JP2019141692A - 掃引信号源光学コヒーレンスドメイン反射率測定用の装置 - Google Patents

Abstract

【課題】典型的な眼球の動きを考慮し、サンプルの動きに追従するアクティブな測定ビームの例えば待ち時間誤差などの欠点を生じることなく、眼内距離を迅速かつ正確に測定する。【解決手段】本発明は、可動サンプル、特に人間の眼球に対してＡスキャンを行うための掃引信号源光学コヒーレンスドメイン反射率測定（ＳＳＯＣＤＲ）装置に関する。この装置は、サンプル長に応じた測定範囲を有するとともに、主波数ｋ０で調整可能なレーザー光源とサンプルから放散された光に対する少なくとも１つのレシーバとを有する。直径Ｄを有する測定ビームが、結合装置によってサンプル表面に照射される。光源は、δｋ＜１６８ｍ−１のスペクトル線幅を有し、この光源の調整は、τ＜４４ｓ／（Ｄ×ｋ０）で実施される。【選択図】図１

Description

本発明は、たとえば、眼球の光学的生体認証で適用されるような掃引信号源光学コヒーレンスドメイン反射率測定（swept source optical coherence domain reflectometry）用の装置に関する。

人口眼内レンズの光学的整合には患者の眼内の光学的状態、特に、角膜、水晶体、および網膜の間の距離についての知識を必要とする。
位置についてのこうした測定が最初に超音波によって実施された後、光学的に非接触で動作する装置が、カールツァイス社のＩＯＬマスターとして実現されている。機能の原理は、この場合、たとえば、特許文献１に記載されるような、いわゆるタイムドメイン光学コヒーレンスドメイン反射率測定、ショートコヒーレンス干渉法に基づいており、同文献の内容は参照によって使用される。主要部品は、角膜、水晶体、および網膜によって後方散乱される光の干渉の検出を可能にするマイケルソン干渉計である。ショートコヒーレンス光源を使用することは、一連の短波のみが必ず互いに干渉することを意味し、これによって測定精度が決定される。患者の軸方向移動によって測定結果が改ざんされなければ、いわゆるデュアルビーム法が適用されて、角膜によって後方散乱される光が基準としての機能を果たす。

眼球に対して４３ｍｍよりも大きくなければならない測定範囲（典型的な眼軸長はおよそ２０ｍｍと３２ｍｍとの間で変動し、極端な眼軸長は１４ｍｍと４０ｍｍの間にあり、平均屈折率はおよそ１．３６である）はマイケルソン干渉計の場合に参照ミラーによって機械的に横断されなければならないので通常は測定が数秒続き、その間にまぶたが動くと測定が不可能になるので患者は、たとえば、瞬きすることは許されない。

たとえば、特許文献２などの回転プリズムによって参照経路の調整速度を加速しようとする努力は、所要の測定精度を実現するための感度が十分でないために功を奏していない。

特許文献３には、広帯域光源からの光がサンプルの中に投射される場合にショートコヒーレンスに基づく別の測定方法が記載されており、様々な深さから後方散乱される光がスペクトル分析される。深さ情報は検出された信号のフーリエ変換から得られる。この方法はスペクトルドメインＯＣＤＲ（ＳＤＯＣＤＲ）、あるいは、フーリエ変換が使用されることからフーリエドメインＯＣＤＲ（ＦＤＯＣＤＲ）とも呼ばれる。また、このカテゴリは、掃引信号源ＯＣＤＲ（ＳＳＯＣＤＲ）を含み、これは非特許文献１に記載されており、ここでは、光源のスペクトルが調整され、検出器から受け取られる信号は同様にフーリエ変換後の深さ情報を含む。タイムドメインＯＣＴ（ＴＤＯＣＴ）に関して特許文献４に記載されているように、光コヒーレンストモグラフィー（ＯＣＴ）を実施するために必要な画像化がサンプル上で測定ビームを横方向に偏向するＧａｌｖｏスキャナーによって実施される。

超音波測定装置に用いられる用語として、光軸に沿ったＯＣＤＲの場合の一次元（軸方向）測定は、一般にＡスキャンと呼ばれる。また、超音波を用いたＯＣＴの場合において横方向成分を用いた二次元測定はＢスキャンと呼ばれる。

光学的生体認証においてＳＳＯＣＤＲを適用する第１の試みは、非特許文献２に記載されている。この解決策は、眼内の距離を測定することが原理的に可能であることを示したが、０．８２ｍｍにおける測定精度が余りにも低い。

この解決策の改良は非特許文献３に開示されている。ここでは、０．１５ｍｍの分解能が達成されたが、それでも要求には対応していない。しかしながら、決定されたＩＯＬ屈折の残留誤差を１／１０ジオプターに制限するために眼軸長の測定精度は３０μｍよりも小さくなければならない。

