JP2007054251A - Tomography system and tomography method - Google Patents

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Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To provide a tomography device and a tomography method which enble the measurement of the dynamic state function (especially the tomographic structure of an arteriole of a human) of a body to be inspected at a desired timing. <P>SOLUTION: The pulse wave of the arteriole of a human finger is obtained by means of an optoelectrical pulse wave meter 19, a timing signal showing the diastole or the systole of the arteriole based on the obtained pulse wave is output to the processing section 10, and the processing section 10 outputs a frame trigger scanning the irradiating point of the human finger to a galvanometer mirror driver 9 based on the output timing signal. The galvanometer mirror 9 generates a galvanometer mirror driving voltage synchronizing with the input frame trigger and applies the same to the galvanometer mirror 7b. An optical phase modulators 4, 5 changes (scans) an optical path difference of a reference light and a signal light in an optical axial direction (a depth direction of a living body). An irradiating section 7 scans the irradiating point of the signal light on the surface of the living body while linearly reciprocating once by a predetermined distance along the surface of the living body during one cycle of the galvanometer mirror driving voltage. <P>COPYRIGHT: (C)2007,JPO&INPIT

Description

本発明は、低コヒーレンス光干渉を用いて被検査体の断層を計測する断層計測装置及び断層計測方法に関し、特にヒト細動脈の動態観察・診断に用いることができる断層計測装置及び断層計測方法に関する。   The present invention relates to a tomographic measuring apparatus and a tomographic measuring method for measuring a tomography of a subject using low coherence optical interference, and more particularly to a tomographic measuring apparatus and a tomographic measuring method that can be used for dynamic observation and diagnosis of human arterioles. .

光を用いて生体の内部構造を可視化する試みは、Ｘ線による透視画像化、ＯＣＴ（Optical Coherence Tomography、光コヒーレンストモグラフィ）の原理を用いた光波による生体組織の断層画像化などの分野で行われており、例えば、眼科学の分野では、眼底網膜剥離の断層画像を空間分解能１０μｍ程度で表示することができるＯＣＴ装置が実用化されている。   Attempts to visualize the internal structure of a living body using light are performed in fields such as fluoroscopic imaging using X-rays and tomographic imaging of biological tissues using light waves using the principle of OCT (Optical Coherence Tomography). For example, in the field of ophthalmology, an OCT apparatus capable of displaying a tomographic image of fundus retinal detachment with a spatial resolution of about 10 μm has been put into practical use.

ＯＣＴの原理は、低コヒーレンス光干渉を利用して、光軸方向（生体の深さ方向）に沿う生体組織内の反射点の位置をコヒーレンス長の分解能で識別するというものである。ＯＣＴ装置は、低コヒーレンス光源を用いて光干渉計（例えば、マイケルソン干渉計）を構成し、信号光路端部には、微動ステージに載置し、生体表面に信号光を照射するための照射部を設け、参照光路には、参照光路長を所要の微小寸法（例えば、１ｍｍ）繰り返し変化させることにより、参照光の光路長を走査する（変化させる）走査部を設けるとともに、参照光路端部には、参照光を反射するミラーを設けている。また、参照光の光路長の走査方法として、ＰＺＴ円筒状アクチュエータに光ファイバを巻き、所定周期の三角波状電圧で駆動する光ファイバ位相変調器を用いることにより、参照光路長を変化させている。   The principle of OCT is that low-coherence light interference is used to identify the position of a reflection point in a living tissue along the optical axis direction (the depth direction of the living body) with a resolution of the coherence length. The OCT apparatus constitutes an optical interferometer (for example, Michelson interferometer) using a low-coherence light source, and is placed on a fine movement stage at the end of the signal light path to irradiate the surface of the living body with signal light. The reference optical path is provided with a scanning unit that scans (changes) the optical path length of the reference light by repeatedly changing the reference optical path length to a required minute dimension (for example, 1 mm), and at the end of the reference optical path Is provided with a mirror for reflecting the reference light. Further, as a scanning method of the optical path length of the reference light, the reference optical path length is changed by using an optical fiber phase modulator that is wound with an optical fiber around a PZT cylindrical actuator and driven by a triangular wave voltage having a predetermined period.

生体の断層を計測する場合は、照射部から信号光を生体表面に照射し、参照光の光路長を走査する（変化させる）ことにより、参照光路長を繰り返し変化させ、参照光路長と生体深層の反射点までの信号光路長とが一致した場合に、低コヒーレンス干渉ゆえに局在するヘテロダインビート信号を検出し、検出した信号に基づいて生体の深層方向の反射光分布を取得する。生体組織内の二次元断層画像を取得するためには、参照光路長を１回走査するごとに、これに同期して微動ステージを同じ方向に一定距離（例えば、１〜１０μｍ）移動させて信号光の照射点を生体表面に沿って移動させる。これにより、ヒトの指先表皮下の汗腺のらせん構造を計測する装置が提案されている（非特許文献１参照）。
春名正光、他３名、“光ファイバＰＺＴ位相変調器を用いたインビボ高速ＯＣＴ”２００４年１１月、平成１６年度日本光学会年次学術講演会、講演予稿集 When measuring a tomography of a living body, the reference light path length is repeatedly changed by irradiating the surface of the living body with signal light from the irradiation unit and scanning (changing) the optical path length of the reference light. When the signal optical path length to the reflection point coincides, a heterodyne beat signal localized due to low coherence interference is detected, and a reflected light distribution in the deep direction of the living body is acquired based on the detected signal. In order to acquire a two-dimensional tomographic image in a living tissue, every time the reference optical path length is scanned once, the fine movement stage is moved in the same direction by a fixed distance (for example, 1 to 10 μm) in synchronization with this signal. The irradiation point of light is moved along the living body surface. Thus, an apparatus for measuring the spiral structure of the sweat glands under the skin of a human fingertip has been proposed (see Non-Patent Document 1).
Masamitsu Haruna and three others, "In vivo high-speed OCT using optical fiber PZT phase modulator", November 2004, 2004 Annual Meeting of the Optical Society of Japan, Proceedings

しかしながら、非特許文献１の装置にあっては、参照光の光路長を所定の周期で走査する際に、信号光の照射点を生体表面（被検査体の表面）に沿って移動することにより、ある特定の時間内における生体の断層画像を取得することができるものの、生体組織内で生じる生理現象の時間的推移、すなわち生体の動態機能を計測するためには、何度も繰り返し断層画像を取得する必要があり、所要のタイミングで断層画像を取得することが困難であった。このため、生体の動態機能を所要のタイミングでより正確かつ簡便に計測することが望まれていた。   However, in the apparatus of Non-Patent Document 1, when the optical path length of the reference light is scanned at a predetermined cycle, the signal light irradiation point is moved along the living body surface (the surface of the object to be inspected). Although it is possible to obtain a tomographic image of a living body within a specific time, in order to measure a temporal transition of a physiological phenomenon occurring in a living tissue, that is, a dynamic function of a living body, a tomographic image is repeatedly repeated. It is necessary to acquire the tomographic image at a required timing. For this reason, it has been desired to more accurately and easily measure the dynamic function of a living body at a required timing.

特に、血管は人間の生命機能を維持する最も重要な器官の１つである。血管の老化によって、動脈硬化が生じ、これが心筋梗塞を引き起す。また、血管の老化は高血圧をもたらす。このように、血管の老化は重篤な生活習慣病の原因になるにも拘わらず、これまでに血管を非侵襲で観測し、血管がどの程度老化してその機能が低下しているかを診断する手法はまったく報告されておらず、高齢社会を向かえる今日においては、体温又は血圧を計測するのと同じような感覚で、容易に血管の老化を診断できる装置の開発が切望されている。   In particular, blood vessels are one of the most important organs that maintain human vital functions. Blood vessel aging causes arteriosclerosis, which causes myocardial infarction. In addition, aging of blood vessels results in hypertension. In this way, despite aging of blood vessels causing severe lifestyle-related diseases, blood vessels have been observed non-invasively to determine how much blood vessels are aging and their functions have declined. There is no report on the technique to do so, and in today's aging society, development of a device that can easily diagnose aging of blood vessels with the same feeling as measuring body temperature or blood pressure is eagerly desired.

本発明は斯かる事情に鑑みてなされたものであり、被検査体（例えば、ヒト指）に内在する細動脈の脈波を取得し、取得された脈波に基づいて細動脈の拡張期又は収縮期を示すタイミング信号を出力することにより、拡張期又は収縮期のタイミングに合わせて細動脈の断層構造を容易に計測することができる断層計測装置及び断層計測方法を提供することを目的とする。   The present invention has been made in view of such circumstances, and acquires a pulse wave of an arteriole present in a subject (for example, a human finger), and based on the acquired pulse wave, an arterial diastole or It is an object of the present invention to provide a tomographic measuring apparatus and a tomographic measuring method capable of easily measuring a tomographic structure of an arteriole according to the timing of a diastole or a systole by outputting a timing signal indicating a systole. .

また、本発明の他の目的は、被検査体の表面（生体表皮）に信号光の焦点位置を調節した場合に計測される被検査体の断層に基づいて、被検査体に内在する細動脈近傍に信号光の焦点位置を移動するための移動距離を算出し、算出された移動距離に基づいて前記細動脈近傍に信号光の焦点位置を調節することにより、人により異なる深さに存在する細動脈の断層構造を高精度に計測することができ、かつ既存のＯＣＴ装置に比べてより深部の断層イメージングが可能となる断層計測装置及び断層計測方法を提供することにある。   Another object of the present invention is to provide arterioles inherent in a subject based on a tomogram of the subject measured when the focal position of the signal light is adjusted on the surface (biological epidermis) of the subject. By calculating the movement distance for moving the focal position of the signal light in the vicinity and adjusting the focal position of the signal light in the vicinity of the arteriole based on the calculated movement distance, it exists at different depths depending on the person It is an object of the present invention to provide a tomographic measuring apparatus and a tomographic measuring method capable of measuring a tomographic structure of an arteriole with high accuracy and enabling deeper tomographic imaging as compared with existing OCT apparatuses.

また、本発明の他の目的は、参照光の光路長を変化させる（走査する）速度により定まる参照光のドップラシフト周波数を中心として、細動脈の血流速度及びその血流方向と信号光との角度に基づくドップラシフト周波数の変動帯域幅を十分に包含する通過帯域を有するフィルタを備えることにより、細動脈の血流によるドップラシフト周波数に拘わらず細動脈の断層構造を確実に計測することができる断層計測装置を提供することにある。   Another object of the present invention is that the arterial blood flow velocity, its blood flow direction, signal light, and signal light are centered on the Doppler shift frequency of the reference light determined by the speed of changing (scanning) the optical path length of the reference light. By providing a filter having a pass band that sufficiently includes the fluctuation bandwidth of the Doppler shift frequency based on the angle of the artery, the tomographic structure of the arteriole can be reliably measured regardless of the Doppler shift frequency due to the blood flow of the arteriole. An object of the present invention is to provide a tomographic measuring apparatus that can be used.

第１発明に係る断層計測装置は、低コヒーレンス光源からの光を参照光及び信号光に分離して夫々参照光路及び信号光路に導き、分離した信号光を被検査体表面に照射し、照射点を該被検査体表面に沿って走査しつつ、参照光の光路長を変化させて、前記参照光の光路長に対応する被検査体表面からの深層位置で反射した信号光と前記参照光路の路端で反射させた参照光との光干渉に基づいて被検査体の断層を計測する断層計測装置において、 被検査体に内在する細動脈の脈波を取得する取得手段と、該取得手段によって取得された脈波に基づいて細動脈の拡張期又は収縮期を示すタイミング信号を出力する出力手段とを備え、該出力手段によって出力されたタイミング信号に基づいて、照射点を被検査体表面に沿って走査するようにしてあることを特徴とする。   The tomographic measurement apparatus according to the first aspect of the invention separates the light from the low-coherence light source into reference light and signal light, guides them to the reference light path and signal light path, respectively, irradiates the surface of the object under test with the separated signal light, Of the signal light reflected at the deep layer position from the surface of the object to be inspected corresponding to the optical path length of the reference light by changing the optical path length of the reference light while scanning the surface of the object to be inspected. In a tomographic measurement apparatus for measuring a tomographic object to be examined based on optical interference with reference light reflected at a road end, an obtaining means for obtaining a pulse wave of an arteriole present in the examined object, and the obtaining means Output means for outputting a timing signal indicating the diastole or systole of the arteriole based on the acquired pulse wave, and based on the timing signal output by the output means, the irradiation point is applied to the surface of the object to be examined. To scan along And wherein the Rukoto.

