WO2012032779A1

WO2012032779A1 - 光イメージング装置

Info

Publication number: WO2012032779A1
Application number: PCT/JP2011/005036
Authority: WO
Inventors: 平　健二
Original assignee: オリンパス株式会社
Priority date: 2010-09-07
Filing date: 2011-09-07
Publication date: 2012-03-15
Also published as: US10085644B2; US20150335247A1; JP5631671B2; JP2012058020A

Abstract

　光コヒーレンストモグラフィと同様な光学系を用いて得た信号のうち、検査対象の表面反射光及び表層の一回散乱光に起因する信号を取り除き、多重散乱光に起因する信号を抽出し、画像化する。これにより、散乱体の深部を可視化する光イメージング装置を提供する。

Description

光イメージング装置

関連出願の相互参照

　本出願は、２０１０年９月７日に出願された日本国特許出願２０１０－１９９９９５号の優先権を主張するものであり、この先の出願の開示全体をここに参照のために取り込む。

　本発明は、生体光イメージング装置に関するものである。

　生体の断層像を得る技術としてＯｐｔｉｃａｌ　Ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ　Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ（ＯＣＴ）が広く受け入れられている（非特許文献１参照）。ＯＣＴは深さ方向に１～１０μｍ程度の空間分解能を持つ形態情報を非侵襲、無被爆かつｉｎ　ｖｉｖｏ提供できる強力な技術である。

　ＯＣＴでは生体試料内にて反射された光、もしくは一回散乱光が検出される。この検出にはマイケルソン干渉計構成が用いられ、生体から戻ってきた光（以降、検査光と呼ぶ）と参照光との干渉成分が信号として用いられる。検査光と参照光の相対遅延時間が光源の可干渉時間内である場合、安定した干渉信号が得られる。ＯＣＴではこの安定した干渉信号が利用される。

Ｈｕａｎｇ　ｅｔ　ａｌ．、　Ｓｃｉｅｎｃｅ、　ｖｏｌ．　２５４、　ｐ．　１１７８　（１９９１）

　上述のようにＯＣＴは非常に魅力的な技術ではあるものの、観察可能な進達度が生体試料の表面から１～２ｍｍ程度と非常に限定的だという特徴がある。これは生体が強い光散乱体であることに起因している。生体中を１～２ｍｍ伝搬する間にほとんどの光は多重散乱を受ける。多重散乱を受けた検査光は参照光と安定した干渉信号を生成することができないため、ＯＣＴでは検出することができない。

　生体深部の血管、神経やリンパの位置・状態把握や癌の浸潤度診断など、非侵襲、無被爆かつｉｎ　ｖｉｖｏで生体深部の状態を知りたいという強いニーズはあるものの、上述の特徴によりＯＣＴではこれらのニーズに応えることができない。

　上記目的を達成する第１の観点に係る光イメージング装置の発明は、
　光を出射する光発生手段と、
　前記光発生手段からの光を検査光と参照光とに分波して、前記検査光を検査対象に導き、前記参照光を光反射部に導くとともに、前記検査光が前記検査対象で反射・散乱されて得られる反射検査光と、前記参照光が前記光反射部で反射されて得られる反射参照光とを合波して干渉光を生成する光分合波手段と、
　前記検査光を前記検査対象上にて走査する走査手段と、
　前記光分合波手段で生成された干渉光を受光して光電変換する光電変換手段と、
　前記光電変換手段のアナログ出力信号をデジタル信号に変換するアナログ－デジタル変換手段と、
　前記アナログ－デジタル変換手段の出力信号から、前記検査対象の反射光及び一回散乱光に起因する信号を取り除き、前記検査対象中における多重散乱光に起因する信号を抽出し積算する信号処理手段と、
　前記信号処理手段からの出力信号と前記走査手段の走査情報から前記検査対象の画像を生成する画像処理手段と、
　を有することを特徴とするものである。