特に、たとえば、人間の眼球などの動くサンプルに関するＯＣＤＲおよびＯＣＴ法は、サンプルが測定中に動くという問題を有し、これは、非特許文献４に記載されているように、信号を著しく弱めて改ざんする。この問題を排除する通常のアプローチは、サンプルの動きを検出するとともに測定ビーム位置を追跡するというきわめて複雑な追跡方法である。

毎秒数百μｍの典型的な動きの補償のこのようなアプローチは、たとえば、非特許文献５および特許文献５に記載されている。技術的経費が大きいものの、このようなシステムの有限の待ち時間は、特に、衝動性運動などのきわめて速い眼球の動きに対して常に一定の追跡誤差をもたらすということがこのようなアプローチの欠点である。

国際公開第００／３３７２９号パンフレット 欧州特許第１３９１７８１号明細書 独国特許第４３０９０５６号明細書 米国特許第５３２１５０１号明細書 米国特許出願公開第２００６／１０５９０３号明細書

Ｓ．Ｈ．Ｙｕｎ ｅｔ ａｌ．，「Ｈｉｇｈ−ｓｐｅｅｄ ｏｐｔｉｃａｌ ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ−ｄｏｍａｉｎ ｉｍａｇｉｎｇ」、Ｏｐｔｉｃｓ Ｅｘｐｒｅｓｓ ２００３、ｐａｇｅ ２９５３ Ｆ．Ｌｅｘｅｒ， Ｃ．Ｋ．Ｈｉｔｚｅｎｂｅｒｇｅｒ， Ａ．Ｆ．Ｆｅｒｃｈｅｒ ａｎｄ Ｍ．Ｋｕｌｈａｖｙ，「Ｗａｖｅｌｅｎｇｔｈ−ｔｕｎｉｎｇ ｉｎｔｅｒｆｅｒｏｍｅｔｒｙ ｏｆ ｉｎｔｒａｏｃｕｌａｒ ｄｉｓｔａｎｃｅｓ」，Ａｐｐｌ．Ｏｐｔｉｃｓ ３６（１９９７）ｐａｇｅｓ ６５４８−６５５３ Ｃ．Ｋ．Ｈｉｔｚｅｎｂｅｒｇｅｒ， Ｍ．Ｋｕｌｈａｖｙ， Ｆ．Ｌｅｘｅｒ， Ａ．Ｂａｕｍｇａｒｔｎｅｒ，「Ｉｎ−ｖｉｖｏ ｉｎｔｒａｏｃｕｌａｒ ｒａｎｇｉｎｇ ｂｙ ｗａｖｅｌｅｎｇｔｈ ｔｕｎｉｎｇ ｉｎｔｅｒｆｅｒｏｍｅｔｒｙ」，ＳＰＩＥ［３２５１−６］１８９８ Ｓ．Ｈ．Ｙｕｎ ｅｔ ａｌ．，（２００４），ＯＰＴＩＣＳ ＥＸＰＲＥＳＳ ２９７７ Ｈａｍｍｅｒ ｅｔ ａｌ．，（２００５），Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｂｉｏｍｅｄｉｃａｌ Ｏｐｔｉｃｓ １０（２），０２４０３８

本発明の目的は、従来技術に対して、特に、典型的な眼球の動きを考慮し、サンプルの動きに追従するアクティブな測定ビームの例えば待ち時間誤差などの欠点を生じることなく、眼内距離を迅速かつ正確に測定する上で好適な装置を提供することにある。

この目的は、以下の装置で実現される。この装置は、可動サンプル、特に人間の眼球に対するＡスキャンを行うために、重心波数ｋ_０を中心として波長が可変なレーザー光源とサンプルから後方散乱される光に対する少なくとも１つのレシーバとを有するとともに、サンプル長に対応する測定範囲を有する掃引信号源光学コヒーレンスドメイン反射率測定（ＳＳＯＣＤＲ）装置である。サンプル表面には結合装置を介して直径Ｄの測定ビームが照射され、光源はδｋ＜１６８ｍ^−１のスペクトル線幅を有し、光源の調整はτ＜４４ｓ／（Ｄ×ｋ_０）で実施される。

したがって、距離は、最大１０００μｍ／ｓの典型的な眼球の動きにもかかわらず光源の調整速度に対する適度な要求のみを想定してサンプル変位から生じる干渉信号損失を決定するので、全眼軸長にわたって少ない費用で効率良く測定され、水晶体、角膜、および網膜の表面の間の距離を測定する場合には回避される。

したがって、本発明による解決策の結果、レーザーの調整時間中に起こりうる横方向のサンプル変位がほとんどサンプルの最小限の測定ビーム直径の何分の一かにしか達しないように、レーザーの調整時間はサンプルの妥当な測定ビームプロファイルに適合される。したがって、測定ビームの調整中に様々な要請によって照射されるサンプル量が十分な重なりを有しているので、干渉信号損失は、さらに、種々の横方向干渉変調を平均することによって回避される。

ここで、妥当な測定ビームプロファイルとは、比較的短い眼球の水晶体の後ろ側から長い眼球の網膜までもの間の領域（８〜４０ｍｍ）に測定ビームウエスト位置を有するという事実に基づいて、離隔に対して十分な強度の角膜、水晶体、および網膜の信号を供給しうるビームプロファイルであるということである。

