光断層画像化装置
【課題】 生体組織が水分を多く含む物質に覆われている場合であっても、生体組織の所望の深度までの光断層画像を高精度に取得する。
【解決手段】 低コヒーレンス光Ｌを射出する光源２を用いて光トモグラフィー計測を行うときに、中心波長λｃが０.９０μｍ以上かつ１.１５μｍ以下の範囲にある低コヒーレンス光Ｌを用いる。
【解決手段】 低コヒーレンス光Ｌを射出する光源２を用いて光トモグラフィー計測を行うときに、中心波長λｃが０.９０μｍ以上かつ１.１５μｍ以下の範囲にある低コヒーレンス光Ｌを用いる。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、ＯＣＴ(Ｏｐｔｉｃａｌ Ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ)計測により光断層画像を取得する光断層画像化装置に関するものである。
【背景技術】
【０００２】
従来、生体組織の断層画像を取得する際に低コヒーレンス光による光干渉を用いた光断層画像取得装置が用いられることがある。この光断層画像取得装置の一例として、光源から射出された低コヒーレンス光を測定光と参照光とに分割した後、測定光が測定対象に照射されたときの反射光と参照光とを合波し、反射光と参照光との干渉光の強度に基づいて断層画像を取得する方法がある。この光断層画像化装置においては、たとえば参照光を反射するミラーを移動させることにより、参照光の光路長を変更させて測定対象内の測定深さを変更し、測定対象の断層画像を取得するようになっている。しかし、ミラーを移動させるという機械的な手段を用いて測定する深さ位置を変えているため、データの収集に時間を要するという問題がある。
【０００３】
そこで、高速に断層画像を取得する方法として 上述した参照光の光路長の変更を行うことなく断層画像を取得する方法が提案されている(たとえば特許文献１参照)。特許文献１に示すいわゆるＳＤ−ＯＣＴ（Ｓｐｅｃｔｒａｌ Ｄｏｍａｉｎ ＯＣＴ）装置においては、マイケルソン型干渉計を用いて、光源から低コヒーレンス光を射出して測定光と参照光とに分割した後、測定対象に測定光が照射されたときの反射光と参照光との干渉光を各周波数成分に分解したチャンネルドスペクトルをフーリエ解析することにより、深さ方向の走査を行わずに断層画像を取得するようになっている。
【０００４】
ところで、ＯＣＴ装置は内視鏡への応用を目指してさらに研究開発が進められている。ＯＣＴ装置の光源波長としては、主に０.８μｍ帯が用いられている。これは生体における吸収特性を主に考慮した結果、選択された波長である。しかしながら、近年、ＯＣＴ装置では、生体内部の後方散乱反射光を検出するため、散乱特性も計測深度を律束することが明らかにされた。生体組織での主な散乱はレーリー散乱であり、レーリー散乱では散乱強度は波長の４乗に逆比例する。ＯＣＴ信号を取得する際の全損失は、吸収損失と散乱損失の和である。このような生体組織における光の全損失を考慮して、全損失が最小となる波長帯域である、１.３μｍ帯の光を光源波長として用いている。このため、眼科用のＯＣＴ装置が実用化された後、内視鏡応用のＯＣＴ装置においては、光源波長として１.３μｍ帯の光を用いた研究開発が進められている。
【特許文献１】特開平１１−３２５８４９号公報
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
しかし、内視鏡へＯＣＴ装置を応用する場合、被測定部の多くは水分を多く含む物質に覆われている。例えば被測定部が胃壁であれば、胃液や胃粘膜に覆われているし、被測定部が大腸壁であれば、粘液や腸粘膜に覆われている。また、被測定部が膀胱壁であれば尿あるいは測定のために用いる生理食塩水等に覆われている。これらの水分を多く含む物質に覆われている被測定部においては、水による吸収の影響が大きいため、１.３μｍ帯の光を用いた場合・所望の深度までの光断層画像が取得できない、あるいは取得した断層画像の信頼度が低下するおそれがある。
【０００６】
そこで、本発明は、生体組織が水分を多く含む物質に覆われている場合であっても、生体組織の所望の深度までの光断層画像を高精度に取得することのできる光断層画像化装置を提供することを目的とするものである。
【課題を解決するための手段】
【０００７】
本発明の光断層画像化装置は、水分を多く含む物質に覆われた測定対象の断層画像を取得する光断層画像化装置において、低コヒーレンス光を射出する光源と、光源から射出された低コヒーレンス光を測定光と参照光とに分割する光分割手段と、測定光が測定対象に照射されたときの該測定対象からの反射光と参照光とを合波する合波手段と、合波手段により合波された反射光と参照光との干渉光の周波数および強度に基づいて、測定対象の各深さ位置における反射光の強度を検出する干渉光検出手段と、干渉光検出手段により検出された各深さ位置における干渉光の強度を用いて測定対象の断層画像を取得する画像取得手段とを有し、低コヒーレンス光の中心波長が、０．９０μｍ以上かつ１．１５μｍ以下の範囲にあることを特徴とするものである。
【０００８】
なお、「水分を多く含む物質」とは、組成の５０％以上が水分である物質を意味し、具体的には胃液や粘液等の体液や、尿あるいは検査用の生理食塩水等である。また「測定対象」は、水分を多く含む物質に覆われたものであればなんでもよく、たとえば生体組織あるいは生体から切除された組織等が挙げられる。また、被測定部は、厚さ１mm以上の水分を多く含む物質に覆われているものであってもよい。
【０００９】
なお、干渉光検出手段は、干渉光を検出することができるものであればその種類は問わないが、０．９０μｍ以上かつ１.１５μｍの波長帯域の光を検出することができるたとえばInGaAｓ系の光検出器を有するものであることが好ましい。
【００１０】
また、低コヒーレンス光の中心波長λｃは、０．９０μｍ以上かつ１.１５μｍ以下の範囲にあればよいが、１.０５μｍ以下の範囲にあることが好ましい。
【００１１】