第２発明に係る断層計測装置は、低コヒーレンス光源からの光を参照光及び信号光に分離して夫々参照光路及び信号光路に導き、分離した信号光を被検査体表面に照射し、照射点を該被検査体表面に沿って走査しつつ、参照光の光路長を変化させて、前記参照光の光路長に対応する被検査体表面からの深層位置で反射した信号光と前記参照光路の路端で反射させた参照光との光干渉に基づいて被検査体の断層を計測する断層計測装置において、 信号光の焦点位置を調節する調節手段と、被検査体の表面に信号光の焦点位置を調節した場合に計測される被検査体の断層に基づいて、被検査体に内在する細動脈近傍に信号光の焦点位置を移動するための移動距離を算出する算出手段とを備え、前記調節手段は、算出された移動距離に基づいて前記細動脈近傍に信号光の焦点位置を調節すべくなしてあることを特徴とする。   A tomographic measurement apparatus according to a second aspect of the invention separates light from a low coherence light source into reference light and signal light, respectively guides them to the reference light path and signal light path, irradiates the separated signal light on the surface of the object to be inspected, Of the signal light reflected at the deep layer position from the surface of the object to be inspected corresponding to the optical path length of the reference light by changing the optical path length of the reference light while scanning the surface of the object to be inspected. In a tomography measuring apparatus for measuring a tomographic object to be inspected based on optical interference with reference light reflected at a road end, an adjusting means for adjusting a focal position of the signal light and a focus of the signal light on the surface of the inspected object A calculating means for calculating a moving distance for moving the focal position of the signal light in the vicinity of the arteriole inherent in the inspected object based on the tomography of the inspected object measured when the position is adjusted, Based on the calculated travel distance, the adjustment means Wherein the are no order to adjust the focal position of the signal light in the vicinity of arterioles.

第３発明に係る断層計測装置は、第１発明又は第２発明において、信号光と反射光との干渉信号をヘテロダイン検波して得られる電気信号の所定の周波数帯域成分を通過させるフィルタを備え、該フィルタは、参照光の光路長を変化させる速度により定まる参照光のドップラシフト周波数を中心として、細動脈の血流速度及びその血流方向と信号光との角度に基づくドップラシフト周波数の変動帯域幅を包含する通過帯域を有することを特徴とする。   A tomographic measurement apparatus according to a third aspect of the present invention includes the filter according to the first aspect or the second aspect, wherein the filter allows a predetermined frequency band component of the electrical signal obtained by heterodyne detection of the interference signal between the signal light and the reflected light, The filter has a Doppler shift frequency fluctuation band based on the blood flow velocity of the arteriole and the angle between the blood flow direction and the signal light around the Doppler shift frequency of the reference light determined by the speed at which the optical path length of the reference light is changed. It has a pass band including a width.

第４発明に係る断層計測方法は、低コヒーレンス光源からの光を参照光及び信号光に分離して夫々参照光路及び信号光路に導き、分離した信号光を被検査体表面に照射し、照射点を該被検査体表面に沿って走査しつつ、参照光の光路長を変化させて、前記参照光の光路長に対応する被検査体表面からの深層位置で反射した信号光と前記参照光路の路端で反射させた参照光との光干渉に基づいて被検査体の断層を計測する断層計測方法において、 被検査体に内在する細動脈の脈波を取得し、取得された脈波に基づいて細動脈の拡張期又は収縮期を示すタイミング信号を出力し、出力されたタイミング信号に基づいて、照射点を走査することを特徴とする。   A tomographic measurement method according to a fourth aspect of the invention separates light from a low-coherence light source into reference light and signal light, respectively guides them to the reference light path and signal light path, irradiates the separated signal light on the surface of the object to be examined, Of the signal light reflected at the deep layer position from the surface of the object to be inspected corresponding to the optical path length of the reference light by changing the optical path length of the reference light while scanning the surface of the object to be inspected. In a tomographic measurement method for measuring a tomography of an object to be inspected based on optical interference with reference light reflected at a roadside, a pulse wave of an arteriole present in the object to be inspected is acquired, and based on the acquired pulse wave A timing signal indicating the diastole or systole of the arteriole is output, and the irradiation point is scanned based on the output timing signal.

第５発明に係る断層計測方法は、低コヒーレンス光源からの光を参照光及び信号光に分離して夫々参照光路及び信号光路に導き、分離した信号光を被検査体表面に照射し、照射点を該被検査体表面に沿って走査しつつ、参照光の光路長を変化させて、前記参照光の光路長に対応する被検査体表面からの深層位置で反射した信号光と前記参照光路の路端で反射させた参照光との光干渉に基づいて被検査体の断層を計測する断層計測方法において、 被検査体の表面に信号光の焦点位置を調節し、計測された被検査体の断層に基づいて、被検査体に内在する細動脈近傍に信号光の焦点位置を移動するための移動距離を算出し、算出された移動距離に基づいて前記細動脈近傍に信号光の焦点位置を調節することを特徴とする。   A tomographic measurement method according to a fifth aspect of the invention separates light from a low-coherence light source into reference light and signal light, respectively guides them to the reference light path and signal light path, irradiates the separated signal light on the surface of the object to be examined, Of the signal light reflected at the deep layer position from the surface of the object to be inspected corresponding to the optical path length of the reference light by changing the optical path length of the reference light while scanning the surface of the object to be inspected. In a tomographic measurement method for measuring a tomography of an object to be inspected based on optical interference with reference light reflected at a roadside, the focal position of the signal light is adjusted on the surface of the object to be inspected, and the measured inspected object Based on the tomography, the movement distance for moving the focal position of the signal light to the vicinity of the arteriole in the subject is calculated, and the focal position of the signal light is calculated in the vicinity of the arteriole based on the calculated movement distance. It is characterized by adjusting.

第１発明及び第４発明にあっては、細動脈は、心拍に同期して拡張期と収縮期とを毎分約６０回繰り返す。拡張期には細動脈の血液量は増加し、近赤外光の吸収量が増加する。収縮期には血液量は減少し、近赤外光の吸収量が減少する。近赤外光の発光部と受光部との間に被検査体（例えば、ヒト指）を配置して近赤外光を照射し、被検査体を透過した近赤外光を受光部で受光し、透過光強度に応じた細動脈の脈波を取得する。すなわち、取得された細動脈の脈波の最小値近傍は拡張期であり、最大値近傍は収縮期である。取得された脈波に基づいて細動脈の拡張期又は収縮期を示すタイミング信号を出力し、出力されたタイミング信号に基づいて照射点を走査する。これにより、細動脈の拡張期又は収縮期に同期して被検査体に内在する細動脈の二次元断層を計測する。   In the first and fourth inventions, the arteriole repeats the diastole and the systole approximately 60 times per minute in synchronization with the heartbeat. During diastole, arteriole blood volume increases and near infrared light absorption increases. During systole, the blood volume decreases and the absorption of near-infrared light decreases. An object to be inspected (for example, a human finger) is placed between the near infrared light emitting part and the light receiving part and irradiated with near infrared light, and the near infrared light transmitted through the object is received by the light receiving part. Then, the arterial pulse wave corresponding to the transmitted light intensity is acquired. That is, the vicinity of the minimum value of the acquired arterial pulse wave is the diastole, and the vicinity of the maximum value is the systole. A timing signal indicating the diastole or systole of the arteriole is output based on the acquired pulse wave, and the irradiation point is scanned based on the output timing signal. As a result, a two-dimensional tomography of the arteriole present in the subject is measured in synchronization with the diastole or systole of the arteriole.

第２発明及び第５発明にあっては、信号光を被検査体（例えば、ヒト指の第１又は第２関節近傍）表面に照射しつつ、参照光の光路長を変化させて（走査して）、反射された信号光及び参照光の光干渉により得られる信号が最大となる位置（生体表皮で反射光強度が最も強くなる）に信号光の焦点位置を調節する。信号光の焦点位置が被検査体の表面（生体表皮）になるように調節した場合に、被検査体の二次元断層を計測し、計測された二次元断層画像に基づいて、例えば、エッジ検出などの画像処理により被検査体の表面と被検査体に内在する細動脈との画像上の距離Ｄｏｃｔを算出する。この場合、信号光の焦点位置を被検査体の表面から細動脈近傍に移動するのに要する移動距離Δｚは、Δｚ＝Ｄｏｃｔ／ｎ2で表される。ここで、ｎは被検査体（生体）の平均屈折率である。算出された移動距離Δｚだけ信号光の焦点位置を移動する。これにより、信号光の焦点位置を細動脈近傍に調節する。 In the second and fifth aspects of the invention, the signal light is applied to the surface of the object to be inspected (for example, the vicinity of the first or second joint of the human finger), and the optical path length of the reference light is changed (scanned). And the focal position of the signal light is adjusted to a position where the signal obtained by the optical interference between the reflected signal light and the reference light is maximized (the reflected light intensity is strongest in the living body epidermis). When the focus position of the signal light is adjusted so as to be on the surface (biological epidermis) of the object to be inspected, a two-dimensional tomography of the object to be inspected is measured, and for example, edge detection is performed based on the measured two-dimensional tomographic image A distance Doc on the image between the surface of the object to be inspected and arterioles in the object to be inspected is calculated by image processing such as the above. In this case, the moving distance Delta] z requiring the focal position of the signal light to travel to the vicinity of arterioles from the surface of the inspection object is represented by Δz = Doct / n 2. Here, n is the average refractive index of the device under test (living body). The focal position of the signal light is moved by the calculated movement distance Δz. Thereby, the focal position of the signal light is adjusted to the vicinity of the arteriole.

第３発明にあっては、信号光と反射光との光干渉により得られた信号の所定の周波数帯域成分を通過させるフィルタは、信号光と参照光との低コヒーレンス干渉によるヘテロダインビート信号の周波数、すなわち、参照光の光路長を変化させる（走査する）速度により定まる参照光のドップラシフト周波数ｆ0を中心として、信号光が細動脈の血液（主として赤血球）に衝突して信号光の周波数がシフトすることにより決定される最大ドップラシフト周波数をΔｆmaxとして、２Δｆmaxを超える通過帯域を有する。 In the third invention, the filter that passes a predetermined frequency band component of the signal obtained by the optical interference between the signal light and the reflected light is a frequency of the heterodyne beat signal due to the low coherence interference between the signal light and the reference light. That is, around the Doppler shift frequency f 0 of the reference light determined by the speed at which the optical path length of the reference light is changed (scanned), the signal light collides with arterial blood (mainly red blood cells) and the frequency of the signal light is The maximum Doppler shift frequency determined by shifting is Δf max , and the pass band exceeds 2Δf max .

第１発明及び第４発明にあっては、被検査体（例えば、ヒト指）に内在する細動脈の脈波を取得し、取得された脈波に基づいて細動脈の拡張期又は収縮期を示すタイミング信号を出力し、出力されたタイミング信号に基づいて、照射点を走査することにより、拡張期又は収縮期における細動脈の二次元断層構造を容易に計測することができる。また、拡張期及び収縮期における細動脈の断層構造を比較することにより、血管壁の柔軟性を評価し、これをもとに血管の老化度合いを診断することができる。   In the first invention and the fourth invention, a pulse wave of an arteriole existing in a subject (for example, a human finger) is acquired, and an arterial diastole or systole is determined based on the acquired pulse wave. The two-dimensional tomographic structure of the arteriole in the diastole or systole can be easily measured by outputting the timing signal shown and scanning the irradiation point based on the output timing signal. Further, by comparing the tomographic structures of arterioles in the diastole and the systole, the flexibility of the blood vessel wall can be evaluated, and the degree of aging of the blood vessel can be diagnosed based on this.