　第２の観点に係る発明は、第１の観点に係る光イメージング装置において、
　前記光発生手段が波長掃引レーザであることを特徴とするものである。

　第３の観点に係る発明は、第2の観点に係る光イメージング装置において、
　前記信号処理手段が、
　前記アナログ－デジタル変換手段からの出力信号をフーリエ変換し、前記検査対象中の位置に対する信号強度分布を表す信号を出力する信号変換手段と、
　前記信号変換手段の出力信号から、前記検査対象中における多重散乱光に起因する信号を抽出する信号抽出手段と、
　前記信号抽出手段からの出力信号の積算値を計算し、出力する積算手段と、
　からなることを特徴とするものである。

　第４の観点に係る発明は、第１の観点に係る光イメージング装置において、
　前記光発生手段が、
　スーパールミネッセントダイオードもしくはパルス光源であって、
　前記光反射部が前記検査光と前記参照光の相対遅延時間を掃引するように駆動されていること、
　を特徴とするものである。

　第５の観点に係る発明は、第４の観点に係る光イメージング装置において、
　前記信号処理手段が、
　前記アナログ－デジタル変換手段からの出力信号を包絡線検波する包絡線検波手段と、前記包絡線検波手段の出力信号から、前記検査対象中における多重散乱光に起因する信号を抽出する信号抽出手段と、
　前記信号抽出手段からの出力信号の積算値を計算し、出力する積算手段と、
　からなることを特徴とするものである。

　第６の観点に係る発明は、第３もしくは第5の観点に係る光イメージング装置において、前記信号抽出手段が、
　前記信号変換手段の出力信号中において、最も強度の高い前記検査対象上の位置から前記検査対象の深部方向に物理長で１．５ｍｍ以上離れた位置の信号を抽出すること、
　を特徴とするものである。

　第７の観点に係る発明は、第１の観点に係る光イメージング装置において、
　前記光発生手段が、
　スーパールミネッセントダイオードもしくはパルス光発生であって、
　前記参照光と前記多重散乱光の相対遅延時間が一致するように前記光反射部が設定されていること、
　を特徴とするものである。

　第８の観点に係る発明は、第７の観点に係る光イメージング装置において、
　前記信号処理手段が、
　前記アナログ－デジタル変換手段の出力信号を包絡線検波する包絡線検波手段と、
　前記包絡線検波手段の出力信号の積算値を計算し、出力する包絡線検波出力積算手段と、
　からなることを特徴とするものである。

　第９の観点に係る発明は、第１の観点に係る光イメージング装置において、
　前記光電変換手段が、
　バランスド検出を行う
　ことを特徴とするものである。

　さらに、上記目的を達成する第１０の観点に係る光イメージング方法の発明は、
　光を出射する光発生ステップと、
　前記光発生ステップからの光を検査光と参照光とに分波して、前記検査光を検査対象に導き、前記参照光を光反射部に導くとともに、前記検査光が前記検査対象で反射・散乱されて得られる反射検査光と、前記参照光が前記光反射部で反射されて得られる反射参照光とを合波して干渉光を生成する光分合波ステップと、
　前記検査光を前記検査対象上にて走査する走査ステップと、
　前記光分合波ステップで生成された干渉光を受光して光電変換する光電変換ステップと、
　前記光電変換ステップのアナログ出力信号をデジタル信号に変換するアナログ－デジタル変換ステップと、
　前記アナログ－デジタル変換ステップの出力信号から、前記検査対象の反射光及び一回散乱光に起因する信号を取り除き、前記検査対象中における多重散乱光に起因する信号を抽出し積算する信号処理ステップと、
　前記信号処理ステップからの出力信号と前記走査ステップの走査情報から前記検査対象の画像を生成する画像処理ステップと、
　を有することを特徴とするものである。

　さらに、上記目的を達成する第１１の観点に係る内視鏡の発明は、
　体腔内からの被検出光を検出して、前記体腔内を観察する内視鏡であって、
　第１乃至９の観点のいずれかに係る光イメージング装置を有し、
　前記体腔内からの前記被検出光を前記光イメージング装置により画像化できるように構成したことを特徴とするものである。

