JP4057251B2

JP4057251B2 - Optical tomographic imaging system

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Publication number: JP4057251B2
Application number: JP2001118015A
Authority: JP
Inventors: 昌宏戸井田
Original assignee: Fujifilm Corp
Current assignee: Fujifilm Corp
Priority date: 2000-04-26
Filing date: 2001-04-17
Publication date: 2008-03-05
Anticipated expiration: 2021-04-17
Also published as: JP2002014037A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、低コヒーレンス光である信号光を被測定部に照射して被測定部の断層画像を取得する光断層画像化装置に関し、特に被測定部の表面および深部の微細構造情報を信号光の反射光に基づいて、画像化する光断層画像化装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
従来、低コヒーレンス光を用いた光断層画像化装置、特に低コヒーレンス干渉光の光強度をヘテロダイン検波により測定することにより、被測定部の断層画像を取得する光断層画像化装置が、眼底網膜下の微細構造の光断層画像の取得等に用いられている。
【０００３】
例えば、「Science 254号 P1178〜P1181」（by D.Haung et.al）には、ＳＬＤ(Super Luminescent Diode）等から成る光源から出射された低コヒーレンス光を信号光と参照光に分割し、ピエゾ素子等により参照光の周波数を僅かにシフトさせ、信号光を生体の被測定部に入射させて該測定部の所定の深度で反射した反射光と参照光とを干渉させ、その干渉光の光強度をヘテロダイン検波により測定し、断層情報を取得するものであり、参照光の光路上に配置した可動ミラー等を微少移動させ、参照光の光路長を僅かに変化させることにより、参照光の光路長と信号光の光路長が一致した被測定部の深度での情報を得る光断層画像化装置が提案されている。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、従来のこのような光断層画像化装置においては、安全性を確保するため、生体の被測定部において、信号光の光強度が生体組織に影響を与えることのない規定値以下の値となるように信号光の光出力を制限している。この規定値以下の光強度が小さいものであるため、被測定部において反射される信号光の反射光の光強度はさらに小さなものとなる。このため、反射光に基づいた断層情報を取得する光断層画像化装置では、望ましいＳ／Ｎを有する断層画像情報が得られない恐れがあった。
【０００５】
本発明は上記事情に鑑みてなされたものであり、低コヒーレンス干渉を用いてて断層画像を取得する光断層画像化装置において、信号光の光強度を生体の被測定部の安全性を確保できる光強度に保ちつつ、Ｓ／Ｎが向上した断層情報を取得可能な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。
【０００６】
【課題を解決するための手段】
本発明の光断層画像化装置は、低コヒーレンス光を信号光と参照光に分割し、
前記参照光の周波数と前記信号光の周波数に差が生じるように、前記参照光または信号光の少なくとも一つの周波数をシフトさせ、
前記信号光を被測定部に照射し、
前記信号光の前記被測定部の所定の深部からの反射光と、前記参照光とを干渉させ、干渉光強度を測定して前記被測定部の光断層画像を取得する光断層画像化装置において、前記反射光を光増幅する光増幅手段を備えたことを特徴とするものである。
【０００７】
ここで、「参照光の周波数と前記信号光の周波数に差が生じるように、前記参照光または信号光の少なくとも一つの周波数をシフトさせる」とは、シフトさせた後の参照光と信号光を干渉させた場合に、上記信号光と参照光との差周波数で強弱を繰り返すビート信号が生じるような周波数差が生じるように、前記参照光または信号光の少なくとも一つの周波数をシフトさせることを意味している。
【０００８】
また「信号光の被測定部の所定の深度からの反射光」とは、被測定部に照射された信号光が被測定部の所定の深部で反射した反射光と、被測定部の表面で反射した反射光とを含むものである。
【０００９】
「干渉光強度を測定する」とは、上記信号光と参照光との差周波数で強弱を繰り返すビート信号（干渉光）の強度を計測することを意味し、例えば、ヘテロダイン干渉計等による計測を意味する。
【００１０】
また、上記光増幅手段としては、光導波路を備えた光増幅器が好ましい。
【００１１】
ここで、「光導波路を備えた光増幅器」とは、例えば、半導体光増幅器、誘導ラマン光増幅器あるいは光ファイバ増幅器等を意味するものであり、すなわち光導波路を備えたものであればいかなるものでもよいが、特に光ファイバ増幅器が好適である。
【００１２】
また、上記光ファイバ増幅器としては、遷移金属イオン、希土類イオンまたは錯イオンからなる群から、少なくとも１種類のイオンが添加された光ファイバを備えたものが望ましい。
【００１３】
さらに、上記光ファイバに添加するイオンとしては、遷移金属イオンであるＴｉ^４＋、Ｃｒ³⁺、Ｍｎ⁴⁺、Ｍｎ²⁺、Ｆｅ³⁺、希土類イオンであるＳｃ³⁺、Ｙ³⁺、Ｌａ³⁺、Ｃｅ³⁺、Ｐｒ³⁺、Ｎｄ³⁺、Ｐｍ³⁺、Ｓｍ³⁺、Ｅｕ³⁺、Ｇｄ³⁺、Ｔｂ³⁺、Ｄｙ³⁺、Ｈｏ³⁺、Ｅｒ³⁺、Ｔｍ³⁺、Ｙｂ³⁺、Ｌｕ³⁺、錯イオンであるＷＯ₄ ^2-、ＭｏＯ₄ ^2-、ＶＯ₄ ³⁺、Ｐｔ（ＣＮ）₄ ^2-およびＷＯ₆ ^6-からなる群から選ばれる少なくとも１種類のイオンを用いることが好ましい。
【００１４】
また、上記光ファイバ増幅器としては、色素が添加された光ファイバを備えた光ファイバ増幅器も好適である。
【００１５】
なお、被測定部が、生物組織の一部である場合には、低コヒーレンス光の波長は、６００nm以上１７００nm以下の範囲内の波長が好ましい。
【００１６】
【発明の効果】
本発明の光断層画像化装置は、被測定部で反射した反射光を光増幅したのち、参照光と干渉させ、干渉光強度を測定することにより、信号光の光強度を被測定部の安全性を確保できる光強度に保ちつつ、Ｓ／Ｎが向上した断層画像情報を取得することができる。また、従来の光断層画像化装置では、断層画像情報を取得することのできない生体測定部の深度で反射された反射光に関しても、増幅することにより、この反射光と参照光との干渉光も検出可能となるため、断層画像を取得できる深度が増加する。
【００１７】
また、光増幅手段として、光導波路を備えた光増幅器を用いた場合には、反射光の伝送経路内に容易に光増幅器を配設する事ができる。また、この光増幅器として、光ファイバ増幅器を用いれば、増幅用の光ファイバは巻回して設置可能であるため、光ファイバ増幅器を大型化することなく、増幅用の光ファイバの長さを所望の増幅率が得られる長さまで、長くすることができるので、小型な光ファイバ増幅器を設置するのみで、反射光を高い増幅率で増幅することができる。また光ファイバ増幅器の特徴の１つは、低雑音性であり、微弱な反射光を精度良く増幅することができる。
【００１８】
また、上記光ファイバ増幅器として、遷移金属イオン、希土類イオンまたは錯イオンからなる群から選ばれる少なくとも１種類のイオンを添加された光ファイバを備えたものを用いれば、所望の反射光の波長帯域において高い増幅率で増幅することができる。
【００１９】
さらに、上記イオンとして、遷移金属イオンであるＴｉ^４＋、Ｃｒ³⁺、Ｍｎ⁴⁺、Ｍｎ²⁺、Ｆｅ³⁺、希土類イオンであるＳｃ³⁺、Ｙ³⁺、Ｌａ³⁺、Ｃｅ³⁺、Ｐｒ³⁺、Ｎｄ³⁺、Ｐｍ³⁺、Ｓｍ³⁺、Ｅｕ³⁺、Ｇｄ³⁺、Ｔｂ³⁺、Ｄｙ³⁺、Ｈｏ³⁺、Ｅｒ³⁺、Ｔｍ³⁺、Ｙｂ³⁺、Ｌｕ³⁺、錯イオンであるＷＯ₄ ^2-、ＭｏＯ₄ ^2-、ＶＯ₄ ³⁺、Ｐｔ（ＣＮ）₄ ^2-およびＷＯ₆ ^6-からなる群から選ばれる少なくとも１種類のイオンを用いれば、これらのイオンは光ファイバに容易に添加でき、光ファイバ増幅器の製造コストすなわち光断層画像化装置の製造コストを低減できる。
【００２０】
上記光ファイバ増幅器として、色素を添加した光ファイバを備えたものを用いれば、所望の波長帯域において、反射光を効率良く増幅することができる。