なお、光源は、低コヒーレンス光を射出するものであればなんでもよく、たとえばＹｂ系パルスレーザ、Ｎｄ系パルスレーザ、Ｔｉ系パルスレーザ、スーパールミネッセンスダイオード、近赤外蛍光色素を含有する発光体等を有するものであってもよい。なお、Ｙｂ系パルスレーザとしては、Ｙｂ：ＹＡＧレーザ、Ｙｂ：ＧｌａｓｓレーザあるいはＹｂ系ファイバレーザ等を使用することができる。また、Ｎｄ系パルスレーザとしては、Ｎｄ：ＹＡＧレーザ、Ｎｄ：ＧｌａｓｓレーザあるいはＮｄ系ファイバレーザ等を使用することができる。
【発明の効果】
【００１２】
本発明の光断層画像化装置によれば、中心波長が、０．９０μｍ以上かつ１.１５μｍ以下の範囲にあることにより、生体組織が水分を多く含む物質により覆われている場合であっても、水分により測定光が損失することなく生体組織の所望の深度までの光断層画像を高精度に取得することができるようになる。
【００１３】
なお、干渉光検出手段がInGaAｓ系の光検出器を有するものであれば、レーザ光の中心波長が１．０μｍ前後の場合であっても、確実に干渉光の検出を行うことができる。
【００１４】
さらに、レーザ光の中心波長λｃが、１.０５μｍ以下の範囲にあれば、光の全損失が小さくなり、取得できる光断層画像の深度が一層深くすることができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１５】
以下、図面を参照して本発明の光断層画像化装置の実施の形態を詳細に説明する。図１は、本発明の光断層画像化装置の好ましい実施の形態を示す構成図である。光断層画像化装置１は、ＯＣＴ(Ｏｐｔｉｃａｌ Ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ)計測により厚さ約１ｍｍの粘液や粘膜等の水分を多く含む（たとえば５０％以上）により覆われた測定対象Ｓの光断層画像を取得するものであって、低コヒーレンス光Ｌを射出する光源２と、光源２から射出された低コヒーレンス光Ｌを測定光Ｌ１と参照光Ｌ２とに分割する光分割手段３と、測定光Ｌ１が測定対象Ｓに照射されたときの測定対象Ｓからの反射光Ｌ３と参照光Ｌ２とを合波する合波手段５と、合波手段５により合波された反射光Ｌ３と参照光Ｌ２との干渉光Ｌ４の周波数および強度に基づいて、測定対象Ｓの各深さ位置ｚにおける反射光Ｌ３の強度を検出する干渉光検出手段６と、干渉光検出手段６により検出された各深さ位置における干渉光Ｌ４の強度を用いて測定対象Ｓの断層画像を取得する画像取得手段７とを有している。
【００１６】
ここで、光源２は、図２に示すように、波長１．０３μｍのパルスレーザ光（以下パルス光と記載）を射出するパルス光源部１０１と、パルス光源部１１０から射出されたパルス光のパルス幅を圧縮するパルス圧縮部１０２と、反射光Ｌ３のスペクトル形状がガウス分布となるように成形するスペクトル成形部１１６とを備えている。
【００１７】
パルス光源部１０１は、中心波長１．０３μｍでスペクトル幅が約２０ｎｍの低コヒーレンス光を射出するモード同期Ｙｂ添加ファイバレーザであり、Ｙｂ添加ファイバ１０３と、該Ｙｂ添加ファイバ１０３に導入される９８０nmの励起光を射出する励起用半導体レーザ１０４と、該励起光を導光するファイバ１０５と、励起光をＹｂ添加ファイバ1１０３へ導入するファイバカプラ１０６と、過飽和吸収ミラーである全反射ミラー107と、パルス光を後段のパルス圧縮部１０２へ導入する光コネクタ１０８とから構成されている。なおＹｂ添加ファイバ１０３の出射端側には出力ミラーとなるファイバブラッググレーティング１０９が形成されている。
【００１８】
パルス圧縮部１０２は、図３に示すように、負分散特性を有する零分散ファイバ１１１および零分散ファイバ１１１でパルス圧縮されたパルス光をスペクトル成形部１１６へ導入する光コネクタ１１２とから構成されている。一般に、パルスレーザから射出され、パルス幅がfsオーダーとなる超短パルス光では、自己位相変調効果により、図４に示すように、パルス時間波形中の長波長成分３が先に進み短波長成分２が後になっている。このような超短パルス光を負分散特性を有するファイバで伝搬させると、パルス幅が圧縮される。また、超短パルス光においては、不確定性の関係から、パルス幅が狭まると、スペクトル幅が広がる。このため、パルス光源部１０１から射出され、パルス圧縮部１０２においてパルス圧縮されたパルスのスペクトル幅は図１１に実線で示すように広帯域となる。
【００１９】
スペクトル成形部１１６は、光コネクタ１１３と、パルス圧縮部１０２から出力された広帯域光のスペクトル形状が図５に点線で示すようなガウス分布となるように測定光Ｌ１を成形するガウス分布成形フィルター１１４と、成形された低コヒーレンスＬをファイバ結合光学系２０へ導入する光コネクタ１１５とから構成されている。したがって、光源１０からは、たとえば中心波長1.１μｍでコヒーレンス長が約２μｍ、スペクトル幅（FWHN）が約２００nmの広帯域な低コヒーレンス光Ｌが射出される。
【００２０】
図１の光分割手段３はたとえばビームスプリッタからなっており、光源２から射出された低コヒーレンス光Ｌの一部を透過させ、測定光Ｌ１として測定対象Ｓに照射させるようになっている。同時に、光源２から射出された低コヒーレンス光Ｌの一部を反射させ、参照光Ｌ２として反射部材４に入射させるようになっている。なお、このビームスプリッタは合波手段５としても機能するものであって、後述する反射光Ｌ３と参照光Ｌ２とを合波するようになっている。
【００２１】
反射部材４はたとえばミラーからなり、光分割手段３により分割された参照光Ｌ２を合波手段５(ビームスプリッタ)側に反射するようになっている。ここで、反射部材４は、光分割手段３により分割された参照光Ｌ２の光路長が、測定対象Ｓの基準点に照射される測定光Ｌ１の光路長に等しくなるように配置されている。なお、図７において、基準点はたとえば測定対象Ｓの表面に位置するようになっている。したがって、測定対象Ｓの基準点Ｚｒｅｆよりも深い位置ｚ１において反射した反射光Ｌ３の光路長は参照光Ｌ２の光路長よりも長くなる。
【００２２】
図１の合波手段５は、光分割手段３としても機能するビームスプリッタからなり、反射部材４により反射された参照光Ｌ２と測定対象Ｓからの反射光Ｌ３とを合波し干渉光検出手段６側に射出するようになっている。
【００２３】