　さらに、上記目的を達成する第１２の観点に係る顕微鏡の発明は、
　観察試料からの被検出光を検出する顕微鏡であって、
　第１乃至９の観点のいずれかに係る光イメージング装置を有し、
　前記観察試料からの前記被検出光を前記光イメージング装置により画像化できるように構成したことを特徴とするものである。

　反射光や一回散乱光を取り除き、かつ多重散乱光を検出し、画像化するので、生体深部の状態を非侵襲、無被爆かつｉｎ　ｖｉｖｏで可視化することができるようになる。

本発明の第１実施の形態に係る光イメージング装置の要部の構成を示すブロック図である。図１に示したコンピュータで行われる信号処理を示す機能ブロック図である。図２に示した信号処理の動作を説明する模式図である。本発明の第２実施の形態に係る光イメージング装置の要部の構成を示すブロック図である。図４に示したコンピュータで行われる信号処理を示す機能ブロック図である。図５に示した信号処理の動作を説明する模式図である。本発明の第３実施の形態に係る光イメージング装置の要部の構成を示すブロック図である。図７に示したコンピュータで行われる信号処理を示す機能ブロック図である。図８に示した信号処理の動作を説明する模式図である。

　以下、本発明の実施の形態について、図を参照して説明する。

　（第１実施の形態）
　図１は、本発明の第１実施の形態に係る光イメージング装置の構成を示すブロック図である。

　本実施の形態では、波長掃引レーザ１０は、中心波長１０３０ｎｍ、掃引波長幅０．４ｎｍ、平均光強度５ｍＷ、掃引周波数５０ｋＨｚのものを用いる。これは周波数領域モード同期レーザ（Ｆｏｕｒｉｅｒ　ｄｏｍａｉｎ　ｍｏｄｅ　ｌｏｃｋｅｄ　ｌａｓｅｒ：ＦＤＭＬ）を用いて実現できる（米国特許第２００６／０１８７５３７号参照）。この際、波長掃引レーザ１０の出力時間波形がパルス状にならないように用いられる。

　波長掃引レーザ１０の出力端は、第１ポート１１ａ～第３ポート１１ｃを有する光サーキュレータ１１の第１ポート１１ａに接続する。光サーキュレータ１１は、第１ポート１１ａから入力された光を、第２ポート１１ｂへ出力し、第２ポート１１ｂに入力された光を第３ポート１１ｃから出力する。

　光サーキュレータ１１の第２ポート１１ｂは、第１ポート１２ａ～第４ポート１２ｄを有する光カプラ１２の第１ポート１２ａに接続して、該第１ポート１２ａに入力された光を、光カプラ１２により、第３ポート１２ｃおよび第４ポート１２ｄにそれぞれ強度比５０：５０で分波する。ここで、光カプラ１２は、光発生手段からの光を検査光と参照光とに分波して、検査光を検査対象に導く一方、参照光を光反射部に導いて、さらに検査光については検査対象で反射・散乱されて得られる反射検査光として、参照光が前記光反射部で反射されて得られる反射参照光と合波して干渉光を生成するための、光分合波手段として機能するものである。かかる光分合波手段は、光カプラ１２のように同一の構成で実現する手段である必要はなく、場合によっては分波と合波とを別々の光カプラ部材で構成してもよい。

　光カプラ１２の第３ポート１２ｃから出力される光は参照光として用いられる。この光カプラ１２の第３ポート１２ｃから出力された光は、レンズ５０により平行光に変換され、空気中に射出される。その射出された参照光を、光減衰器１３で所望の光強度に減衰した後、反射鏡１４で反射させる。この反射鏡１４で反射された参照光は、反射参照光として、再び光減衰器１３およびレンズ５０を介して光カプラ１２の第３ポート１２ｃに入力される。