【００２１】
また、被測定部が生物組織の一部である場合には、低コヒーレンス光の波長が、６００nm以上１７００nm以下の範囲内であれば、信号光が被測定部において、望ましい透過性および散乱性を有するので、所望の断層画像を取得することができる。
【００２２】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の具体的な実施の形態である光断層画像化装置について図１を参照して説明する。図１は本発明による光断層画像化装置の概略構成図である。
【００２３】
この光断層画像化装置は、低コヒーレンス光L1を出射する光源部100 と、この光源部100 から出射された低コヒーレンス光を参照光L2および信号光L3へ分割し、また反射光L4と参照光L2の合波を行うファイバ結合光学系200 と、参照光L2の光路上に配され、参照光L2の光路長を変化させる光路遅延部300 と、信号光L3で生体組織の被測定部10を走査する光走査部400 と、被測定部10の所定の面で反射された信号光L3の反射光L4を増幅する光ファイバ増幅器500 と、増幅された反射光L4’と参照光L2との干渉光L5の強度を検出するバランス差分検出部600 と、バランス差分検出部600 で検出された干渉光L5の光強度から被測定部10の所定の面で反射された反射光L4の強度を求めるヘテロダイン検出を行い、画像信号に変換する信号処理部700 と、信号処理部700 で得られた画像信号を断層画像として表示する画像処理部710 とから構成されるものである。
【００２４】
光源部100 は、中心波長７８０nmで、スペクトル幅が約２０nmの低コヒーレンス光L1を射出するＳＬＤ(Super Luminescent Diode）101 と、低コヒーレンス光L1を集光するレンズ102 とを備えている。
【００２５】
ファイバ結合光学系200 は、ファイバ光源101 から出射された低コヒーレンス光L1を参照光L2と信号光L3とに分割し、また、信号光L3の被測定部10の所定の深部からの反射である反射光L4と参照光L2とを合波し、干渉光L5を得るファイバカプラ201 と、光源部100 とファイバカプラ201 の間に設けられるファイバカプラ202 と、３つのポートを有し、信号光L3および反射光L4をポート間で伝送する光サーキュレータ203 と、３つのポートを有し、信号光L3および反射光L4をポート間で伝送する光サーキュレータ204 と、参照光L2に僅かな周波数シフトを生じさせるピエゾ素子205 と、光源部100 とファイバカプラ202 を繋ぐファイバ206 と、ファイバカプラ201 および202 を介して光路遅延部300 とバランス差分検出部600 の一方の入力を繋ぐファイバ207 と、ファイバカプラ201 を介してバランス差分検出部600 の他方の入力と光サーキュレータ204 を繋ぐファイバ208 と、光サーキュレータ204 と光サーキュレータ203 を繋ぐファイバ209 と、光サーキュレータ203 と光走査部400 を繋ぐファイバ210 と、光サーキュレータ203 と後述する光ファイバ増幅器500 の光コネクタ503 を繋ぐファイバ211 と、光サーキュレータ204 と後述する光ファイバ増幅器500 のファイバカプラ507 を介して光コネクタ502 を繋ぐファイバ212 とを備えている。なお、ファイバ206〜211は、シングルモード光ファイバである。
【００２６】
光路遅延部300 は、ファイバ207 から射出された参照光L2を平行光に変換し、また反射された参照光L2をファイバ207 へ入射させるレンズ301 と、図１における水平方向への移動により参照光L2の光路長を変化させるプリズム302 とを備えている。
【００２７】
光走査部400 は、信号光L3を図１における垂直方向に移動し、また被測定部10で反射した反射光L4をファイバ210 に入射させるレンズ401 およびレンズ402 とを備えている。
【００２８】
光ファイバ増幅器500 は、励起状態において、信号光が入射されると、その信号光を増幅するファイバ増幅部501 と、該ファイバ増幅部501 の両端に接続される光コネクタ502 および503 と、ファイバ増幅部501 に供給する励起光L6である波長５３２nmの第２高調波を発生するＹＡＧレーザ504 と、該ＹＡＧレーザ504 から出力された励起光L6を集光するレンズ505 と、励起光L6を導光するファイバ506 と、該ファイバ506 により導光された励起光L6をファイバ212 に導入するファイバカプラ507 とを備えている。ファイバ増幅部501 は、７８０nm近傍に利得を有するTi^４＋が添加されたコアを備える光ファイバからなり、該光ファイバは巻回された状態で設置されている。
【００２９】
バランス差分検出部600 は、干渉光L5の光強度を測定する光検出器601 および602 と、光検出器601 の検出値と光検出器602 の検出値の入力バランスを調整し、ノイズ成分やドリフト成分を相殺した上で、差分を増幅する差動増幅器603 とを備えている。
【００３０】
次に本実施の形態の光断層画像化装置の動作について説明する。まず、ＳＬＤ101 から射出された波長７８０ｎｍの低コヒーレンス光L1は、レンズ102 により集光され、ファイバ206 に入射する。
【００３１】
ファイバ206を透過した低コヒーレンス光L1は、ファイバカプラ202 で、ファイバ207 に導入され、さらに、ファイバカプラ201 で、ファイバ207 内を光路遅延部300 の方向へ進行する参照光L2と、ファイバ208 内を光サーキュレータ204 の方向へ進行する信号光L3とに分割される。
【００３２】
参照光L2は光路上に設けられたピエゾ素子205 により変調され、参照光L2と信号光L3には、僅かな周波数差△ｆが生じる。
【００３３】
信号光L3 は光サーキュレータ204 のポート204aに入射し、ポート204b からファイバ209 へ射出され、光サーキュレータ203 のポート203aへ入射され、ポート203bからファイバ210 へ射出され、光走査部400 のレンズ401 および402 を経て被測定部10へ入射される。
【００３４】
被測定部10に入射された信号光L3のうち被測定部10の所定の深度で反射された反射光L4は、レンズ402 および401 により、ファイバ210 に帰還せしめられる。ファイバ210 に帰還せしめられた反射光L4は、光サーキュレータ203 のポート203bに入射し、ポート203cからファイバ211 に射出される。ファイバ211 から光ファイバ増幅器500 に入射された反射光L4は光ファイバ増幅器500 で増幅され、反射光L4’となって、ファイバカプラ201 において、ファイバ207 に帰還せしめられた参照光L2と合波される。なお、光ファイバ増幅器500 における作用の詳細は後述する。
【００３５】
一方、ピエゾ素子205 で変調された後の参照光L2は、ファイバ207 を通過し光路遅延部300 のレンズ301 を介して、プリズム302に入射し、このプリズム302で反射され再度レンズ301 を透過して、ファイバ207 に帰還せしめられる。ファイバ207 に帰還せしめられた参照光L2はファイバカプラ201 で、上述した反射光L4’と合波される。
【００３６】
ファイバカプラ201 で合波された反射光L4’および参照光L2は、再び同軸上に重なることになり所定の条件の時に反射光L4’と参照光L2が干渉し、干渉光L5となり、ビート信号を発生する。
【００３７】
すなわち、参照光L2および反射光L4’は、可干渉距離の短い低コヒーレンス光L1であるため、低コヒーレンス光L1が信号光L3と参照光L2に分割されたのち、反射光L4’（反射光L4）がファイバカプラ201 に到達するまでの光路長が、参照光L2がファイバカプラ201 に到達するまでの光路長に略等しい場合に両光が干渉し、この干渉する両光の周波数差（△ｆ）で強弱を繰り返すビート信号が発生する。
【００３８】
干渉光L5は、ファイバカプラ201 で分割され、一方は、ファイバ207 を透過してバランス差分検出部600 の光検出器601 に入力され、他方はファイバ208 を透過して光検出器602 に入力される。
【００３９】
光検出器601 および602 では、干渉光L5から上記ビート信号の光強度を検出し、差動増幅器603 で、光検出器601 の検出値と光検出器602 の検出値の差分を求め、信号処理部700 へ出力する。なお、差動増幅器603 は、その入力値の直流成分のバランスを調整する機能を備えているため、たとえ光源部100 から出射された低コヒーレンス光L1にドリフトが生じている場合でも、直流成分のバランスを調整した上で差分を増幅することにより、ドリフト成分は相殺され、ビート信号成分のみが検出される。