干渉光検出手段６は、合波手段５により合波された反射光Ｌ３と参照光Ｌ２との干渉光Ｌ４の周波数および強度に基づいて、測定対象Ｓの各深さ位置ｚにおける反射光Ｌ３の強度を検出するものであって、図６に示すように、複数の波長帯域を有する干渉光Ｌ４を各波長帯域毎に分光する分光手段６ａと、分光手段６ａにより分光された各波長帯域干渉光Ｌ４毎に設けられた光検出手段６ｂとを有している。この分光手段６ａとしては様々な公知の技術を用いることができ、たとえば回折格子等により構成されている。そして、画像取得手段７は、各深さ位置ｚにおける反射光Ｌ３の強度を用いて測定対象Ｓの断層画像を取得するようになっている。
【００２４】
ここで干渉光検出手段６および画像取得手段７における干渉光Ｌ４の検出および画像の生成について説明する。まず、一般的なコヒーレンス関数とスペクトラムとの関係について説明する。光波の波動関数を以下のように定義する。
【数１】
【数２】
ここで、νＴ（Ｖ）はその絶対値の２乗がパワースペクトラムになるような周波数毎の振幅を示す。このとき、波動関数の自己相関は、
【数３】
となる。ここで、＊は複素共役を意味する。光波の自己相関関数は、パワースペクトラムＳ（ν）（通常観測するスペクトラム）をフーリエ変換したものであることがわかる。
【００２５】
複数の低コヒーレンス光源を重ねた場合の関係を考察すると、上記の波動関数を２つ独立に以下のように定義する。
【数４】
【００２６】
このときの、波動関数の自己相関は、以下のようになる。
【数５】
【００２７】
ここで、２つの光源はインコヒーレントであるため、式（６）の第３項と第４項との積分の結果は０となる。すなわち、ν１Ｔ（Ｖ）とν２Ｔ（Ｖ）とは独立で位相がランダムなため、積分すると０になる。したがって、
【数６】
となり、各光源の和のパワースペクトラムのフーリエ変換が合成光波の自己相関に等しくなる。
【００２８】
上記考察の下、光波の自己相関関数を具体的に展開する。いま光源２のパワースペクトラムを
【数７】
とする。なお、中心周波数ν０、スペクトル半値全幅Δνのガウス分布とする。一般に、
【数８】
の関係があるため、自己相関波形Ｖ（ｘ）は、
【数９】
となり、ガウス関数を波数ｋ０で変調したものになる。実際の光路差の半分がＯＣＴでの深さ情報となり、このガウス関数の半値全幅の半分をコヒーレンス長と呼んでいるため、
【数１０】
を用いて（Ｆはフーリエ変換）、
【数１１】
となる。
【００２９】
また、複数の光源の合成によるコヒーレンス関数は式（１０）を独立的に加算すればよいため、
【数１２】
で与えられる。ここで、ｋｉは、ｉ番目の光源の中心波数、Δｋｉはｉ番目の光源の半値全波数、Ａｉはｉ番目の光源の重みを意味する。
【００３０】
以上の考察を基に、生体組織等の測定対象Ｓの反射情報をＲ（τ）とすると、光源からの波動Ｖ（ｒ）Ｔ（ｔ）に対する反射の波動は、
【数１３】
【数１４】
で表すことができる。したがって、干渉光波の自己相関は以下のようになる。
【数１５】
【００３１】
ここで、第４項は無視でき、第３項はｔ＋τ→ｔの置換を行うことにより、マイナス時間の積分となり、実際では０となる。
したがって、
【数１６】
となる。式（１７）を時間領域で考えると、光源自身の自己相関と測定対象Ｓの反射情報に光源自身の自己相関関数（コヒーレンス関数）を畳み込み積分した波形が観測されることになる。
【００３２】
また、スペクトル領域で考えると、式（１７）をフーリエ変換の形式で標記して、
【数１７】
となる。なお、式（１８）において、畳み込み積分のフーリエ変換は自明として省略している。これにより、図８（ａ）に示すような、光源２のスペクトルに反射情報の関数がフーリエ変換されたものが加えられたものを観測することができる。干渉光検出手段６において図８（ａ）のように検出された干渉光Ｌ４を画像取得手段７において周波数解析することにより、図８（ｂ）に示すような深さ位置ｚにおける反射情報を取得することができる。
【００３３】
このように、スペクトル干渉を用いて断層画像を取得することにより、反射光Ｌ３と参照光Ｌ２との光路長を変更することにより測定する深さ位置を変更するＯＣＴ装置のように機械的な可動部が不要となり、断層画像の取得を高速に行うことができる。
【００３４】
なお、図１に示すように、測定対象Ｓを矢印Ｘ方向および矢印Ｙ方向に移動する走査ステージ１０を設けることにより、測定対象ＳのＸＹ断面、ＸＺ断面、ＹＺ断面を取得することができる。あるいは、測定対象Ｓを移動させることなく、測定光Ｌ１を矢印Ｘ方向および矢印Ｙ方向に走査させるようにしてもよい。
【００３５】
ここで、光源２は、中心波長λｃが、０．９０μｍ以上かつ１.１５μｍ以下の範囲にあるレーザ光Ｌを射出するようになっている。レーザ光Ｌの中心波長λｃを、０．９０μｍ以上かつ１.１５μｍ以下の範囲にしたのは以下の理由による。
【００３６】
ＯＣＴ装置を内視鏡へ応用する際、ＯＣＴ装置の光源波長としては、主に０．８μm帯が用いられてきた。これは生体における吸収特性を主に考慮した結果、選択された波長である。図９は、水、血液、メラニンおよび表皮の光の吸収係数および水の吸収係数を示すものである。開発当初においては、０．８μｍ帯の光が、生体の透過率が高く、そのために計測深度が深くなり、ＯＣＴ装置には最も適していると考えられた。
【００３７】
しかしながら、近年、ＯＣＴ装置では、生体内部の後方散乱反射光を検出するため、散乱特性も計測深度を律束することが明らかにされた。生体組織での主な散乱はレーリー散乱であり、レーリー散乱では散乱強度は波長の４乗に逆比例する。ＯＣＴ信号を取得する際の全損失は、吸収損失と散乱損失の和である。
【００３８】
このような生体組織における光の全損失を考慮して、全損失が最小となる波長帯域である、１．３μｍ帯の光を光源波長として用いている。このため、眼科用のＯＣＴ装置が実用化された後、内視鏡応用のＯＣＴ装置においては、光源波長として１．３μｍ帯の光を用いた研究開発が進められている。
【００３９】
しかし、内視鏡へＯＣＴ装置を応用する場合、被測定部の多くは水分を多く含む物質に覆われている。例えば被測定部が胃壁であれば、胃液に覆われているし、被測定部が大腸壁であれば、粘液に覆われている。また、被測定部が膀胱壁であれば、尿あるいは測定のために用いる生理食塩水等に覆われている。これらの水分を多く含む物質に覆われている被測定部においては、水による吸収の影響が大きいため、光の全損失が最小となる波長帯域が１．３μｍ帯ではない場合があり、所望の深度までの光断層画像が取得できない、あるいは取得した断層画像の信頼度が低下するおそれがある。