第２発明及び第５発明にあっては、被検査体の表面（生体表皮）に信号光の焦点位置を調節した場合に計測される被検査体の断層に基づいて、被検査体に内在する細動脈近傍に信号光の焦点位置を移動するための移動距離を算出し、算出された移動距離に基づいて前記細動脈近傍に信号光の焦点位置を調節することにより、表皮下深部の細動脈が人により異なる深さに存在する場合であっても、細動脈の断層構造を従来に比較して高精度に計測することができ、かつ既存のＯＣＴ装置に比べてより深部の断層イメージングが可能となる。   In the second invention and the fifth invention, based on the tomography of the test object measured when the focal position of the signal light is adjusted on the surface (biological epidermis) of the test object, it is inherent in the test object. By calculating a movement distance for moving the focal position of the signal light in the vicinity of the arteriole and adjusting the focal position of the signal light in the vicinity of the arteriole based on the calculated movement distance, Can be measured with high accuracy compared to conventional arterial tomographic structures, and deeper tomographic imaging is possible compared to existing OCT devices. It becomes.

第３発明にあっては、参照光の光路長を変化させる（走査する）速度により定まる参照光のドップラシフト周波数（ｆ0）を中心として、細動脈の血流によって与えられる信号光の最大ドップラシフト周波数の２倍の帯域幅（２Δｆmax）を超える通過帯域を有するフィルタを備えることにより、細動脈の血流によるドップラシフト周波数に拘わらず細動脈の血流によるドップラシフト信号を欠落することなくすべて取得することができ、従来よりも正確に細動脈の断層構造を計測することができる。 In the third invention, the maximum Doppler of the signal light given by the blood flow of the arteriole is centered on the Doppler shift frequency (f 0 ) of the reference light determined by the speed of changing (scanning) the optical path length of the reference light. By providing a filter having a pass band exceeding the bandwidth twice the shift frequency (2Δf max ), the Doppler shift signal due to arteriole blood flow is not lost regardless of the Doppler shift frequency due to arteriole blood flow. All can be acquired, and the tomographic structure of the arteriole can be measured more accurately than before.

実施の形態１
以下、本発明をその実施の形態を示す図面に基づいて説明する。図１は本発明に係る断層計測装置の構成を示すブロック図である。図において、１は１．３μｍの波長帯域を有し、発振スペクトル幅が約５０ｎｍの低コヒーレンス光源としてのＳＬＤ（Super Luminescent Diode）である。 Embodiment 1
Hereinafter, the present invention will be described with reference to the drawings illustrating embodiments thereof. FIG. 1 is a block diagram showing a configuration of a tomographic measurement apparatus according to the present invention. In the figure, reference numeral 1 denotes an SLD (Super Luminescent Diode) as a low coherence light source having a wavelength band of 1.3 μm and an oscillation spectrum width of about 50 nm.

ＳＬＤ１には単一モードの光ファイバ２を介して単一モードの光ファイバカプラ３を接続してあり、光ファイバカプラ３でＳＬＤ１から発せられた光は、光ファイバカプラ３に接続した光ファイバ２で夫々構成される参照光路２ａ及び信号光路２ｂに分離される。参照光路２ａ及び信号光路２ｂに分離された光は、参照光及び信号光として参照光路２ａ及び信号光路２ｂを進行する。参照光路２ａの終端には、参照光ミラー６を設けてあり、参照光路２ａを進んだ参照光は、参照光ミラー６で反射され、参照光路２ａを反対方向に進んで光ファイバカプラ３に戻る。   A single-mode optical fiber coupler 3 is connected to the SLD 1 through a single-mode optical fiber 2, and light emitted from the SLD 1 by the optical fiber coupler 3 is connected to the optical fiber coupler 3. Are separated into a reference optical path 2a and a signal optical path 2b, respectively. The light separated into the reference optical path 2a and the signal optical path 2b travels through the reference optical path 2a and the signal optical path 2b as reference light and signal light. A reference light mirror 6 is provided at the end of the reference light path 2a, and the reference light that has traveled through the reference light path 2a is reflected by the reference light mirror 6, travels in the opposite direction to the reference light path 2a, and returns to the optical fiber coupler 3. .

参照光路２ａの中途には、参照光の光路長を走査（光路長を変化させて光遅延を走査）するための光位相変調器４を設けてある。光位相変調器４は、円筒状（例えば、外径が５０ｍｍ、高さが４０ｍｍ）の圧電セラミックスからなるアクチュエータに光ファイバ２を約２０ｍ巻回してあり、アクチュエータの両端には、後述するファンクションジェネレータ８により５００Ｖの三角波状電圧（例えば、最大値が＋２５０Ｖ、最小値が−２５０Ｖ）を印加するようにしてある。   In the middle of the reference optical path 2a, an optical phase modulator 4 for scanning the optical path length of the reference light (scanning the optical delay by changing the optical path length) is provided. The optical phase modulator 4 has an optical fiber 2 wound about 20 m around an actuator made of piezoelectric ceramic having a cylindrical shape (for example, an outer diameter of 50 mm and a height of 40 mm). 8, a triangular wave voltage of 500 V (for example, the maximum value is +250 V and the minimum value is −250 V) is applied.

一方、信号光路２ｂの終端には、照射部７を設けてある。照射部７は、レンズ７ａ、ガルバノミラー７ｂ、レンズ７ｃ、レンズ７ｃを光軸方向に微小移動させるためのＰＺＮアクチュエータ７ｄなどを備えている。光ファイバカプラ３で分離された信号光は信号光路２ｂを進んで照射部７に入り、照射部７は、レンズ７ａで信号光を平行光にしてガルバノミラー７ｂへ入射し、ガルバノミラー７ｂで反射された信号光をレンズ７ｃで集光し、集光した信号光を生体表面に照射する。生体で反射された信号光は、レンズ７ｃ、ガルバノミラー７ｂ、レンズ７ａを通り、信号光路２ｂを反対方向に進んで光ファイバカプラ３に戻る。   On the other hand, an irradiation unit 7 is provided at the end of the signal light path 2b. The irradiation unit 7 includes a lens 7a, a galvanometer mirror 7b, a lens 7c, a PZN actuator 7d for minutely moving the lens 7c in the optical axis direction, and the like. The signal light separated by the optical fiber coupler 3 travels along the signal optical path 2b and enters the irradiating unit 7. The irradiating unit 7 converts the signal light into parallel light by the lens 7a and enters the galvano mirror 7b, and reflects by the galvano mirror 7b. The collected signal light is collected by the lens 7c, and the collected signal light is irradiated onto the living body surface. The signal light reflected by the living body passes through the lens 7c, the galvano mirror 7b, and the lens 7a, travels in the signal light path 2b in the opposite direction, and returns to the optical fiber coupler 3.

ガルバノミラー７ｂは、導体であって棒状のトーションバーの中央部に矩形状の可動板を設け、可動板の一面にはミラーを形成し、他面には矩形状の駆動コイルを形成してあり、トーションバーの両端夫々を金属電極に固定するとともに、可動板を間にしてＮ極及びＳ極の永久磁石夫々をトーションバーに沿って対設した構成を有する。駆動コイルはトーションバーを介して金属電極に接続してあり、永久磁石は可動板にほぼ平行かつトーションバーの長手方向にほぼ垂直な磁界を発生する。金属電極間に後述するガルバノミラードライバ９から印加される三角波電圧を印加すると、駆動コイルに流れる電流と永久磁石による磁界とで生じる電磁力が可動板にトルクを与え、このトルクとトーションバーの反力との関係で、可動板がトーションバーを揺動軸として揺動する。これにより、ミラーを揺動して生体表面に照射する信号光の照射点を生体表面に沿って直線状に走査することができる。   The galvanometer mirror 7b is a conductor and is provided with a rectangular movable plate at the center of a rod-shaped torsion bar, a mirror is formed on one surface of the movable plate, and a rectangular drive coil is formed on the other surface. In addition, both ends of the torsion bar are fixed to the metal electrodes, and the N-pole and S-pole permanent magnets are arranged along the torsion bar with the movable plate in between. The drive coil is connected to the metal electrode via a torsion bar, and the permanent magnet generates a magnetic field substantially parallel to the movable plate and substantially perpendicular to the longitudinal direction of the torsion bar. When a triangular wave voltage applied from a galvanometer mirror driver 9 to be described later is applied between the metal electrodes, an electromagnetic force generated by a current flowing through the drive coil and a magnetic field by the permanent magnet gives a torque to the movable plate, and this torque and the reaction of the torsion bar In relation to the force, the movable plate swings with the torsion bar as the swing axis. Thereby, the irradiation point of the signal light which irradiates the living body surface by swinging the mirror can be scanned linearly along the living body surface.

ＰＺＮアクチュエータ７ｄは、後述するＰＺＮドライバ１６から出力される電圧に基づいて伸張する圧電素子を備え、圧電素子の伸張に応じてレンズ７ｃを光軸方向に微小移動させる。   The PZN actuator 7d includes a piezoelectric element that expands based on a voltage output from a PZN driver 16 described later, and slightly moves the lens 7c in the optical axis direction according to the expansion of the piezoelectric element.

信号光路２ｂの中途には、信号光の光路長を走査するための光位相変調器５を設けてある。光位相変調器５は、光位相変調器４と同様の構成を有する。アクチュエータの両端に印加される三角波状電圧は、光位相変調器４の場合と同じ周期、電圧値であるが、逆相の電圧が印加される。印加電圧＋２５０Ｖ及び−２５０Ｖの三角波状電圧で光位相変調器４、５を駆動した場合、光軸方向（生体の深さ方向）の走査距離は約２．５ｍｍである。   In the middle of the signal optical path 2b, an optical phase modulator 5 for scanning the optical path length of the signal light is provided. The optical phase modulator 5 has the same configuration as the optical phase modulator 4. The triangular wave voltage applied to both ends of the actuator has the same period and voltage value as in the case of the optical phase modulator 4, but a reverse-phase voltage is applied. When the optical phase modulators 4 and 5 are driven with a triangular wave voltage of applied voltages +250 V and −250 V, the scanning distance in the optical axis direction (the depth direction of the living body) is about 2.5 mm.

参照光ミラー６で反射された参照光及び生体で反射された信号光は、光ファイバカプラ３で光干渉させ、干渉光を光検出器１１（例えば、ＩｎＧａＡｓのＰＩＮダイオード）で検出する。光検出器１１は、検出した干渉光の強度に応じた電圧をヘテロダインビート信号（以下、ビート信号という）としてフィルタ１２へ出力する。   The reference light reflected by the reference light mirror 6 and the signal light reflected by the living body are optically interfered by the optical fiber coupler 3, and the interference light is detected by the photodetector 11 (for example, an InGaAs PIN diode). The photodetector 11 outputs a voltage corresponding to the detected intensity of the interference light to the filter 12 as a heterodyne beat signal (hereinafter referred to as a beat signal).

図２はフィルタ１２の通過帯域を示す説明図である。図２に示すように、フィルタ１２は、所要の周波数帯域の信号のみを通過するバンドパスフィルタである。フィルタ１２は、参照光のドップラシフト周波数ｆ0を中心として、信号光が細動脈の血液（主として赤血球）に衝突して信号光の周波数がシフトすることにより決定される最大ドップラシフト周波数の２倍（２Δｆmax）を超える通過帯域を有する。 FIG. 2 is an explanatory diagram showing the passband of the filter 12. As shown in FIG. 2, the filter 12 is a band-pass filter that passes only a signal in a required frequency band. The filter 12 is centered on the Doppler shift frequency f 0 of the reference light, and is twice the maximum Doppler shift frequency determined by the signal light colliding with the blood (mainly red blood cells) of the arteriole and the frequency of the signal light being shifted. It has a passband exceeding (2Δf max ).