【００４０】
信号処理部700 では、バランス差分検出部600 で検出された干渉光L5の光強度から被測定部10の所定の面で反射された反射光L4の強度を求めるヘテロダイン検出を行い、画像信号に変換し、断層画像として画像表示部710 に表示する。
【００４１】
なお、プリズム302 をその光軸方向（図中水平方向）に移動すると、参照光L2がファイバカプラ201 に到達するまでの光路長が変化する。このため参照光L2と干渉する反射光L4’（L4）の光路長も変化するため、断層情報を取得する被測定部10の深度も変化する。
【００４２】
上記の動作を繰り返し、被測定部10の所定点における表面から所望の深度までの断層情報を取得したのち、光走査部400 のレンズ401 およびレンズ402 により、信号光L3の入射点を図１の垂直方向に僅かに移動させ、同様に所定の深度までの断層情報を取得する。このような動作を繰り返すことにより、被測定部10の断層画像を得ることができる。
【００４３】
ここで、光ファイバ増幅器500 の動作の詳細を説明する。ＹＡＧレーザ504 から射出された波長５３２nmの励起光L6は、レンズ505 により集光されて、ファイバ506 に入射される。ファイバカプラ507 において、励起光L6はファイバ212 に導入され、光コネクタ502 を介してファイバ増幅部501 に入射する。励起光L6は、ファイバ増幅部501 内を伝播しながら、コアに添加されたＴｉ^４＋に吸収される。励起光L6を吸収したTi^４＋は、基底状態から励起状態に遷移する。この状態において、ファイバ増幅部501 の一端に、反射光L4が入射し、ファイバ増幅部501 のコア内を伝播すると、反射光L4と同一位相の光が誘導放出され、Ti^４＋は基底状態へ戻る。このような誘導放出が繰り返され、増幅された反射光L4’がファイバ増幅器501 の他端から射出される。従って、反射光L4’は、反射光L4が増幅された同位相の信号であるため、この反射光L4’と参照光L2を干渉させた干渉光から断層画像情報を取得することができる。
【００４４】
上記の動作により、被測定部10で反射した反射光L4を増幅した反射光L4’と、参照光L2とを干渉させた干渉光L5の光強度を測定することにより、信号光の光強度を生体の被測定部の安全性を確保できる光強度に保ちつつ、Ｓ／Ｎが向上した断層情報を取得することができる。また、従来の光断層画像化装置では断層画像情報を取得することのできない被測定部10の深度で反射された反射光L4に関しても、増幅することにより、この反射光L4’と参照光L2との干渉光L5も検出可能となるため、断層画像を取得できる深度が増加する。
【００４５】
さらに、増幅用の光ファイバは巻回して設置可能であるため、光ファイバ増幅器500 を大型化することなく、増幅用の光ファイバの長さを所望の増幅率が得られる長さまで、長くすることができるので、小型な光ファイバ増幅器500 を設置するのみで、反射光L4を高い増幅率で増幅することができる。また光ファイバ増幅器500 の特徴の１つは、低雑音性であり、微弱な反射光L4を精度良く増幅することができる。
【００４６】
また、上記光ファイバ増幅器500 のファイバ増幅部には、Ｔｉ^４＋を添加した光ファイバを使用しているため、７８０nm近傍の波長帯域である反射光L4を効率よく増幅可能である。
【００４７】
また、低コヒーレンス光L1の波長が７８０nmであり、すなわち信号光L3の波長も７８０nmであるため、信号光L3は生体組織である被測定部10において、望ましい透過性および散乱性を有するので、所望の断層画像を取得することができる。
【００４８】
また、上記第１の実施の形態の変形例として、波長７８０nmの光を発するＳＬＤ101 の代わりに波長１５５０nmの光を発するＳＬＤを使用した光断層画像化装置を考えることもできる。この場合には、光ファイバ増幅器500 のファイバ増幅部には、Ｅｒ^３＋が添加された光ファイバを用い、励起用の波長５３２nmの光を発するＹＡＧレーザ502 の代わりに、波長９８０nmの光を発する半導体レーザを使用すれば、添加されたＥｒ^３＋に励起光が吸収され、波長１５５０nmの反射光L4の増幅が効率良く行われる。
【００４９】
なお、低コヒーレント光L1の波長帯域に応じて、適宜遷移金属イオン、希土類イオンまたは錯イオンからなる群の中から少なくとも１つのイオンを添加した光ファイバを備えた光ファイバ増幅器を使用することができる。また、適宜上記イオンとして、遷移金属イオンであるＴｉ^＋４、Ｃｒ³⁺、Ｍｎ⁴⁺、Ｍｎ²⁺、Ｆｅ³⁺、希土類イオンであるＳｃ³⁺、Ｙ³⁺、Ｌａ³⁺、Ｃｅ³⁺、Ｐｒ³⁺、Ｎｄ³⁺、Ｐｍ³⁺、Ｓｍ³⁺、Ｅｕ³⁺、Ｇｄ³⁺、Ｔｂ³⁺、Ｄｙ³⁺、Ｈｏ³⁺、Ｅｒ³⁺、Ｔｍ³⁺、Ｙｂ³⁺、Ｌｕ³⁺、錯イオンであるＷＯ₄ ^2-、ＭｏＯ₄ ^2-、ＶＯ₄ ³⁺、Ｐｔ（ＣＮ）₄ ^2-およびＷＯ₆ ^6-からなる群から選ばれる少なくとも１種類のイオンを用いれば、反射光を効率良く増幅することができ、また、これらのイオンは、光ファイバのコアに容易に添加可能であり、ファイバ増幅部の製造コストを低減することができる。さらに、光ファイバに色素を添加したファイバ増幅部を使用することもできる。
【００５０】
次に、本発明の第２の具体的な実施の形態である光断層画像化装置について図２を参照して説明する。図２は本発明による光断層画像化装置の概略構成図であり、この光断層画像化装置は、中心波長８００nmで、スペクトル幅が約２００nmの低コヒーレンス光L11 を出射する光源部800 と、この光源部800 から出射された低コヒーレンス光L11 を参照光L12 および信号光L13 へ分割し、また参照光L12 と反射光L14'との合波を行うファイバ結合光学系200 と、参照光L12 の光路上に配され、参照光L12 の光路長を変化させる光路遅延部300 と、信号光L13 で生体組織の被測定部10を走査する光走査部400 と、被測定部10の所定の面で反射された信号光L13 の反射光L14 を増幅する光ファイバ増幅器900 と、増幅された反射光L14'と参照光L12との干渉光L15の強度を検出するバランス差分検出部600 と、バランス差分検出部600 で検出された干渉光L15の光強度から被測定部10の所定の面で反射された反射光L14 の強度を求めるヘテロダイン検出を行い、画像信号に変換する信号処理部700 と、信号処理部700 で得られた画像信号を断層画像として表示する画像処理部710とから構成されているものである。なお、図１に示す第１の具体的な実施の形態と同等の要素については同番号を付し、特に必要のない限りその説明は省略する。
【００５１】
光源部800 は、励起光が入射されると低コヒーレンス光L11 を射出するファイバ光源801 と、該ファイバ光源801 を励起する励起光L10 として、波長６６０nmのレーザ光を射出する半導体レーザ802 と、励起光L10 をファイバ光源801 の入射端面に集光するレンズ803 と、低コヒーレンス光L11 に含まれている励起光L10 をカットするために、７００nm以下の波長帯域の光をカットする励起光カットフィルタ804 と、ファイバ光源801 から出射された低コヒーレンス光L11 を集光するレンズ805 およびレンズ806 とを備えている。
【００５２】
ファイバ光源801 は、中心にコア807 を有する光ファイバであり、コア807 には、励起光L10 を吸収して発光する色素が添加されている。励起光L10 がファイバ光源801 に入射すると、ファイバ光源801 の出射端からは、中心波長が約８００nmで、スペクトル幅が約２００nmの低コヒーレンス光L11 が出射される。
【００５３】
以下、光ファイバ増幅器900 以外の構成は、参照光L2の代わりに参照光L12 が使用され、信号光L3の代わりに信号光L13が、反射光L4の代わりに反射光L14が、反射光L4’の代わりに反射光L14'が、干渉光L5の代わりに干渉光L15 が使用されることを除き、図１に示す第１の実施の形態と同様である。
【００５４】
光ファイバ増幅器900 は、励起状態において、信号光が入射されると、その信号光を増幅するファイバ増幅部901 と、該ファイバ増幅部901 の両端に接続される光コネクタ502 および503 と、ファイバ増幅部901 に供給する励起光L16 である波長６６０nmのレーザ光を発する半導体レーザ902 と、励起光L16 を集光するレンズ505 と、励起光L16 を導光するファイバ506 と、該ファイバ506 により導光された励起光L16をファイバ212 に導入するファイバカプラ507 とを備えている。なお、ファイバ増幅部901 としては、ファイバ光源801 のコアに添加された色素と同じ色素がコアに添加された光ファイバを使用している。
