 L1と測定部位から第 2の光学計測器 140に至る第 2の光路 L2とを スリットミラー 106により光量の減衰を伴わずに分離することができるのでより高精度 の光学計測が可能となる。同一精度で比較するとより安価な光学計測器を使用する こと力 Sできる。
[0053] 常に測定部位にオートフォーカスされるので分光測定装置 140により測定部位の 特定の位置についての光学計測が可能になる。また測定部位を走査する場合には 2 次元領域内の各位置についての光学計測が可能となる。
[0054] 本発明の本実施形態では人体表面の分光測定を例に説明したが、本発明の測定 対象は人体表面に限定されるものではなぐ材料表面の分光測定にも適用できること はいうまでもない。
[0055] また、メラノーマ等の癌の早期診断のためにタラポルフィンナトリウム等の光感受性 物質を励起用レーザ 20により励起して皮膚表面を走査しつつモニター 47で観察す ることによって、リアルタイムで観察、診断をすることが可能となる。この場合には疑わ しい領域をさらに分光計測装置 140を用いてより詳細な計測を行うことができる。
[0056] モニター 47の観察画面には測定部位の他にオートフォーカスのビームスポット SP および分光測定の対象領域 7を反映するスリットミラーの光透過領域 5の影が投影さ れるため、特に測定部位を走査する場合には測定対象をリアルタイムで確認しながら 測定すること力できる。さらに測定部位の表面形状を同時に取得することができる。
[0057] (米国指定）
本出願は米国指定に関し、 2005年 9月 22日に出願された日本国特許出願第 200 5— 275677号について米国特許法第 119条（a)に基づく優先権の利益を援用し、 当該開示内容を引用する。

Claims

請求の範囲
[1] 第 1の光学計測器および第 2の光学計測器を具備する光学計測システムであって 測定部位から前記第 1の光学計測器に至る第 1の光線を導く第 1の光路および前 記測定部位から前記第 2の光学計測器に至る第 2の光線を導く第 2の光路が設けら れ、
前記第 1の光路および前記第 2の光路が通る光学系であって、前記第 1および第 2 の光路が相互に近軸に設けられている光学系、
前記光学系を通った前記第 1の光路の方向を変更する反射領域であって、これに 交差するように前記第 2の光路が設けられる反射領域、および
前記反射領域と前記第 2光路が交差する位置に設けられた光透過領域であって、 前記反射領域より光透過率が高く前記光学系の焦点面近傍に位置づけられるものを 具備することを特徴とする光学計測システム。
[2] 前記光透過領域はスリットであることを特徴とする請求項 1記載の光学計測システム
[3] 前記光学系に含まれ光軸方向に移動可能な対物光学系と、
レーザ光学系であって、出射されるレーザ光は前記対物光学系の焦点面の特定位 置を通る光路を有するスポット光であるものとをさらに具備し、
前記第 1の光学計測器は、前記測定部位における前記レーザ光の照射位置を検 出する焦点位置検出器であって、前記第 1の光路に導かれる前記レーザ光を受光す るものを具備し、
前記検出された位置に応じて前記位置が所定の位置に収束するように前記対物光 学系を移動制御することを特徴とする請求項 1または 2記載の光学計測システム。
[4] 前記焦点位置検出器は近接配置された第 1受光素子および第 2受光素子を有し、 前記第 1および第 2受光素子の配列方向の前記レーザ光の照射位置を検出すること を特徴とする請求項 3記載の光学計測システム。
[5] 前記焦点位置検出器が受光するレーザ光の一部を遮蔽する絞り手段であって、前 記第 1および第 2受光素子の配列方向にオフセットされて設けられたものをさらに具 備することを特徴とする請求項 4記載の光学計測システム。
[6] 前記レーザ光学系のレーザ光の光路が前記対物光学系の光軸から離れた位置を 通るように設けられ、前記レーザ光は前記対物光学系の光軸と平行光束となって入 射することを特徴とする請求項 3記載の光学計測システム。
[7] 前記レーザ光学系は前記対物光学系に対して位置固定されることを特徴とする請 求項 3記載の光学計測システム。
[8] 前記対物光学系の移動量に基づいて前記測定部位と前記レーザ光学系の光路と 交差する部位の前記光軸方向の位置を求めることを特徴とする請求項 3記載の光学 計彻 jシステム。
[9] 前記光学系は前記対物光学系と前記反射領域の間に結像光学系を有し、前記光 透過領域は前記結像光学系の焦点面に設けられることを特徴とする請求項 3記載の 光学計測システム。
[10] 前記第 2の光学計測器は分光器および 2次元撮像装置を具備し 1次元状に分布す る光線の分光計測を行う分光測定装置であって、
前記第 2の光路は前記光透過領域および前記分光器を介して前記 2次元撮像装 置の受光部に至ることを特徴とする請求項 3乃至 9のいずれか 1項記載の光学計測 システム。
[11] 前記分光測定のために前記測定部位を照射する照明装置であって、照射光の光 路は前記対物光学系を経由しなレ、ものをさらに具備することを特徴とする請求項 10 載の光学計測システム。
[12] 前記照明装置の照明光は光感受性物質を励起する波長を有することを特徴とする 請求項 11記載の光学計測システム。
[13] 2次元撮像装置をさらに具備し、
前記第 1の光路は前記反射領域のあとで分岐して前記 2次元撮像装置に至ること を特徴とする請求項 3乃至 12記載の光学計測システム。
[14] 前記第 1の光路が分岐する位置に前記レーザ光の波長以外の光線を分岐するダイ クロイツクミラーが設けられたことを特徴とする請求項 13記載の光学計測システム。
[15] 偏光フィルターが前記光学系の光束または前記分光器内の光束を横切るように設 けられることを特徴とする請求項 10記載の光学計測システム。
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