JP5192846B2 - 生体観測装置及び生体観測装置の作動方法 - Google Patents

Description

本発明は、生体観測装置及び生体観測装置の作動方法に関し、特に、音波と光とをあわせて用いつつ生体組織内部の情報を取得する生体観測装置及び生体観測装置の作動方法に関するものである。

近年、生体の光断層イメージングを実現するものとして、例えば、光ＣＴ、光コヒーレンス断層影像法（Ｏｐｔｉｃａｌ Ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ：以下ＯＣＴ）及び光音響断層影像法等の様々な技術が提案されている。

光ＣＴは、生体内部での光散乱の影響が比較的弱い波長域７００ｎｍ〜１２００ｎｍの近赤外光を利用するため、粘膜下数ｃｍまでの生体深部の断層像を得ることができる。
また、干渉を利用したＯＣＴは２ｍｍ程度の深さまでの生体断層イメージを高分解能（数μｍ〜十数μｍ）かつ短時間で取得することが可能である。ＯＣＴは眼科領域での網膜疾患診断において既に実用化されている技術であり、その医学的関心度は非常に高い。

光ＣＴは深部の情報は得られるが、空間分解能は数ｍｍ程度と非常に低い。一方、ＯＣＴは生体粘膜下約２ｍｍ以深を観察すること、更に、癌等の腫瘍組織に対して良好な画質を得ることは難しい。

これは、生体深部及び腫瘍組織における、血液の吸収や強い散乱の影響により、光のコヒーレンス性が著しく乱れるためである。

そこで、光ＣＴ及びＯＣＴとは異なる方法により生体内部の情報を得るための技術として、例えば、生体内部の対象部位へ超音波及び光を出射するとともに、該対象部位において該光が該超音波により変調を受けた度合いを検出することにより、該対象部位の生体情報を得ることを可能とするための技術が、特許文献１に開示されている。
特開２０００−８８７４３号公報

癌等の腫瘍組織に対して処置を行う場合においては、一般的に、発見された部位及び該部位における浸潤度に応じ、術式が適宜選択される。そのため、癌等の腫瘍組織に対して処置を行う場合においては、対象部位の深さ方向における、正常な組織と該腫瘍組織との境界が存在する領域を、術式選択の事前に予め認識しておくことが重要である。

一方、特許文献１の光計測装置は、生体情報の取得状況次第では、例えば、正常な組織と腫瘍組織との境界が存在する領域を明確にすることができず、その結果、腫瘍組織に対する処置の際に術者に過度な負担をかけてしまう、という課題を有している。

本発明は、前述した事情に鑑みてなされたものであり、腫瘍組織に対して処置を行う場合において、術者の負担を軽減可能な生体観測装置及び生体観測装置の作動方法を提供することを目的としている。

本発明における一態様の生体観測装置は、生体組織内部の検査対象部位に対して音波を出力する音波発生部と、前記検査対象部位に到達可能な照明光を出射する照明光発生部と、前記照明光が前記音波の到達領域において反射した反射光と前記照明光とを干渉させて生じた干渉光を出射する光干渉部と、前記光干渉部から出射される干渉光を検出し、干渉信号として出力する光検出部と、前記干渉信号に基づく前記照明光の周波数変調量を算出し、空間的に隣接する２つの領域に対応する前記周波数変調量の差分値を順次算出する演算部と、を有する。

本発明における一態様の生体観測装置の作動方法は、生体組織の断層像を取得する生体観測装置の作動方法であって、前記生体観測装置は、音波及び光が照射された前記生体組織の前記音波の到達領域において反射した反射光と前記光とを干渉させ干渉光を生成し、前記生体観測装置は、前記生成された干渉光から干渉信号を出力し、前記生体観測装置は、前記干渉信号に基づく前記光の周波数変調量を算出し、前記生体観測装置は、空間的に隣接する２つの領域に対応する前記周波数変調量の差分値を順次算出し、前記生体観察装置は、前記差分値に基づいて前記音波が照射された生体組織の断層像を生成する。