【００５５】
次に本実施の形態の光断層画像化装置の動作について説明する。まず、半導体レーザ802 から射出された波長６６０ｎｍの励起光L10 は、レンズ803 により集光され、ファイバ光源801 のコア807 に導入される。
【００５６】
励起光L10 は、コア807 内を伝播しながら、添加された色素に吸収される。励起光L10 を吸収した色素は、基底状態から励起状態に遷移する。励起状態からは、熱緩和や発光過程を通して、基底状態へ戻る。ファイバ光源801 は、光共振器を構成していないため、個々の発光がランダムに、相関無く増幅されながら、コア807 内を伝播し、自然放出光としてファイバ光源801 の端面から出射する。この自然放出光は、コア807 内に添加された色素の発光スペクトルとファイバ光源801 の伝送特性から決まるスペクトル特性を有する低コヒーレンス光L11 である。また、その光強度は、励起光の光強度とコア807 内に添加された色素の量に依存する。すなわち、励起光の光強度、ファイバ光源801 のコア807 内に添加される色素の種類と量、およびファイバ光源801 の長さを適宜選択することにより、所望の中心波長、スペクトル幅および光強度を有する低コヒーレンス光L11 が得られる。
【００５７】
本実施の形態に用いられるファイバ光源801 からは、中心波長が約８００nm、スペクトル幅が約２００nmの低コヒーレンス光L11 が出射され、この低コヒーレンス光L11 は、レンズ805 により平行光に変換され、励起光カットフィルタ804 を透過後、レンズ806 により集光され、ファイバ206に導入される。
【００５８】
以下光ファイバ増幅器900 の動作を除いて、図１に記載される第１の実施の形態と同様な動作により、被測定部10の断層画像を得ることができる。
【００５９】
ここで、光ファイバ増幅器900 の動作の詳細を説明する。半導体レーザ902 から射出された波長６６０nmの励起光L16 は、レンズ505 により集光されて、ファイバ506 に入射される。ファイバカプラ507 において、励起光L16 はファイバ212 に導入され、光コネクタ502 を介してファイバ増幅部901 に入射する。励起光L16 は、ファイバ増幅部901 内を伝播しながら、コアに添加された色素に吸収される。
【００６０】
励起光L16を吸収した色素は、基底状態から励起状態に遷移する。この状態において、ファイバ増幅部901の一端に、反射光L14 が入射し、ファイバ増幅部901のコア内を伝播すると、反射光L14と同一位相の光が誘導放出され、色素は基底状態へ戻る。このような誘導放出が繰り返され、増幅された反射光L14'がファイバ増幅部901 他端から射出される。従って、反射光L14'は、反射光L14 が増幅された同位相の信号であり、この反射光L14'と参照光L12 を干渉させた干渉光L15 を検出し、断層画像情報を取得できる。なお、ファイバ増幅部901 内においては、誘導放出と同時に自然放出も行われるが、自然放出により発生した光は、その位相がランダムであるため、参照光L12 と干渉することはないため、断層画像の検出に支障を生じることはない。
【００６１】
上記の動作により、被測定部10で反射した反射光L14を増幅した反射光L14'と、参照光L12 とを干渉させ、干渉光強度を測定することにより、第１の実施の形態と同様の効果を得ることができる。
【００６２】
また、ファイバ増幅部901 には、波長８００nm近傍の光を増幅可能な色素が添加されているため、反射光L14 が効率よく増幅される。
【００６３】
なお、所望の深度における断層情報を得るためには、信号光と参照光の干渉は、参照光の光路長と信号光の光路長とが完全一致した時にのみ生じることが理想であるが、実際には信号光と参照光の光路長差が光源のコヒーレンス長以下であれば、干渉が生じてしまう。すなわち、低コヒーレンス干渉における分解能は、光源のコヒーレンス長により定められるものとなる。
【００６４】
一般に、光源の波長分布がガウス型分布であれば、そのコヒーレンス長ΔＬは、中心波長をλｃ、スペクトル幅をΔλとすると、次式で表される。
【００６５】
ΔＬ＝（２／π）・ln２・（λｃ／Δλ）（１）
例えば低コヒーレンス光の光源として、第１の実施の形態で使用された中心波長７８０nm、スペクトル幅２０ｎｍの光を発するＳＬＤを用いた場合、コヒーレンス長は、約１４μｍとなる。
【００６６】
一方本実施の形態においては、光源として、波長８００nm、スペクトル幅２００ｎｍの光を発するファイバ光源801 を用いたため、コヒーレンス長は、約１．４μｍとなり、高い分解能で断層画像を取得できる。
【００６７】
また、上記第２の実施の形態の変形例として、色素が添加されたファイバ増幅部901 の代わりに、遷移金属イオン、希土類イオンまたは錯イオンからなる群の中から少なくとも１つのイオンが添加されたファイバ増幅部を設けることもできる。また、適宜上記イオンとして、遷移金属イオンであるＴｉ^４＋、Ｃｒ³⁺、Ｍｎ⁴⁺、Ｍｎ²⁺、Ｆｅ³⁺、希土類イオンであるＳｃ³⁺、Ｙ³⁺、Ｌａ³⁺、Ｃｅ³⁺、Ｐｒ³⁺、Ｎｄ³⁺、Ｐｍ³⁺、Ｓｍ³⁺、Ｅｕ³⁺、Ｇｄ³⁺、Ｔｂ³⁺、Ｄｙ³⁺、Ｈｏ³⁺、Ｅｒ³⁺、Ｔｍ³⁺、Ｙｂ³⁺、Ｌｕ³⁺、錯イオンであるＷＯ₄ ^2-、ＭｏＯ₄ ^2-、ＶＯ₄ ³⁺、Ｐｔ（ＣＮ）₄ ^2-およびＷＯ₆ ^6-からなる群から選ばれる少なくとも１種類のイオンを用いれば、反射光を効率良く増幅することができる。また、これらのイオンは、光ファイバのコアに容易に添加可能であり、ファイバ増幅部の製造コストを低減することができる。
【００６８】
なお上記各実施形態においては、ピエゾ素子205を参照光の光路に挿入し、参照光の周波数をシフトさせたが、これに限定されるものではなく、信号光の周波数をシフトさせてもよい。あるいは参照光および信号光の両者の周波数をシフトさせて、両者の周波数に差を設けるものであってもよい。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の第１の光断層画像化装置の概略構成図
【図２】本発明の第２の光断層画像化装置の概略構成図
【符号の説明】
10 被測定部
100,800 光源部
101 ＳＬＤ
200 ファイバ結合光学系
201,202,507 ファイバカプラ
205 ピエゾ素子
203,204 光サーキュレータ
300 光路遅延部
302 プリズム
400 光走査部
500,900 光ファイバ増幅器
501,901 ファイバ増幅部
504 ＹＡＧレーザ
600 バランス差分検出部
601,602 光検出器
603 差動増幅器
700 信号処理部
710 画像表示部
801 ファイバ光源
802 半導体レーザ
804 励気光カットフィルタ
902 半導体レーザ[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to an optical tomographic imaging apparatus that obtains a tomographic image of a measurement target portion by irradiating the measurement target portion with signal light that is low-coherence light. The present invention relates to an optical tomographic imaging apparatus that forms an image based on the reflected light.
[0002]
[Prior art]
Conventionally, an optical tomographic imaging apparatus using low-coherence light, particularly an optical tomographic imaging apparatus that obtains a tomographic image of a measurement target part by measuring the light intensity of low-coherence interference light by heterodyne detection, It is used to acquire optical tomographic images of the fine structure.