参照光のドップラシフト周波数ｆ0は、参照光（又は信号光）の波長をλ、光ファイバ２の屈折率をｎ1、参照光の光路長を走査する速度をｖ1とした場合、ｆ0＝２ｎ1ｖ1／λで表される。例えば、光位相変調器４、光位相変調器５夫々に印加する三角波状電圧の周波数を２ｋＨｚ（すなわち、１秒間に４０００ラインで断層画像を取得する場合）、遅延走査距離（参照光と信号光との光路長差の走査距離）を１ｍｍ、参照光（又は信号光）の波長λを１．３μｍ、光ファイバ２の屈折率を１．４５とすると、ｆ0は約６．１５ＭＨｚとなる。 Reference light Doppler shift frequency f 0 of the wavelength of the reference light (or signal light) lambda, if the refractive index of the optical fiber 2 n 1, the speed of scanning the optical path length of the reference light and the v 1, f 0 = 2n 1 v 1 / λ. For example, the frequency of the triangular wave voltage applied to each of the optical phase modulator 4 and the optical phase modulator 5 is 2 kHz (that is, when a tomographic image is acquired with 4000 lines per second), the delay scanning distance (reference light and signal light) 1mm scan distance) of the optical path length difference between, 1.3 .mu.m wavelength λ of the reference light (or signal light), and the refractive index of the optical fiber 2 and 1.45, f 0 is about 6.15 MHz.

図３は血流によるドップラシフトを示す説明図である。ヒト指では、表皮から２〜３ｍｍの深さのところを指の根元から先端に向かって、直径約２００〜４００μｍの細動脈が走っており、人により細動脈の位置、方向は異なる。図３に示すように、入射光（信号光）が細動脈内の血液（主として赤血球）に衝突することにより、反射光は±Δｆのドップラシフトを受ける。ドップラシフト周波数Δｆは、Δｆ＝２ｎ2ｖ2ｃｏｓα／λで表される。ここで、細動脈内の血液（主として赤血球）の血流速度をｖ2、入射光（信号光）の周波数をｆ、入射光と血流方向とのなす角度をα、血液の平均屈折率をｎ2とする。例えば、入射光の波長λを１．３μｍ、血流速度ｖ2を１０ｃｍ／ｓ、血液の平均屈折率ｎ2を１．３４とすると、最大ドップラシフト周波数Δｆmax（α＝０）は、約２００ｋＨｚとなる。 FIG. 3 is an explanatory diagram showing Doppler shift due to blood flow. In human fingers, arterioles having a diameter of about 200 to 400 μm run from the base of the finger to the tip at a depth of 2 to 3 mm from the epidermis, and the positions and directions of the arterioles vary from person to person. As shown in FIG. 3, when the incident light (signal light) collides with blood (mainly red blood cells) in the arteriole, the reflected light undergoes a Doppler shift of ± Δf. The Doppler shift frequency Δf is represented by Δf = 2n 2 v 2 cos α / λ. Here, the blood flow velocity of the blood (primarily red blood cells) in the arterioles v 2, the frequency of the incident light (signal light) f, the angle between the incident light and the blood flow direction alpha, an average refractive index of the blood Let n 2 . For example, when the wavelength λ of incident light is 1.3 μm, the blood flow velocity v 2 is 10 cm / s, and the average refractive index n 2 of blood is 1.34, the maximum Doppler shift frequency Δf max (α = 0) is about 200 kHz.

これにより、光干渉計のヘテロダイン検出信号の周波数ｆは、ｆ0−Δｆmax＜ｆ＜ｆ0＋Δｆmaxとなる。後述するように心拍に同期して、血管の拡張期及び収縮期における断層計測を行う場合、常にｆ0＞＞Δｆmaxである。上記特性を有するフィルタ１２により、血流によるドップラシフト信号を全て含めて、血管の断層画像を取得することができる。すなわち、血流によるドップラシフト周波数に拘わらず、断層計測をすることが可能になる。 Thereby, the frequency f of the heterodyne detection signal of the optical interferometer is f 0 −Δf max <f <f 0 + Δf max . As will be described later, when performing tomographic measurement in the diastole and systole of the blood vessel in synchronization with the heartbeat, f 0 >> Δf max is always satisfied. A tomographic image of a blood vessel including all Doppler shift signals due to blood flow can be acquired by the filter 12 having the above characteristics. That is, tomographic measurement can be performed regardless of the Doppler shift frequency due to blood flow.

フィルタ１２は、参照光の光路長を変化させる速度により定まる参照光のドップラシフト周波数ｆ0を中心として、細動脈の血流速度及びその血流方向と信号光との角度に基づくドップラシフト周波数の変動帯域幅２Δｆmaxを十分に包含する通過帯域を有する。すなわち、フィルタ１２は、ｆ0±Δｆmaxの周波数帯域内の信号のみを通過させ、不要なノイズを遮断したビート信号を広帯域増幅器１３へ出力する。広帯域増幅器１３は、入力されたビート信号を増幅してＡ／Ｄ変換器１４へ出力する。Ａ／Ｄ変換器１４は、入力されたビート信号の強度に応じて、例えば、１２ビットで構成されるデジタル信号へ変換し、処理部１０へ出力する。 The filter 12 has a Doppler shift frequency based on the Doppler shift frequency f 0 of the reference light determined by the speed of changing the optical path length of the reference light, based on the blood flow velocity of the arteriole and the angle between the blood flow direction and the signal light. It has a passband that sufficiently encompasses the variable bandwidth 2Δf max . That is, the filter 12 passes only a signal in the frequency band of f 0 ± Δf max and outputs a beat signal from which unnecessary noise is blocked to the broadband amplifier 13. The broadband amplifier 13 amplifies the input beat signal and outputs it to the A / D converter 14. The A / D converter 14 converts, for example, a 12-bit digital signal according to the intensity of the input beat signal, and outputs the digital signal to the processing unit 10.

処理部１０は、パーソナルコンピュータにより実現することができ、インタフェース部１０ａ、ＲＡＭ１０ｂ、表示部１０ｃ、記憶部１０ｄ、入力部１０ｅ、ＣＰＵ１０ｆを備えている。ＣＰＵ１０ｆは、ＲＡＭ１０ｂに記憶部１０ｄから読み込まれたコンピュータプログラムを実行することにより、所定の処理を実現することができる。   The processing unit 10 can be realized by a personal computer, and includes an interface unit 10a, a RAM 10b, a display unit 10c, a storage unit 10d, an input unit 10e, and a CPU 10f. The CPU 10f can realize predetermined processing by executing a computer program read from the storage unit 10d in the RAM 10b.

ＣＰＵ１０ｆは、発振器及びタイマーなど（いずれも図示せず）を備え、所望のラスタートリガ（例えば、２ｋＨｚの矩形パルス）を生成するとともに、後述するディレイユニット１７からインタフェース部１０aを通じて入力されるタイミングトリガに基づいて、フレームトリガを生成する。ラスタートリガは、ファンクションジェネレータ８が光位相変調器４、５に印加する三角波状電圧の周期を規定し、フレームトリガは、照射部７で信号光を生体の表面に所定時間の間照射して走査する場合の照射間隔（すなわち、１フレームの断層画像を取得するための時間間隔）を規定する。   The CPU 10f includes an oscillator, a timer, and the like (both not shown), generates a desired raster trigger (for example, a 2 kHz rectangular pulse), and receives a timing trigger input from the delay unit 17 described later through the interface unit 10a. Based on this, a frame trigger is generated. The raster trigger defines the period of the triangular wave voltage applied to the optical phase modulators 4 and 5 by the function generator 8, and the frame trigger scans the surface of the living body by irradiating the surface of the living body with signal light for a predetermined time. An irradiation interval (that is, a time interval for acquiring a one-frame tomographic image) is defined.

ＣＰＵ１０ｆは、生成したラスタートリガ及びフレームトリガを、インタフェース部１０ａを介して、夫々ファンクションジェネレータ８及びガルバノミラードライバ９へ出力する。また、ＣＰＵ１０ｆは、レンズ７ｃを光軸方向に微小移動させて信号光の焦点位置を調節するＰＺＮアクチュエータ７ｄを駆動するためのデジタル信号を、インタフェース部１０ａを介して、Ｄ／Ａ変換器１５へ出力する。  The CPU 10f outputs the generated raster trigger and frame trigger to the function generator 8 and the galvanometer mirror driver 9 via the interface unit 10a, respectively. Further, the CPU 10f sends a digital signal for driving the PZN actuator 7d that finely moves the lens 7c in the optical axis direction to adjust the focal position of the signal light to the D / A converter 15 via the interface unit 10a. Output.

ＣＰＵ１０ｆは、インタフェース部１０ａを介してＡ／Ｄ変換器１４から入力されたデジタル信号を、ラスタートリガに同期してサンプリングし、サンプリングした結果得られたビートデータ（光干渉信号を検出して得られたビート信号をＡ／Ｄ変換して得られたデータ）を記憶部１０ｄに記憶する。   The CPU 10f samples the digital signal input from the A / D converter 14 via the interface unit 10a in synchronization with the raster trigger, and detects beat data (obtained by detecting the optical interference signal) as a result of sampling. Data obtained by A / D converting the beat signal) is stored in the storage unit 10d.

ＣＰＵ１０ｆは、記憶部１０ｄに記憶したビートデータを１フレーム単位で読み出し、読み出したビートデータの大小に応じた輝度を各画素に割当てることにより、二次元断層画像を生成し、生成した断層画像を記憶部１０ｄに記憶する。また、ＣＰＵ１０ｆは、生成した二次元断層画像を生成の都度表示部１０ｃに表示することもできる。この場合、二次元断層画像の横軸（Ｘ軸）は、ラスタートリガの周期の半分に対応し、縦軸（Ｙ軸）は、撮像画像取得時間に対応する。なお、読み出したビートデータの大小に応じて擬似カラー表示することにより断層画像を表示することも可能である。   The CPU 10f reads out the beat data stored in the storage unit 10d in units of one frame, assigns brightness according to the magnitude of the read beat data to each pixel, generates a two-dimensional tomographic image, and stores the generated tomographic image. Store in unit 10d. Further, the CPU 10f can also display the generated two-dimensional tomographic image on the display unit 10c every time it is generated. In this case, the horizontal axis (X axis) of the two-dimensional tomographic image corresponds to half of the cycle of the raster trigger, and the vertical axis (Y axis) corresponds to the captured image acquisition time. It is also possible to display a tomographic image by performing pseudo color display according to the size of the read beat data.

ＣＰＵ１０ｆは、生成した断層画像の各画素が有する輝度値の大小に基づいて、エッジを検出してエッジ画像を生成し、エッジ画像に基づいて、生体表皮と細動脈を特定し、撮像画像上での生体表皮と細動脈との距離Ｄｏｃｔを算出する。ＣＰＵ１０ｆは、信号光の焦点位置を生体表皮から細動脈近傍に移動するのに要する移動距離Δｚを、Δｚ＝Ｄｏｃｔ／ｎ2でに基づいて算出し、算出した移動距離Δｚを記憶部１０ｄに記憶する。ここで、ｎは生体の屈折率である。 The CPU 10f detects an edge based on the brightness value of each pixel of the generated tomographic image, generates an edge image, identifies the biological epidermis and arteriole based on the edge image, and on the captured image The distance Doc between the living body epidermis and the arteriole is calculated. The CPU 10f calculates a movement distance Δz required to move the focal position of the signal light from the living body epidermis to the vicinity of the arteriole based on Δz = Doct / n 2 and stores the calculated movement distance Δz in the storage unit 10d. To do. Here, n is the refractive index of the living body.