同時に、また、本発明による解決策は、調整中の軸方向のサンプル変位、たとえば、眼構造の間隔が開くことによって容認しがたい誤差をもたらすＡスキャンの拡張または圧縮によって信号振幅の減少および信号の破損を回避する。

それゆえ、サンプルの動きに伴う測定ビームの積極的な追跡を必要とせずに、ほとんど乱れのない信号が得られる。
光源が少なくともΔｋ＞１８０００ｍ^−１の重心波数ｋ_０を中心としてスペクトル調整範囲Δｋを有する場合、好都合である。この場合、調整範囲Δｋと線幅δｋの比は、好ましくは３６０よりも大きく、さらに好ましくは２０００よりも大きく、さらに好ましくは４０００よりも大きく、さらに一層好ましくは９０００よりも大きい。この比によって、測定深度と測定分解能の適切な比が実現するようになる。

調整速度（Δｋ／τ）とレーザー線幅δｋの割合が１８ｋＨｚよりも大きいときにさらなる優位性が得られ、好ましくは４ＭＨｚよりも大きく、さらに４０ＭＨｚよりも大きいことが好ましい。

角膜、水晶体、および網膜によって後方散乱される光の検出が光源の１回の調整の間に実施される場合、特に好都合である。この場合、レシーバで検出された後方散乱光がΔｋ／（τ×δｋ）よりも大きい速度でディジタル化されると好都合である。これによってスペクトル情報が適切にスキャンされるようになる。

本発明による装置は、光源の線幅δｋが２２ｍ^−１〜５０ｍ^−１にあるときに特に適している。このような線幅は、たとえば、波長可変ファイバー・リング・レーザーで実施されうるとともに、測定深度の感度に許容範囲の低下をもたらしうる。

たとえば、信号振幅が３ｄＢ減少する遮断周波数によって表わされる少なくとも１つのレシーバの帯域幅が２×Δｋ／（τ×δｋ）よりも大きく、好ましくは８０ＭＨｚよりも小さいときは好都合である。

本発明によると、眼球用のＳＳ−ＯＣＤＲ装置は、波長可変レーザー光源と、サンプルから隔絶された参照アームおよびサンプルアームを有する干渉計と、干渉計出力の検出器と、検出信号の信号処理ユニットとである。

本発明によると、Ａスキャンにおける網膜信号および角膜信号の位置とレーザー線幅δｋとは、眼球用のＳＳ−ＯＣＤＲ装置において互いに一致する。
また、信号源の波数基準に対して、つまり、ＯＣＤＲ信号の長さ較正に対して参照干渉計を使用することは特に好ましい。

測定ビーム直径Ｄがサンプル入口の領域において３ｍｍよりも小さいときは眼球のＳＳ−ＯＣＤＲ用の装置が特に好都合である。
また、測定ビームは眼球に入る前に収束していることが好ましく、収束のサイズの設定または切替えが可能であることが好ましい。特に、収束を切り替えることによって、様々な眼球の領域（網膜、水晶体、角膜）から検出された信号の相対強度を互いに適合させ、あるいは最適化して信号の測定距離および目視評価の統合処理を容易にすることが可能である。

あるいは、また、測定ビームは眼球に入る前にコリメートされ、かつ反射角膜信号および水晶体信号を検出できるように眼球を固定し直す手段が設けられると好都合でありうる。固定し直すことによって、視軸から最大１４°それる可能性のある眼球の光軸上での測定が可能である。

また、コリメートされた測定ビームと収束測定ビームを切り替えることが可能であると好都合である。
測定ビームが角膜頂点以外の部位で眼球に当たるとき本発明のさらに好都合な実施例が得られ、眼球に対して測定ビームを位置決めするために、特に、レシーバによって検出される光を評価することによって駆動されうる装置を提供することが好ましい。こうすることで、角膜頂点による強い反射によって検出装置が飽和するのを防止し、あるいは、たとえば、強力な角膜反射によって生じるショット雑音成分の増加による信号体雑音比の低下を防止する。

測定ビームを位置決めするこのような装置は、特にレーザーの調整と同期しているとき、Ｂスキャンを得ることができ、したがって、眼球全体にわたるＯＣＴの実施が可能になる。測定ビームのこのような位置決めは、たとえば、同様に周知である検流計スキャナー（特許文献４）による偏角との組合せでそれ自体が周知である光学的配置によって実施される。

３×１０^８〜１×１０^１３の光子束が光源の調整時間τでサンプルに導かれると特に好都合である。光毒性作用は、波長の適切な選択（たとえば、１０１６ｎｍ）によって回避されうる。したがって、眼組織に損傷をもたらすことなくショット雑音によって生じる信号対雑音比を最適化することによって弱散乱眼構造に対して高い感度を実現することが可能である。