　一方、光カプラ１２の第４ポート１２ｄは、検査光として用いられる。この光カプラ１２の第４ポート１２ｄから出力された光は、レンズ５１により平行光に変換され、空気中に射出される。その射出された検査光を、Ｘ－Ｙガルバノスキャナミラー１５で、伝搬方向を二次元的にスキャンして、レンズ52により生体等の検査対象１６上に集光させる。

　なお、Ｘ－Ｙガルバノスキャナミラー１５は、コンピュータ１９からの信号に従って制御されている。検査対象１６の表面および内部で反射・散乱された検査光は、反射検査光として、再びレンズ５２、Ｘ－Ｙガルバノスキャナミラー１５及びレンズ５１を介して、光カプラ１２の第４ポート１２ｄに入力される。

　光カプラ１２の第３ポート１２ｃに入力する反射参照光および第４ポート１２ｄに入力する反射検査光は、光カプラ１２において干渉し、干渉光として第１ポート１２ａおよび第2ポート１２ｂから出力される。ここで、第１ポート１２ａから出力される干渉光と、第２ポート１２ｂから出力される干渉光とは、逆位相となる。

　光カプラ１２の第１ポート１２ａから出力される干渉光は、光サーキュレータ１１の第２ポート１１ｂおよび第３ポート１１ｃを経て、光電変換部としてのバランスドレシーバ１７の第１ポート１７アールに入力される。また、光カプラ１２の第２ポート１２ｂから出力される干渉光は、バランスドレシーバ１７の第２ポート１７ｂに入力する。これにより、バランスドレシーバ１７で、第１ポート１７ａおよび第２ポート１７ｂにそれぞれ入力する干渉光を光電変換して、直流成分をキャンセルした、干渉成分（交流成分）のみのアナログ信号を得る。バランスドレシーバ１７は、ＩｎＧａＡｓフォトダイオード二つと差動増幅器を含んだもので、電気応答帯域が、例えば８０ＭＨｚのものを用いる。

　バランスドレシーバ１７から出力されるアナログ信号は、アナログ-デジタル（Ａｎａｌｏｇ－ｔｏ－ｄｉｇｉｔａｌ：ＡＤ）変換器１８に入力してデジタル信号に変換される。なおＡＤ変換器１８は、例えば１４ｂｉｔ、１２５ＭＳ／ｓのものを用いる。そして、ＡＤ変換器１８のデジタル出力信号は、コンピュータ１９に入力される。コンピュータ１９では、ＡＤ変換器１８からの信号とＸ－Ｙガルバノスキャナミラー１５の位置情報から画像を生成する演算がなされ、その結果がモニタ２０に表示される。

　図２は、コンピュータ１９で行われる信号処理を示す機能ブロック図である。図２中のａ～ｅ点における信号の例を図３ａ～ｅに示し、コンピュータ１９で行われる信号処理を以下で説明する。

　コンピュータ１９は、信号変換手段（波長掃引）２１、信号抽出手段２２、積算手段２３及び画像処理手段２４として機能し、以下に説明する信号処理を行う。信号変換手段（波長掃引）２１は、ＡＤ変換器１８からのデジタル出力信号（図３ａ）をフーリエ変換して電力スペクトルを算出し、その周波数を波長掃引レーザ１０の波長掃引速度から検査対象１６の深さ方向の空間的距離に変換し、電力を検査対象１６中の各深度における反射・散乱光強度に変換し出力する（図３ｂ）。信号変換手段（波長掃引）２１の出力信号は信号抽出手段２２に入力される。信号抽出手段２２では、検査対象１６からの反射光及び一回散乱光に起因する信号を取り除き、検査対象１６中にて多重散乱された光に起因する信号（図３ｃ斜線部分）が抽出される（図３ｃ）。検査対象１６が生体の場合、具体的には、信号変換手段２１の出力信号のうち、最も強度の高い位置から深部方向に約１．５ｍｍ以上離れた部分を抽出する操作が行われる。信号抽出手段２２の出力は積算手段２３に入力される。積算手段２３では、信号抽出手段２２から受けた信号を位置に関して積分する操作が行われ、出力される（図３ｄ）。積算手段２３の出力信号は画像処理手段２４に入力される。画像処理手段２４では、Ｘ－Ｙガルバノスキャナミラー１５の設定値毎、すなわち検査対象１６への検査光の照射位置毎に、積算手段２３からの出力値を割り当て、検査対象１６の深部情報画像を生成する（図３ｅ）。画像処理手段２４の出力はモニタ２０に入力され、モニタ２０上に検査対象１６の深部情報画像が表示される。こうすることで生体深部のトポグラフィック画像が得られる。