本発明における生体観測装置及び生体観測装置の作動方法によると、腫瘍組織に対して処置を行う場合において、術者の負担を軽減可能である。

以下、図面を参照して本発明の実施形態を説明する。

図１から図７Ｃは、本発明の実施形態に係るものである。図１は、本発明の実施形態に係る光イメージング装置の要部の構成の一例を示す図である。図２は、図１の光カプラ周辺における詳細な構成を示す図である。図３は、図１の光イメージング装置が有する光ファイバの端部の構成の一例を示す図である。図４は、生体組織における腫瘍組織の存在状態の一例を示す図である。図５は、図４の腫瘍組織を含む領域を断層画像として可視化した場合の一例を示す図である。図６は、本発明の実施形態の変形例に係る光イメージング装置の要部の構成の一例を示す図である。図７Ａは、図６の光イメージング装置において、生体組織へ出射される超音波の波形の一例を示す図である。図７Ｂは、図７Ａの波形の始端付近を示す図である。図７Ｃは、図７Ａの波形の終端付近を示す図である。

生体観測装置としての光イメージング装置１は、図１に示すように、スキャニングユニット３と、任意波形発生部４と、増幅部５と、信号処理部６と、パーソナルコンピュータ（以降、ＰＣと略記する）７と、表示部８と、スキャニング信号発生部９と、照明光発生部２１と、参照ミラー２５と、中央部に図示しない開口部が形成された超音波トランスデューサ２６及び音響レンズ２６ａと、光検出部２７と、光ファイバ５２ａ、５２ｂ、５２ｃ及び５２ｄと、光カプラ５３と、コリメートレンズ５６と、を要部として有して構成されている。

また、光カプラ５３は、図２に示すように、第１カプラ部５３ａと、第２カプラ部５３ｂと、を有して構成されている。

スキャニングユニット３は、スキャニング信号発生部９からのスキャニング信号が入力される毎に、超音波トランスデューサ２６の位置（スキャン位置）を図１のｘ軸方向またはｙ軸方向のいずれかに変更する。

任意波形発生部４は、所定の波長（または所定の周波数）を有する所定の超音波を超音波トランスデューサ２６及び音響レンズ２６ａから出力させるための超音波駆動信号を増幅部５へ出力する。また、任意波形発生部４は、超音波駆動信号を増幅部５へ出力したタイミングを示すタイミング信号をスキャニング信号発生部９へ出力する。さらに、任意波形発生部４は、スキャニングユニット３におけるスキャン範囲の終端に達した際に、トリガ信号をＰＣ７及びスキャニング信号発生部９へ出力する。

パワーアンプ等により構成される増幅部５は、任意波形発生部４から出力された超音波駆動信号を増幅するとともに、増幅後の超音波駆動信号を超音波トランスデューサ２６に対して出力する。

スキャニング信号発生部９は、任意波形発生部４からのタイミング信号及びトリガ信号が入力されるタイミングに基づき、スキャン位置を変更させるためのスキャニング信号をスキャニングユニット３に対して出力する。

照明光発生部２１は、生体組織１０１に到達可能な照明光を発する、例えば図示しないレーザ光源及び集光レンズ等を有して構成されている。

光ファイバ５２ａは、図１及び図２に示すように、一端側が照明光発生部２１に接続されているとともに、他端側が第１カプラ部５３ａに接続されている。

光ファイバ５２ｂは、図２に示すように、受光用のファイババンドル６０ａと、送光用のファイババンドル６０ｂと、を有している。また、ファイババンドル６０ａは、一端側が第２カプラ部５３ｂに接続されているとともに、他端側が超音波トランスデューサ２６及び音響レンズ２６ａの図示しない開口部に挿通されつつ接続されている。さらに、ファイババンドル６０ｂは、一端側が第１カプラ部５３ａに接続されているとともに、他端側が超音波トランスデューサ２６及び音響レンズ２６ａの図示しない開口部に挿通されつつ接続されている。なお、ファイババンドル６０ａ及び６０ｂの各端部は、超音波トランスデューサ２６及び音響レンズ２６ａの図示しない開口部において、例えば図３に示すような状態として配置されている。