記憶部１０ｄは、照射部７で生体表面の照射点を走査する走査時間である断層画像取得時間（例えば、０．１秒〜４秒）を複数記憶してある。記憶された断層画像取得時間を表示部１０ｃに表示して、所望の断層画像取得時間を選択することにより、断層画像取得時間を設定する。なお、断層画像取得時間は、入力部１０ｅを通じてフレームレートの範囲内で設定できる。ＣＰＵ１０ｆは、設定された断層画像取得時間を、予めインタフェース部を介してガルバノミラードライバ９へ送信する。   The storage unit 10d stores a plurality of tomographic image acquisition times (for example, 0.1 second to 4 seconds), which are scanning times for the irradiation unit 7 to scan the irradiation points on the living body surface. The tomographic image acquisition time is set by displaying the stored tomographic image acquisition time on the display unit 10c and selecting a desired tomographic image acquisition time. The tomographic image acquisition time can be set within the range of the frame rate through the input unit 10e. The CPU 10f transmits the set tomographic image acquisition time to the galvanometer mirror driver 9 via the interface unit in advance.

入力部１０ｅは、断層計測装置の操作開始、操作終了などのユーザが行う各種操作の処理要求を受け付ける。   The input unit 10e receives processing requests for various operations performed by the user, such as operation start and operation end of the tomographic measurement apparatus.

ファンクションジェネレータ８は、処理部１０から出力されたラスタートリガに同期して、正相及び逆相の２５０Ｖの三角波状電圧である光遅延走査電圧夫々を光位相変調器４、５に印加する。   The function generator 8 applies the optical delay scanning voltage, which is a triangular wave voltage of 250 V in the normal phase and the reverse phase, to the optical phase modulators 4 and 5 in synchronization with the raster trigger output from the processing unit 10.

ガルバノミラードライバ９は、予め処理部１０から送信された断層画像取得時間（例えば、０．１秒）を記憶しておき、処理部１０で出力したフレームトリガに同期して、立上り時間及び立下り時間夫々が断層画像取得時間に等しい三角波電圧であるガルバノミラー駆動電圧を生成し、ガルバノミラー７ｂに印加する。これにより、照射部７は、ガルバノミラー駆動電圧の立上り時間及び立下り時間で、生体表面に沿って直線上を往復して照射点を走査する。   The galvanometer mirror driver 9 stores the tomographic image acquisition time (for example, 0.1 second) transmitted from the processing unit 10 in advance, and synchronizes with the frame trigger output from the processing unit 10 to rise time and fall time. A galvano mirror drive voltage that is a triangular wave voltage whose time is equal to the tomographic image acquisition time is generated and applied to the galvano mirror 7b. Thereby, the irradiation part 7 scans an irradiation point by reciprocating on a straight line along the living body surface with the rise time and the fall time of the galvano mirror drive voltage.

Ｄ／Ａ変換器１５は、処理部１０から出力されたデジタル信号をアナログ信号に変換し、変換したアナログ信号（電圧波形）をＰＺＮドライバ１６へ出力する。   The D / A converter 15 converts the digital signal output from the processing unit 10 into an analog signal, and outputs the converted analog signal (voltage waveform) to the PZN driver 16.

ＰＺＮドライバ１６は、Ｄ／Ａ変換器１５から入力されたアナログ信号を増幅してＰＺＮアクチュエータ７ｄへ出力する。   The PZN driver 16 amplifies the analog signal input from the D / A converter 15 and outputs the amplified analog signal to the PZN actuator 7d.

ＰＺＮアクチュエータ７ｄは、入力されたアナログ信号の電圧値の大小に応じて、圧電素子を伸張させ、圧電素子の伸張に応じてレンズ７ｃを光軸方向に微小移動させる。これにより、信号光の焦点位置を被検査体（生体）の表面（生体表皮）から表皮下深部（例えば、生体表皮から３ｍｍ程度の深さ）までの位置に調節する。   The PZN actuator 7d expands the piezoelectric element according to the magnitude of the voltage value of the input analog signal, and slightly moves the lens 7c in the optical axis direction according to the expansion of the piezoelectric element. Thereby, the focal position of the signal light is adjusted to a position from the surface (living body epidermis) of the inspected body (living body) to the subepidermal depth (for example, a depth of about 3 mm from the living body epidermis).

光電脈波計１９は、ヒト指（人さし指、中指、薬指）を先端から根元まで収容することができる箱体状の指動脈測定用シースと、指動脈測定用シースに固定され近赤外光（例えば、波長が０．８μｍ）をヒト指に照射する発光部と、指動脈測定用シースに固定されヒト指を透過した近赤外光を受光する受光部とを備える。光電脈波計１９は、受光部で受光した透過光の強度に応じた光電脈波をスライサ１８へ出力する。血管（細動脈）が心拍に応じて収縮した場合、すなわち収縮期では、血液量が減少するため、血液による近赤外光の吸収量が減少し、透過光の強度は大きくなり、血管（細動脈）が拡張した場合、すなわち拡張期では、血液量が増加するため、血液による近赤外光の吸収量が増加し、透過光の強度は小さくなる。   A photoelectric pulse wave meter 19 includes a box-shaped finger artery measurement sheath that can accommodate a human finger (index finger, middle finger, ring finger) from the tip to the base, and a near-infrared light fixed to the finger artery measurement sheath. For example, a light emitting unit that irradiates a human finger with a wavelength of 0.8 μm) and a light receiving unit that receives near infrared light that is fixed to the finger artery measurement sheath and passes through the human finger. The photoelectric pulse wave meter 19 outputs a photoelectric pulse wave corresponding to the intensity of transmitted light received by the light receiving unit to the slicer 18. When blood vessels (arterioles) contract in response to the heartbeat, that is, in the systole, the amount of blood decreases, so the amount of absorption of near-infrared light by the blood decreases, the intensity of transmitted light increases, and blood vessels (fine arteries) When the artery is dilated, that is, in the diastole, the amount of blood increases, so the amount of absorption of near-infrared light by the blood increases and the intensity of transmitted light decreases.

スライサ１８は、光電脈波計１９から出力された光電脈波を取得し、取得した光電脈波の最大値近傍（収縮期）及び最小値近傍（拡張期）を検出するための第１閾値及び第１閾値より小さい第２閾値を保持してあり、光電脈波の値と第１閾値及び第２閾値とを比較することにより、最大値近傍及び最小値近傍に同期した第１スライサ出力信号及び第２スライサ出力信号をディレイユニット１７へ出力する。また、第１閾値及び第２閾値を適宜設定することにより、スライサ１８から出力するスライサ出力信号を、細動脈の拡張期に入る直前の時点、又は収縮期に入る直前の時点に出力させることができ、拡張期又は収縮期夫々に至る前後の時点で細動脈の断層構造を計測することが可能になる。   The slicer 18 acquires the photoelectric pulse wave output from the photoelectric pulse wave meter 19, and detects a first threshold value for detecting the vicinity of the maximum value (systole) and the vicinity of the minimum value (diastolic period) of the acquired photoelectric pulse wave. A second threshold value smaller than the first threshold value is held, and a first slicer output signal synchronized with the vicinity of the maximum value and the minimum value by comparing the value of the photoelectric pulse wave with the first threshold value and the second threshold value, and The second slicer output signal is output to the delay unit 17. In addition, by appropriately setting the first threshold value and the second threshold value, the slicer output signal output from the slicer 18 can be output at a time point immediately before entering the diastole of the arteriole or a time point immediately before entering the systole. Thus, the tomographic structure of the arteriole can be measured before and after the diastole or systole.

ディレイユニット１７は、スライサ１８から入力された第１及び第２スライサ出力信号が所定回数繰り返し入力される都度、第１タイミングトリガ及び第２タイミングトリガを生成して、生成したタイミングトリガ（第１及び第２）を処理部１０へ出力する。   The delay unit 17 generates a first timing trigger and a second timing trigger each time the first and second slicer output signals input from the slicer 18 are repeatedly input a predetermined number of times. 2) is output to the processing unit 10.

次に、ＣＰＵ１０ｆの動作について説明する。図４はレンズ７ｃの焦点位置を調節する場合のＣＰＵ１０ｆの処理手順を示すフローチャートである。ＣＰＵ１０ｆは、ファンクションジェネレータ８を駆動して参照光の光路長を走査するために、ラスタートリガを出力する（Ｓ１０）。ＣＰＵ１０ｆは、ビートデータが入力されたか否かを判定し（Ｓ１１）、ビートデータが入力されていない場合（Ｓ１１でＮＯ）、ステップＳ１１の処理を続ける。   Next, the operation of the CPU 10f will be described. FIG. 4 is a flowchart showing the processing procedure of the CPU 10f when adjusting the focal position of the lens 7c. The CPU 10f outputs a raster trigger in order to drive the function generator 8 and scan the optical path length of the reference light (S10). The CPU 10f determines whether or not beat data has been input (S11), and if beat data has not been input (NO in S11), the processing in step S11 is continued.

ビートデータが入力された場合（Ｓ１１でＹＥＳ）、ＣＰＵ１０ｆは、ビートデータを取得・記憶し（Ｓ１２）、ＰＺＮアクチュエータ７ｄを駆動してレンズ７ｃを所定の距離移動させるためのデジタル信号をＤ／Ａ変換器１５出力して、レンズ焦点を移動させる（Ｓ１３）。なお、この際ＣＰＵ１０ｆは、取得したビートデータと対応するレンズ７ｃの移動位置も併せて記憶する。ＣＰＵ１０ｆは、所定の全範囲に亘ってレンズ７ｃを移動させたか否かを判定し（Ｓ１４）、全範囲移動していない場合（Ｓ１４でＮＯ）、ステップＳ１２以降の処理を続ける。   When the beat data is input (YES in S11), the CPU 10f acquires and stores the beat data (S12), and outputs a digital signal for moving the lens 7c by a predetermined distance by driving the PZN actuator 7d. The output of the converter 15 is output to move the lens focus (S13). At this time, the CPU 10f also stores the movement position of the lens 7c corresponding to the acquired beat data. The CPU 10f determines whether or not the lens 7c has been moved over a predetermined entire range (S14). If the entire range has not been moved (NO in S14), the processing after step S12 is continued.

全範囲移動した場合（Ｓ１４でＹＥＳ）、ＣＰＵ１０ｆは、記憶したビートデータに基づいて、ビートデータが最大となる位置にレンズ７ｃの焦点位置を固定する（Ｓ１５）。ＣＰＵ１０ｆは、フレームトリガを出力し（Ｓ１６）、信号光の照射点を被検査体の表面に沿って走査させる。   When the entire range has been moved (YES in S14), the CPU 10f fixes the focal position of the lens 7c at a position where the beat data becomes maximum based on the stored beat data (S15). The CPU 10f outputs a frame trigger (S16), and scans the irradiation point of the signal light along the surface of the object to be inspected.

ＣＰＵ１０ｆは、ビートデータを取得し（Ｓ１７）、取得したビートデータに基づいて断層画像を生成する（Ｓ１８）。ＣＰＵ１０ｆは、生成した断層画像に基づいて、生体表皮及び細動脈の画像上の距離を算出し、算出した距離に基づいて、レンズ７ｃの移動距離を算出する（Ｓ１９）。   The CPU 10f acquires beat data (S17), and generates a tomographic image based on the acquired beat data (S18). The CPU 10f calculates the distance on the biological epidermis and arteriole image based on the generated tomographic image, and calculates the moving distance of the lens 7c based on the calculated distance (S19).

ＣＰＵ１０ｆは、算出した移動距離に応じたデジタル信号をＤ／Ａ変換器１５出力して、ＰＺＮアクチュエータ７ｄを駆動してレンズ７ｃの焦点移動を行ない（Ｓ２０）、処理を終了する。これにより、レンズ７ｃの焦点位置を細動脈近傍に調節する。   The CPU 10f outputs a digital signal corresponding to the calculated movement distance to the D / A converter 15, drives the PZN actuator 7d to move the focus of the lens 7c (S20), and ends the process. Thereby, the focal position of the lens 7c is adjusted to the vicinity of the arteriole.

