JP4783190B2 - 光干渉断層計 - Google Patents

Description

本発明は、無侵襲によって生体内部の状態を計測して表示する光干渉断層計に関する。

近年、医療現場においては、生体内部を簡便に無侵襲で計測できる装置および方法として、光コヒーレンストモグラフィ(Optical Coherence Tomography)技術を利用することが注目されている。この光コヒーレンストモグラフィ技術によれば、近赤外線可干渉光を利用することにより、近接領域におけるミクロンオーダの画像化が可能となる。そして、この光コヒーレンストモグラフィ技術は、特に、血管内カテーテルや内視鏡の分野で実用化されつつあり、例えば、下記特許文献１には、マイケルソン型干渉法を用いた内視鏡が開示されている。この内視鏡を利用すれば、医師は、可視光や励起光を利用して患者の体腔壁の表面を観察することができるとともに、近赤外線可干渉光を利用した光コヒーレンストモグラフィによって得られる断層像に基づいて患部の内部を観察することができ、詳細に診察できるようになっている。このため、例えば、癌や腫瘍などを早期に発見することができて正確かつ迅速な診断が可能となるとともに患者の負担を軽減することもできる。一方で、光コヒーレンストモグラフィ技術を利用することによって、正確かつ迅速な診断と患者の負担の軽減を良好に達成できることから、この技術を眼病診断に利用することも盛んに研究されている。
特開２００１−１２５００９号公報

ところで、上記した特許文献１に記載された内視鏡のように、被検体によって反射された光を用いて、患部の内部を観察する場合には、同光を良好に検出する必要がある。しかし、一般的に、被検体によって反射された光は、生体組織により散乱や吸光されて、大幅に減衰する。このように、減衰した光を用いて観察する場合には、医師に対して、正確な情報を提供できない可能性がある。

本発明は、上記した課題を解決するためになされたものであり、その目的は、無侵襲によって生体の代謝に伴う生体情報を正確に計測して、生体内部の状態を詳細に観察できる光干渉断層計を提供することにある。

本発明の特徴は、光干渉断層計を、各種信号を出力するコントローラと、前記コントローラから供給される所定の駆動信号に基づいて発光する複数の光源を有して、異なる特定波長の近赤外線可干渉光を同一光軸上に出射する光出射部と、前記光出射部から出射された各特定波長の近赤外線可干渉光を被検体に向けて透過させるとともに一部を反射して分離する分離手段と、前記コントローラから供給された所定の発振信号に基づいて発振し、前記反射により分離された各特定波長の近赤外線可干渉光の周波数を増加または減少して変調する光周波数変調手段と、同変調された各特定波長の近赤外線可干渉光を前記光周波数変調手段に向けて反射する反射手段と、前記光周波数変調手段と前記反射手段との間に配置されて、前記光周波数変調手段から出射された各特定波長の近赤外線可干渉光の光束を平行に整えるとともに前記反射手段によって反射された各特定波長の近赤外線可干渉光を前記光周波数変調手段上に集光するレンズと、前記反射手段を前記レンズにより平行な光束に整えられた各特定波長の近赤外線可干渉光の光軸方向に移動させる移動手段と、前記分離手段に一体的に設けられて、前記反射手段によって反射されて前記光周波数変調手段により変調された各特定波長の近赤外線可干渉光と前記被検体により反射された各特定波長の近赤外線可干渉光とを光学的に干渉させる干渉手段とを有する光干渉部と、前記光干渉部によって光学的に干渉させた干渉光を受光するとともに同受光した干渉光の光強度を表す電気的な検出信号を出力する受光手段と、同受光手段から出力された電気的な検出信号を、前記コントローラから取得した前記発振信号を用いて復調する復調手段と、同復調手段によって復調された電気的な検出信号の高周波成分を除去するフィルタ手段と、同フィルタ手段によって高周波成分が除去された電気的な検出信号に基づく干渉光の光量を用いて前記被検体の断面形状を表す断面形状情報を算出する断面形状情報算出手段と、前記光出射部から出射された近赤外線可干渉光の光量と前記フィルタ手段によって高周波成分が除去された電気的な検出信号に基づく干渉光の光量とを用いて生体の代謝に伴う前記被検体の生体情報を算出する生体情報算出手段とを有する光検出部と、前記光検出部の断面形状情報算出手段によって算出された断面形状情報および前記生体情報算出手段によって算出された生体情報に基づいて視認可能な画像データを生成する画像データ生成手段と、同画像データ生成手段によって生成された画像データに基づき、前記被検体の断面形状画像、前記被検体の生体情報画像または同断面形状画像と生体情報画像とを合成した合成画像を表示する表示手段とを有する表示部とを備えて構成したことにある。

この場合、前記光干渉部の分離手段に対して、前記出射された近赤外線可干渉光の大部分を被検体に向けて透過させるための低反射領域を形成するとよい。また、前記光干渉部の光周波数変調手段を、音波によって近赤外線可干渉光の周波数を変化させる音響光学変調素子から形成するとよい。また、前記光検出部のフィルタ手段は、前記光出射部から出射された近赤外線可干渉光の周波数と、前記光周波数変調手段によって変調された近赤外線可干渉光の周波数との差分を表す周波数を用いて、前記復調された電気的な検出信号の高周波成分を除去するとよい。また、前記表示部の表示手段は、前記被検体の断面形状画像によって特定される位置と前記被検体の生体情報画像によって特定される位置とを一致させて、前記断面形状画像と前記生体情報画像とを合成した合成画像を表示するとよい。また、この場合、例えば、前記光検出部の生体情報算出手段によって算出される生体情報は、前記被検体の血管中における、血液量、血流量、血流変化および酸素飽和度のうちの一つであるとよい。さらに、この場合、前記被検体は、例えば、眼球の眼底であるとよい。