　このように、本実施の形態では、ＡＤ変換器１８の出力信号から、前記検査対象の反射光及び一回散乱光に起因する信号を取り除き、前記検査対象中における多重散乱光に起因する信号を取り出し積算するようにしたため、検査対象１６の深部からの情報を効率よく画像化できるようになった。

　さらに本実施の形態では、波長掃引レーザ１０の光スペクトル帯域を波長幅０．４ｎｍと、通常のＯＣＴの場合よりも非常に狭く設定してある。これは多重散乱光の検出のためには、波長掃引レーザ１０の波長帯域は狭い方が検出感度の向上が見込めるからである。従って、検査対象１６の表層部分（生体深さ１．５ｍｍ程度以下）と深部（生体深さ１．５ｍｍ以上）を分離できる程度の空間分解能を持つ範囲で、波長掃引レーザ１０の光スペクトル幅を狭くしている。こうすることで、検出感度の最適化が可能になる。

　また、本実施の形態において、検査光を導波する光ファイバ部分（光カプラ１２の第４ポート１２ｂに接続される光ファイバ）を内視鏡中に用いることも可能である。内視鏡構成をとることで、癌の浸潤度診断や、脂肪などに覆われた血管・神経・リンパ管の可視化などの外科手術支援が可能になる。

　（第２実施の形態）
　図４は、本発明の第2実施の形態に係る光イメージング装置の構成を示すブロック図である。図１と図４は類似しているが、図４では、スーパールミネッセントダイオード（Ｓｕｐｅｒ　ｌｕｍｉｎｅｓｃｅｎｔ　ｄｉｏｄｅ：ＳＬＤ）２５及び可動反射鏡２６が用いられる。ＳＬＤ２５は波長帯域１０４５ｎｍ－１０５５ｎｍ、平均光出力１０ｍＷのものを用いる。可動反射光２６は、検査光と参照光の相対遅延時間を掃引するようにコンピュータ１９からの信号に従って制御される。その他の構成は図１と同様であるので、同一構成要素には同一参照符号を付して説明を省略する。

　図４のコンピュータ１９で行われる信号処理を図５に記す。図２と図５は類似しているが、図５では、信号変換手段（時間）２７を用いる。図５中のａ～ｅ点における信号の例を図６ａ～ｅに示し、コンピュータ１９で行われる信号処理を以下で説明する。

　図４の構成を用いた場合、図５中の信号変換手段（時間）２７は、ＡＤ変換器１８からのデジタル出力信号（図６ａ）を包絡線検波し、その振幅信号をさらに電力信号に変換する。その際、時間は、検査光と参照光の相対遅延時間と掃引反射鏡２６の掃引速度から検査対象１６の深さ方向の空間的距離に変換され、出力される（図６ｂ）。その他の手段は図２および図３と同様であるので、同一手段要素には同一参照符号を付して説明を省略する。

　このように、本実施の形態を用いることで、ＳＬＤなどの非常に安価な光源を用いることができるため、さらに低コストに光イメージング装置を実現できるようになる。

　（第３実施の形態）
　図７は、本発明の第３実施の形態に係る光イメージング装置の構成を示すブロック図である。図４と図７は類似しているが、図7では反射鏡１４が用いられる。反射鏡１４は、検査対象１６中にて多重散乱された検査光と参照光の相対遅延時間が一致するように固定されている。その他の構成は図４と同様であるので、同一構成要素には同一参照符号を付して説明を省略する。