特に、眼球の視軸に関する距離情報が眼内レンズの整合にとって非常に重要であるので、測定がこの軸に沿って実施されるとさらに好都合でありうる。そのために、測定ビームおよびフィクサー光は同一直線状に眼球に当たるべきであるが、これらは、たとえば、眼球の屈折誤差を補償するために種々の発散を有する場合もある。

ファイバー内を伝播する種々のモード間の妨害寄生干渉とこれらに由来するアーチファクトとを回避するために、モノモードファイバーが、参照アームおよび／または光源アームおよび／または検出アームおよび／または参照干渉計で使用されると、本発明の好都合な改良版が得られる。同様に、ファイバーの開放端は、再帰反射の干渉を回避するために斜めに研磨された表面として設計される。

参照信号およびサンプル信号が一定のスキャン速度でディジタル化されると好都合であり、参照信号およびサンプル信号に同じスキャン速度を採用することが好ましい。しかしながら、発生するデータ量を抑制するために、参照干渉計の適切な選択を前提として、参照信号をサンプル信号のスキャンよりも低いスキャン速度でスキャンすることも可能である。

本発明によると、測定ビームは、６００〜１１５０ｎｍの波長を有し、７００ｎｍの波長、８００ｎｍの波長、１０６０ｎｍの波長が特に好ましい。
眼球用のＳＳ−ＯＣＤＲ装置の好ましい改良により、眼球、特に角膜に投影する装置が提供され、４００〜１５００ｎｍの波長を有する照準マーカーと観測ユニットとがこれらの照準マーカーの反射を検出するために提供されるという事実がもたらされる。また、これらは、角膜および水晶体の位置および形状の決定に関して評価されうる。

観測ユニット、たとえば、カメラが眼球に対する測定ビームの調整をチェックするために提供される場合はさらに好都合であり、観測ユニットは測定ビームの波長および照準マーカーに対して敏感であることが好ましい。シリコンセンサーを有するカメラは、近赤外線における残留感度が十分であるのでここでは特に適しているものと思われる。

光源が眼球に対して移動可能であり、かつ光源および参照干渉計が好ましくはしっかり接続されていると本発明は特に適切な改良がなされたことになる。
本発明を実施するための別の好都合な条件は、干渉計が眼球に対して移動可能であり、かつ光源および干渉計が好ましくはしっかり接続されていることにある。

電気的接続部と光学的接続部とが分離可能に設計される場合は好都合である。
本発明による装置は、より良好な１００μｍの精度、特に３０μｍよりも良好な精度で眼内レンズに適合する測定値を得るためにＯＣＤＲ法を用いてＡスキャンで眼球全体を測定することが初めて可能になる。ここでは、測定は、角膜、水晶体、および網膜の間の２つまたはそれ以上の同時距離測定値を備えることができ、典型的に１ｍｍ／ｓの領域にある通常の軸方向および横方向の患者の動きに対して堅実である。

本発明による装置の基本設計を示す。 本発明の好ましい実施形態を示す。 測定の基準面を配置する様々な解決策を示す。

本発明を、図面を参照して以下でさらに詳しく説明する。
図１の本発明を実施するための基本設計は、変数として、調整時間τ、波長λ、スペクトル調整範囲Δｋ、重心波数ｋ_０、およびレーザー線幅δｋで特徴付けられる適当な波長可変レーザー１からなる。

ビーム整形および結合ユニット２は、レーザー１のビームをサンプル３（ここでは、眼球として図式的に示される）に導くとともにサンプル３によって後方散乱された光を検出器４に供給する働きをし、同図において、Ｄはサンプル（ここでは、眼球の角膜）に衝突する測定ビームの直径である。レーザー１に割り当てられるのは参照干渉計５であり、好ましくは参照干渉計５の２つの検出器６，７が差動アンプ８を介してデータ収集装置９に接続される。これらの検出器は、チップ直径が０．１ｍｍよりも大きく、帯域幅が８０ＭＨｚよりも小さいＩｎＧａＡｓフォトダイオードからなる。

ここで、参照干渉計５は、検出器６，７に接続される２つの出力を有する光ファイバー・マッハ・ツェンダー干渉計である。参照干渉計のアーム間の光路長差は、ＬＲＥＦである。参照干渉計５の両アームは、検出器６，７において最大変調コントラストを実現するべく、波長差にかかわらず同じ分散が両アームで実施されるように様々な色分散を有するファイバーからなる。原理的には、１つのみの検出器６を用いて差動アンプ８なしで信号を検出することも可能であるが、信号品質が低下する。

データ収集装置９は、同様にサンプル３によって後方散乱される光の検出器４と、制御および評価ユニット１０とに接続される。この接続によって、制御および評価ユニット１０は、データ収集装置９を用いて検出器４から受け取られ記録された信号を取得して処理し、さらに、データ収集装置９と制御および評価ユニット１０との間の測定サイクルを同期させる。さらに、データ収集装置９とレーザー１との間に同期化接続１１が提供され、それを用いてレーザー１の調整がデータ収集と同期化される。従って、データ収集装置９は、レーザー１が周期調整を単独で実施する場合に、制御信号をレーザー１に伝送することも、あるいは制御信号をレーザー１から受け取ることもできる。