これらによれば、本発明に係る光干渉断層計は、以下のように作動する。すなわち、ユーザによってコントローラが操作されると、光出射部は、各光源から異なる特定波長の近赤外線可干渉光を出射する。光干渉部においては、分離手段が、光出射部から出射された近赤外線可干渉光を光学的に分離し、被検体、例えば、眼球の眼底にて反射した近赤外線可干渉光と反射手段にて反射した近赤外線可干渉光とを光学的に干渉させる。このとき、分離手段に低反射領域が形成されていれば、光出射部から出射された近赤外線可干渉光の大部分を被検体に向けて透過することができ、被検体によって反射された近赤外線可干渉光の光強度を大きくすることができる。一方、分離された近赤外線可干渉光は、発振信号に基づいて発振する光周波数変調手段（例えば、音響光学変調素子など）によってその周波数が増加または減少するように変調された後、レンズを通過することにより各特定波長の近赤外線可干渉光がそれぞれ平行な光束に整えられて反射手段に到達する。ここで、反射手段は移動手段によって移動可能に構成されているため、反射手段を移動させることによって、被検体の計測部分を連続的に変更することができる。そして、反射手段によって反射された近赤外線可干渉光は、レンズによって光周波数変調手段上に集光された後、再び周波数が増加または減少するように変調される。これにより、周波数の変調された近赤外線可干渉光と、被検体の断面方向にて連続的に変更した計測部分において反射した近赤外線可干渉光とを光学的に干渉させることができる。

光検出部においては、受光手段が干渉光を受光するとともに同受光した干渉光の光強度を表す電気的な検出信号を出力する。そして、復調手段が、出力された電気的な信号を、発振信号を用いて復調し、フィルタ手段が復調された電気的な信号から高周波成分を除去する。このとき、フィルタ手段は、前記光出射部から出射された近赤外線可干渉光の周波数と、前記光周波数変調手段によって変調された近赤外線可干渉光の周波数との差分すなわち発振信号の周波数を用いて高周波成分を除去することができる。そして、断面形状情報算出手段が高周波成分を除去した電気的な検出信号を用いた干渉光の光量に基づいて被検体の断面形状を表す断面形状情報を算出するとともに、生体情報算出手段が光出射部から出射される近赤外線可干渉光の光量と高周波成分を除去した電気的な検出信号を用いた干渉光の光量とに基づいて、被検体の生体情報、例えば、血液量、血流量、血流変化および酸素飽和度などを算出する。

表示部においては、画像データ生成手段が、算出された断面形状情報および生体情報に基づいて、視認可能な画像データを生成する。そして、表示手段が、算出された断面形状情報に基づく断面形状画像、算出された生体情報に基づく生体情報画像またはこれらの断面形状画像と生体情報画像とを合成した合成画像を表示する。このとき、表示手段は、断面形状画像によって特定される位置と生体情報画像によって特定される位置とを一致させて、断面形状画像と前記生体情報画像とを合成した合成画像を表示することができる。

このため、本発明に係る光干渉断層計は、被検体の断面形状と生体情報とを算出することができるとともに、算出した断面形状と生体情報とを表示部に表示することができる。したがって、より多くの正確な情報を医師に提供できる。また、特に、例えば、医師が表示された断面形状の画像を用いて観察している部位に対して、同部位に一致する部位の生体情報の画像を合成して（重ねて）表示することができる。これにより、医師は、表示された断面形状および生体情報に基づき、病状やその進行具合を極めて容易にかつ正確に診断することができる。また、病状の診断に必要な生体情報として、例えば、血液量、血流量、血流変化および酸素飽和度などを容易に算出して表示することもできるため、これによっても、病状やその進行具合を極めて容易にかつ正確に診断することができる。また、光出射部が複数の光源を有して異なる特定波長の近赤外線可干渉光を出射することができるため、生体情報を算出するに当たり、好適な特定波長を選択して出射することもできる。これにより、より正確に生体情報を算出することができて、医師の診断をより好適に補助することもできる。

さらに、本発明に係る光干渉断層計は、光干渉部の分離手段によって分離された近赤外線可干渉光の周波数を変化させ、干渉光の光強度を表す電気的な信号を、前記変化した周波数を用いて復調するとともにフィルタ処理することができる。これにより、ヘテロダイン効果によって、干渉光の光強度を表す電気的な検出信号を容易に増幅することができる。したがって、被検体を観察するための電気的な検出信号を極めて良好に検出することができ、その結果、極めて正確に生体情報を計測することができる。また、分離手段に低反射領域を形成した場合には、光出射部から出射された光を極めて効率よく計測に利用することができ、その結果、計測精度を高めることができる。また、この場合には、分離手段が光出射部から入射した光を偏光しないため、例えば、波長依存性を有する偏光板などを設ける必要もない。このため、波長依存性を無くして光学系の構成を簡略化することができ、例えば、計測に必要な光の光軸設定などを極めて容易に実施することができる。

また、本発明の他の特徴は、前記光出射部は、さらに、前記コントローラから供給される所定の駆動信号をスペクトラム拡散変調して変調駆動信号を生成するスペクトラム拡散変調手段と、前記各光源が前記変調駆動信号に基づいて一斉に発光することにより、一斉に出射された異なる特定波長を有する近赤外線可干渉光を光学的に合成する光合成手段とを有し、前記光検出部は、さらに、前記フィルタ手段によってフィルタ処理された電気的な検出信号に含まれる前記変調駆動信号を前記所定の駆動信号に逆拡散して復調するスペクトラム拡散復調手段を有することにもある。また、前記光出射部は、さらに、前記コントローラから供給される所定の駆動信号を周波数分割多重変調して変調駆動信号を生成する周波数分割多重変調手段と、前記各光源が前記変調駆動信号に基づいて一斉に発光することにより、一斉に出射された異なる特定波長を有する近赤外線可干渉光を光学的に合成する光合成手段とを有し、前記光検出部は、さらに、前記フィルタ手段によってフィルタ処理された電気的な検出信号に含まれる前記変調駆動信号を前記所定の駆動信号に復調する周波数分割多重復調手段を有することにもある。

これらによれば、複数の光源は、変調された変調駆動信号に基づき一斉に（同時に）発光することができる。そして、光合成手段（例えば、ハーフミラーなど）は、一斉に（同時に）出射された異なる特定波長の近赤外線可干渉光を光学的に合成し、光干渉部に出射することができる。そして、光干渉部によって光学的に干渉された干渉光は、光検出部によって復調され、断面形状情報および生体情報が算出される。

このように、複数の特定波長を有する近赤外線可干渉光を同時に出射し、その干渉光を受光することにより、時間経過に伴う状態変化を極めて小さくして生体情報を算出することができる。したがって、より正確に生体情報を算出することができて、医師の診断をより好適に補助することができる。