一方、超音波トランスデューサ２６及び音響レンズ２６ａは、図示しない開口部に配置されたファイババンドル６０ｂから出射される照明光の出射方向に沿って、増幅部５からの超音波駆動信号に応じた所定の超音波を収束しつつ生体組織１０１へ出射する。これにより、超音波トランスデューサ２６及び音響レンズ２６ａから出射された所定の超音波は、周期的な粗密波として生体組織１０１の内部を伝播した後、生体組織１０１の深さ方向（図１のｚ軸方向）における所定の領域において収束する。

なお、本実施形態の音響レンズ２６ａは、例えばスキャニングユニット３の制御により、生体組織１０１の深さ方向（図１のｚ軸方向）において所定の超音波が収束する領域を適宜変更可能な構成を有するものとする。

光ファイバ５２ｃは、図２に示すように、受光用のファイババンドル６０ｃと、送光用のファイババンドル６０ｄと、を有している。また、ファイババンドル６０ｃは、一端側が第２カプラ部５３ｂに接続されているとともに、他端側がコリメートレンズ５６からの光の入射が可能な位置に配置されている。さらに、ファイババンドル６０ｄは、一端側が第１カプラ部５３ａに接続されているとともに、他端側がコリメートレンズ５６への光の出射が可能な位置に配置されている。

コリメートレンズ５６は、ファイババンドル６０ｄからの照明光を、平行な光束を有する光として参照ミラー２５へ出射する。また、コリメートレンズ５６は、前記照明光が参照ミラー２５において反射した光を収束し、ファイババンドル６０ｃへ出射する。

光ファイバ５２ｄは、図１及び図２に示すように、一端側が第２カプラ部５３ｂに接続されているとともに、他端側が光検出部２７に接続されている。

前述した構成により、照明光発生部２１から発せられた照明光は、光ファイバ５２ａ、第１カプラ部５３ａ及びファイババンドル６０ｂを介して生体組織１０１に対して出射されるとともに、光ファイバ５２ａ、第１カプラ部５３ａ及びファイババンドル６０ｄを介してコリメートレンズ５６に対して出射される。

コリメートレンズ５６に入射された照明光は、平行な光束を有する光として出射され、参照ミラー２５において反射し、再びコリメートレンズ５６を通過した後、参照光としてファイババンドル６０ｃに入射される。また、ファイババンドル６０ｃに入射された参照光は、第２カプラ部５３ｂへ出射される。

一方、ファイババンドル６０ｂを介して出射された照明光は、生体組織１０１の深さ方向（図１のｚ軸方向）の各位置のうち、超音波トランスデューサ２６及び音響レンズ２６ａから出射された所定の超音波が収束した領域に相当する位置において反射した後、物体光としてファイババンドル６０ａに入射される。

そして、ファイババンドル６０ａから入射した物体光は、第２カプラ部５３ｂにおいて、ファイババンドル６０ｃから入射した参照光と干渉し、干渉光として光検出部２７に入射される。

光検出部２７は、ファイババンドル６０ｃから出射される干渉光をヘテロダイン検出するとともに、検出した該干渉光を電気信号としての干渉信号に変換して信号処理部６へ出力する。

信号処理部６は、メモリ６ａと、図示しないスペクトラムアナライザまたはディジタルオシロスコープ等と、を有して構成されている。

また、信号処理部６は、光検出部２７から出力される干渉信号を検出し、該干渉信号の検出結果に基づいてドップラーシフト量（周波数変調量）を算出した後、該ドップラーシフト量（周波数変調量）の算出結果をメモリ６ａに書き込む。