図１ａに示すように、本例では、ビーム整形および結合ユニット２は、ファイバーカプラ１２を用いて設計することが可能であるが、図１ｂに示すようにビームスプリッタ１３を用いた実施も可能である。

制御および評価ユニット１０は、データ収集装置９を介してレーザー１の調整を（調整時間τのスペクトル調整範囲Δｋで）制御し、サンプル３によって後方散乱され検出器４によって測定される光はディジタル化され、Ａスキャンを再構成するために、周知のようにフーリエ変換、たとえば、離散フーリエ変換（ＤＦＴ）される。

本例では、Ａスキャンの再構成はＡスキャンにおける補間点間隔が４×ｌｎ２／Δｋよりも小さいように、特に４／３×ｌｎ２／Δｋよりも小さいように実施される。結合要素２が参照光成分を生成するさらなる装置を含まない場合、非特許文献２に記載されるものと同様に自己相関信号がＡスキャンとして得られる。最も強力な信号成分（ほとんどは角膜表面信号）を中心とする光伝播軸に沿って対称であるこのＡスキャンは、重複情報が除外されるように調整される（図１ｃ）。

参照干渉計５は、本例では、調整プロセスのタイミングを正確に決定する働きをする。この目的のために、データ収集装置９を用いた参照干渉計信号および測定信号の同時記録は、レーザーの瞬時相対波数を測定信号にきわめて正確に割り当てることができる。

それによって、特に、フーリエ変換後に測定深度範囲全体にわたって一定の分解能でＡスキャンを得るために、たとえば、特定組織への等距離波数を参照して、順番にスペクトルドメイン内の補間点領域に対する測定信号を補間する（再写像する）ことが可能である。さらに、それによって、分解能を低下させる色分散の数値補償も可能である。このような再写像およびこれらの分散補償は、ＳＤ−ＯＣＴに関する米国特許第７３３０２７０号明細書に記載されており、本明細書においてその内容全体を参照する。

Ｖ．Ｊ．ＳｒｉｎｉｎｉｖａｓａｎらによるＯｐｔｉｃｓ Ｌｅｔｔｅｒｓ ３２，３６１に記載されるように、本例では、等間隔波数は等距離位相離間のその後の決定にともなってヒルベルト変換を用いて参照干渉計５からの信号の位相再構成によって得られる。

この目的のために、参照干渉計５からの信号の位相が一意的に再構成される程にレーザー光源１の波数の調整における統計誤差が小さくなるようにすることはさらに必要である。特に、波数誤差σ_ｋの標準偏差が長さＬＲＥＦによって定められる限界σ_ｋ＜π／（ＬＲＥＦ×ｖ）以下に留まることは確かであり、したがって、位相誤差＞πは、たとえば、４００（ｖ＝４．０５）・・・１００００（ｖ＝３．２３）スキャンごとに発生するだけである。

また、ＯＣＤＲ信号は、サンプルなしで得られる、あるいは測定ビームがマスクされた状態で得られるバックグラウンド信号を平均化して差し引くことによって改善される。
図１ｃは、サンプル３としての眼球の例に対して得られたＡスキャン、すなわち、光軸に沿った縦断面を示す。ピークは、この場合は左から右に、角膜、水晶体の前側、後側水晶体、および網膜の反射を示す。

図２は、眼球の生体認証に関する本発明の好ましい実施形態を示す。波長可変レーザー光源１、ビーム整形および結合ユニット２、検出器６，７を有する参照干渉計５、割り当てられた差動アンプ８、ならびにデータ収集ユニット９からなる基本設計は、図１の設計に対応する。さらに、サンプル３（眼球）の中に投射されその後に検出器１５，１６を用いて検出される参照光成分によって後方散乱される光の干渉を実現するさらなる干渉計１４がレーザー１の下流に配置されている。干渉計１４の２つの検出器１５，１６に割り当てられるのは、具体的な実施形態においては、差動増幅と総合利得とを切り替え可能なアンプ１７である。アンプ１７の出力は、さらにデータ収集ユニット９に接続される。

基本的な信号処理、例として、参照干渉計５からの信号の検出、再写像、バックグラウンド除去、およびフーリエ変換は、ここでは自己相関信号を得るために前述と同様に実施される。

この場合、参照光成分は、光ファイバー部品からなる干渉計１４における透過性参照アームによって生成される。あるいは、たとえば、ファイバー端における反射によって得られる参照光成分を使用することも可能である。図２ａおよび２ｂはこのようなファイバー干渉計の２つの改良型を示す。検出器１５，１６の好ましい応答に合わせて参照光成分を設定しうる調整可能なアッテネータ２６が、上記の干渉計の参照アームでさらに使用される。適正な干渉のために参照光およびサンプル光の偏光状態を部分的または完全に補償しうるサンプルアームまたは参照アームの考えられる偏光補償器については図示されていない。