また、本発明の他の特徴は、前記光出射部は、前記コントローラから所定の時間間隔を有して供給される所定の駆動信号を取得し、前記各光源が前記取得した所定の駆動信号に基づいて順次発光して、異なる特定波長を有する近赤外線可干渉光を前記所定の時間間隔を有して順次出射することにもある。この場合、前記光出射部は、さらに、前記コントローラから所定の時間間隔を有して供給される所定の駆動信号をスペクトラム拡散変調して変調駆動信号を生成するスペクトラム拡散変調手段を有し、前記各光源が前記変調駆動信号に基づいて順次発光して、異なる特定波長を有する近赤外線可干渉光を前記所定の時間間隔を有して順次出射し、前記光検出部は、さらに、前記フィルタ手段によってフィルタ処理された電気的な検出信号に含まれる前記変調駆動信号を前記所定の駆動信号に逆拡散して復調するスペクトラム拡散復調手段を有するとよい。また、この場合、前記光出射部は、さらに、前記コントローラから所定の時間間隔を有して供給される所定の駆動信号を周波数分割多重変調して変調駆動信号を生成する変調手段を有し、前記各光源が前記変調駆動信号に基づいて順次発光して、異なる特定波長を有する近赤外線可干渉光を前記所定の時間間隔を有して順次出射し、前記光検出部は、さらに、前記フィルタ手段によってフィルタ処理された電気的な検出信号に含まれる前記変調駆動信号を前記所定の駆動信号に復調する周波数分割多重復調手段を有するとよい。

これらによれば、光出射部は、異なる特定波長の近赤外線可干渉光を所定の時間間隔を有して順次出射することができる。これにより、光検出部の受光手段（例えば、フォトディテクタなど）に要求される検出速度を小さく（ゆっくり）とすることができるため、光干渉断層計の製造コストを低減することができる。

さらに、本発明の他の特徴は、前記光干渉部と前記光検出部との間にて、前記光干渉部によって光学的に干渉させた干渉光を光学的に分離する光分離部を設けるとともに、同光分離部によって分離された干渉光を受光するための前記光検出部の受光手段を複数設けたことにもある。これによれば、例えば、光出射部から一斉に異なる特定波長の近赤外線可干渉光が出射された場合であっても、光分離部（例えば、ダイクロックミラーやハーフミラーなど）によって干渉光を光学的に分離することができる。このため、例えば、スペクトラム拡散変調するための変調手段や逆拡散するための変調手段などを設ける必要がなく、光干渉断層計の構成を簡素化することができる。

以下、本発明の実施形態を図面を用いて説明する。図１は、本発明に係り、生体内部、例えば、被検体としての眼底の診察に利用される光干渉断層計Ｈの構成を概略的に示している。図１に示すように、光干渉断層計Ｈは、光出射部１と、光干渉部２と、光検出部３と、表示部４とを備えている。また、光干渉断層計Ｈは、ＣＰＵ、ＲＯＭ、ＲＡＭなどからなるマイクロコンピュータを主要構成部品とするコントローラ５を備えている。

光出射部１は、異なる特定波長を有する光をスペクトラム拡散変調して発生する複数の光発生器１０から構成されている。なお、本実施形態においては、図１に示すように、光出射部１を２つの光発生器１０から構成して、言い換えれば、光出射部１から２つの特定波長を有する光を発生するように構成して実施する。しかしながら、光出射部１を構成する光発生器１０の数すなわち出射する光の特定波長の数については、限定されるものではなく、光出射部１を３つ以上の光発生器１０から構成して実施可能であることはいうまでもない。このように、必要に応じて光発生器１０を多数設けることにより、後述する生体情報としての酸素飽和度の算出において定量性が十分に確保できる。

各光発生器１０は、図２に示すように、拡散符号系列発生器１１、掛け算器１２、光源ドライバ１３および光源１４を備えている。拡散符号系列としての拡散符号系列発生器１１は、例えば、１２８ビット長の「＋１」と「−１」からなるＰＮ(Pseudorandom Noise)系列を発生させるものである。そして、この拡散符号系列発生器１１は、例えば、アダマール系列やＭ系列、あるいは、ゴールド符号系列をＰＮ系列として発生する。

なお、上述したアダマール系列、Ｍ系列、あるいは、ゴールド符号系列は、一般的にスペクトラム拡散変調に用いられるものと同様であるため、その発生方法に関する詳細な説明は省略するが、以下に簡単に説明しておく。アダマール系列は、「＋１」と「−１」からなるアダマール行列の各行または各列を取り出して得られる系列である。Ｍ系列は、「０」または「＋１」の状態を記憶する１ビットのレジスタをｎ段並べたシフトレジスタを用い、同シフトレジスタの中間から帰還した値と最終段における値との排他的論理和を初段に接続することにより得られる２値系列である。ただし、この２値系列をＰＮ系列とするために、レベル変換を行い、値「０」を「−１」に変換する。ゴールド符号系列は、基本的には、２種類のＭ系列を用意し、これらを加算して得られる符号系列である。このため、ゴールド符号系列は、Ｍ系列に比して、格段に系列数を増やすことができる系列である。そして、これらの系列の特徴として、異なる系列は互いに直交する性質を有しており、積和演算を行うことによって「０」、すなわち、自己以外には相関が「０」となることが挙げられる。

このように、拡散符号系列発生器１１の発生したＰＮ系列は、コントローラ５に出力されるとともに、掛け算器１２に出力される。掛け算器１２は、コントローラ５から供給される駆動信号と、拡散符号系列発生器１１から供給されるＰＮ系列との積を取る。これにより、駆動信号をスペクトラム拡散変調することができる。そして、掛け算器１２は、スペクトラム拡散変調した駆動信号すなわち変調駆動信号を光源ドライバ１３に供給する。なお、掛け算器１２は、本発明のスペクトラム拡散変調手段を構成する。

光源ドライバ１３は、掛け算器１２から供給された変調駆動信号に基づいて、光源１４を駆動（発光）させるものである。光源１４は、例えば、レーザダイオード(Laser Diode：LD)やスーパールミネッセンスダイオード(Super Luminescence Diode：SLD)などの近赤外発光素子から構成されている。これにより、光源１４は、特定波長を有する近赤外線可干渉光を発光する。ここで、光源１４の発光する近赤外線可干渉光の特定波長としては、例えば、６００ｎｍ〜９００ｎｍ程度の特定波長から選択されるとよく、以下の説明においては、２つの光源１４のうち、一方の光源１４は、例えば、７８０ｎｍの特定波長を有する近赤外線可干渉光を発光し、他方の光源１４は、例えば、８３０ｎｍの特定波長を有する近赤外線可干渉光を発光するものとして説明する。そして、各光源１４によって発光された近赤外線可干渉光は、図１に示すように、集光レンズによって集光された後、ハーフミラーにより同一光軸上に出射される。