その後、前記一のタイミングの次のタイミングにおいて、信号処理部６は、該次のタイミングにおけるドップラーシフト量（周波数変調量）を同様に算出する。そして、信号処理部６は、メモリ６ａに書き込まれたドップラーシフト量（周波数変調量）と、前記次のタイミングにおいて算出したドップラーシフト量（周波数変調量）との差分値（ドップラーシフト量の変化量）を算出した後、該差分値の算出結果をＰＣ７へ順次出力する。また、このとき、信号処理部６は、前記次のタイミングにおいて新たに算出したドップラーシフト量（周波数変調量）により、メモリ６ａに書き込まれた内容を上書きしつつ更新する。

ＰＣ７は、各種演算及び処理を行うＣＰＵ７ａと、メモリ７ｂと、を有して構成されている。

ＣＰＵ７ａは、信号処理部６から順次出力されるドップラーシフト量の変化量と、スキャニングユニット３によりスキャン可能な範囲内の位置を示す情報である、スキャニング位置情報とを関連付けつつメモリ７ｂに蓄積する。

そして、ＣＰＵ７ａは、任意波形発生部４から出力されるトリガ信号に基づいてスキャンが完了したことを検知すると、前回のトリガ信号入力時から今回のトリガ信号入力時までにメモリ７ｂに蓄積された各ドップラーシフト量の変化量、及び、該各ドップラーシフト量の変化量に関連付けられたスキャニング位置情報に基づくマッピングにより１画面分の画像データを生成し、該１画面分の画像データを映像信号に変換して表示部８へ出力する。これにより、表示部８には、図１に示す各座標軸のうち、例えばｘｚ平面における生体組織１０１の内部の像（断層像）が画像表示される。

次に、本実施形態の光イメージング装置１の作用について説明を行う。

まず、ユーザは、光イメージング装置１の各部の電源を投入した後、図１のｚ軸方向（生体組織１０１の深さ方向）に超音波及び照明光が出射されるように超音波トランスデューサ２６（及び音響レンズ２６ａ）を配置するとともに、超音波トランスデューサ２６（及び音響レンズ２６ａ）と生体組織１０１との間を水等の超音波伝達媒体により満たす。

その後、ユーザは、例えば、図示しない操作部が有するスイッチ等をオンすることにより、生体組織１０１における生体情報の取得を開始させるための指示を行う。

照明光発生部２１は、図示しない操作部からの前記指示に基づき、照明光を光ファイバ５２ａに対して出射する。

照明光発生部２１から出射された周波数ｆ_Ｌの照明光は、光ファイバ５２ａ、第１カプラ部５３ａ及びファイババンドル６０ｂを経た後、ファイババンドル６０ｂの端面から図１のｚ軸方向（生体組織１０１の深さ方向）へ出射される。

一方、任意波形発生部４は、図示しない操作部からの前記指示に基づき、所定の超音波を出力させるための超音波駆動信号を、増幅部５を介して超音波トランスデューサ２６へ出力する。

超音波トランスデューサ２６及び音響レンズ２６ａは、入力される超音波駆動信号に応じ、ファイババンドル６０ｂの端面から出射される照明光の出射方向に沿って、所定の超音波を生体組織１０１へ出射する。そして、超音波トランスデューサ２６及び音響レンズ２６ａから出射された所定の超音波は、周期的な粗密波として生体組織１０１の内部を内部を伝播した後、生体組織１０１の深さ方向（図１のｚ軸方向）における所定の領域において収束する。

生体組織１０１に対して出射された照明光は、所定の超音波が収束した所定の領域に相当する位置において反射した後、物体光としてファイババンドル６０ａに入射される。

そして、ファイババンドル６０ａから入射した物体光は、第２カプラ部５３ｂにおいて、ファイババンドル６０ｃから入射した参照光と干渉することにより、照明光の周波数ｆ_Ｌの成分が差し引かれた干渉光として光検出部２７に入射される。

光検出部２７は、ファイババンドル６０ｃから出射される干渉光をヘテロダイン検出するとともに、検出した該干渉光を電気信号としての干渉信号に変換して信号処理部６へ出力する。