図５は断層を計測する場合のＣＰＵ１０ｆの処理手順を示すフローチャートである。なお、この場合、図４に示す処理に基づいて、レンズ７ｃの焦点位置は細動脈近傍に調節されている。ＣＰＵ１０ｆは、ファンクションジェネレータ８を駆動して参照光の光路長を変化させる（走査する）ために、ラスタートリガを出力する（Ｓ３０）。ＣＰＵ１０ｆは、タイミングトリガが入力されたか否かを判定し（Ｓ３１）、タイミングトリガが入力されていない場合（Ｓ３１でＮＯ）、ステップＳ３１の処理を続ける。   FIG. 5 is a flowchart showing a processing procedure of the CPU 10f when measuring a tomography. In this case, the focal position of the lens 7c is adjusted to the vicinity of the arteriole based on the processing shown in FIG. The CPU 10f outputs a raster trigger in order to change (scan) the optical path length of the reference light by driving the function generator 8 (S30). The CPU 10f determines whether or not a timing trigger has been input (S31). If the timing trigger has not been input (NO in S31), the process of step S31 is continued.

タイミングトリガが入力された場合（Ｓ３１でＹＥＳ）、ＣＰＵ１０ｆは、フレームトリガを出力し（Ｓ３２）、照射点の走査を開始させるとともに、ビートデータが入力されたか否かを判定する（Ｓ３３）。ビートデータが入力されていない場合（Ｓ３３でＮＯ）、ＣＰＵ１０ｆは、ステップＳ３３の処理を続ける。一方、ビートデータが入力された場合（Ｓ３３でＹＥＳ）、ＣＰＵ１０ｆは、ビートデータを取得し（Ｓ３４）、取得したビートデータに基づいて断層画像を生成する（Ｓ３５）。また、ＣＰＵ１０ｆは生成した断層画像を生成の都度表示部１０ｃで表示させることもできる。   When a timing trigger is input (YES in S31), the CPU 10f outputs a frame trigger (S32), starts scanning the irradiation point, and determines whether beat data is input (S33). When beat data is not input (NO in S33), the CPU 10f continues the process of step S33. On the other hand, when beat data is input (YES in S33), the CPU 10f acquires beat data (S34), and generates a tomographic image based on the acquired beat data (S35). The CPU 10f can also display the generated tomographic image on the display unit 10c each time it is generated.

ＣＰＵ１０ｆは、入力部１０ｅを通じて処理終了要求の有無を判定し（Ｓ３６）、終了要求がない場合（Ｓ３６でＮＯ）、ステップＳ３１以降の処理を続ける。一方、終了要求がある場合（Ｓ３６でＹＥＳ）、ＣＰＵ１０ｆは、処理を終了する。   The CPU 10f determines whether or not there is a process end request through the input unit 10e (S36). If there is no end request (NO in S36), the CPU 10f continues the process from step S31. On the other hand, when there is an end request (YES in S36), the CPU 10f ends the process.

次に、本発明に係る断層計測装置の動作について説明する。図６は信号光の焦点位置の調節を示す説明図である。図６（ａ）はレンズ７ｃの移動距離を算出するために信号光の焦点位置を生体表皮に合わせた場合の位置関係を示し、図６（ｂ）は算出された移動距離に基づいてレンズ７ｃを移動して信号光の焦点位置を細動脈近傍に合わせた場合の位置関係を示す。   Next, the operation of the tomographic measurement apparatus according to the present invention will be described. FIG. 6 is an explanatory diagram showing the adjustment of the focal position of the signal light. FIG. 6A shows the positional relationship when the focal position of the signal light is adjusted to the living body skin in order to calculate the moving distance of the lens 7c, and FIG. 6B shows the lens 7c based on the calculated moving distance. The positional relationship when the focal position of the signal light is adjusted to the vicinity of the arteriole by moving is shown.

生体に照射された信号光は、空気中と生体の屈折率の差により生体表皮で最も強く反射される。このことを利用して、まず、断層計測装置は、レンズ７ｃの焦点位置を生体表皮に合わせて、生体の断層画像を生成する。この場合、信号光の焦点位置は生体表皮にあるため、細動脈近傍での信号光は生体表皮での強度に比較して減衰する。   The signal light applied to the living body is reflected most strongly by the living body epidermis due to the difference in refractive index between the air and the living body. Using this, first, the tomographic measurement apparatus generates a tomographic image of the living body by matching the focal position of the lens 7c with the living body epidermis. In this case, since the focal position of the signal light is in the living body epidermis, the signal light in the vicinity of the arteriole is attenuated compared to the intensity in the living body epidermis.

断層計測装置は、生成された断層画像に基づいて、所要の画像処理を行ない、細動脈の位置を特定するとともに、画像上での生体表皮と細動脈との距離Ｄｏｃｔを算出する。断層計測装置は、距離Ｄｏｃｔに基づいてレンズ７ｃの移動距離Δｚを算出し、レンズ７ｃを移動させる。例えば、距離Ｄｏｃｔを１ｍｍ、生体内の平均屈折率ｎを１．３９とすると、移動距離Δｚは、Δｚ＝Ｄｏｃｔ／ｎ2より算出して、約５１８μｍとなる。なお、生成された断層画像を表示部１０ｃで表示させ、ユーザが、表示された断層画像に基づいて距離Ｄｏｃｔを計測し、計測した距離Ｄｏｃｔを入力部１０ｅを通じて入力し、断層計測装置は、入力された距離Ｄｏｃｔに基づいて、レンズ７ｃの移動距離Δｚを算出するようにしてもよい。 The tomographic measurement apparatus performs necessary image processing based on the generated tomographic image, specifies the position of the arteriole, and calculates the distance Doct between the living epidermis and the arteriole on the image. The tomographic measurement apparatus calculates the movement distance Δz of the lens 7c based on the distance Doct and moves the lens 7c. For example, if the distance Doct is 1 mm and the average refractive index n in the living body is 1.39, the moving distance Δz is calculated from Δz = Doct / n 2 and is about 518 μm. The generated tomographic image is displayed on the display unit 10c, the user measures the distance Doc based on the displayed tomographic image, and inputs the measured distance Doc through the input unit 10e. The movement distance Δz of the lens 7c may be calculated based on the distance Doc.

レンズ７ｃを移動距離Δｚ移動して信号光の焦点位置を細動脈近傍に合わせた場合、生体表皮での信号光の強度は減少するものの、細動脈近傍での信号光の強度は増加し、細動脈の断層構造を精度良く計測することができる。例えば、信号光の波長λを１．３μｍ、レンズ７ｃが×５倍、開口数ＮＡが０．０７、生体内の平均屈折率率ｎを１．３９とすると、生体内で断層画像分解能（焦点スポット径Δｗ）は約１６μｍで、焦点深度ΔＦは約３００μｍを確保することができる。これにより、生体表皮から深さ約３ｍｍ程度にある細動脈（直径約２００〜４００μｍ）を中心にして高精度な断層計測を行うことが可能となる。   When the lens 7c is moved by the movement distance Δz and the focus position of the signal light is adjusted to the vicinity of the arteriole, the intensity of the signal light in the living epidermis decreases, but the intensity of the signal light in the vicinity of the arteriole increases. The tomographic structure of the artery can be measured with high accuracy. For example, assuming that the wavelength λ of the signal light is 1.3 μm, the lens 7c is x5 times, the numerical aperture NA is 0.07, and the average refractive index n in the living body is 1.39, the tomographic image resolution (focus) The spot diameter Δw) is approximately 16 μm, and the focal depth ΔF can be ensured to be approximately 300 μm. Thereby, it becomes possible to perform highly accurate tomographic measurement centering on an arteriole (diameter of about 200 to 400 μm) at a depth of about 3 mm from the living body epidermis.

図７及び図８は本発明に係る断層計測装置の動作を示すタイムチャートである。細動脈は、心拍に同期して拡張期と収縮期とを毎分約６０回繰り返す。拡張期には細動脈の血液量は増加し、光電脈波計１９からヒト指に照射される近赤外光の吸収量が増加する。収縮期には血液量は減少し、光電脈波計１９からヒト指に照射される近赤外光の吸収量が減少する。光電脈波計１９は、ヒト指を透過した近赤外光を受光部で受光し、透過光強度に応じた細動脈の脈波をスライサ１８へ出力する。すなわち、検出された細動脈の脈波の最小値近傍は拡張期であり、最大値近傍は収縮期である。   7 and 8 are time charts showing the operation of the tomographic measurement apparatus according to the present invention. The arteriole repeats the diastole and the systole approximately 60 times per minute in synchronization with the heartbeat. In the diastole, the blood volume of arterioles increases, and the amount of absorption of near-infrared light irradiated from the photoelectric pulse wave meter 19 to the human finger increases. During the systole, the blood volume decreases, and the absorption amount of near-infrared light irradiated from the photoelectric pulse wave meter 19 to the human finger decreases. The photoelectric pulse wave meter 19 receives near-infrared light transmitted through the human finger at the light receiving unit, and outputs a pulse wave of the arteriole corresponding to the transmitted light intensity to the slicer 18. That is, the vicinity of the minimum value of the detected arterial pulse wave is the diastole, and the vicinity of the maximum value is the systole.

スライサ１８は、光電脈波計１９から入力された光電脈波の最大値近傍及び最小値近傍に同期して、夫々第１スライサ出力（収縮期に対応）、及び第２スライサ出力（拡張期に対応）をディレイユニット１７へ出力する。   The slicer 18 synchronizes with the vicinity of the maximum value and the vicinity of the minimum value of the photoelectric pulse wave input from the photoelectric pulse wave meter 19, respectively, and outputs the first slicer output (corresponding to the systole) and the second slicer output (in the diastole). To the delay unit 17.

ディレイユニット１７は、第１スライサ出力及び第２スライサ出力が所定の回数出力される都度、タイミングトリガ（拡張期に対応する第１タイミングトリガ、及び収縮期に対応する第２タイミングトリガ）を処理部１０へ出力する。   The delay unit 17 processes a timing trigger (a first timing trigger corresponding to the diastole and a second timing trigger corresponding to the systole) each time the first slicer output and the second slicer output are output a predetermined number of times. 10 is output.

処理部１０は、タイミングトリガに同期してフレームトリガを生成し、ガルバノミラードライバ９へ出力する。また、処理部１０は、ラスタートリガをファンクションジェネレータ８へ出力する。   The processing unit 10 generates a frame trigger in synchronization with the timing trigger and outputs the frame trigger to the galvanometer mirror driver 9. Further, the processing unit 10 outputs a raster trigger to the function generator 8.

ファンクションジェネレータ８は、入力されたラスタートリガに同期して正相及び逆相の光遅延走査電圧を生成し、生成した正相及び逆相の光遅延走査電圧夫々を光位相変調器４、５に印加する。ガルバノミラードライバ９は、入力されたフレームトリガに同期してガルバノミラー駆動電圧を生成し、生成したガルバノミラー駆動電圧をガルバノミラー７ｂに印加する。   The function generator 8 generates normal-phase and negative-phase optical delay scanning voltages in synchronization with the input raster trigger, and outputs the generated normal-phase and negative-phase optical delay scanning voltages to the optical phase modulators 4 and 5, respectively. Apply. The galvano mirror driver 9 generates a galvano mirror driving voltage in synchronization with the input frame trigger, and applies the generated galvano mirror driving voltage to the galvano mirror 7b.