光干渉部２は、近赤外線可干渉光を光学的に２方向に分離するとともに、同分離した近赤外線可干渉光の反射光を互いに干渉させるものである。このため、光干渉部２は、図１に示すように、ビームスプリッタ２１と、光波長シフター２２と、コリメートレンズ２３と、可動ミラー２４と、ミラー移動機構２５とから構成されている。

ビームスプリッタ２１は、図３に示すように、例えば、硼珪酸ガラス（商品名：ＢＫ７）や溶融石英ガラス（商品名：コルツ）など透明かつ低屈折率の材料から形成される基板２１ａを備えている。なお、基板２１ａの板厚としては、例えば、０．３ｍｍ程度が好ましい。そして、この基板２１ａの一面側、より詳しくは、眼底に対向する側には、反射層として、所定の層厚（例えば、０．１μｍ程度）を有するアルミ蒸着層２１ｂが形成されている。このアルミ蒸着層２１ｂ上には、同層２１ｂの酸化を防止するための保護層２１ｃが層状に形成されている。なお、保護層２１ｃとしては、例えば、SiO₂，SiOやAlO₃などを採用するとよい。

そして、ビームスプリッタ２１を形成するアルミ蒸着層２１ｂと保護層２１ｃとには、これら各層２１ｂ，２１ｃの形成面方向の略中央部分に層の形成されていない部分、すなわち、孔部２１ｄ（以下、この孔部を透過孔２１ｄという）が設けられている。なお、透過孔２１ｄは、例えば、アルミ蒸着層２１ｂと保護層２１ｃを形成する際に対応部分をマスクで覆って蒸着する方法、または、アルミ蒸着層２１ｂおよび保護層２１ｃを形成した後にエッチングする方法によって形成されるとよい。

この透過孔２１ｄは、光干渉断層計Ｈにおけるビームスプリッタ２１の配置状態、詳しくは、光出射部１から出射される近赤外線可干渉光の光軸に対して４５°傾斜して配置された状態において、所定の孔径を有する円形となるように形成されている。ここで、所定の孔径としては、特に限定されるものではないが、好ましくは、光出射部１から出射される近赤外線可干渉光の光束と同程度以上に設定されるとよい。また、透過孔２１ｄの形状についても、特に限定されるものではなく、真円以外に、例えば、長穴や角孔などを採用することが可能である。なお、この透過孔２１ｄの形成された部分に対応する基板２１ａの領域が本発明の低反射領域を形成する。

また、基板２１ａの他面側、詳しくは、光源１４に対向する側には、反射抑制層２１ｅが形成されている。この反射抑制層２１ｅは、ビームスプリッタ２１に入射した近赤外線可干渉光が、基板２１ａにおける光源１４側の表面で反射されて波長シフター２２方向へ伝播することを防止する一方で、基板２１ａにおける眼底側の内表面（すなわち、基板２１ａと空気との境界面）で反射されて波長シフター２２方向へ伝搬することを許容するものである。ここで、反射抑制層２１ｅは、例えば、フッ化マグネシウムなどを採用して形成するとよい。なお、本実施形態においては、ビームスプリッタ２１の形状を図３に示したように、円形として実施するが、その他の形状、例えば、角型を採用して実施可能であることはいうまでもない。

光波長シフター２２は、音響光学変調器(Acousto-Optic Modulator：AOM)などを主要構成部品とし、ビームスプリッタ２１によって反射されて入射した近赤外線可干渉光の周波数を僅かに変化させるものである。なお、光波長シフター２２は、近赤外線可干渉光の周波数を変化させることから、光周波数シフターと称する場合もある。この光波長シフター２２は、偏向媒体２２ａと圧電変換素子２２ｂとから構成されている。偏向媒体２２ａは、例えば、二酸化テルル(TeO₂)など無色透明の単結晶から形成されるものである。圧電変換素子２２ｂは、コントローラ５から図示省略の１／２回路を介して供給される所定の発振信号Sに基づいて駆動制御されて、例えば、１０〜１００(MHz)程度の周波数を有する超音波を偏向媒体２２ａに対して入射するものである。なお、圧電変換素子２２ｂとしては、例えば、ピエゾ素子などを採用することができる。

このように構成される光波長シフター２２においては、圧電変換素子２２ｂの発振によって入射された超音波の疎密波に起因して、偏向媒体２２ａ中に屈折率の周期的な変化が生じる。これにより、偏向媒体２２ａを通過する近赤外線可干渉光の周波数は、超音波の周波数分だけ増加（または減少）するとともに、近赤外線可干渉光の波長（より詳しくは波数）に応じて所定方向に屈折される。そして、光波長シフター２２によって周波数が変化した近赤外線可干渉光は、コリメートレンズ２３によって平行な光束に整えられた後、可動ミラー２４に到達する。

可動ミラー２４は、図１に示すように、その反射面がコリメートレンズ２３によって整えられた近赤外線可干渉光の光軸に対して直交するように配置されている。この配置により、可動ミラー２４は、到達した近赤外線可干渉光を、再びコリメートレンズ２３を介して光波長シフター２２に向けて反射する。ここで、コリメートレンズ２３は、図１にて破線で示すように、ビームスプリッタ２１によって反射された近赤外線可干渉光の光軸上であり、かつ、光波長シフター２２上に、仮想的な焦点Ｅを有するように配置されている。これにより、可動ミラー２４によって反射された近赤外線可干渉光は、コリメートレンズ２３により、ビームスプリッタ２１によって反射された近赤外線可干渉光の光軸上に集光されるようになっている。ミラー移動機構２５は、例えば、ピエゾ素子を主要構成部品とするアクチュエータである。そして、ミラー移動機構２５は、コントローラ５によって作動制御されて、可動ミラー２４をコリメートレンズ２３によって整えられた近赤外線可干渉光の光軸方向に移動させるようになっている。

次に、このように構成された光干渉部２の動作について説明する。光出射部１から出射された近赤外線可干渉光は、ビームスプリッタ２１に到達する。そして、ビームスプリッタ２１は、到達した近赤外線可干渉光の大部分を眼底に向けて透過するとともに同光の一部を光波長シフター２２に向けて反射して、入射した近赤外線可干渉光を２方向に分離する。具体的に説明すると、光源１４から出射された近赤外線可干渉光は、反射抑制層２１ｅを透過して基板２１ａまで到達する。そして、近赤外線可干渉光が基板２１ａ内に入射すると、上述したように形成された透過孔２１ｄにより、近赤外線可干渉光の大部分（約９６％程度）が反射されることなく、眼底方向へ通過する。