信号処理部６は、光検出部２７から出力される干渉信号に基づき、例えば、生体組織１０１の表層側から深さ方向へ数えてｉ＋１番目（ｉ＝１、２、・・・、ｎ、ｎ＋１、・・・）の照明光の反射位置を含む領域Ａ_ｉ＋１のドップラーシフト量（周波数変調量）ｆ_{ｄ（ｉ＋１）}を算出する。そして、信号処理部６は、生体組織１０１の表層側から深さ方向へ数えてｉ番目の照明光の反射位置を含む領域Ａ_ｉのドップラーシフト量（周波数変調量）ｆ_ｄｉをメモリ６ａから読み込み、ドップラーシフト量（周波数変調量）ｆ_ｄｉとｆ_{ｄ（ｉ＋１）}との差分値（ｆ_ｄｉ−ｆ_{ｄ（ｉ＋１）}）をドップラーシフト量の変化量として算出した後、該ドップラーシフト量の変化量の算出結果をＰＣ７へ順次出力する。また、このとき、信号処理部６は、領域Ａ_ｉ＋１のドップラーシフト量（周波数変調量）ｆ_{ｄ（ｉ＋１）}により、メモリ６ａに書き込まれた内容を上書きしつつ更新する。

ところで、腫瘍組織と正常組織との間には、一般的に、光学的な屈折率の変化が生じるとされている。そして、前記屈折率の変化とドップラーシフト量の変化量とが対応関係にあることから、腫瘍組織のドップラーシフト量（周波数変調量）同士の差分値、及び、正常組織のドップラーシフト量（周波数変調量）同士の差分値がいずれも０に近い値となる一方、腫瘍組織のドップラーシフト量（周波数変調量）と正常組織のドップラーシフト量（周波数変調量）との間における差分値が０から離れた値になる。

具体的には、例えば図４に示すような状態として腫瘍組織１０２ａ及び正常組織１０２ｂが存在している場合、（ｆ_ｄ１−ｆ_ｄ２）、（ｆ_ｄ２−ｆ_ｄ３）、・・・、（ｆ_{ｄ（ｎ−２）}−ｆ_{ｄ（ｎ−１）}）として示されるドップラーシフト量の変化量、及び、（ｆ_ｄｎ−ｆ_{ｄ（ｎ＋１）}）、（ｆ_{ｄ（ｎ＋１）}−ｆ_{ｄ（ｎ＋２）}）、・・・として示されるドップラーシフト量の変化量がいずれも０に近い値になるとともに、（ｆ_{ｄ（ｎ−１）}−ｆ_ｄｎ）として示されるドップラーシフト量の変化量が０から離れた値として極大化する。

すなわち、本実施形態の信号処理部６は、腫瘍組織１０２ａと正常組織１０２ｂとの境界が存在する領域に関する情報を、該領域以外の他の部分に比べて有意な差を具備するドップラーシフト量の変化量の値として取得することができる。

ＰＣ７のＣＰＵ７ａは、ドップラーシフト量の変化量としての（ｆ_ｄ１−ｆ_ｄ２）、（ｆ_ｄ２−ｆ_ｄ３）、・・・の値と、スキャニングユニット３によりスキャン可能な範囲内の位置を示す情報である、スキャニング位置情報とを各々関連付けつつメモリ７ｂに蓄積する。

そして、ＣＰＵ７ａは、任意波形発生部４から出力されるトリガ信号に基づいてスキャンが完了したことを検知すると、前回のトリガ信号入力時から今回のトリガ信号入力時までにメモリ７ｂに蓄積された各ドップラーシフト量の変化量、及び、該各ドップラーシフト量の変化量に関連付けられたスキャニング位置情報に基づくマッピングにより１画面分の画像データを生成し、該１画面分の画像データを映像信号に変換して表示部８へ出力する。これにより、表示部８には、図１または図４に示す各座標軸のうちのｘｚ平面における生体組織１０１の内部の像（断層像）として、例えば図５に示すような、腫瘍組織１０２ａと正常組織１０２ｂとの境界に相当する領域と、粘膜層１０３ａ、筋板１０３ｂ、粘膜下層１０３ｃ及び筋層１０３ｄにより構成される生体組織の層構造とが略同様の明確さをもって示された画像が表示される。