【００４０】
そこで、光源２が水分を多く含む物資に覆われた生体組織に対して最適な中心波長帯である０．９μｍ以上かつ１．１５μｍ以下の中心波長λｃのレーザ光Ｌを射出することにより、生体組織が水分を多く含む物質により覆われている場合であっても、測定対象Ｓである生体組織の所望の深度までの光断層画像を高精度に取得することができる。具体的には、図１０は、水分を多く含む物質に覆われた生体組織における光の損失を説明する模式図である。図１０中の点線は、水分を多く含む物質に覆われた生体組織における散乱損失を示すものであり、破線は水分を多く含む物質に覆われた生体組織における吸収損失を示すものである。また、実線は水分を多く含む物質に覆われた生体組織における全損失を示すものである。この図１０から、水分を多く含む物質に覆われた生体組織においては、光の全損失が少ない波長帯域は１．０μｍを中心とする波長帯域であることがわかる。
【００４１】
よって、水分を多く含む物資に覆われた生体組織に対して最適な中心波長帯である０．９μｍ以上かつ１．１５μｍ以下の中心波長λｃのレーザ光Ｌを射出することにより、生体組織が水分を多く含む物質により覆われている場合であっても、生体組織の所望の深度までの光断層画像を高精度に取得することができるようになる。さらに、レーザ光Ｌの中心波長λｃが、１.０５μｍ以下の範囲にあれば、測定光Ｌ１の全損失が小さくなり、取得できる光断層画像の深度が一層深くすることができる。
【００４２】
なお、レーザ光Ｌの中心波長λｃが０．９μｍ以上かつ１．１５μｍ以下の場合、干渉光検出手段６がInGaAｓ系の光検出器を有するものであることが好ましい。これにより、図１１のInGaAs系の光検出器の感度特性が示すように、波長帯域が０．９μｍ以上かつ１．１５μｍの干渉光を確実に検出することができる。
【００４３】
本発明の実施の形態は、上記実施の形態に限定されない。たとえば、図１における光断層画像化装置において、低コヒーレンス光Ｌ、測定光Ｌ１、参照光Ｌ２、反射光Ｌ３、干渉光Ｌ４はそれぞれ大気中もしくは真空中を伝搬している場合について例示しているが、公知技術に示されているような光ファイバ中を伝搬させるようにしてもよい。この場合、光分割手段３および合波手段５はたとえば光ファイバカプラ等により実現されることになる。
【００４４】
また、図１の光源２は、低コヒーレンス光を射出するものであればなんでもよく、たとえばＹｂ系パルスレーザ、Ｎｄ系パルスレーザ、Ｔｉ系パルスレーザ、スーパールミネッセンスダイオード、近赤外蛍光色素を含有する発光体等を有するものであってもよい。なお、Ｙｂ系パルスレーザとしては、Ｙｂ：ＹＡＧレーザ、Ｙｂ：ＧｌａｓｓレーザあるいはＹｂ系ファイバレーザ等を使用することができる。また、Ｎｄ系パルスレーザとしては、Ｎｄ：ＹＡＧレーザ、Ｎｄ：ＧｌａｓｓレーザあるいはＮｄ系ファイバレーザ等を使用することができる。
【図面の簡単な説明】
【００４５】
【図１】本発明の光断層画像化装置の好ましい実施の形態を示す模式図
【図２】図１の光源の一例を示す構成図
【図３】零分散ファイバにおける波長分散の説明図
【図４】パルス光における波長分布の説明図
【図５】低コヒーレンス光におけるスペクトル強度の説明図
【図６】図１の干渉光検出手段の構成例を示す模式図
【図７】測定光が測定対象に照射される様子を示す模式図
【図８】干渉光検出手段および画像生成手段において観測される反射強度を示すグラフ
【図９】吸収特性の説明図
【図１０】生体組織における損失の説明図
【図１１】光検出器の感度特性の説明図
【符号の説明】
【００４６】
１ 光断層画像化装置
２ 光源
３ 光分割手段
５ 合波手段
６ 干渉光検出手段
７ 画像取得手段
Ｌ 低コヒーレンス光
Ｌ２ 参照光
Ｌ１ 測定光
Ｌ２ 参照光
Ｌ３ 反射光
Ｓ 測定対象
λｃ 中心波長
Δλ スペクトル半値全幅
【技術分野】
【０００１】
本発明は、ＯＣＴ(Ｏｐｔｉｃａｌ Ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ)計測により光断層画像を取得する光断層画像化装置に関するものである。
【背景技術】
【０００２】
従来、生体組織の断層画像を取得する際に低コヒーレンス光による光干渉を用いた光断層画像取得装置が用いられることがある。この光断層画像取得装置の一例として、光源から射出された低コヒーレンス光を測定光と参照光とに分割した後、測定光が測定対象に照射されたときの反射光と参照光とを合波し、反射光と参照光との干渉光の強度に基づいて断層画像を取得する方法がある。この光断層画像化装置においては、たとえば参照光を反射するミラーを移動させることにより、参照光の光路長を変更させて測定対象内の測定深さを変更し、測定対象の断層画像を取得するようになっている。しかし、ミラーを移動させるという機械的な手段を用いて測定する深さ位置を変えているため、データの収集に時間を要するという問題がある。
【０００３】
そこで、高速に断層画像を取得する方法として 上述した参照光の光路長の変更を行うことなく断層画像を取得する方法が提案されている(たとえば特許文献１参照)。特許文献１に示すいわゆるＳＤ−ＯＣＴ（Ｓｐｅｃｔｒａｌ Ｄｏｍａｉｎ ＯＣＴ）装置においては、マイケルソン型干渉計を用いて、光源から低コヒーレンス光を射出して測定光と参照光とに分割した後、測定対象に測定光が照射されたときの反射光と参照光との干渉光を各周波数成分に分解したチャンネルドスペクトルをフーリエ解析することにより、深さ方向の走査を行わずに断層画像を取得するようになっている。
【０００４】