[0003]
For example, in “Science 254 No. P1178 to P1181” (by D. Haung et.al), low coherence light emitted from a light source composed of SLD (Super Luminescent Diode) or the like is divided into signal light and reference light, and piezo The frequency of the reference light is slightly shifted by an element or the like, the signal light is incident on the measurement target part of the living body, the reflected light reflected at a predetermined depth of the measurement part and the reference light are interfered, and the light of the interference light The intensity is measured by heterodyne detection to acquire tomographic information. The optical path of the reference light is slightly changed by moving a movable mirror or the like arranged on the optical path of the reference light slightly and changing the optical path length of the reference light slightly. There has been proposed an optical tomographic imaging apparatus that obtains information at the depth of a measurement target part in which the length and the optical path length of signal light coincide.
[0004]
[Problems to be solved by the invention]
However, in such a conventional optical tomographic imaging apparatus, in order to ensure safety, in the measurement target part of the living body, the light intensity of the signal light is a value not more than a specified value that does not affect the living tissue. Thus, the optical output of the signal light is limited. Since the light intensity below this specified value is small, the light intensity of the reflected light of the signal light reflected at the measured part is even smaller. For this reason, in an optical tomographic imaging apparatus that acquires tomographic information based on reflected light, there is a possibility that tomographic image information having a desirable S / N cannot be obtained.
[0005]
The present invention has been made in view of the above circumstances, and in an optical tomographic imaging apparatus that acquires a tomographic image using low coherence interference, the light intensity of signal light can be ensured for the safety of a measured part of a living body. It is an object of the present invention to provide an optical tomographic imaging apparatus capable of acquiring tomographic information with improved S / N while maintaining light intensity.
[0006]
[Means for Solving the Problems]
The optical tomographic imaging apparatus of the present invention divides low-coherence light into signal light and reference light,
Shifting at least one frequency of the reference light or the signal light so that a difference occurs between the frequency of the reference light and the frequency of the signal light,
Irradiate the signal light to the measured part,
In the optical tomographic imaging apparatus for causing the reflected light of the signal light from a predetermined depth of the measurement target part to interfere with the reference light and measuring the interference light intensity to obtain the optical tomographic image of the measurement target part , And a light amplifying means for amplifying the reflected light.
[0007]
Here, “shifting at least one frequency of the reference light or the signal light so that a difference occurs between the frequency of the reference light and the frequency of the signal light” means that the reference light and the signal light after the shift are shifted. Means that at least one frequency of the reference light or signal light is shifted so that a frequency difference is generated such that a beat signal that repeats strong and weak at the difference frequency between the signal light and the reference light when the interference occurs. is doing.
[0008]
In addition, “reflected light from a predetermined depth of the measured part of the signal light” means that the reflected signal light irradiated to the measured part is reflected by the predetermined depth of the measured part and the surface of the measured part. The reflected light is reflected.
[0009]
“Measuring interference light intensity” means measuring the intensity of a beat signal (interference light) that repeats the intensity at the difference frequency between the signal light and the reference light. For example, measurement with a heterodyne interferometer or the like is performed. means.
[0010]
The optical amplification means is preferably an optical amplifier equipped with an optical waveguide.
[0011]
Here, the “optical amplifier having an optical waveguide” means, for example, a semiconductor optical amplifier, a stimulated Raman optical amplifier, an optical fiber amplifier, or the like, that is, any optical amplifier having an optical waveguide. An optical fiber amplifier is particularly preferable.
[0012]
The optical fiber amplifier preferably includes an optical fiber to which at least one kind of ion is added from the group consisting of transition metal ions, rare earth ions, or complex ions.
[0013]
Furthermore, as ions added to the optical fiber, Ti which is a transition metal ion⁴⁺, Cr³⁺, Mn⁴⁺, Mn²⁺, Fe³⁺Sc, a rare earth ion³⁺, Y³⁺, La³⁺, Ce³⁺, Pr³⁺, Nd³⁺, Pm³⁺, Sm³⁺, Eu³⁺, Gd³⁺, Tb³⁺, Dy³⁺, Ho³⁺, Er³⁺, Tm³⁺, Yb³⁺, Lu³⁺WO, which is a complex ion_Four ^2-, MoO_Four ^2-, VO_Four ³⁺, Pt (CN)_Four ^2-And WO₆ ^6-It is preferable to use at least one ion selected from the group consisting of:
[0014]
As the optical fiber amplifier, an optical fiber amplifier provided with an optical fiber to which a dye is added is also suitable.
[0015]
In addition, when the part to be measured is part of a biological tissue, the wavelength of the low coherence light is preferably in the range of 600 nm to 1700 nm.
[0016]
【The invention's effect】
The optical tomographic imaging apparatus of the present invention optically amplifies the reflected light reflected by the measured part, then interferes with the reference light and measures the intensity of the interference light, thereby reducing the light intensity of the signal light. The tomographic image information with improved S / N can be acquired while maintaining the light intensity that can secure the property. Further, in the conventional optical tomographic imaging apparatus, the reflected light reflected at the depth of the living body measurement unit where the tomographic image information cannot be acquired is also amplified, so that the interference light between the reflected light and the reference light is also amplified. Since it becomes detectable, the depth which can acquire a tomographic image increases.
[0017]
Further, when an optical amplifier provided with an optical waveguide is used as the optical amplifying means, the optical amplifier can be easily arranged in the reflected light transmission path. Also, if an optical fiber amplifier is used as this optical amplifier, the amplification optical fiber can be wound and installed, so that the length of the amplification optical fiber can be set to a desired value without increasing the size of the optical fiber amplifier. Since the length can be increased to a length at which the amplification factor can be obtained, the reflected light can be amplified with a high amplification factor only by installing a small optical fiber amplifier. One of the features of the optical fiber amplifier is low noise, and weak reflected light can be accurately amplified.
[0018]
In addition, if the optical fiber amplifier includes an optical fiber to which at least one kind of ion selected from the group consisting of transition metal ions, rare earth ions, or complex ions is added, in the desired reflected light wavelength band Amplification can be performed at a high amplification factor.
[0019]
Further, as the ions, Ti which is a transition metal ion⁴⁺, Cr³⁺, Mn⁴⁺, Mn²⁺, Fe³⁺Sc, a rare earth ion³⁺, Y³⁺, La³⁺, Ce³⁺, Pr³⁺, Nd³⁺, Pm³⁺, Sm³⁺, Eu³⁺, Gd³⁺, Tb³⁺, Dy³⁺, Ho³⁺, Er³⁺, Tm³⁺, Yb³⁺, Lu³⁺WO, which is a complex ion_Four ^2-, MoO_Four ^2-, VO_Four ³⁺, Pt (CN)_Four ^2-And WO₆ ^6-If at least one type of ions selected from the group consisting of these is used, these ions can be easily added to the optical fiber, and the manufacturing cost of the optical fiber amplifier, that is, the manufacturing cost of the optical tomographic imaging apparatus can be reduced.
[0020]
If an optical fiber amplifier including an optical fiber added with a dye is used as the optical fiber amplifier, reflected light can be efficiently amplified in a desired wavelength band.
[0021]
In addition, when the measured part is a part of a biological tissue, if the wavelength of the low coherence light is in the range of 600 nm or more and 1700 nm or less, the signal light has desirable transmittance and scattering properties in the measured part. Therefore, a desired tomographic image can be acquired.
[0022]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Hereinafter, an optical tomographic imaging apparatus according to a specific embodiment of the present invention will be described with reference to FIG. FIG. 1 is a schematic configuration diagram of an optical tomographic imaging apparatus according to the present invention.
[0023]
This optical tomographic imaging apparatus divides the low-coherence light emitted from the light source unit 100 that emits the low-coherence light L1 into the reference light L2 and the signal light L3, and the reflected light L4 and the reference light. A fiber coupling optical system 200 for combining L2, an optical path delay unit 300 arranged on the optical path of the reference light L2, and changing the optical path length of the reference light L2, and the measured part 10 of the living tissue with the signal light L3. Interference between the optical scanning unit 400 that scans, the optical fiber amplifier 500 that amplifies the reflected light L4 of the signal light L3 reflected by a predetermined surface of the measured portion 10, and the amplified reflected light L4 ′ and the reference light L2 A balance difference detection unit 600 that detects the intensity of the light L5, and a heterodyne that obtains the intensity of the reflected light L4 reflected by a predetermined surface of the measured part 10 from the light intensity of the interference light L5 detected by the balance difference detection unit 600 The signal processing unit 700 that performs detection and converts it into an image signal, and the signal processing unit 700 The image processing unit 710 displays an image signal as a tomographic image.