なお、例えば図５に示すような画像である、ドップラーシフト量の変化量に応じて生成される画像は、該画像の取得位置と同じ位置における超音波断層像と重ね合わせられつつ出力されるものであっても良い。この場合、出力画像内において、粘膜層１０３ａ、筋板１０３ｂ、粘膜下層１０３ｃ及び筋層１０３ｄにより構成される生体組織の層構造をさらに明確に示すことができる。

以上に述べたように、本実施形態の光イメージング装置１は、生体組織内部のどの位置まで腫瘍組織が浸潤しているかを明確に示すことができるため、該腫瘍組織に対する処置における術式の選択を容易にすることができる。その結果、本実施形態の光イメージング装置１は、腫瘍組織に対して処置を行う場合において、術者の負担を軽減することができる。

なお、前述したような、ドップラーシフト量の変化量に応じた画像を生成するための方法は、生体組織１０１の深さ方向におけるドップラーシフト量を１箇所ずつ取得する光イメージング装置１のみに限らず、例えば、生体組織１０１の深さ方向における複数の箇所のドップラーシフト量を一度に取得可能な、図６に示す光イメージング装置１Ａにおいても適用可能である。

生体観測装置としての光イメージング装置１Ａは、図６に示すように、スキャニングユニット３と、任意波形発生部４と、増幅部５と、信号処理部６と、ＰＣ７と、表示部８と、スキャニング信号発生部９と、照明光発生部２１と、参照ミラー２５と、超音波トランスデューサ２６と、光検出部２７と、光ファイバ５２ａ、５２ｂ、５２ｃ及び５２ｄと、光カプラ５３と、コリメートレンズ５６と、を要部として有して構成されている。

ここで、光イメージング装置１Ａの作用について説明を行う。なお、以降においては、光イメージング装置１の作用として既述である部分を適宜省略しつつ説明を行うものとする。

まず、ユーザは、光イメージング装置１Ａの各部の電源を投入した後、図６のｚ軸方向（生体組織１０１の深さ方向）に超音波及び照明光が出射されるように超音波トランスデューサ２６を配置するとともに、超音波トランスデューサ２６と生体組織１０１との間を水等の超音波伝達媒体により満たす。

その後、ユーザは、例えば、図示しない操作部が有するスイッチ等をオンすることにより、生体組織１０１における生体情報の取得を開始させるための指示を行う。

光イメージング装置１Ａの任意波形発生部４は、図示しない操作部からの前記指示に基づき、例えば、図７Ａに示すような波形の超音波を生体組織１０１に対して出射させるための超音波駆動信号を、増幅部５を介して超音波トランスデューサ２６へ出力する。なお、図７Ｂは、図７Ａの波形の始端付近を示す図であり、図７Ｃは、図７Ａの波形の終端付近を示す図である。

具体的には、図７Ａ、図７Ｂ及び図７Ｃに示す超音波は、経過時間に伴い周波数が高くなる（１周期の長さが短くなる）とともに、一のスキャン位置において強度が極大となるタイミングを複数回有する超音波である。

これにより、超音波トランスデューサ２６から出射された、図７Ａに示すような波形の超音波は、周波数が漸次変化する周期的な粗密波として生体組織１０１の内部を内部を伝播した後、強度が極大となる各タイミングに応じた深さ方向（図６のｚ軸方向）の各位置において生体組織１０１の密度を増大する。