ところで、ＯＣＴ装置は内視鏡への応用を目指してさらに研究開発が進められている。ＯＣＴ装置の光源波長としては、主に０.８μｍ帯が用いられている。これは生体における吸収特性を主に考慮した結果、選択された波長である。しかしながら、近年、ＯＣＴ装置では、生体内部の後方散乱反射光を検出するため、散乱特性も計測深度を律束することが明らかにされた。生体組織での主な散乱はレーリー散乱であり、レーリー散乱では散乱強度は波長の４乗に逆比例する。ＯＣＴ信号を取得する際の全損失は、吸収損失と散乱損失の和である。このような生体組織における光の全損失を考慮して、全損失が最小となる波長帯域である、１.３μｍ帯の光を光源波長として用いている。このため、眼科用のＯＣＴ装置が実用化された後、内視鏡応用のＯＣＴ装置においては、光源波長として１.３μｍ帯の光を用いた研究開発が進められている。
【特許文献１】特開平１１−３２５８４９号公報
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
しかし、内視鏡へＯＣＴ装置を応用する場合、被測定部の多くは水分を多く含む物質に覆われている。例えば被測定部が胃壁であれば、胃液や胃粘膜に覆われているし、被測定部が大腸壁であれば、粘液や腸粘膜に覆われている。また、被測定部が膀胱壁であれば尿あるいは測定のために用いる生理食塩水等に覆われている。これらの水分を多く含む物質に覆われている被測定部においては、水による吸収の影響が大きいため、１.３μｍ帯の光を用いた場合・所望の深度までの光断層画像が取得できない、あるいは取得した断層画像の信頼度が低下するおそれがある。
【０００６】
そこで、本発明は、生体組織が水分を多く含む物質に覆われている場合であっても、生体組織の所望の深度までの光断層画像を高精度に取得することのできる光断層画像化装置を提供することを目的とするものである。
【課題を解決するための手段】
【０００７】
本発明の光断層画像化装置は、水分を多く含む物質に覆われた測定対象の断層画像を取得する光断層画像化装置において、低コヒーレンス光を射出する光源と、光源から射出された低コヒーレンス光を測定光と参照光とに分割する光分割手段と、測定光が測定対象に照射されたときの該測定対象からの反射光と参照光とを合波する合波手段と、合波手段により合波された反射光と参照光との干渉光の周波数および強度に基づいて、測定対象の各深さ位置における反射光の強度を検出する干渉光検出手段と、干渉光検出手段により検出された各深さ位置における干渉光の強度を用いて測定対象の断層画像を取得する画像取得手段とを有し、低コヒーレンス光の中心波長が、０．９０μｍ以上かつ１．１５μｍ以下の範囲にあることを特徴とするものである。
【０００８】
なお、「水分を多く含む物質」とは、組成の５０％以上が水分である物質を意味し、具体的には胃液や粘液等の体液や、尿あるいは検査用の生理食塩水等である。また「測定対象」は、水分を多く含む物質に覆われたものであればなんでもよく、たとえば生体組織あるいは生体から切除された組織等が挙げられる。また、被測定部は、厚さ１mm以上の水分を多く含む物質に覆われているものであってもよい。
【０００９】
なお、干渉光検出手段は、干渉光を検出することができるものであればその種類は問わないが、０．９０μｍ以上かつ１.１５μｍの波長帯域の光を検出することができるたとえばInGaAｓ系の光検出器を有するものであることが好ましい。
【００１０】
また、低コヒーレンス光の中心波長λｃは、０．９０μｍ以上かつ１.１５μｍ以下の範囲にあればよいが、１.０５μｍ以下の範囲にあることが好ましい。
【００１１】
なお、光源は、低コヒーレンス光を射出するものであればなんでもよく、たとえばＹｂ系パルスレーザ、Ｎｄ系パルスレーザ、Ｔｉ系パルスレーザ、スーパールミネッセンスダイオード、近赤外蛍光色素を含有する発光体等を有するものであってもよい。なお、Ｙｂ系パルスレーザとしては、Ｙｂ：ＹＡＧレーザ、Ｙｂ：ＧｌａｓｓレーザあるいはＹｂ系ファイバレーザ等を使用することができる。また、Ｎｄ系パルスレーザとしては、Ｎｄ：ＹＡＧレーザ、Ｎｄ：ＧｌａｓｓレーザあるいはＮｄ系ファイバレーザ等を使用することができる。
【発明の効果】
【００１２】
本発明の光断層画像化装置によれば、中心波長が、０．９０μｍ以上かつ１.１５μｍ以下の範囲にあることにより、生体組織が水分を多く含む物質により覆われている場合であっても、水分により測定光が損失することなく生体組織の所望の深度までの光断層画像を高精度に取得することができるようになる。
【００１３】
なお、干渉光検出手段がInGaAｓ系の光検出器を有するものであれば、レーザ光の中心波長が１．０μｍ前後の場合であっても、確実に干渉光の検出を行うことができる。
【００１４】
さらに、レーザ光の中心波長λｃが、１.０５μｍ以下の範囲にあれば、光の全損失が小さくなり、取得できる光断層画像の深度が一層深くすることができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１５】
以下、図面を参照して本発明の光断層画像化装置の実施の形態を詳細に説明する。図１は、本発明の光断層画像化装置の好ましい実施の形態を示す構成図である。光断層画像化装置１は、ＯＣＴ(Ｏｐｔｉｃａｌ Ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ)計測により厚さ約１ｍｍの粘液や粘膜等の水分を多く含む（たとえば５０％以上）により覆われた測定対象Ｓの光断層画像を取得するものであって、低コヒーレンス光Ｌを射出する光源２と、光源２から射出された低コヒーレンス光Ｌを測定光Ｌ１と参照光Ｌ２とに分割する光分割手段３と、測定光Ｌ１が測定対象Ｓに照射されたときの測定対象Ｓからの反射光Ｌ３と参照光Ｌ２とを合波する合波手段５と、合波手段５により合波された反射光Ｌ３と参照光Ｌ２との干渉光Ｌ４の周波数および強度に基づいて、測定対象Ｓの各深さ位置ｚにおける反射光Ｌ３の強度を検出する干渉光検出手段６と、干渉光検出手段６により検出された各深さ位置における干渉光Ｌ４の強度を用いて測定対象Ｓの断層画像を取得する画像取得手段７とを有している。
【００１６】
ここで、光源２は、図２に示すように、波長１．０３μｍのパルスレーザ光（以下パルス光と記載）を射出するパルス光源部１０１と、パルス光源部１１０から射出されたパルス光のパルス幅を圧縮するパルス圧縮部１０２と、反射光Ｌ３のスペクトル形状がガウス分布となるように成形するスペクトル成形部１１６とを備えている。
【００１７】