[0024]
The light source unit 100 includes an SLD (Super Luminescent Diode) 101 that emits low-coherence light L1 having a center wavelength of 780 nm and a spectral width of about 20 nm, and a lens 102 that collects the low-coherence light L1.
[0025]
  The fiber coupling optical system 200 divides the low-coherence light L1 emitted from the fiber light source 101 into the reference light L2 and the signal light L3, and is a reflection of the signal light L3 from a predetermined depth of the measured part 10. The reflected light L4 and the reference light L2 are combined to obtain an interference light L5, a fiber coupler 201 provided between the light source unit 100 and the fiber coupler 201, and a three-port optical signal light L3. And the optical circulator 203 that transmits the reflected light L4 between the ports, the optical circulator 204 that has three ports and transmits the signal light L3 and the reflected light L4 between the ports, and a slight frequency shift in the reference light L2. A piezo element 205, a fiber 206 connecting the light source unit 100 and the fiber coupler 202, a fiber 207 connecting one input of the optical path delay unit 300 and the balance difference detection unit 600 via the fiber couplers 201 and 202, and a fiber coupler A fiber 208 connecting the other input of the balance difference detection unit 600 and the optical circulator 204 via the optical disc 201, and the optical circulator 204 and the optical circulator 20.Three Optical fiber 209 and optical circulator 20Three And a fiber 210 connecting the optical scanning unit 400 and the optical circulator 20Three And a fiber 211 for connecting an optical connector 503 of an optical fiber amplifier 500 described later, and a fiber 212 for connecting an optical connector 502 via an optical circulator 204 and a fiber coupler 507 of an optical fiber amplifier 500 described later. The fibers 206 to 211 are single mode optical fibers.
[0026]
  The optical path delay unit 300 is the fiber 207 The reference light L2 emitted from the laser beam is converted into parallel light, and the reflected reference light L2 is converted into the fiber 207 1 and a prism 302 that changes the optical path length of the reference light L2 by moving in the horizontal direction in FIG.
[0027]
The optical scanning unit 400 includes a lens 401 and a lens 402 for moving the signal light L3 in the vertical direction in FIG. 1 and for causing the reflected light L4 reflected by the measured unit 10 to enter the fiber 210.
[0028]
The optical fiber amplifier 500 includes a fiber amplifier 501 that amplifies the signal light when the signal light is incident in an excited state, optical connectors 502 and 503 connected to both ends of the fiber amplifier 501, fiber amplification YAG laser 504 that generates second harmonic of wavelength 532 nm, which is excitation light L6 supplied to unit 501, lens 505 that condenses excitation light L6 output from YAG laser 504, and guides excitation light L6 And a fiber coupler 507 for introducing the excitation light L6 guided by the fiber 506 into the fiber 212. The fiber amplifier 501 is a Ti having a gain in the vicinity of 780 nm.⁴⁺The optical fiber is provided with a core to which is added, and the optical fiber is installed in a wound state.
[0029]
The balance difference detection unit 600 adjusts the input balance between the detection values of the photodetectors 601 and 602 that measure the light intensity of the interference light L5, the detection value of the photodetector 601 and the detection value of the photodetector 602, noise components and drift And a differential amplifier 603 that amplifies the difference after canceling the components.
[0030]
Next, the operation of the optical tomographic imaging apparatus according to this embodiment will be described. First, the low coherence light L1 having a wavelength of 780 nm emitted from the SLD 101 is collected by the lens 102 and enters the fiber 206.
[0031]
The low-coherence light L1 transmitted through the fiber 206 is introduced into the fiber 207 by the fiber coupler 202, and further, the reference light L2 traveling in the fiber 207 toward the optical path delay unit 300 and the fiber 208 Is divided into signal light L3 traveling in the direction of the optical circulator 204.
[0032]
The reference light L2 is modulated by the piezo element 205 provided on the optical path, and a slight frequency difference Δf is generated between the reference light L2 and the signal light L3.
[0033]
The signal light L3 is incident on the port 204a of the optical circulator 204, is emitted from the port 204b to the fiber 209, and the optical circulator 20Three Port 20Threeincident on a, port 20ThreeThe light is emitted from b to the fiber 210 and is incident on the measured part 10 through the lenses 401 and 402 of the optical scanning part 400.
[0034]
  Of the signal light L3 incident on the measured part 10, the reflected light L4 reflected at a predetermined depth of the measured part 10 is fed back to the fiber 210 by the lenses 402 and 401. The reflected light L4 returned to the fiber 210 is the optical circulator 20.Three Port 20Threeincident on b, port 20Threec is injected into fiber 211. The reflected light L4 incident on the optical fiber amplifier 500 from the fiber 211 is amplified by the optical fiber amplifier 500, becomes reflected light L4 ′, and is combined with the reference light L2 fed back to the fiber 207 in the fiber coupler 201. The Details of the operation of the optical fiber amplifier 500 will be described later.
[0035]
On the other hand, the reference light L2 modulated by the piezo element 205 passes through the fiber 207, enters the prism 302 via the lens 301 of the optical path delay unit 300, is reflected by the prism 302, and passes through the lens 301 again. Then, it is returned to the fiber 207. The reference light L2 fed back to the fiber 207 is combined with the above-described reflected light L4 'by the fiber coupler 201.
[0036]
The reflected light L4 ′ and the reference light L2 combined by the fiber coupler 201 again overlap on the same axis, and the reflected light L4 ′ and the reference light L2 interfere with each other under a predetermined condition to become an interference light L5. Is generated.
[0037]
That is, since the reference light L2 and the reflected light L4 ′ are low coherence light L1 having a short coherence distance, the low coherence light L1 is divided into the signal light L3 and the reference light L2, and then reflected light L4 ′ (reflected light). When the optical path length until L4) reaches the fiber coupler 201 is substantially equal to the optical path length until the reference light L2 reaches the fiber coupler 201, both lights interfere with each other, and the frequency difference (Δ In f), a beat signal that repeats strength is generated.
[0038]
The interference light L5 is split by the fiber coupler 201, one of which is transmitted through the fiber 207 and input to the photodetector 601 of the balance difference detector 600, and the other is transmitted through the fiber 208 and input to the photodetector 602. The
[0039]
The photodetectors 601 and 602 detect the light intensity of the beat signal from the interference light L5, and the differential amplifier 603 obtains the difference between the detection value of the photodetector 601 and the detection value of the photodetector 602, and performs signal processing. Output to part 700. Note that the differential amplifier 603 has a function of adjusting the balance of the DC component of the input value, so even if drift occurs in the low-coherence light L1 emitted from the light source unit 100, the differential amplifier 603 By amplifying the difference after adjusting the balance, the drift component is canceled out and only the beat signal component is detected.
[0040]
The signal processing unit 700 performs heterodyne detection for obtaining the intensity of the reflected light L4 reflected from a predetermined surface of the measured part 10 from the light intensity of the interference light L5 detected by the balance difference detection unit 600, and converts it to an image signal. Then, it is displayed on the image display unit 710 as a tomographic image.
[0041]
When the prism 302 is moved in the optical axis direction (horizontal direction in the figure), the optical path length until the reference light L2 reaches the fiber coupler 201 changes. For this reason, since the optical path length of the reflected light L4 '(L4) that interferes with the reference light L2 also changes, the depth of the measured part 10 that acquires tomographic information also changes.
[0042]
The above operation is repeated to obtain tomographic information from the surface at a predetermined point of the measured part 10 to a desired depth, and then the incident point of the signal light L3 is determined by the lens 401 and the lens 402 of the optical scanning part 400 in FIG. It is moved slightly in the vertical direction, and similarly, tomographic information up to a predetermined depth is acquired. By repeating such an operation, a tomographic image of the measured part 10 can be obtained.