第１のファイバーカプラ２７は、サンプルアームと参照アームとに分割する目的を果たす。
ファイバーカプラ２７の分割比は、本例では、サンプルから戻る光の主要部分が検出器１５，１６に供給されるように図２ａにおいて設定される。

ファイバーカプラ２８は、参照アームからの参照光を戻りのサンプル光に干渉法によって重畳するとともに、平衡検出のために検出器１５，１６に逆位相の信号成分を供給する目的を果たす。原理的には、ＦＤ−ＯＣＤＲにおいて想定されるミラーアーチファクトに対してさらに直角成分を決定するために国際公開第２００４／１１１６１１号パンフレットに記載されたオプションを採用することも可能である。

図２ｂでは、ファイバーカプラ２７は参照アーム減衰の一部をもたらし、ファイバーカップラ２９はサンプルから戻る光が主に検出器１５，１６に供給されるように選択される。これは、調整可能なアッテネータ２６が限られた減衰範囲しか有していないときに好都合である。さらに、可視光がファイバーカプラ２７を介して固定光源１９から供給される。

参照光も完全に阻止されうるように調整可能なアッテネータ２６が設計される場合、それによって前述の自己相関信号を得ることも結果的に可能である。この場合、アンプ１７は、加算に切り替えられるが、平衡検出のための参照光成分の使用を仮定すると減算に切り替える必要がある。阻止されていない参照アームを仮定すると、加算信号もレーザーモニタリングに使用される。

赤外領域、すなわち、たとえば、６００〜１１５０ｎｍの測定波長λを選択することは眼球の測定に有効であることが証明されており、７００ｎｍ、８００ｎｍ、１０６０ｎｍなどの値が特に好ましい。

さらに、装置は観察カメラ１８および固定光源１９を有する。観察カメラ１８は、特許文献１におけるＣＣＤカメラに対応しており、その内容全体が本明細書によって参照され、患者の眼球３に対して測定装置の配置をその場で制御する働きをし、この目的のために、さらに眼球に照準マーカーを投影することも可能である。つまり、照準マーカーは測定波長λに対して少なくとも残留感度を有するはずであり、これは一般にシリコンセンサー（ＣＭＯＳ型の場合を含む）を有するカメラに有効であり、特に、角膜における測定ビームの比較的強い反射が効果的に特定されうる。固定光源１９は、眼球を測定装置に対して合わせる働きをし、たとえば、独国特許第１０３２３９２０号明細書における提案と同様の設計が可能であり、その内容全体が本明細書によって参照される。オプションとして、測定が眼球の軸上、すなわち視軸上で（眼球を固定して）実施されるように適切な制御が患者に施されてもよい。

測定では、患者は自分の頭部２０をほぼ静止状態に保たれるようにするため被検者台２１に置く。レーザー１および干渉計１４は、安定した位置で相互に接続され、患者の眼球３を基準にして調整するための手段（ここでは図示せず）を用いて一緒に移動される。また、この安定した位置の接続は、光がファイバー、特にモノモードファイバーによって案内されるとき好都合であることが判明している。したがって、可変光ファイバー偏光補償器（パドル）を使用する手間を省くことがまさに可能である。

データ収集ユニット９は、種々のビット深度を有するアンプ８からの信号（参照干渉計５からの信号）とアンプ１７からの信号（干渉計１４からの信号）とをディジタル化することができる。

伝送されるデータ量を抑制するために、参照干渉計信号をディジタル化する最小ビット深度ＭＢＴは、この場合、参照干渉計５における光波長差ＬＲＥＦと、ＭＢＴ≧ｌｏｇ２（２／（１−｜ｃｏｓ（π×ＬＲＥＦ／２ＺＭＡＸ）｜）のような光学ＯＣＤＲ測定範囲ＺＭＡＸとに適合される。ＬＲＥＦ＝１００ｍｍおよびＺＭＡＸ＝６０ｍｍを仮定すると、ＭＢＴ＝４ビットになる。

１４未満のビット深度は、干渉計１４からのＯＣＤＲ信号をディジタル化するために使用され、具体的には、１０ビットのビット深度があれば十分である。
制御ユニット１０は、測定信号のビット深度を切り替えることができるように、ライン２２を介してデータ収集ユニット９に接続される。このようなビット深度の切替えは、たとえば、自己相関測定と参照アームを用いた測定との切替えに対する最適応答にとって好都合である。

さらに、制御ユニット１０は焦点の切替（独国特許第１０３２３９２０号明細書の場合のように）を実施しうるようにビーム整形および結合ユニット２（ライン２３）に接続されるが、アンプ１７はさらなるライン２４を介して制御されるとともに、特に、加算関数と減算関数との間で切り替えられうる。さらに、アンプの増幅比の切替えは、特に、ＯＣＤＲ信号のオーバードライビングが所与として、あるいは、自己相関測定と参照アームからの参照光成分を参照する測定とを切り替える場合に実施される。