ところで、近赤外線可干渉光が基板２１ａ内に入射すると、眼底側の内表面（すなわち、基板２１ａと空気の境界面）で反射が生じる。このため、近赤外線可干渉光が基板２１ａ内を通過する際には、その一部（約４％程度）が反射され、この反射した近赤外線可干渉光が光波長シフター２２に向けて伝搬する。なお、ビームスプリッタ２１を通過した近赤外線可干渉光は、例えば、光ファイバーなどを介して、眼底方向に伝搬する。また、ビームスプリッタ２１によって反射された近赤外線可干渉光も、例えば、光ファイバーなどを介して、光波長シフター２２方向に伝搬する。

ビームスプリッタ２１を通過した近赤外線可干渉光は、光ファイバーを介して、偏光板Ｂに出射される。ここで、偏光板Ｂは、光源１４から出射される近赤外線可干渉光の偏光面と一致するように、その直線偏光方向が調整されている。これにより、ビームスプリッタ２１を通過した近赤外線可干渉光は、そのまま偏光板Ｂを通過する。このように、偏光板Ｂを通過した近赤外線可干渉光は、対物レンズＲにより集光されて眼底に到達する。なお、この場合、偏光板Ｂを通過した近赤外線可干渉光の光軸を、例えば、図示しない２軸のカルバノミラーなどを用いて適宜変更し、対物レンズＲによって集光された焦点が眼底の表面上を走査できるようにするとよい。

そして、対物レンズＲによって集光された近赤外線可干渉光は、一点鎖線で示すように、眼底の表面近傍で反射される。なお、以下の説明においては、眼底の表面近傍で反射された反射光を計測光という。計測光は、眼底の表面近傍で反射されることによって、大きく散乱された状態となっている。言い換えれば、計測光の光束は、十分大きく拡げられた状態となっている。このように光束が大きく拡げられた計測光は、再び、対物レンズＲを通過することにより、平行な光束に整えられ、偏光板Ｂを通過する。このとき、偏光板Ｂの直線偏光方向は、光源１４から出射される近赤外線可干渉光の偏光面と同一であるため、偏光板Ｂを通過した計測光の偏光面は、ビームスプリッタ２１を通過した近赤外線可干渉光の偏光面と同一となる。そして、偏光板Ｂを通過した計測光がビームスプリッタ２１に到達すると、アルミ蒸着層２１ｂによって反射される。このとき、計測光の光束が大きく拡げられているため、ビームスプリッタ２１に到達した計測光の大部分は、その伝搬方向が９０°だけすなわち図１に示す光検出部３方向に変更される。

なお、透過孔２１ｄおよび基板２１ａを通過する計測光は、透過孔２１ｄの開口面積がアルミ蒸着層２１ｂによる反射面積に比して小さいため、透過孔２１ｄおよび基板２１ａを通過する計測光の光量は僅かである。したがって、計測光が透過孔２１ｄおよび基板２１ａを通過することによる計測精度に与える影響は、極めて小さい。

一方、ビームスプリッタ２１によって分離されて光波長シフター２２方向に伝搬する近赤外線可干渉光は、図示省略の光ファイバーを介して、光波長シフター２２に到達する。光波長シフター２２においては、圧電変換素子２２ｂがコントローラ５から供給された発振信号Sに基づいて周波数RFで発振しており、この発振に伴い偏向媒体２２ａ中の屈折率が周波数RFで周期的に変化している。ここで、近赤外線可干渉光が周波数fを有して光波長シフター２２の偏向媒体２２ａに入射すると、周期的に変化する屈折率に基づくドップラー効果を受けて、近赤外線可干渉光の周波数がf＋RF（または、f−RF）に変化する。さらに、偏向媒体２２ａ中においては、屈折率が周期的に変化しているために屈折率の勾配が存在する。このように屈折率の勾配が存在することによって、偏向媒体２２ａに入射した近赤外線可干渉光は、同光の波長に依存して決まる方向に屈折する。そして、周波数がf＋RF（または、f−RF）に変化するとともに屈折した近赤外線可干渉光は、コリメートレンズ２３方向に出射される。コリメートレンズ２３においては、光波長シフター２２から出射された近赤外線可干渉光を平行な光束となるように整え、可動ミラー２４の反射面に対して垂直に出射する。

可動ミラー２４に到達した近赤外線可干渉光は、同一光軸上にて反射されて、再び、コリメートレンズ２３に入射する。このとき、コリメートレンズ２３は、入射した近赤外線可干渉光を光波長シフター２２上に形成する仮想的な焦点Ｅに集光する。そして、コリメートレンズ２３によって集光されて光波長シフター２２の偏向媒体２２ａ内に入射した近赤外線可干渉光は、再び、ドップラー効果を受けて、その周波数がf＋2・RF（または、f−2・RF）に変化する。また、仮想的な焦点Ｅはビームスプリッタ２１によって反射された近赤外線可干渉光の光軸上に形成されるため、周波数がf＋2・RF（または、f−2・RF）に変化した近赤外線可干渉光は、上述した屈折率の勾配によって偏向した後、同一の光軸上を進み、再び、光ファイバーを介して、ビームスプリッタ２１に到達する。

ここで、光波長シフター２２による近赤外線可干渉光の周波数の変化すなわち「±2・RF」は、上述したように、圧電変換素子２２ｂが発振するＭＨｚオーダーの変化である。この変化は、近赤外線可干渉光の有する周波数f(THz)に比して極めて小さいものである。このため、光波長シフター２２によって周波数すなわち波長が変化した近赤外線可干渉光であっても、偏向媒体２２ａ中においては、屈折率の勾配によってほぼ同一方向に屈折して偏向する。したがって、光波長シフター２２からビームスプリッタ２１に向けて伝搬する近赤外線可干渉光の光軸とビームスプリッタ２１によって反射された近赤外線可干渉光の光軸とは、同一の光軸であるとみなしても問題ない。

このように、光波長シフター２２からビームスプリッタ２１に伝搬した近赤外線可干渉光（以下の説明においては、この近赤外線可干渉光を参照光という）は、上述した眼底への近赤外線可干渉光の通過と同様に、その大部分（約９６％）が基板２１ａおよび透過孔２１ｄを通過して光検出部３の方向に伝搬する。なお、参照光の一部（約４％）は、基板２１ａを透過することによって光出射部１の方向に反射されるが、その光量は僅かであるため、計測精度に対する影響は極めて小さい。