[0043]
Here, details of the operation of the optical fiber amplifier 500 will be described. The excitation light L6 having a wavelength of 532 nm emitted from the YAG laser 504 is condensed by the lens 505 and is incident on the fiber 506. In the fiber coupler 507, the excitation light L6 is introduced into the fiber 212 and enters the fiber amplifier 501 via the optical connector 502. The excitation light L6 propagates through the fiber amplifying unit 501, while Ti added to the core.⁴⁺To be absorbed. Ti which absorbed excitation light L6⁴⁺Transition from the ground state to the excited state. In this state, when the reflected light L4 is incident on one end of the fiber amplifier 501 and propagates through the core of the fiber amplifier 501, light having the same phase as that of the reflected light L4 is stimulated and emitted.⁴⁺Returns to the ground state. Such stimulated emission is repeated, and the amplified reflected light L 4 ′ is emitted from the other end of the fiber amplifier 501. Accordingly, the reflected light L4 'is an in-phase signal obtained by amplifying the reflected light L4, so that tomographic image information can be acquired from the interference light obtained by interfering the reflected light L4' and the reference light L2.
[0044]
Through the above operation, the light intensity of the signal light is measured by measuring the light intensity of the reflected light L4 ′ obtained by amplifying the reflected light L4 reflected from the measured part 10 and the reference light L2, and the interference light L5. The tomographic information with improved S / N can be acquired while maintaining the light intensity that can ensure the safety of the measurement target part of the living body. Further, with respect to the reflected light L4 reflected at the depth of the measured part 10 for which tomographic image information cannot be acquired by the conventional optical tomographic imaging apparatus, the reflected light L4 ′ and the reference light L2 are amplified by amplification. Since the interference light L5 can be detected, the depth at which a tomographic image can be acquired increases.
[0045]
Furthermore, since the optical fiber for amplification can be wound and installed, the length of the optical fiber for amplification is increased to a length that can obtain a desired amplification factor without increasing the size of the optical fiber amplifier 500. Therefore, it is possible to amplify the reflected light L4 with a high amplification factor only by installing a small optical fiber amplifier 500. One of the features of the optical fiber amplifier 500 is low noise and can amplify the weak reflected light L4 with high accuracy.
[0046]
The fiber amplifier section of the optical fiber amplifier 500 includes Ti.⁴⁺Therefore, the reflected light L4 having a wavelength band near 780 nm can be efficiently amplified.
[0047]
In addition, since the wavelength of the low-coherence light L1 is 780 nm, that is, the wavelength of the signal light L3 is also 780 nm, the signal light L3 has desirable transmittance and scattering in the measurement target 10 that is a living tissue. Tomographic images can be acquired.
[0048]
As a modification of the first embodiment, an optical tomographic imaging apparatus using an SLD that emits light having a wavelength of 1550 nm instead of the SLD 101 that emits light having a wavelength of 780 nm can be considered. In this case, the fiber amplifier of the optical fiber amplifier 500 has an Er³⁺If a semiconductor laser that emits light with a wavelength of 980 nm is used instead of the YAG laser 502 that emits light with a wavelength of 532 nm for excitation using an optical fiber doped with³⁺Thus, the excitation light is absorbed and the amplified reflected light L4 having a wavelength of 1550 nm is efficiently performed.
[0049]
An optical fiber amplifier including an optical fiber to which at least one ion is appropriately added from the group consisting of transition metal ions, rare earth ions, or complex ions can be used according to the wavelength band of the low coherent light L1. . Moreover, Ti which is a transition metal ion as said ion suitably.⁺⁴, Cr³⁺, Mn⁴⁺, Mn²⁺, Fe³⁺Sc, a rare earth ion³⁺, Y³⁺, La³⁺, Ce³⁺, Pr³⁺, Nd³⁺, Pm³⁺, Sm³⁺, Eu³⁺, Gd³⁺, Tb³⁺, Dy³⁺, Ho³⁺, Er³⁺, Tm³⁺, Yb³⁺, Lu³⁺WO, which is a complex ion_Four ^2-, MoO_Four ^2-, VO_Four ³⁺, Pt (CN)_Four ^2-And WO₆ ^6-When at least one kind of ions selected from the group consisting of the above is used, the reflected light can be efficiently amplified, and these ions can be easily added to the core of the optical fiber. Cost can be reduced. Furthermore, a fiber amplifying unit in which a dye is added to an optical fiber can be used.
[0050]
Next, an optical tomographic imaging apparatus according to a second specific embodiment of the present invention will be described with reference to FIG. FIG. 2 is a schematic configuration diagram of an optical tomographic imaging apparatus according to the present invention. This optical tomographic imaging apparatus includes a light source unit 800 that emits low-coherence light L11 having a center wavelength of 800 nm and a spectral width of about 200 nm. The low-coherence light L11 emitted from the light source unit 800 is divided into the reference light L12 and the signal light L13, and the light of the reference light L12 and the fiber coupling optical system 200 that combines the reference light L12 and the reflected light L14 ′. An optical path delay unit 300 that is arranged on the road and changes the optical path length of the reference light L12, an optical scanning unit 400 that scans the measurement target 10 of the biological tissue with the signal light L13, and a reflection on a predetermined surface of the measurement target 10 An optical fiber amplifier 900 that amplifies the reflected light L14 of the amplified signal light L13, a balance difference detection unit 600 that detects the intensity of the interference light L15 between the amplified reflected light L14 ′ and the reference light L12, and a balance difference detection unit From the light intensity of the interference light L15 detected at 600 Heterodyne detection for obtaining the intensity of the reflected light L14 reflected from the surface and converting it into an image signal, and an image processing unit 710 for displaying the image signal obtained by the signal processing unit 700 as a tomographic image It is configured. The same elements as those in the first specific embodiment shown in FIG. 1 are denoted by the same reference numerals, and the description thereof is omitted unless particularly necessary.
[0051]
The light source unit 800 includes a fiber light source 801 that emits low-coherence light L11 when excitation light is incident, a semiconductor laser 802 that emits laser light having a wavelength of 660 nm as excitation light L10 that excites the fiber light source 801, and excitation. A lens 803 that condenses the light L10 on the incident end face of the fiber light source 801, and an excitation light cut filter 804 that cuts light in a wavelength band of 700 nm or less in order to cut the excitation light L10 contained in the low coherence light L11. And a lens 805 and a lens 806 for condensing the low-coherence light L11 emitted from the fiber light source 801.
[0052]
The fiber light source 801 is an optical fiber having a core 807 at the center, and a dye that emits light by absorbing the excitation light L10 is added to the core 807. When the excitation light L10 is incident on the fiber light source 801, low-coherence light L11 having a center wavelength of about 800 nm and a spectral width of about 200 nm is emitted from the output end of the fiber light source 801.
[0053]
Hereinafter, the configuration other than the optical fiber amplifier 900 uses the reference light L12 instead of the reference light L2, the signal light L13 instead of the signal light L3, the reflected light L14 instead of the reflected light L4, and the reflected light L4 ′. 1 except that the reflected light L14 ′ is used instead of the interference light L15 and the interference light L15 is used instead of the interference light L5.
[0054]
The optical fiber amplifier 900 includes a fiber amplifier 901 that amplifies the signal light when the signal light is incident in an excited state, optical connectors 502 and 503 connected to both ends of the fiber amplifier 901, and fiber amplification. A semiconductor laser 902 that emits laser light having a wavelength of 660 nm, which is excitation light L16 supplied to the unit 901, a lens 505 that collects the excitation light L16, a fiber 506 that guides the excitation light L16, and light guided by the fiber 506. And a fiber coupler 507 for introducing the pumped light L16 into the fiber 212. The fiber amplifier 901 uses an optical fiber in which the same dye as that added to the core of the fiber light source 801 is added to the core.
[0055]
Next, the operation of the optical tomographic imaging apparatus according to this embodiment will be described. First, the excitation light L10 having a wavelength of 660 nm emitted from the semiconductor laser 802 is condensed by the lens 803 and introduced into the core 807 of the fiber light source 801.
[0056]
The excitation light L10 is absorbed by the added dye while propagating through the core 807. The dye that has absorbed the excitation light L10 transitions from the ground state to the excited state. From the excited state, it returns to the ground state through thermal relaxation and emission processes. Since the fiber light source 801 does not constitute an optical resonator, each light emission propagates through the core 807 while being amplified randomly and without correlation, and is emitted from the end face of the fiber light source 801 as spontaneous emission light. This spontaneous emission light is low coherence light L11 having spectral characteristics determined from the emission spectrum of the dye added in the core 807 and the transmission characteristics of the fiber light source 801. The light intensity depends on the light intensity of the excitation light and the amount of dye added in the core 807. That is, by appropriately selecting the light intensity of the excitation light, the type and amount of the dye added into the core 807 of the fiber light source 801, and the length of the fiber light source 801, the desired center wavelength, spectral width and light intensity can be obtained. The low coherence light L11 having is obtained.