パルス光源部１０１は、中心波長１．０３μｍでスペクトル幅が約２０ｎｍの低コヒーレンス光を射出するモード同期Ｙｂ添加ファイバレーザであり、Ｙｂ添加ファイバ１０３と、該Ｙｂ添加ファイバ１０３に導入される９８０nmの励起光を射出する励起用半導体レーザ１０４と、該励起光を導光するファイバ１０５と、励起光をＹｂ添加ファイバ1１０３へ導入するファイバカプラ１０６と、過飽和吸収ミラーである全反射ミラー107と、パルス光を後段のパルス圧縮部１０２へ導入する光コネクタ１０８とから構成されている。なおＹｂ添加ファイバ１０３の出射端側には出力ミラーとなるファイバブラッググレーティング１０９が形成されている。
【００１８】
パルス圧縮部１０２は、図３に示すように、負分散特性を有する零分散ファイバ１１１および零分散ファイバ１１１でパルス圧縮されたパルス光をスペクトル成形部１１６へ導入する光コネクタ１１２とから構成されている。一般に、パルスレーザから射出され、パルス幅がfsオーダーとなる超短パルス光では、自己位相変調効果により、図４に示すように、パルス時間波形中の長波長成分３が先に進み短波長成分２が後になっている。このような超短パルス光を負分散特性を有するファイバで伝搬させると、パルス幅が圧縮される。また、超短パルス光においては、不確定性の関係から、パルス幅が狭まると、スペクトル幅が広がる。このため、パルス光源部１０１から射出され、パルス圧縮部１０２においてパルス圧縮されたパルスのスペクトル幅は図１１に実線で示すように広帯域となる。
【００１９】
スペクトル成形部１１６は、光コネクタ１１３と、パルス圧縮部１０２から出力された広帯域光のスペクトル形状が図５に点線で示すようなガウス分布となるように測定光Ｌ１を成形するガウス分布成形フィルター１１４と、成形された低コヒーレンスＬをファイバ結合光学系２０へ導入する光コネクタ１１５とから構成されている。したがって、光源１０からは、たとえば中心波長1.１μｍでコヒーレンス長が約２μｍ、スペクトル幅（FWHN）が約２００nmの広帯域な低コヒーレンス光Ｌが射出される。
【００２０】
図１の光分割手段３はたとえばビームスプリッタからなっており、光源２から射出された低コヒーレンス光Ｌの一部を透過させ、測定光Ｌ１として測定対象Ｓに照射させるようになっている。同時に、光源２から射出された低コヒーレンス光Ｌの一部を反射させ、参照光Ｌ２として反射部材４に入射させるようになっている。なお、このビームスプリッタは合波手段５としても機能するものであって、後述する反射光Ｌ３と参照光Ｌ２とを合波するようになっている。
【００２１】
反射部材４はたとえばミラーからなり、光分割手段３により分割された参照光Ｌ２を合波手段５(ビームスプリッタ)側に反射するようになっている。ここで、反射部材４は、光分割手段３により分割された参照光Ｌ２の光路長が、測定対象Ｓの基準点に照射される測定光Ｌ１の光路長に等しくなるように配置されている。なお、図７において、基準点はたとえば測定対象Ｓの表面に位置するようになっている。したがって、測定対象Ｓの基準点Ｚｒｅｆよりも深い位置ｚ１において反射した反射光Ｌ３の光路長は参照光Ｌ２の光路長よりも長くなる。
【００２２】
図１の合波手段５は、光分割手段３としても機能するビームスプリッタからなり、反射部材４により反射された参照光Ｌ２と測定対象Ｓからの反射光Ｌ３とを合波し干渉光検出手段６側に射出するようになっている。
【００２３】
干渉光検出手段６は、合波手段５により合波された反射光Ｌ３と参照光Ｌ２との干渉光Ｌ４の周波数および強度に基づいて、測定対象Ｓの各深さ位置ｚにおける反射光Ｌ３の強度を検出するものであって、図６に示すように、複数の波長帯域を有する干渉光Ｌ４を各波長帯域毎に分光する分光手段６ａと、分光手段６ａにより分光された各波長帯域干渉光Ｌ４毎に設けられた光検出手段６ｂとを有している。この分光手段６ａとしては様々な公知の技術を用いることができ、たとえば回折格子等により構成されている。そして、画像取得手段７は、各深さ位置ｚにおける反射光Ｌ３の強度を用いて測定対象Ｓの断層画像を取得するようになっている。
【００２４】
ここで干渉光検出手段６および画像取得手段７における干渉光Ｌ４の検出および画像の生成について説明する。まず、一般的なコヒーレンス関数とスペクトラムとの関係について説明する。光波の波動関数を以下のように定義する。
【数１】
【数２】
ここで、νＴ（Ｖ）はその絶対値の２乗がパワースペクトラムになるような周波数毎の振幅を示す。このとき、波動関数の自己相関は、
【数３】
となる。ここで、＊は複素共役を意味する。光波の自己相関関数は、パワースペクトラムＳ（ν）（通常観測するスペクトラム）をフーリエ変換したものであることがわかる。
【００２５】
複数の低コヒーレンス光源を重ねた場合の関係を考察すると、上記の波動関数を２つ独立に以下のように定義する。
【数４】
【００２６】
このときの、波動関数の自己相関は、以下のようになる。
【数５】
【００２７】
ここで、２つの光源はインコヒーレントであるため、式（６）の第３項と第４項との積分の結果は０となる。すなわち、ν１Ｔ（Ｖ）とν２Ｔ（Ｖ）とは独立で位相がランダムなため、積分すると０になる。したがって、
【数６】
となり、各光源の和のパワースペクトラムのフーリエ変換が合成光波の自己相関に等しくなる。
【００２８】
上記考察の下、光波の自己相関関数を具体的に展開する。いま光源２のパワースペクトラムを
【数７】
とする。なお、中心周波数ν０、スペクトル半値全幅Δνのガウス分布とする。一般に、
【数８】
の関係があるため、自己相関波形Ｖ（ｘ）は、
【数９】
となり、ガウス関数を波数ｋ０で変調したものになる。実際の光路差の半分がＯＣＴでの深さ情報となり、このガウス関数の半値全幅の半分をコヒーレンス長と呼んでいるため、
【数１０】
を用いて（Ｆはフーリエ変換）、
【数１１】
となる。
【００２９】
また、複数の光源の合成によるコヒーレンス関数は式（１０）を独立的に加算すればよいため、
【数１２】
で与えられる。ここで、ｋｉは、ｉ番目の光源の中心波数、Δｋｉはｉ番目の光源の半値全波数、Ａｉはｉ番目の光源の重みを意味する。
【００３０】
以上の考察を基に、生体組織等の測定対象Ｓの反射情報をＲ（τ）とすると、光源からの波動Ｖ（ｒ）Ｔ（ｔ）に対する反射の波動は、