光位相変調器４、５は、印加された光遅延走査電圧の大小に応じて巻回した光ファイバ２を伸縮することにより、光軸方向（生体の深さ方向）の参照光及び信号光の光路長を走査する。光位相変調器４、５に印加される光遅延走査電圧は、位相が１８０度ずれているため、光位相変調器４の光ファイバ２が伸びる際には、光位相変調器５の光ファイバ２は縮み、また、光位相変調器４の光ファイバ２が縮む際には、光位相変調器５の光ファイバ２は伸びる。光位相変調器を２個用いることにより、１つの光位相変調器を用いる構成に比較して光遅延走査電圧の１周期の間に光路長を２倍変化させることができ、走査速度を高速化することができる。   The optical phase modulators 4 and 5 expand and contract the optical fiber 2 wound according to the magnitude of the applied optical delay scanning voltage, so that the reference light and signal light in the optical axis direction (biological depth direction) Scan the optical path length. Since the optical delay scanning voltage applied to the optical phase modulators 4 and 5 is 180 degrees out of phase, when the optical fiber 2 of the optical phase modulator 4 is extended, the optical fiber 2 of the optical phase modulator 5 is extended. When the optical fiber 2 of the optical phase modulator 4 contracts, the optical fiber 2 of the optical phase modulator 5 extends. By using two optical phase modulators, the optical path length can be changed twice during one period of the optical delay scanning voltage compared to a configuration using one optical phase modulator, and the scanning speed is increased. can do.

光位相変調器４、５は、光遅延走査電圧の１周期の間に、生体表面から生体深部の所定の深さまでの間を一往復して走査する。なお、光遅延走査電圧の最大電圧及び最小電圧を変更することにより、生体深部の走査深さを調整することができる。   The optical phase modulators 4 and 5 scan back and forth between the surface of the living body and a predetermined depth in the deep part of the living body during one period of the optical delayed scanning voltage. In addition, the scanning depth of the living body deep part can be adjusted by changing the maximum voltage and the minimum voltage of the optical delay scanning voltage.

ガルバノミラー７ｂは、印加されたガルバノミラー駆動電圧の大小に応じて、ミラーを回転させ、これにより、照射部７は、ガルバノミラー駆動電圧の１周期の間に、生体表面上の信号光の照射点を、生体表面に沿って直線状に所定の距離（例えば、２ｍｍ）を一往復して走査する。なお、ガルバノミラー駆動電圧の最大電圧を変更することにより、走査する距離を調整することができる。   The galvanometer mirror 7b rotates the mirror in accordance with the magnitude of the applied galvanometer mirror driving voltage, whereby the irradiating section 7 irradiates the signal light on the living body surface during one cycle of the galvanometer mirror driving voltage. The point is scanned by making a round trip along a predetermined distance (for example, 2 mm) along the living body surface. Note that the scanning distance can be adjusted by changing the maximum voltage of the galvano mirror drive voltage.

処理部１０は、フレームトリガに同期して、ガルバノミラー駆動電圧が０Ｖから最大値に至るまでの時間、すなわち、断層画像取得時間の間に入力されたビートデータを１フレーム単位として処理することにより、断層画像を生成して表示する。   The processing unit 10 processes the beat data input during the time from when the galvano mirror drive voltage reaches 0V to the maximum value, that is, the tomographic image acquisition time, in synchronization with the frame trigger, in units of one frame. A tomographic image is generated and displayed.

これにより、本発明の断層計測装置は、ラスタートリガに同期して、生体表面から所定の深部までの間を繰り返し走査するとともに、ラスタートリガに基づいて生成されたフレームトリガに同期して、所定の断層撮像時間の間に生体表面に沿って所定の距離を走査する。フレームトリガの周期及び断層撮像時間は、所望の値に設定可能であるため、本発明の断層計測装置は、所望のフレーム間隔で二次元断層画像を時系列に取得することができるとともに、フレーム毎に所望の時間で断層画像を取得することができる。   Thus, the tomographic measurement apparatus of the present invention repeatedly scans from the surface of the living body to a predetermined depth in synchronization with the raster trigger, and synchronizes with the frame trigger generated based on the raster trigger. A predetermined distance is scanned along the living body surface during the tomographic imaging time. Since the period of the frame trigger and the tomographic imaging time can be set to desired values, the tomographic measurement apparatus of the present invention can acquire a two-dimensional tomographic image in time series at a desired frame interval and A tomographic image can be acquired at a desired time.

図９はビート信号の表皮下深部への到達深度を示す説明図である。図において、横軸は生体表面（ヒト指の表皮）から深部への距離を示し、縦軸はビート信号（すなわち、信号光の反射光）の強度を示す。図において、グラフＡはレンズ７ｃの焦点位置が生体表皮にある場合を表し、グラフＢはレンズ７ｃの焦点位置が細動脈近傍にある場合を表す。図に示すように、レンズ７ｃの焦点位置が生体表皮にある場合は、ビート信号の強度は生体表皮で最も大きいものの、生体表皮から深部へ到達するにつれて、徐々に減衰するため、細動脈が存在する生体表皮から２〜３ｍｍの深さにあっては、ビート信号の強度は小さくなり、細動脈の存在を計測できたとしても、細動脈の断層構造を正確に計測することが困難である。   FIG. 9 is an explanatory diagram showing the depth of the beat signal reaching the deep subepidermal region. In the figure, the horizontal axis indicates the distance from the surface of the living body (the epidermis of the human finger) to the deep part, and the vertical axis indicates the intensity of the beat signal (that is, the reflected light of the signal light). In the figure, graph A represents the case where the focal position of the lens 7c is in the living epidermis, and graph B represents the case where the focal position of the lens 7c is in the vicinity of the arteriole. As shown in the figure, when the focal position of the lens 7c is on the living epidermis, the beat signal has the highest intensity in the living epidermis, but gradually attenuates as it reaches the deep part from the living epidermis. At a depth of 2 to 3 mm from the living epidermis, the intensity of the beat signal becomes small, and even if the presence of an arteriole can be measured, it is difficult to accurately measure the tomographic structure of the arteriole.

一方、図に示すように、本発明の装置又は方法によって、レンズ７ｃの焦点位置を細動脈近傍に調節した場合は、生体表皮でのビート信号の強度は小さくなり、生体表皮近傍での断層構造に関する情報は減少するものの、生体表皮から２〜３ｍｍの深さにおけるビート信号の強度を大きくすることができ、生体表皮から２〜３ｍｍの深さに存在する細動脈（直径約２００〜４００μｍ）の断層構造を正確に計測することが可能となる。なお、レンズ７ｃの焦点深度（例えば、３００μｍ）を大きくした場合、焦点の強度プロファイルのピークは小さくなり、逆に焦点深度（例えば、３００μｍ）を小さくした場合、焦点の強度プロファイルのピークは大きくなる。したがって、適度に焦点深度を調節することにより、所望の断層計測をすることもできる。   On the other hand, as shown in the figure, when the focal position of the lens 7c is adjusted to the vicinity of the arteriole by the apparatus or method of the present invention, the intensity of the beat signal in the living epidermis is reduced, and the tomographic structure in the vicinity of the living epidermis. Although the information about is reduced, the intensity of the beat signal at a depth of 2 to 3 mm from the living body epidermis can be increased, and the arteriole (diameter about 200 to 400 μm) existing at a depth of 2 to 3 mm from the living body epidermis. It is possible to accurately measure the fault structure. Note that when the focal depth (for example, 300 μm) of the lens 7c is increased, the peak of the focal intensity profile is decreased, and conversely, when the focal depth (for example, 300 μm) is decreased, the peak of the focal intensity profile is increased. . Therefore, desired tomographic measurement can be performed by adjusting the depth of focus appropriately.

図１０はヒト指の細動脈の断層画像を示す説明図である。図において、横軸は指先の断面深さ方向であり、縦軸は指先表面に沿った方向であり、断層画像の大きさは、横１ｍｍ、縦２ｍｍである。なお、表皮から１〜２ｍｍの深部は、断層画像から除外してある。また、光路長の走査周期は４ｋＨｚ（２ｋＨｚのプッシュプル動作）、撮像画像取得時間は０．１秒である。   FIG. 10 is an explanatory view showing a tomographic image of an arteriole of a human finger. In the figure, the horizontal axis is the direction of the cross-sectional depth of the fingertip, the vertical axis is the direction along the surface of the fingertip, and the size of the tomographic image is 1 mm wide and 2 mm long. Note that a depth of 1 to 2 mm from the epidermis is excluded from the tomographic image. Further, the scanning cycle of the optical path length is 4 kHz (2 kHz push-pull operation), and the captured image acquisition time is 0.1 second.

図に示すように、細動脈が拡張期にある場合と収縮期にある場合とで、細動脈の断層構造が高精度に計測することができる。拡張期と収縮期における血管の断層構造を比較することにより、血管の伸縮の度合いに基づいて、血管壁の柔軟性を評価することができ、血管の老化予測を行うことが可能となる。   As shown in the figure, the tomographic structure of the arteriole can be measured with high accuracy when the arteriole is in the diastole and when it is in the systole. By comparing the tomographic structure of the blood vessel in the diastole and the systole, the flexibility of the blood vessel wall can be evaluated based on the degree of expansion and contraction of the blood vessel, and aging of the blood vessel can be predicted.

以上説明したように、本発明にあっては、ヒト指の細動脈の脈波を取得し、取得した脈波に基づいて細動脈の拡張期又は収縮期を示すタイミング信号を出力し、出力されたタイミング信号に基づいてヒト指の照射点を走査することにより、従来は、何度も試行錯誤で断層計測を行う必要があり煩雑であったものが、拡張期又は収縮期における細動脈の断層構造を容易に計測することができる。また、拡張期又は収縮期における細動脈の断層構造を比較することにより、血管壁の柔軟性を評価し、これをもとに血管の老化度合いを診断することができる。これは、心筋梗塞や高血圧症などの重篤な生活習慣病の予防につながるものであり、高齢社会における切実なニーズに応えることができる。   As described above, in the present invention, the pulse wave of the arteriole of the human finger is acquired, and a timing signal indicating the diastole or systole of the arteriole is output based on the acquired pulse wave and output. By scanning the irradiation point of the human finger based on the timing signal, it has been necessary to perform tomographic measurement many times through trial and error. The structure can be easily measured. Further, by comparing the tomographic structures of arterioles in the diastole or systole, the flexibility of the blood vessel wall can be evaluated and the aging degree of the blood vessel can be diagnosed based on this. This leads to the prevention of serious lifestyle-related diseases such as myocardial infarction and hypertension, and can meet the urgent needs in an aging society.

また、本発明にあっては、ヒト指の生体表皮から細動脈までの移動距離を算出し、算出された移動距離に基づいて信号光の焦点位置を前記細動脈近傍に調節することにより、表皮下深部の細動脈の位置が人により異なる場合であっても、表皮から２〜３ｍｍの深さにある細動脈を中心にして、空間分解能約１０μｍで、細動脈の断層構造を従来に比較して高精度に計測することができる。これは、心筋梗塞や高血圧症などの重篤な生活習慣病の予防につながるものであり、高齢社会における切実なニーズに応えることができる。   Further, in the present invention, the movement distance from the living epidermis of the human finger to the arteriole is calculated, and the focal position of the signal light is adjusted to the vicinity of the arteriole based on the calculated movement distance. Even if the position of the arteriole in the lower deep part varies from person to person, the arterial tomographic structure is compared with the conventional arteriole with a spatial resolution of about 10 μm centered on the arteriole at a depth of 2 to 3 mm from the epidermis. Can be measured with high accuracy. This leads to the prevention of serious lifestyle-related diseases such as myocardial infarction and hypertension, and can meet the urgent needs in an aging society.

また、本発明にあっては、参照光の光路長を変化させる（走査する）速度により定まる参照光のドップラシフト周波数を中心として、細動脈の血流速度及び血流方向と信号光との角度に基づくドップラシフト周波数の変動帯域幅を十分に包含する通過帯域を有するフィルタを備えることにより、細動脈の血流によるドップラシフト周波数に拘わらず細動脈の血流によるドップラシフト信号を欠落することなくすべて取得することができ、従来よりも正確に細動脈の断層構造を計測することができる。これは、心筋梗塞や高血圧症などの重篤な生活習慣病の予防につながるものであり、高齢社会における切実なニーズに応えることができる。   In the present invention, the arterial blood flow velocity and the direction of the blood flow and the angle of the signal light with the Doppler shift frequency of the reference light determined by the speed of changing (scanning) the optical path length of the reference light as the center By providing a filter having a pass band that sufficiently encompasses the fluctuation bandwidth of the Doppler shift frequency based on the Doppler shift signal due to the arterial blood flow without missing the Doppler shift signal due to the arterial blood flow All can be acquired, and the tomographic structure of the arteriole can be measured more accurately than before. This leads to the prevention of serious lifestyle-related diseases such as myocardial infarction and hypertension, and can meet the urgent needs in an aging society.