ここで、参照光の偏光面は、光出射部１から出射された状態を維持している。このため、ビームスプリッタ２１によって反射されて光検出部３の方向に伝搬する計測光の偏光面と、ビームスプリッタ２１を透過して光検出部３方向に伝搬する参照光の偏光面とは同一である。これにより、これら計測光と参照光は互いに干渉することができる。なお、以下の説明においては、計測光と参照光とが干渉した近赤外線可干渉光を干渉光という。そして、この干渉光は、図示省略の光ファイバーなどを介して伝搬し、集光レンズＳＲにより集光された後、光検出部３によって検出される。

光検出部３は、光干渉部２からの干渉光を検出し、同検出した干渉光に対応する検出信号を用いて眼底の断面形状を表す情報や生体情報としての血中の酸素飽和度を表す情報を出力するものである。このため、光検出部３は、図４に示すように、受光器３１と、復調器３２と、ローパスフィルタ３３（以下、ＬＰＦ３３という）と、ＡＤコンバータ３４とを備えている。

受光器３１は、例えば、フォトディテクタ（photo detector）やフォトダイオード(photo diode)などの光電変換素子を主要構成部品とするものであり、光干渉部２からの干渉光を受光すると、同干渉光の強度を表す電気的な検出信号を時系列的に復調器３２に出力する。復調器３２は、受光器３１から出力された電気的な検出信号を、コントローラ５から供給される発振信号Sを用いて復調するものである。ＬＰＦ３３は、復調器３２によって復調された電気的な検出信号のうちの高周波成分を除去するものである。ＡＤコンバータ３４は、ＬＰＦ３３によってフィルタリングされた電気的な検出信号（アナログ信号）をデジタル信号に変換するものである。

ここで、受光器３１、復調器３２およびＬＰＦ３３によって処理されて出力される検出信号について説明しておく。今、参照光と計測光の電界成分をそれぞれEr，Esとすると、電界成分Er，Esは下記式１，２で示すことができる。
Er＝ar・cos(2π・fr＋θr) …式１
Es＝as・cos(2π・fs＋θs) …式２
ただし、前記式１中のarは参照光の振幅を表し、frは参照光の周波数すなわち上述した周波数(f＋2・RF)を表し、θrは参照光の位相を表すものである。また、前記式２中のasは計測光の振幅を表し、fsは計測光の周波数すなわち上述した周波数fを表し、θsは計測光の位相を表すものである。

したがって、受光器３１によって受光される干渉光の光強度を表す検出信号Iは、下記式３で示すことができる。
I＝｜Er＋Es｜² …式３
前記式３に対して、前記式１，２を代入して整理すると、下記式４が成立する。
I＝(ar²＋as²)／2＋ar・as・cos(2π・(fr−fs)＋(θr−θs)) …式４
ここで、以下の説明においては、計測光と参照光とが互いに干渉する場合すなわち計測光に眼底の状態を表す情報が付加された場合について説明する。なお、計測光と参照光とが互いに干渉していなければ、前記式４に従って検出信号Iは下記式５によって示すことができる。
I＝(ar²＋as²)／2 …式５

受光器３１から前記式４によって示される電気的な検出信号Iが出力されると、復調器３２は供給された電気的な検出信号Iを復調する。このことを以下に具体的に説明する。まず、復調器３２は、コントローラ５から下記式６に示す発振信号Sを取得する。
S＝arf・cos(2π・(2・RF)＋θrf) …式６
ただし、前記式６中のarfは上述した圧電変換素子２２ｂの発振振幅を表し、RFは発振周波数を表し、θrfは発振の位相を表すものである。

そして、復調器３２は、受光器３１から出力された電気的な検出信号Iを復調するために、下記式７に示すように、検出信号Iに対して発振信号Sを乗算し、復調した電気的な検出信号Imを計算する。
Im＝I・S＝((ar²＋as²)／2＋ar・as・cos(2π・(fr−fs)＋(θr−θs)))・arf・cos(2π・(2・RF)＋θrf) …式７
前記式７を整理すると、下記式８が成立する。
Im＝((ar²＋as²)／2)・arf・cos(2π・(2・RF)＋θrf)＋ar・as・arf・(1／2)・(cos(2π・(fr−fs)＋θr−θs−2π・(2・RF)−θrf)＋cos(2π・(fr−fs)＋θr−θs＋2π・(2・RF)＋θrf)) …式８
ここで、下記式９が成立することを考慮すると、電気的な検出信号Imは下記式１０のように示すことができる。
fr−fs＝2・RF …式９
Im＝((ar²＋as²)／2)・arf・cos(2π・(2・RF)＋θrf)＋ar・as・arf・(1／2)・cos(θr−θs−θrf)＋ar・as・arf・(1／2)・cos(2・2π・(2・RF)＋θr−θs＋θrf)) …式１０

前記式１０に示した電気的な検出信号Imは、ＬＰＦ３３に出力される。ＬＰＦ３３は、例えば、(fr−fs)で表される周波数すなわち2・RF以上の高周波成分を除去する。以下、このフィルタ処理を説明する。前記式９に示したように、参照光の周波数frと計測光の周波数fsとの差すなわち2・RFは、所謂、光ビート周波数を表している。そして、この光ビート周波数を含む前記式６で示した発振信号Sを乗算し、前記式４で示した検出信号Iを復調することによって、前記式１０に示した電気的な検出信号Imを得ることができる。

ところで、前記式１０に示した電気的な検出信号Imは、光ビート周波数を含む交流成分項と光ビート周波数を含まない直流成分項とから形成されている。この場合、高周波成分としての交流成分項は、眼底の計測において、所謂、ノイズとして影響するため、正確に眼底を計測するためにはこの交流成分項を除去する必要がある。このため、ＬＰＦ３３は、電気的な検出信号Imを、光ビート周波数2・RFを用いてローパスフィルタ処理し、高周波成分としての交流成分項を除去する。このように、ＬＰＦ３３がフィルタ処理することによって、下記式１１に示すように、眼底の計測に必要な検出信号Imの直流成分項としての検出信号Ijを得ることができる。
Ij＝ar・as・arf・(1／2)・cos(θr−θs−θrf) …式１１