【数１３】
【数１４】
で表すことができる。したがって、干渉光波の自己相関は以下のようになる。
【数１５】
【００３１】
ここで、第４項は無視でき、第３項はｔ＋τ→ｔの置換を行うことにより、マイナス時間の積分となり、実際では０となる。
したがって、
【数１６】
となる。式（１７）を時間領域で考えると、光源自身の自己相関と測定対象Ｓの反射情報に光源自身の自己相関関数（コヒーレンス関数）を畳み込み積分した波形が観測されることになる。
【００３２】
また、スペクトル領域で考えると、式（１７）をフーリエ変換の形式で標記して、
【数１７】
となる。なお、式（１８）において、畳み込み積分のフーリエ変換は自明として省略している。これにより、図８（ａ）に示すような、光源２のスペクトルに反射情報の関数がフーリエ変換されたものが加えられたものを観測することができる。干渉光検出手段６において図８（ａ）のように検出された干渉光Ｌ４を画像取得手段７において周波数解析することにより、図８（ｂ）に示すような深さ位置ｚにおける反射情報を取得することができる。
【００３３】
このように、スペクトル干渉を用いて断層画像を取得することにより、反射光Ｌ３と参照光Ｌ２との光路長を変更することにより測定する深さ位置を変更するＯＣＴ装置のように機械的な可動部が不要となり、断層画像の取得を高速に行うことができる。
【００３４】
なお、図１に示すように、測定対象Ｓを矢印Ｘ方向および矢印Ｙ方向に移動する走査ステージ１０を設けることにより、測定対象ＳのＸＹ断面、ＸＺ断面、ＹＺ断面を取得することができる。あるいは、測定対象Ｓを移動させることなく、測定光Ｌ１を矢印Ｘ方向および矢印Ｙ方向に走査させるようにしてもよい。
【００３５】
ここで、光源２は、中心波長λｃが、０．９０μｍ以上かつ１.１５μｍ以下の範囲にあるレーザ光Ｌを射出するようになっている。レーザ光Ｌの中心波長λｃを、０．９０μｍ以上かつ１.１５μｍ以下の範囲にしたのは以下の理由による。
【００３６】
ＯＣＴ装置を内視鏡へ応用する際、ＯＣＴ装置の光源波長としては、主に０．８μm帯が用いられてきた。これは生体における吸収特性を主に考慮した結果、選択された波長である。図９は、水、血液、メラニンおよび表皮の光の吸収係数および水の吸収係数を示すものである。開発当初においては、０．８μｍ帯の光が、生体の透過率が高く、そのために計測深度が深くなり、ＯＣＴ装置には最も適していると考えられた。
【００３７】
しかしながら、近年、ＯＣＴ装置では、生体内部の後方散乱反射光を検出するため、散乱特性も計測深度を律束することが明らかにされた。生体組織での主な散乱はレーリー散乱であり、レーリー散乱では散乱強度は波長の４乗に逆比例する。ＯＣＴ信号を取得する際の全損失は、吸収損失と散乱損失の和である。
【００３８】
このような生体組織における光の全損失を考慮して、全損失が最小となる波長帯域である、１．３μｍ帯の光を光源波長として用いている。このため、眼科用のＯＣＴ装置が実用化された後、内視鏡応用のＯＣＴ装置においては、光源波長として１．３μｍ帯の光を用いた研究開発が進められている。
【００３９】
しかし、内視鏡へＯＣＴ装置を応用する場合、被測定部の多くは水分を多く含む物質に覆われている。例えば被測定部が胃壁であれば、胃液に覆われているし、被測定部が大腸壁であれば、粘液に覆われている。また、被測定部が膀胱壁であれば、尿あるいは測定のために用いる生理食塩水等に覆われている。これらの水分を多く含む物質に覆われている被測定部においては、水による吸収の影響が大きいため、光の全損失が最小となる波長帯域が１．３μｍ帯ではない場合があり、所望の深度までの光断層画像が取得できない、あるいは取得した断層画像の信頼度が低下するおそれがある。
【００４０】
そこで、光源２が水分を多く含む物資に覆われた生体組織に対して最適な中心波長帯である０．９μｍ以上かつ１．１５μｍ以下の中心波長λｃのレーザ光Ｌを射出することにより、生体組織が水分を多く含む物質により覆われている場合であっても、測定対象Ｓである生体組織の所望の深度までの光断層画像を高精度に取得することができる。具体的には、図１０は、水分を多く含む物質に覆われた生体組織における光の損失を説明する模式図である。図１０中の点線は、水分を多く含む物質に覆われた生体組織における散乱損失を示すものであり、破線は水分を多く含む物質に覆われた生体組織における吸収損失を示すものである。また、実線は水分を多く含む物質に覆われた生体組織における全損失を示すものである。この図１０から、水分を多く含む物質に覆われた生体組織においては、光の全損失が少ない波長帯域は１．０μｍを中心とする波長帯域であることがわかる。
【００４１】
よって、水分を多く含む物資に覆われた生体組織に対して最適な中心波長帯である０．９μｍ以上かつ１．１５μｍ以下の中心波長λｃのレーザ光Ｌを射出することにより、生体組織が水分を多く含む物質により覆われている場合であっても、生体組織の所望の深度までの光断層画像を高精度に取得することができるようになる。さらに、レーザ光Ｌの中心波長λｃが、１.０５μｍ以下の範囲にあれば、測定光Ｌ１の全損失が小さくなり、取得できる光断層画像の深度が一層深くすることができる。
【００４２】
なお、レーザ光Ｌの中心波長λｃが０．９μｍ以上かつ１．１５μｍ以下の場合、干渉光検出手段６がInGaAｓ系の光検出器を有するものであることが好ましい。これにより、図１１のInGaAs系の光検出器の感度特性が示すように、波長帯域が０．９μｍ以上かつ１．１５μｍの干渉光を確実に検出することができる。
【００４３】
本発明の実施の形態は、上記実施の形態に限定されない。たとえば、図１における光断層画像化装置において、低コヒーレンス光Ｌ、測定光Ｌ１、参照光Ｌ２、反射光Ｌ３、干渉光Ｌ４はそれぞれ大気中もしくは真空中を伝搬している場合について例示しているが、公知技術に示されているような光ファイバ中を伝搬させるようにしてもよい。この場合、光分割手段３および合波手段５はたとえば光ファイバカプラ等により実現されることになる。
【００４４】