一方、任意波形発生部４は、一のスキャン位置において超音波駆動信号を出力したタイミングを示すタイミング信号を、照明光発生部２１に対して出力する。

光イメージング装置１Ａの照明光発生部２１は、タイミング信号が入力された直後に、照明光を光ファイバ５２ａに対して出射する。

照明光発生部２１から出射された周波数ｆ_Ｌの照明光は、光ファイバ５２ａ、第１カプラ部５３ａ及びファイババンドル６０ｂを経た後、ファイババンドル６０ｂの端面から図６のｚ軸方向（生体組織１０１の深さ方向）へ出射される。

そして、ファイババンドル６０ｂの端面から出射された照明光は、図７Ａに示すような波形の超音波により密度が増大された生体組織１０１の内部の各位置において反射した後、物体光としてファイババンドル６０ａに入射される。

ファイババンドル６０ａから入射した物体光は、第２カプラ部５３ｂにおいて、ファイババンドル６０ｃから入射した参照光と干渉することにより、照明光の周波数ｆ_Ｌの成分が差し引かれた干渉光として光検出部２７に入射される。

光検出部２７は、ファイババンドル６０ｃから出射される干渉光をヘテロダイン検出するとともに、検出した該干渉光を電気信号としての干渉信号に変換して信号処理部６へ出力する。

信号処理部６は、光検出部２７から出力される干渉信号と、タイミング信号が入力されたタイミングに基づき、生体組織１０１の内部における照明光の反射位置を含む各領域Ａ_１、Ａ_２、・・・、Ａ_ｎ−１、Ａ_ｎ、・・・のドップラーシフト量（周波数変調量）ｆ_ｄ１、ｆ_ｄ２、・・・、ｆ_{ｄ（ｎ−１）}、ｆ_ｄｎ、・・・を算出した後、算出結果を一旦メモリ６ａに蓄積する。そして、信号処理部６は、メモリ６ａに蓄積された算出結果に基づき、（ｆ_ｄ１−ｆ_ｄ２）、（ｆ_ｄ２−ｆ_ｄ３）、・・・、（ｆ_{ｄ（ｎ−１）}−ｆ_ｄｎ）、・・・として示されるドップラーシフト量の変化量を各々順次算出しつつＰＣ７へ出力する。

ＰＣ７のＣＰＵ７ａは、ドップラーシフト量の変化量としての（ｆ_ｄ１−ｆ_ｄ２）、（ｆ_ｄ２−ｆ_ｄ３）、・・・の値と、スキャニングユニット３によりスキャン可能な範囲内の位置を示す情報である、スキャニング位置情報とを各々関連付けつつメモリ７ｂに蓄積する。

そして、ＣＰＵ７ａは、任意波形発生部４から出力されるトリガ信号に基づいてスキャンが完了したことを検知すると、前回のトリガ信号入力時から今回のトリガ信号入力時までにメモリ７ｂに蓄積された各ドップラーシフト量の変化量、及び、該各ドップラーシフト量の変化量に関連付けられたスキャニング位置情報に基づくマッピングにより１画面分の画像データを生成し、該１画面分の画像データを映像信号に変換して表示部８へ出力する。これにより、表示部８には、図４または図６に示す各座標軸のうちのｘｚ平面における生体組織１０１の内部の像（断層像）として、例えば図５に示すような、腫瘍組織１０２ａと正常組織１０２ｂとの境界に相当する領域と、粘膜層１０３ａ、筋板１０３ｂ、粘膜下層１０３ｃ及び筋層１０３ｄにより構成される生体組織の層構造とが略同様の明確さをもって示された画像が表示される。

以上に述べたように、本実施形態の変形例としての光イメージング装置１Ａは、前述した、光イメージング装置１の効果と同様の効果を得ることができる。

なお、本発明は、上述した各実施形態に限定されるものではなく、発明の趣旨を逸脱しない範囲内において種々の変更や応用が可能であることは勿論である。

本発明の実施形態に係る光イメージング装置の要部の構成の一例を示す図。 図１の光カプラ周辺における詳細な構成を示す図。 図１の光イメージング装置が有する光ファイバの端部の構成の一例を示す図。 生体組織における腫瘍組織の存在状態の一例を示す図。 図４の腫瘍組織を含む領域を断層画像として可視化した場合の一例を示す図。 本発明の実施形態の変形例に係る光イメージング装置の要部の構成の一例を示す図。 図６の光イメージング装置において、生体組織へ出射される超音波の波形の一例を示す図。 図７Ａの波形の始端付近を示す図。 図７Ａの波形の終端付近を示す図。