そして、前記式１１に従って検出信号Ijが得られることにより、所謂、光ヘテロダイン効果によって、眼底における散乱に起因して微弱となった計測光の振幅asを増幅することができる。すなわち、前記式１１に従って計算される検出信号Ijは、眼底の状態を表す計測光の振幅asが小さくても、容易に調整可能な参照光の振幅arと圧電変換素子２２ｂの発振振幅arfによって大幅に増幅できることを表している。したがって、眼底の計測によって得られる電気的な検出信号IjのＳ／Ｎ比を大幅に改善することができて、計測の精度を大幅に高めることが可能となる。具体的に説明すると、例えば、光波長シフター２２を設けない場合、言い換えれば、光ビート周波数を有する発振信号Sで電気的な検出信号Iを復調しない場合には、計測光の周波数fsと参照光の周波数frとが同一であるため、前記式４に従って、電気的な検出信号Iは下記式１２のようになる。
I＝(ar²＋as²)／2＋ar・as・cos(θr−θs) …式１２

この式１２と前記式１１とを比較すると、前記式１２においては、右辺第１項に(ar²＋as²)／2が存在する。したがって、例えば、右辺第２項における微弱な計測光の振幅asを増幅するために参照光の振幅arを大きくした場合には、右辺第２項の値の変化に比して右辺第１項の値が極めて大きく変化する。すなわち、この場合には、参照光の振幅arを大きくすることによって、眼底の計測に不必要な右辺第１項がノイズとして大きく影響するようになる。このため、参照光の振幅arを大きくして計測光の振幅asを増幅しても、右辺第２項によって示される干渉光の光強度が相対的に小さくなり、電気的な検出信号IのＳ／Ｎ比を改善することができない。これに対して、前記式１１によれば、参照光の振幅ar（または、発振振幅arf）を大きくすることによって計測光の振幅asを増幅して、計測に必要な干渉光の光強度を大きくすることができる。したがって、電気的な検出信号IjのＳ／Ｎ比を大幅に改善することができ、この結果、後述するように、眼底の状態を極めて正確に観察することができる。

また、光検出部３は、拡散符号系列取得器３５と、掛け算器３６と、累算器３７と、演算器３８とを備えている。拡散符号系列取得器３５は、コントローラ５から、受光すべき特定の光発生器１０からの近赤外線可干渉光が有する拡散符号系列すなわちＰＮ系列を取得する。そして、拡散符号系列取得器３５は、取得したＰＮ系列をそれぞれの掛け算器３６に供給する。

掛け算器３６は、ＡＤコンバータ３４によってデジタル信号とされた検出信号Ijと、拡散符号系列取得器３５から供給されたＰＮ系列との積を取る。そして、掛け算器３６は、計算した検出信号IjとＰＮ系列との積の値を累算器３７に出力する。累算器３７は、供給された積の値を、前記供給されたＰＮ系列の１周期以上に渡り加算する。そして、累算器３７は、特定の光発生器１０から出射されて眼底にて反射した計測光を含む干渉光に対応する検出信号Ijを演算器３８に供給する。

演算器３８は、累算器３７によって出力された検出信号Ijに基づいて、干渉光の光強度すなわち光量分布を用いて眼底部分における断面形状を表す断面形状信号を算出する。なお、断面形状信号の算出については、具体的に後述する。また、演算器３８は、特定の光発生器１０から出射される光量と受光した干渉光の光量とを用いて、眼底部分における毛細血管中を流れる血液の酸素飽和度SO₂を算出する。ここで、演算器３８による血液の酸素飽和度SO₂の算出について説明しておく。血液中のヘモグロビン、より詳しくは、酸素と結合した酸素化ヘモグロビンと酸素と結合していない還元ヘモグロビンにおける近赤外光の吸光特性は、文献（例えば、株式会社日立メディコ、ＭＥＤＩＸ，ｖｏｌ．２９など）に示されて一般的に知られるように、ランバート・ベール(Lambert-Beer)の法則に従って、下記式１３のように示すことができる。
−ln(R(λ)／Ro(λ))＝εoxy(λ)・Coxy・d＋εdeoxy(λ)・Cdeoxy・d＋α(λ)＋S(λ) …式１３

ただし、前記式１３中のR(λ)、Ro(λ)およびdは、図５に概略的に示すように、それぞれ、波長λの干渉光の検出光量、波長λの近赤外線可干渉光の出射光量および検出領域の光路長を表すものである。また、前記式１３中のεoxy(λ)は、波長λに対する酸素化ヘモグロビンの分子吸光係数を表し、εdeoxy(λ)は、波長λに対する還元ヘモグロビンの分子吸光係数を表すものである。また、前記式１３中のCoxyは、酸素化ヘモグロビンの濃度を表し、Cdeoxyは、還元ヘモグロビンの濃度を表すものである。さらに、前記式１３中のα(λ)は、血液中のヘモグロビン以外の色素（例えば、細胞中のミトコンドリアでの酸素の需供を反映するチトクロームaa33など）の光吸収による減衰量を表し、S(λ)は、生体組織の光散乱による減衰量を表すものである。

このように、前記式１３によって表される血液中のヘモグロビンの吸光特性に基づき、例えば、血管中の血流変化に着目して血流変化前後の差分を考慮することにより、血液中の酸素飽和度SO₂を算出することができる。具体的に説明すると、眼底に存在する毛細血管について、血流変化前の吸光特性を前記式１３に従って表せば、血流変化後の吸光特性は下記式１４によって表すことができる。
−ln(growthR(λ)／Ro(λ))＝εoxy(λ)・growthCoxy・d＋εdeoxy(λ)・growthCdeoxy・d＋growthα(λ)＋S(λ) …式１４
ただし、前記式１４中のgrowthR(λ)、growthCoxy、growthCdeoxyおよびgrowthα(λ)は、血流変化によって増加または減少変化した値を表すものであって、それぞれ、血流変化後の検出光量、血流変化後の酸素化ヘモグロビンの濃度、血流変化後の還元ヘモグロビンの濃度および血流変化後のヘモグロビン以外の色素の光吸収による減衰量を表すものである。