上述の実施の形態においては、１．３μｍの波長帯域の光源を用いる構成であったが、波長帯域は、計測対象となる生体組織に応じて、所望の波長帯域の光を用いることができる。また、光源も限定されるものではなく、フェトム秒レーザ、ハロゲンランプなどを使用することもできる。   In the above-described embodiment, a light source having a wavelength band of 1.3 μm is used. However, light having a desired wavelength band can be used as the wavelength band according to the living tissue to be measured. Further, the light source is not limited, and a femtosecond laser, a halogen lamp, or the like can be used.

上述の実施の形態においては、光位相変調器４、５をプッシュプル動作させて参照光の光路長を走査する構成であったが（光位相変調器５による走査は、参照光の光路長を走査するのと等価）、光位相変調器４のみを用いる構成であってもよい。参照光の光路長の走査速度が所要の範囲であれば、光干渉計の構成をより簡便にすることができる。   In the above-described embodiment, the optical phase modulators 4 and 5 are configured to scan the optical path length of the reference light by performing a push-pull operation (the optical path modulator 5 scans the optical path length of the reference light). Equivalent to scanning), a configuration using only the optical phase modulator 4 may be used. If the scanning speed of the optical path length of the reference light is within a required range, the configuration of the optical interferometer can be simplified.

本発明に係る断層計測装置の構成を示すブロック図である。It is a block diagram which shows the structure of the tomographic measurement apparatus which concerns on this invention. フィルタの通過帯域を示す説明図である。It is explanatory drawing which shows the pass band of a filter. 血流によるドップラシフトを示す説明図である。It is explanatory drawing which shows the Doppler shift by a blood flow. レンズの焦点位置を調節する場合のＣＰＵの処理手順を示すフローチャートである。It is a flowchart which shows the process sequence of CPU in the case of adjusting the focus position of a lens. 断層を計測する場合のＣＰＵの処理手順を示すフローチャートである。It is a flowchart which shows the process sequence of CPU in the case of measuring a tomography. 信号光の焦点位置の調節を示す説明図である。It is explanatory drawing which shows adjustment of the focus position of signal light. 本発明に係る断層計測装置の動作を示すタイムチャートである。It is a time chart which shows operation | movement of the tomographic measurement apparatus which concerns on this invention. 本発明に係る断層計測装置の動作を示すタイムチャートである。It is a time chart which shows operation | movement of the tomographic measurement apparatus which concerns on this invention. ビート信号の表皮下深部への到達深度を示す説明図である。It is explanatory drawing which shows the arrival depth to the epidermis deep part of a beat signal. ヒト指の細動脈の断層画像を示す説明図である。It is explanatory drawing which shows the tomographic image of the arteriole of a human finger.

符号の説明Explanation of symbols

１ ＳＬＤ
２ 光ファイバ
２ａ 参照光路
２ｂ 信号光路
３ 光ファイバカプラ
４、５ 光位相変調器
６ 参照光ミラー
７ 照射部
７ａ、７ｃ レンズ
７ｂ ガルバノミラー
７ｄ ＰＺＮアクチュエータ
８ ファンクションジェネレータ
９ ガルバノミラードライバ
１０ 処理部
１０ａ インタフェース部
１０ｂ ＲＡＭ
１０ｃ 表示部
１０ｄ 記憶部
１０ｅ 入力部
１０ｆ ＣＰＵ
１１ 光検出器
１２ フィルタ
１３ 広帯域増幅器
１４ Ａ／Ｄ変換器
１５ Ｄ／Ａ変換器
１６ ＰＺＮドライバ
１７ ディレイユニット
１８ スライサ
１９ 光電脈波計 1 SLD
DESCRIPTION OF SYMBOLS 2 Optical fiber 2a Reference optical path 2b Signal optical path 3 Optical fiber coupler 4, 5 Optical phase modulator 6 Reference light mirror 7 Irradiation part 7a, 7c Lens 7b Galvano mirror 7d PZN actuator 8 Function generator 9 Galvano mirror driver 10 Processing part 10a Interface part 10b RAM
10c Display unit 10d Storage unit 10e Input unit 10f CPU
DESCRIPTION OF SYMBOLS 11 Photodetector 12 Filter 13 Broadband amplifier 14 A / D converter 15 D / A converter 16 PZN driver 17 Delay unit 18 Slicer 19 Photoelectric pulse wave meter

Claims (5)

低コヒーレンス光源からの光を参照光及び信号光に分離して夫々参照光路及び信号光路に導き、分離した信号光を被検査体表面に照射し、照射点を該被検査体表面に沿って走査しつつ、参照光の光路長を変化させて、前記参照光の光路長に対応する被検査体表面からの深層位置で反射した信号光と前記参照光路の路端で反射させた参照光との光干渉に基づいて被検査体の断層を計測する断層計測装置において、
被検査体に内在する細動脈の脈波を取得する取得手段と、
該取得手段によって取得された脈波に基づいて細動脈の拡張期又は収縮期を示すタイミング信号を出力する出力手段と
を備え、
該出力手段によって出力されたタイミング信号に基づいて、照射点を被検査体表面に沿って走査するようにしてあることを特徴とする断層計測装置。 The light from the low-coherence light source is separated into reference light and signal light, guided to the reference light path and signal light path, respectively, the separated signal light is irradiated onto the surface of the object to be inspected, and the irradiation point is scanned along the surface of the object to be inspected However, by changing the optical path length of the reference light, the signal light reflected at the deep layer position from the surface of the object corresponding to the optical path length of the reference light and the reference light reflected at the end of the reference optical path. In a tomography measuring device that measures a tomographic fault based on optical interference,
An acquisition means for acquiring a pulse wave of an arteriole present in the subject;
Output means for outputting a timing signal indicating the diastole or systole of the arteriole based on the pulse wave acquired by the acquisition means,
A tomographic measurement apparatus characterized in that an irradiation point is scanned along the surface of an object to be inspected based on a timing signal output by the output means. 低コヒーレンス光源からの光を参照光及び信号光に分離して夫々参照光路及び信号光路に導き、分離した信号光を被検査体表面に照射し、照射点を該被検査体表面に沿って走査しつつ、参照光の光路長を変化させて、前記参照光の光路長に対応する被検査体表面からの深層位置で反射した信号光と前記参照光路の路端で反射させた参照光との光干渉に基づいて被検査体の断層を計測する断層計測装置において、
信号光の焦点位置を調節する調節手段と、
被検査体の表面に信号光の焦点位置を調節した場合に計測される被検査体の断層に基づいて、被検査体に内在する細動脈近傍に信号光の焦点位置を移動するための移動距離を算出する算出手段と
を備え、
前記調節手段は、
算出された移動距離に基づいて前記細動脈近傍に信号光の焦点位置を調節すべくなしてあることを特徴とする断層計測装置。 The light from the low-coherence light source is separated into reference light and signal light, guided to the reference light path and signal light path, respectively, the separated signal light is irradiated onto the surface of the object to be inspected, and the irradiation point is scanned along the surface of the object to be inspected However, by changing the optical path length of the reference light, the signal light reflected at the deep layer position from the surface of the object corresponding to the optical path length of the reference light and the reference light reflected at the end of the reference optical path. In a tomography measuring device that measures a tomographic fault based on optical interference,
Adjusting means for adjusting the focal position of the signal light;
A moving distance for moving the focal position of the signal light to the vicinity of the arteriole in the specimen based on the tomography of the specimen measured when the focal position of the signal light is adjusted on the surface of the specimen. And a calculating means for calculating
The adjusting means is
A tomographic measuring apparatus characterized in that a focal position of signal light is adjusted in the vicinity of the arteriole based on the calculated moving distance. 信号光と反射光との干渉信号をヘテロダイン検波して得られる電気信号の所定の周波数帯域成分を通過させるフィルタを備え、
該フィルタは、
参照光の光路長を変化させる速度により定まる参照光のドップラシフト周波数を中心として、細動脈の血流速度及びその血流方向と信号光との角度に基づくドップラシフト周波数の変動帯域幅を包含する通過帯域を有することを特徴とする請求項１又は請求項２に記載の断層計測装置。 A filter that passes a predetermined frequency band component of the electrical signal obtained by heterodyne detection of the interference signal between the signal light and the reflected light;
The filter is
Includes the Doppler shift frequency fluctuation bandwidth based on the blood flow velocity of the arteriole and the angle between the blood flow direction and the signal light, centered on the Doppler shift frequency of the reference light determined by the speed of changing the optical path length of the reference light. The tomographic measurement apparatus according to claim 1, wherein the tomographic measurement apparatus has a pass band. 低コヒーレンス光源からの光を参照光及び信号光に分離して夫々参照光路及び信号光路に導き、分離した信号光を被検査体表面に照射し、照射点を該被検査体表面に沿って走査しつつ、参照光の光路長を変化させて、前記参照光の光路長に対応する被検査体表面からの深層位置で反射した信号光と前記参照光路の路端で反射させた参照光との光干渉に基づいて被検査体の断層を計測する断層計測方法において、
被検査体に内在する細動脈の脈波を取得し、
取得された脈波に基づいて細動脈の拡張期又は収縮期を示すタイミング信号を出力し、
出力されたタイミング信号に基づいて、照射点を走査することを特徴とする断層計測方法。 The light from the low-coherence light source is separated into reference light and signal light, guided to the reference light path and signal light path, respectively, the separated signal light is irradiated onto the surface of the object to be inspected, and the irradiation point is scanned along the surface of the object to be inspected However, by changing the optical path length of the reference light, the signal light reflected at the deep layer position from the surface of the object corresponding to the optical path length of the reference light and the reference light reflected at the end of the reference optical path. In a tomographic measurement method for measuring a tomographic object based on optical interference,
Acquire pulse waves of arterioles in the subject,
Based on the acquired pulse wave, outputs a timing signal indicating the diastole or systole of the arteriole,
A tomographic measurement method comprising scanning an irradiation point based on an output timing signal. 低コヒーレンス光源からの光を参照光及び信号光に分離して夫々参照光路及び信号光路に導き、分離した信号光を被検査体表面に照射し、照射点を該被検査体表面に沿って走査しつつ、参照光の光路長を変化させて、前記参照光の光路長に対応する被検査体表面からの深層位置で反射した信号光と前記参照光路の路端で反射させた参照光との光干渉に基づいて被検査体の断層を計測する断層計測方法において、
被検査体の表面に信号光の焦点位置を調節し、
計測された被検査体の断層に基づいて、被検査体に内在する細動脈近傍に信号光の焦点位置を移動するための移動距離を算出し、
算出された移動距離に基づいて前記細動脈近傍に信号光の焦点位置を調節することを特徴とする断層計測方法。

The light from the low-coherence light source is separated into reference light and signal light, guided to the reference light path and signal light path, respectively, the separated signal light is irradiated onto the surface of the object to be inspected, and the irradiation point is scanned along the surface of the object to be inspected However, by changing the optical path length of the reference light, the signal light reflected at the deep layer position from the surface of the object corresponding to the optical path length of the reference light and the reference light reflected at the end of the reference optical path. In a tomographic measurement method for measuring a tomographic object based on optical interference,
Adjust the focus position of the signal light on the surface of the inspected object,
Based on the measured tomography of the inspected object, calculate the moving distance for moving the focal position of the signal light to the vicinity of the arteriole inherent in the inspected object,
A tomographic measurement method comprising adjusting a focal position of signal light in the vicinity of the arteriole based on the calculated moving distance.

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