収束のために、結合ユニット２は、前眼部分の後方（好ましくは角膜の後方８〜２５ｍｍ、せいぜい角膜の後方４０ｍｍ）にある眼球内に測定ビーム収束を生成する集束レンズ３０を含む。あるいは、回折または反射収束素子を使用することも可能である。また、眼球の屈折に対する適合は、この場合、適当な適合光学系によって実施されうる。固定が測定ビームの収束によって影響を受けないように、かつ、網膜上に固定光の最良の結像が、すなわち、好ましくは、収束レンズ３０の下流で得られるように固定光源１９が結合ユニット２に供給されるとこの場合に好都合である。さらに、結合光学系は、たとえば、横方向測定ビーム変位による強力な干渉角膜反射を回避することによって、特にＯＣＤＲ信号を改善するために、測定ビームを変位または偏向させる装置を含みうる。

干渉計１４における参照アームの減衰または阻止の切替えは、制御ユニット１０と干渉計１４との間の接続２５によって実施される。図２ｃは図２による装置（参照アーム）を用いて測定されたＡスキャンを示すが、図２ｄは阻止された参照アームによる、すなわち、鏡面対称信号成分を表示せずに後方散乱されたサンプル光の自己相関関数を決定することによるアナログ測定を示す。

調整範囲の好ましい値、Δｋ＝１１２０００ｍ^−１、Ｄ＝２ｍｍ、波長λ＝１０６０ｎｍ、および調整時間τ＝５００μｓを用いると、３０μｍよりも小さなＯＣＤＲ分解能／測定精度による１回の測定操作で水晶体の全眼軸長および位置を初めて決定することが可能である。ここでは、測定結果が眼球の不随意な動きによって破損しないことが保証される。

最大レーザー線幅δｋは測定領域に依存することが明らかになっている。レーザー線幅は、自己相関関数を測定する場合に１６２ｍ^−１よりも小さくなければならず、すなわち、参照アームが阻止される。

参照アームを有する装置を使用すると、サンプル内の参照面を適当に定義することによって、１．角膜、水晶体、および網膜からの信号が十分な強度で検出され、しかも、２．ミラーアーチファクトが計算によって抑圧されまたは識別および排除されうることを保証することが可能である。図３はこれを参照面の様々な位置に対して図式的に示しており、参照面は参照光路とサンプル光路の波長差によって設定される。

図３ａでは、参照面は、網膜（Ｒ）の後方で設定されており、結果は９３ｍ^−１の最大レーザー線幅である（曲線として図式的に表わされる５４ｍｍの全測定範囲にわたって８０ｄＢの信号レベル低下）。Ｒ’、Ｃ’は、ここでも以下でもミラーアーチファクトを示す。

図３ｂでは、参照面は、角膜（Ｃ）の前方で設定され、結果は８１ｍ^−１の最大レーザー線幅である（角膜は網膜よりもよく反射するので、５４ｍｍの全測定範囲にわたって６０ｄＢの信号レベル低下が考えられる）。

図３ｃでは、参照面は角膜（Ｃ）と網膜（Ｒ）の間で設定されており、結果は１６２ｍ^−１の最大レーザー線幅である。
図３ａの場合と同様に、図３ｄでは、５４ｍｍの全測定範囲にわたってわずか２０ｄＢの目標信号レベル低下を想定して、参照面は網膜（Ｒ）の後方で設定されており、結果は４７ｍ^−１の最大レーザー線幅である。これは好ましいレーザー線幅δｋである。ここでは、参照面と眼球の最も近くにありかつ測定ビームによって横断される光学素子との間に６４ｍｍの最小間隔を実現する必要がある。

図３ｅは、自己相関関数を測定する場合の条件を示す。実質的に比較的狭いレーザー線幅（＜２０ｍ^−１）の場合、信号アーチファクトが光学素子による反射から発生して測定結果の解釈を誤らせるおそれがある。

目的が測定信号およびミラー信号を共用することである場合（図３ｃ）、あるいは測定信号間に望ましくない重なりのおそれがある場合（たとえば、図３ａ、ｂのＲ、Ｃ）、誤差を回避するためにミラー信号（Ｒ’、Ｃ’）の一意的識別が必要となる。

これを目的として、手動および自動識別、あるいは抑圧を可能にするミラー信号の固有の変動を実現するような測定または再構成の条件で変動を実現することが好ましい。
これに対する第１の好ましいオプションは参照アームとサンプルアームの長さの差の変動であり、この差はミラー信号の場合に、測定信号とは反対の局所変動をもたらし、数値的に検出されうる。これは、たとえば、被検者と測定装置との距離を好ましくは０．１〜４ｍｍの範囲で変えることによって、また、識別される信号成分の信号分布の一次モーメントを決定することによって実施されうる。あるいは、レーザーの一連の調整の間に参照アームとサンプルアームの間の位相シフトを非常に迅速に実施することも可能であり、それによって、スペクトルデータを使用して複雑なＦＤ−ＯＣＤＲ信号を再構成することが可能であり、その場合に、ミラーアーチファクトを完全または部分的に抑圧することも可能である（米国特許第７４３３０４６Ｂ２号明細書と比較して）。その結果、ミラーアーチファクトのこの完全または部分的な抑圧は、識別機能としても適している。しかしながら、この手順は、比較的大きい局所変動の決定よりもサンプルの動きに対して複雑かつ敏感である。さらなるオプションは、米国特許第７３３０２７０号明細書に従った不平衡色分散の採用であるが、しかしながら、測定およびミラー信号の不鮮明度の違いをもたらして判断するために、引き続き種々の分散補償係数を用いて数値的な再構成を何回か実施する必要がある。特に、分散補正中に符号が変化すると、スミアリングがミラー信号から測定信号に発生するという作用をもたらし、その結果、たとえば、識別される信号成分の分布の二次モーメントを決定することによって識別を実施することが同様に可能である。