[0057]
The fiber light source 801 used in the present embodiment emits low coherence light L11 having a center wavelength of about 800 nm and a spectral width of about 200 nm. This low coherence light L11 is converted into parallel light by a lens 805 and excited. After passing through the light cut filter 804, the light is collected by the lens 806 and introduced into the fiber 206.
[0058]
Thereafter, except for the operation of the optical fiber amplifier 900, a tomographic image of the measured part 10 can be obtained by the same operation as that of the first embodiment described in FIG.
[0059]
Here, details of the operation of the optical fiber amplifier 900 will be described. The excitation light L16 having a wavelength of 660 nm emitted from the semiconductor laser 902 is collected by the lens 505 and is incident on the fiber 506. In the fiber coupler 507, the pumping light L 16 is introduced into the fiber 212 and enters the fiber amplifier 901 via the optical connector 502. The excitation light L16 is absorbed by the dye added to the core while propagating through the fiber amplifier 901.
[0060]
The dye that has absorbed the excitation light L16 transitions from the ground state to the excited state. In this state, when the reflected light L14 enters one end of the fiber amplifying unit 901 and propagates through the core of the fiber amplifying unit 901, light having the same phase as that of the reflected light L14 is induced and emitted, and the dye returns to the ground state. Such stimulated emission is repeated, and the amplified reflected light L14 ′ is emitted from the other end of the fiber amplifier 901. Accordingly, the reflected light L14 ′ is an in-phase signal obtained by amplifying the reflected light L14, and the tomographic image information can be acquired by detecting the interference light L15 that interferes with the reflected light L14 ′ and the reference light L12. In the fiber amplifying unit 901, spontaneous emission is also performed at the same time as stimulated emission. However, since the phase of the light generated by spontaneous emission is random, it does not interfere with the reference light L12. This will not interfere with detection.
[0061]
By the above-described operation, the reflected light L14 ′ obtained by amplifying the reflected light L14 reflected by the measured part 10 and the reference light L12 are caused to interfere with each other, and the interference light intensity is measured, thereby the same as in the first embodiment. An effect can be obtained.
[0062]
Further, since the fiber amplifier 901 is added with a dye capable of amplifying light in the vicinity of a wavelength of 800 nm, the reflected light L14 is efficiently amplified.
[0063]
In order to obtain tomographic information at a desired depth, it is ideal that the interference between the signal light and the reference light occurs only when the optical path length of the reference light and the optical path length of the signal light completely coincide with each other. If the optical path length difference between the signal light and the reference light is less than or equal to the coherence length of the light source, interference occurs. That is, the resolution in low coherence interference is determined by the coherence length of the light source.
[0064]
In general, if the wavelength distribution of the light source is a Gaussian distribution, the coherence length ΔL is expressed by the following equation, where the center wavelength is λc and the spectrum width is Δλ.
[0065]
ΔL = (2 / π) · ln2 · (λc / Δλ) (1)
For example, when an SLD that emits light having a center wavelength of 780 nm and a spectral width of 20 nm used in the first embodiment is used as a light source of low coherence light, the coherence length is about 14 μm.
[0066]
On the other hand, in this embodiment, since a fiber light source 801 that emits light having a wavelength of 800 nm and a spectral width of 200 nm is used as the light source, the coherence length is about 1.4 μm, and a tomographic image can be acquired with high resolution.
[0067]
As a modification of the second embodiment, at least one ion from the group consisting of transition metal ions, rare earth ions, or complex ions is added instead of the fiber amplifier 901 to which the dye is added. A fiber amplifier can also be provided. Moreover, Ti which is a transition metal ion as said ion suitably.⁴⁺, Cr³⁺, Mn⁴⁺, Mn²⁺, Fe³⁺Sc, a rare earth ion³⁺, Y³⁺, La³⁺, Ce³⁺, Pr³⁺, Nd³⁺, Pm³⁺, Sm³⁺, Eu³⁺, Gd³⁺, Tb³⁺, Dy³⁺, Ho³⁺, Er³⁺, Tm³⁺, Yb³⁺, Lu³⁺WO, which is a complex ion_Four ^2-, MoO_Four ^2-, VO_Four ³⁺, Pt (CN)_Four ^2-And WO₆ ^6-When at least one ion selected from the group consisting of is used, the reflected light can be efficiently amplified. Moreover, these ions can be easily added to the core of the optical fiber, and the manufacturing cost of the fiber amplifier can be reduced.
[0068]
In each of the above embodiments, the piezo element 205 is inserted into the optical path of the reference light and the frequency of the reference light is shifted. However, the present invention is not limited to this, and the frequency of the signal light may be shifted. Or the frequency of both of reference light and signal light may be shifted, and a difference may be provided in both frequency.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a schematic configuration diagram of a first optical tomographic imaging apparatus according to the present invention.
FIG. 2 is a schematic configuration diagram of a second optical tomographic imaging apparatus of the present invention.
[Explanation of symbols]
      10 DUT
      100,800 Light source
      101 SLD
      200 Fiber coupling optics
      201,202,507 Fiber coupler
      205 Piezo elements
      203,204  Optical circulator
      300 Optical path delay
      302 prism
      400 Optical scanning unit
      500,900 optical fiber amplifier
      501,901 Fiber amplifier
      504 YAG laser
      600 Balance difference detector
      601,602 photodetectors
      603 differential amplifier
      700 Signal processor
      710 Image display
      801 fiber light source
      802 Semiconductor laser
      804 Excitation light cut filter
      902 Semiconductor laser

Claims

Split low-coherence light into signal light and reference light,
Shifting at least one frequency of the reference light or the signal light so that a difference occurs between the frequency of the reference light and the frequency of the signal light,
Irradiate the signal light to the measured part,
The reflected light from the predetermined depth of the measured part of the signal light and the reference light are interfered with each other, the interference light intensity is measured to obtain an optical tomographic image of the measured part,
In the optical tomographic imaging apparatus having a single light dividing / combining means for dividing the low-coherence light into the signal light and the reference light and causing the reflected light and the reference light to interfere with each other ,
A first optical circulator;
A second optical circulator;
An optical amplification means for optically amplifying the reflected light,
The signal light split by the light splitting / combining means enters the first port of the second circulator, is emitted from the second port, and further enters the first port of the first optical circulator. And injected from the second port,
Reflected light from a predetermined depth of the part to be measured is incident on the second port of the first optical circulator, emitted from the third port, amplified by the optical amplification means, and then the second optical circulator. An optical tomographic imaging apparatus that is incident on the third port of the optical circulator, exits from the first port, and enters the optical splitting and coupling means .

2. An optical tomographic imaging apparatus according to claim 1, wherein said optical amplifying means is an optical amplifier provided with an optical waveguide.

The optical tomographic imaging apparatus according to claim 2, wherein the optical amplifier is an optical fiber amplifier.

4. The optical tomographic image according to claim 3, wherein the optical fiber amplifier includes an optical fiber to which at least one ion is added from the group consisting of transition metal ions, rare earth ions, or complex ions. Device.

The ions are transition metal ions Ti ⁴ ⁺ , Cr ³⁺ , Mn ⁴⁺ , Mn ²⁺ , Fe ³⁺ , and rare earth ions Sc ³⁺ , Y ³⁺ , La ³⁺ , Ce ³⁺ , Pr ³⁺ , Nd ³⁺ , Pm ³⁺ , Sm ³⁺ , Eu ³⁺ , Gd ³⁺ , Tb ³⁺ , Dy ³⁺ , Ho ³⁺ , Er ³⁺ , Tm ³⁺ , Yb ³⁺ , Lu ³⁺ The complex ion is at least one ion selected from the group consisting of WO42−, MoO ₄ ²⁻ , VO ₄ ³⁺ , Pt (CN) ₄ ²⁻ and WO ₆ ^6−. 4. The optical tomographic imaging apparatus according to 4.

The optical tomographic imaging apparatus according to claim 3, wherein the optical fiber amplifier includes an optical fiber to which a dye is added.

The measured part is a part of a biological tissue;
The optical tomographic imaging apparatus according to any one of claims 1 to 6, wherein the wavelength of the low-coherence light is in a range of 600 nm to 1700 nm.