　図７のコンピュータ１９で行われる信号処理を図８に記す。図８中のａ～ｄ点における信号の例を図９ａ～ｄに示し、コンピュータ１９で行われる信号処理を以下で説明する。

　コンピュータ１９では、包絡線検波手段２８、積算手段２９及び画像処理手段３０の信号処理が行われる。包絡線検波手段２８は、ＡＤ変換器１８からのデジタル出力信号（図９ａ）を包絡線検波する（図９ｂ）。包絡線検波手段２８の出力は積算手段２９に入力される。積算手段２９では、包絡線検波手段２８の出力を積分する操作が行われ（図９ｂ斜線部）、出力される（図９ｃ）。積算手段２９の出力信号は画像処理手段３０に入力される。画像処理手段３０では、Ｘ－Ｙガルバノスキャナミラー１５の設定値毎、すなわち検査対象１６への検査光の照射位置毎に、積算手段２９からの出力値を割り当て、検査対象１６の深部情報画像を生成する（図９ｄ）。画像処理手段３０の出力はモニタ２０に入力され、モニタ２０上に検査対象１６の深部情報画像が表示される。

　このように、本実施の形態では、ＳＬＤなどの非常に安価な光源を利用できることや参照光の光路上の反射鏡を掃引する必要が無いことから、低コストな光イメージング装置が実現できる。さらに、検査対象からの反射・散乱光強度分布を作成する必要がないため、信号処理の負荷を軽減することができる。これにより、高速な画像取得を実現できるようになる。

　なお、ここでは全てマイケルソン干渉計構成を用いた光イメージング装置について述べたが、マッハツェンダ干渉計構成を用いた二軸共焦点顕微鏡などにも当然適用可能であり、同様な効果が得られる（Ｗａｎｇ　ｅｔ　ａｌ．，　Ｏｐｔｉｃｓ　Ｌｅｔｔｅｒｓ，　ｖｏｌ．　２８，　ｐ．　１９１５　（２００３）参照）。

　１０　波長掃引レーザ
　１１　光サーキュレータ
　１２　光カプラ
　１３　光減衰器
　１４　反射鏡
　１５　Ｘ－Ｙガルバノスキャナミラー
　１６　検査対象
　１７　バランスドレシーバ
　１８　アナログ-デジタル変換器
　１９　コンピュータ
　２０　モニタ
　２１　信号変換手段（波長掃引）
　２２　信号抽出手段
　２３　積算手段
　２４　画像処理手段
　２５　スーパールミネッセントダイオード
　２６　可動反射鏡
　２７　信号変換手段（時間）
　２８　包絡線検波手段
　２９　積算手段
　３０　画像処理手段
　５０、５１、５２　レンズ