さらなる好都合な解決策は、角膜と網膜の間の領域における干渉参照面の位置決めを除外するように、測定信号とミラー信号の間の望ましくない重なりを基本的に回避することである。この目的のための１つの可能な実施形態は、参照面がヘッドサポートに保持された被検者の角膜の前方に常に確実に位置決めされるように干渉計を設計することであるが（図３ｂ）、測定範囲は、位置決め誤差と眼軸長範囲をカバーするために、特に、少なくとも４４ｍｍの干渉測定範囲（片側のＡスキャン長）を選択することによって十分に大きくなるように選択される。目的が患者の眼球の調整を容易にすることである場合は、少なくとも５０ｍｍの干渉測定範囲を選択することが推奨される。

本発明による解決策の場合、Ｂスキャンによって前眼房または網膜などの１つの眼領域を検出することが可能であるのみならず、それぞれの他の領域から新たなＢスキャン情報を得ることも同時に可能であることは好都合である。この新たな情報によって、Ｂスキャン記録の期間中に眼球が動く可能性があるにもかかわらず個々のＡスキャン内の眼構造の間隔をきわめて正確に測定できるだけでなく、動きが補正された画像データの再生のためにＢスキャンデータを補正することも可能であるので、このことは特に好都合である。例として、この目的では網膜領域のＢスキャンを記録することは好ましいであろうが、Ｂスキャンは、たとえば、角膜の前面または後面からの鏡面反射など、角膜の画像情報を同時に含む。Ｂスキャン記録中に被検者の軸方向の眼球の動きがあることが許容される場合は、これらの動きは角膜および網膜の両構造のプロファイルに影響を与えることになる。角膜の画像情報が別に測定によって決定され、あるいは記録された形状に対応するようにここで補正されると、この目的のために採用される補正は網膜構造に対応する画像情報にも適用されうるとともに、それによって動きが補正された表示も同様に達成されうる。例として、このような補正は、特に、画像の角膜構造が、たとえば、角膜曲率測定法または角膜トポグラフィーによって前もって決定されるとともに、特に、連続関数を用いて記述される形状からの最小偏差を示すように、Ｂスキャンを形成するＡスキャンの軸方向および横方向の変位によって実施されうる。

代替的補正オプションは、Ｂスキャンにおけるその見かけの局所表面曲率を参照して角膜プロファイルを解析することと、引き続いて画像データにおける動き成分を抑制するために妥当性の検討によって形状および動きの成分に分離されうる変調周波数を導くことである。これは、好ましくは、角膜の少なくとも１つの境界面が決定され、その軸方向位置が横方向偏向あるいは対応するＡスキャン記録例に対してプロットされ、フーリエ変換によって変調周波数スペクトルに変換されるように行なわれる。続いて、形状および動きの成分が相応に構成されたフィルターによって得られうる。動き成分は、その後、フーリエ逆変換によって補正され、角膜および網膜とともに前眼房が補正された動きに見えるように画像データにおけるＡスキャンの逆方向性の変位となりうる。変調周波数に関する前述のフィルターは、たとえば、米国特許第７３７０９６９号明細書からそれ自体が知られているように、トポグラフィー臨床データの解析によって得られ、その全体が本明細書によって参照される。本発明の実施は、示された例示的実施形態に拘束されるものではなく、また、特許請求の範囲を超えるものではない。

Claims (1)

1. 可動サンプルである人間の眼球に対してＡスキャンを行うために、重心波数ｋ_０を中心として波数を調整可能な波長可変レーザー光源とサンプルから後方散乱される光に対する少なくとも１つのレシーバとを有するとともにサンプルサイズに対応する測定範囲を有する掃引信号源光学コヒーレンスドメイン反射率測定（ＳＳＯＣＤＲ）装置であって、
   前記サンプルは直径Ｄの測定ビームを用いて前記サンプルの表面に照射され、
   前記光源はδｋ＜９３ｍ^−１のレーザー線幅を有し、
   前記光源の調整は重心波数ｋ_０を中心として時間τ＜４４ｓｅｃ／（Ｄ×ｋ_０）で実施されることを特徴とする掃引信号源光学コヒーレンスドメイン反射率測定装置。