また、図１の光源２は、低コヒーレンス光を射出するものであればなんでもよく、たとえばＹｂ系パルスレーザ、Ｎｄ系パルスレーザ、Ｔｉ系パルスレーザ、スーパールミネッセンスダイオード、近赤外蛍光色素を含有する発光体等を有するものであってもよい。なお、Ｙｂ系パルスレーザとしては、Ｙｂ：ＹＡＧレーザ、Ｙｂ：ＧｌａｓｓレーザあるいはＹｂ系ファイバレーザ等を使用することができる。また、Ｎｄ系パルスレーザとしては、Ｎｄ：ＹＡＧレーザ、Ｎｄ：ＧｌａｓｓレーザあるいはＮｄ系ファイバレーザ等を使用することができる。
【図面の簡単な説明】
【００４５】
【図１】本発明の光断層画像化装置の好ましい実施の形態を示す模式図
【図２】図１の光源の一例を示す構成図
【図３】零分散ファイバにおける波長分散の説明図
【図４】パルス光における波長分布の説明図
【図５】低コヒーレンス光におけるスペクトル強度の説明図
【図６】図１の干渉光検出手段の構成例を示す模式図
【図７】測定光が測定対象に照射される様子を示す模式図
【図８】干渉光検出手段および画像生成手段において観測される反射強度を示すグラフ
【図９】吸収特性の説明図
【図１０】生体組織における損失の説明図
【図１１】光検出器の感度特性の説明図
【符号の説明】
【００４６】
１ 光断層画像化装置
２ 光源
３ 光分割手段
５ 合波手段
６ 干渉光検出手段
７ 画像取得手段
Ｌ 低コヒーレンス光
Ｌ２ 参照光
Ｌ１ 測定光
Ｌ２ 参照光
Ｌ３ 反射光
Ｓ 測定対象
λｃ 中心波長
Δλ スペクトル半値全幅
【特許請求の範囲】
【請求項１】
水分を多く含む物質に覆われた測定対象の断層画像を取得する光断層画像化装置において、
低コヒーレンス光を射出する光源と、
該光源から射出された前記低コヒーレンス光を測定光と参照光とに分割する光分割手段と、
前記測定光が前記測定対象に照射されたときの該測定対象からの反射光と前記参照光とを合波する合波手段と、
該合波手段により合波された前記反射光と前記参照光との干渉光の周波数および強度に基づいて、前記測定対象の各深さ位置における前記反射光の強度を検出する干渉光検出手段と、
該干渉光検出手段により検出された前記各深さ位置における前記干渉光の強度を用いて前記測定対象の断層画像を取得する画像取得手段と
を有し、
前記低コヒーレンス光の中心波長が、０．９０μｍ以上かつ１．１５μｍ以下の範囲にあることを特徴とする光断層画像化装置。
【請求項２】
前記干渉光検出手段がInGaAｓ系の光検出器を有するものであることを特徴とする請求項１に記載の光断層画像化装置。
【請求項３】
前記低コヒーレンス光の中心波長が、１.０５μｍ以下の範囲にあることを特徴とする請求項１または２のいずれか１項に記載の光断層画像化装置。
【請求項４】
前記光源が、Ｙｂ系パルスレーザを有することを特徴とする請求項１から３いずれか１項２記載の光断層画像化装置。
【請求項５】
前記光源が、Ｎｄ系パルスレーザを有することを特徴とする請求項１から３いずれか１項記載の光断層画像化装置。
【請求項６】
前記光源が、Ｔｉ系パルスレーザを有することを特徴とする請求項１から３いずれか１項記載の光断層画像化装置。
【請求項７】
前記光源が、スーパールミネッセントダイオードを有することを特徴とする請求項１から３いずれか１項記載の光断層画像化装置。
【請求項１】
水分を多く含む物質に覆われた測定対象の断層画像を取得する光断層画像化装置において、
低コヒーレンス光を射出する光源と、
該光源から射出された前記低コヒーレンス光を測定光と参照光とに分割する光分割手段と、
前記測定光が前記測定対象に照射されたときの該測定対象からの反射光と前記参照光とを合波する合波手段と、
該合波手段により合波された前記反射光と前記参照光との干渉光の周波数および強度に基づいて、前記測定対象の各深さ位置における前記反射光の強度を検出する干渉光検出手段と、
該干渉光検出手段により検出された前記各深さ位置における前記干渉光の強度を用いて前記測定対象の断層画像を取得する画像取得手段と
を有し、
前記低コヒーレンス光の中心波長が、０．９０μｍ以上かつ１．１５μｍ以下の範囲にあることを特徴とする光断層画像化装置。
【請求項２】
前記干渉光検出手段がInGaAｓ系の光検出器を有するものであることを特徴とする請求項１に記載の光断層画像化装置。
【請求項３】
前記低コヒーレンス光の中心波長が、１.０５μｍ以下の範囲にあることを特徴とする請求項１または２のいずれか１項に記載の光断層画像化装置。
【請求項４】
前記光源が、Ｙｂ系パルスレーザを有することを特徴とする請求項１から３いずれか１項２記載の光断層画像化装置。
【請求項５】
前記光源が、Ｎｄ系パルスレーザを有することを特徴とする請求項１から３いずれか１項記載の光断層画像化装置。
【請求項６】
前記光源が、Ｔｉ系パルスレーザを有することを特徴とする請求項１から３いずれか１項記載の光断層画像化装置。
【請求項７】
前記光源が、スーパールミネッセントダイオードを有することを特徴とする請求項１から３いずれか１項記載の光断層画像化装置。
【図１】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【公開番号】特開２００６−２６７０７１（Ｐ２００６−２６７０７１Ａ）
【公開日】平成１８年１０月５日（２００６．１０．５）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２００５−８９９９６（Ｐ２００５−８９９９６）
【出願日】平成１７年３月２５日（２００５．３．２５）
【出願人】（０００００５２０１）富士写真フイルム株式会社 (7,609)
【出願人】（０００００５４３０）フジノン株式会社 (2,231)
【復代理人】
【識別番号】１００１３４２４５
【弁理士】
【氏名又は名称】本澤 大樹
【Ｆターム（参考）】
【公開日】平成１８年１０月５日（２００６．１０．５）
【国際特許分類】
【出願日】平成１７年３月２５日（２００５．３．２５）
【出願人】（０００００５２０１）富士写真フイルム株式会社 (7,609)
【出願人】（０００００５４３０）フジノン株式会社 (2,231)
【復代理人】
【識別番号】１００１３４２４５
【弁理士】
【氏名又は名称】本澤 大樹
【Ｆターム（参考）】
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