符号の説明

１，１Ａ・・・光イメージング装置
３・・・スキャニングユニット
４・・・任意波形発生部
５・・・増幅部
６・・・信号処理部
７・・・ＰＣ
８・・・表示部
９・・・スキャニング信号発生部
２１・・・照明光発生部
２５・・・参照ミラー
２６・・・超音波トランスデューサ
２６ａ・・・音響レンズ
２７・・・光検出部
１０１・・・生体組織
１０２ａ・・・腫瘍組織
１０２ｂ・・・正常組織
１０３ａ・・・粘膜層
１０３ｂ・・・筋板
１０３ｃ・・・粘膜下層
１０３ｄ・・・筋層

Claims (7)

1. 生体組織内部の検査対象部位に対して音波を出力する音波発生部と、
   前記検査対象部位に到達可能な照明光を出射する照明光発生部と、
   前記照明光が前記音波の到達領域において反射した反射光と前記照明光とを干渉させて生じた干渉光を出射する光干渉部と、
   前記光干渉部から出射される干渉光を検出し、干渉信号として出力する光検出部と、
   前記干渉信号に基づく前記照明光の周波数変調量を算出し、空間的に隣接する２つの領域に対応する前記周波数変調量の差分値を順次算出する演算部と、
   を有することを特徴とする生体観測装置。
2. 前記演算部は、前記差分値に基づいて前記検査対象部位の断層像を生成することを特徴とする請求項１に記載の生体観測装置。
3. 前記演算部は、前記生体組織内部の異なる複数の領域各々に対して周波数変調量を算出し、前記異なる複数の領域のうち空間的に隣接する２つの領域に対応する前記周波数変調量の差分値を順次算出する
   ことを特徴とする請求項１に記載の生体観測装置。
4. さらに、前記音波を収束させつつ前記検査対象部位に対して出力する音波収束部と、
   前記生体組織内部における前記音波の収束する領域を変更する変更部と、を有し、
   前記演算部は、前記変更部による前記音波の収束する領域の変更前後における周波数変調量の差分値を算出することにより、前記空間的に隣接する２つの領域に対応する前記周波数変調量の差分値を算出する
   ことを特徴とする請求項３に記載の生体観測装置。
5. 前記音波発生部は、前記音波として周波数が時間的に変化する粗密波を出力し、
   前記光干渉部は、前記音波の周波数に対応した前記音波の前記生体組織内部における到達領域において反射した反射光と前記照明光とを干渉させて生じた干渉光を出射し、
   前記演算部は、異なる複数のタイミングにおける前記干渉信号に基づき前記照明光の周波数変調量を複数算出することにより、前記生体組織内部の異なる複数の領域各々に対して周波数変調量を算出する
   ことを特徴とする請求項３に記載の生体観測装置。
6. 生体組織の断層像を取得する生体観測装置の作動方法であって、
   前記生体観測装置は、音波及び光が照射された前記生体組織の前記音波の到達領域において反射した反射光と前記光とを干渉させ干渉光を生成し、
   前記生体観測装置は、前記生成された干渉光から干渉信号を出力し、
   前記生体観測装置は、前記干渉信号に基づく前記光の周波数変調量を算出し、
   前記生体観測装置は、空間的に隣接する２つの領域に対応する前記周波数変調量の差分値を順次算出し、
   前記生体観察装置は、前記差分値に基づいて前記音波が照射された生体組織の断層像を生成することを特徴とする生体観測装置の作動方法。
7. 前記音波は、収束された状態として前記検査対象部位へ出力されることを特徴とする請求項６に記載の生体観測装置の作動方法。

Images