Claims

　光を出射する光発生手段と、
　前記光発生手段からの光を検査光と参照光とに分波して、前記検査光を検査対象に導き、前記参照光を光反射部に導くとともに、前記検査光が前記検査対象で反射・散乱されて得られる反射検査光と、前記参照光が前記光反射部で反射されて得られる反射参照光とを合波して干渉光を生成する光分合波手段と、
　前記検査光を前記検査対象上にて走査する走査手段と、
　前記光分合波手段で生成された干渉光を受光して光電変換する光電変換手段と、
　前記光電変換手段のアナログ出力信号をデジタル信号に変換するアナログ－デジタル変換手段と、
　前記アナログ－デジタル変換手段の出力信号から、前記検査対象の反射光及び一回散乱光に起因する信号を取り除き、前記検査対象中における多重散乱光に起因する信号を抽出し積算する信号処理手段と、
　前記信号処理手段からの出力信号と前記走査手段の走査情報から前記検査対象の画像を生成する画像処理手段と、
　を有することを特徴とする光イメージング装置。
　前記光発生手段が波長掃引レーザであること
　を特徴とする請求項１に記載の光イメージング装置。
　前記信号処理手段が、
　前記アナログ－デジタル変換手段からの出力信号をフーリエ変換し、前記検査対象中の位置に対する信号強度分布を表す信号を出力する信号変換手段と、
　前記信号変換手段の出力信号から、前記検査対象中における多重散乱光に起因する信号を抽出する信号抽出手段と、
　前記信号抽出手段からの出力信号の積算値を計算し、出力する積算手段と、
　を備えることを特徴とする請求項２に記載の光イメージング装置。
　前記光発生手段が、
　スーパールミネッセントダイオードもしくはパルス光源であって、
　前記光反射部が前記検査光と前記参照光の相対遅延時間を掃引するように駆動されていること、
　を特徴とする請求項１に記載の光イメージング装置。
　前記信号処理手段が、
　前記アナログ－デジタル変換手段からの出力信号を包絡線検波する包絡線検波手段と、
　前記包絡線検波手段の出力信号から、前記検査対象中における多重散乱光に起因する信号を抽出する信号抽出手段と、
　前記信号抽出手段からの出力信号の積算値を計算し、出力する積算手段と、
　を備えることを特徴とする請求項４に記載の光イメージング装置。
　前記信号抽出手段が、
　前記信号変換手段の出力信号中において、最も強度の高い前記検査対象上の位置から前記検査対象の深部方向に物理長で１．５ｍｍ以上離れた位置の信号を抽出すること、
　を特徴とする請求項３もしくは５に記載の光イメージング装置。
　前記光発生手段が、
　スーパールミネッセントダイオードもしくはパルス光発生であって、
　前記参照光と前記多重散乱光の相対遅延時間が一致するように前記光反射部が設定されていること、
　を特徴とする請求項１に記載の光イメージング装置。
　前記信号処理手段が、
　前記アナログ－デジタル変換手段の出力信号を包絡線検波する包絡線検波手段と、
　前記包絡線検波手段の出力信号の積算値を計算し、出力する包絡線検波出力積算手段と、
　を備えることを特徴とする請求項７に記載の光イメージング装置。
　前記光電変換手段が、
　バランスド検出を行うことを特徴とする請求項１に記載の光イメージング装置。
　光源からの光を検査光と参照光とに分波して、前記検査光を検査対象に導き、前記参照光を光反射部に導くとともに、前記検査光が前記検査対象で反射・散乱されて得られる反射検査光と、前記参照光が前記光反射部で反射されて得られる反射参照光とを合波して干渉光を生成する光分合波ステップと、
　前記検査光を前記検査対象上にて走査する走査ステップと、
　前記光分合波ステップで生成された干渉光を受光して光電変換する光電変換ステップと、
　前記光電変換ステップのアナログ出力信号をデジタル信号に変換するアナログ－デジタル変換ステップと、
　前記アナログ－デジタル変換ステップの出力信号から、前記検査対象の反射光及び一回散乱光に起因する信号を取り除き、前記検査対象中における多重散乱光に起因する信号を抽出し積算する信号処理ステップと、
　前記信号処理ステップからの出力信号と前記走査ステップの走査情報から前記検査対象の画像を生成する画像処理ステップと、
　を有することを特徴とする光イメージング方法。
　体腔内からの被検出光を検出して、前記体腔内を観察する内視鏡であって、
　請求項１乃至９の少なくともいずれか一項に記載の光イメージング装置を有し、
　前記体腔内からの前記被検出光を前記光イメージング装置により画像化できるように構成したことを特徴とする内視鏡。
　観察試料からの被検出光を検出する顕微鏡であって、
　請求項１乃至９のいずれか一項に記載の光イメージング装置を有し、
　前記観察試料からの前記被検出光を前記光イメージング装置により画像化できるように構成したことを特徴とする顕微鏡。