ここで、血液中のヘモグロビンの光吸収量は、ヘモグロビン以外の色素の光吸収量に比して極めて大きいため、前記式１３中のα(λ)をα(λ)＝growthα(λ)とすることができる。これにより、前記式１４から前記式１３を差し引けば、下記式１５が成立する。
−ln(growthR(λ)／R(λ))＝εoxy(λ)・ΔCoxy＋εdeoxy(λ)・ΔCdeoxy …式１５
ここで、前記式１５中のΔCoxyおよびΔCdeoxyは、それぞれ、下記式１６および式１７によって表されるものである。
ΔCoxy＝(growthCoxy−Coxy)・d …式１６
ΔCdeoxy＝(growthCdeoxy−Cdeoxy)・d …式１７

そして、図６にてヘモグロビンの光吸光スペクトルを概略的に示すように、吸光特性のコントラスト比が明確となる特定波長として、例えば、λ＝７８０ｎｍや８３０ｎｍの近赤外線可干渉光を用いて計測した結果に基づいて、前記式１５を解くことによって、酸素化ヘモグロビン濃度変化ΔCoxy、還元ヘモグロビン濃度変化ΔCdeoxyおよび全ヘモグロビン濃度変化(ΔCoxy＋ΔCdeoxy)を相対的に計算することができる。そして、これらの各値を計算することによって、下記式１８によって表される相対的な酸素飽和度SO₂を計算することができる。
SO₂＝ΔCoxy／(ΔCoxy＋ΔCdeoxy) …式１８
このように、演算器３８は、眼底の断面形状および酸素飽和度SO₂を算出すると、同算出した断面形状を表す断面形状信号および酸素飽和度SO₂を表す酸素飽和度信号を表示部４に出力する。

ここで、上述した酸素化ヘモグロビン濃度変化ΔCoxy、還元ヘモグロビン濃度変化ΔCdeoxy、全ヘモグロビン濃度変化(ΔCoxy＋ΔCdeoxy)および酸素飽和度SO₂は、眼底内部に入射した近赤外線可干渉光が毛細血管中のヘモグロビンによって反射された計測光（干渉光）の検出光量を用いて計算されるものである。ところで、計測光（干渉光）の検出光量は、所定の計測深度における反射強度（屈折率変化など）を示しているが、計測光（干渉光）の吸収の影響は、同光の通過した光路全域におけるヘモグロビン濃度の影響を受けている。すなわち、例えば、眼底表面からの計測深度をDとすると、計測光（干渉光）の光量は、眼底表面から計測深度Dまでの吸収を往復で２回受けたものとなる。

したがって、計測光（干渉光）の眼底内部における吸収を考慮して酸素化ヘモグロビン濃度変化ΔCoxy、還元ヘモグロビン濃度変化ΔCdeoxy、全ヘモグロビン濃度変化(ΔCoxy＋ΔCdeoxy)および酸素飽和度SO₂を計算する場合には、所定の計測深度Dにおける計測光（干渉光）の光量と、所定の計測深度からの変化量ΔDにおける計測光（干渉光）の光量との比を求めるとよい。このとき、所定の計測深度Dにおける反射強度と変化量ΔDにおける反射強度とが略同一で、かつ、ヘモグロビンによる吸収減衰量が異なる波長の組み合わせ（例えば、７８０ｎｍと８３０ｎｍなど）となる近赤外線可干渉光について光量の比を求めるとよい。なお、これらの異なる波長の組み合わせにおいては、反射強度を決定している屈折率は、生体構成物質内にて、両波長の差が小さいため無視することができる。これにより、幅ΔD内での計測光（干渉光）の前記２波長における吸収減衰比を求めることができ、この吸収減衰比を用いて各ヘモグロビン濃度を計算することもできる。したがって、所定の計測深度Dのみにおける酸素化ヘモグロビン濃度変化ΔCoxy、還元ヘモグロビン濃度変化ΔCdeoxy、全ヘモグロビン濃度変化(ΔCoxy＋ΔCdeoxy)および酸素飽和度SO₂を算出することができる。

次に、表示部４を説明する。表示部４は、図７に示すように、画像処理器４１と、表示用画像データ記憶回路４２と、変換回路４３と、モニタ４４とを備えている。

画像処理器４１は、図８に示すように、フレームコントロール回路４１ａと、フレームメモリ４１ｂと、マルチプレクサ４１ｃと、画像生成回路４１ｄとを備えた回路である。フレームコントロール回路４１ａは、各フレームメモリ４１ｂおよびマルチプレクサ４１ｃの作動を制御する回路である。フレームメモリ４１ｂは、フレームコントロール回路４１ａの制御に従って、光検出部３の演算器３８によって出力された断面形状信号または酸素飽和度信号を、マルチプレクサ４１ｃを介して画像生成回路４１ｄに出力するものである。画像生成回路４４ｄは、出力された断面形状信号または酸素飽和度信号に基づき、所定の態様でモニタ４４に表示させる画像データを生成するものである。なお、この実施形態においては、演算器３８から出力された信号をフレームメモリ４１ｂに一時的に記憶するように実施するが、必要に応じて、前記各信号をマルチプレクサ４１ｃに直接出力するように実施してもよい。

表示用画像データ記憶回路４２は、必要に応じて、画像データに対して付帯情報である数字や各種文字などのデータを付加して一旦保存する回路である。変換回路４３は、表示用画像データ記憶回路４２に保存された画像データに対して、例えば、Ｄ／Ａ変換およびＴＶフォーマット変換などを行う回路である。

次に、上記のように構成した光干渉断層計Ｈの作動について、患者の眼底を観察する場合を例示して説明する。

まず、医師またはオペレータは、光出射部１が照射する近赤外線可干渉光の光軸上に患者の眼球が位置するように、光干渉断層計Ｈを配置する。そして、医師またはオペレータは、コントローラ５の図示しない入力装置を操作して、近赤外線可干渉光の出射開始を指示する。これにより、コントローラ５は、光出射部１を構成する光発生器１０のそれぞれに対して、同発生器１０を駆動させるための駆動信号を供給する。これにより、２つの光発生器１０は、同時にその作動を開始し、それぞれ、７８０ｎｍの波長を有する近赤外線可干渉光と８３０ｎｍの波長を有する近赤外線可干渉光を同時に出射する。

すなわち、各光発生器１０においては、拡散符号系列発生器１１が、例えば、ＰＮ系列としてゴールド符号系列を発生する。そして、拡散符号系列発生器１１は、発生したＰＮ系列をコントローラ５に対して出力するとともに、掛け算器１２に出力する。掛け算器１２は、コントローラ５から供給された駆動信号とＰＮ系列との積を取り、駆動信号をスペクトラム拡散変調する。そして、スペクトラム拡散変調された変調駆動信号が光源ドライバ１３に供給されることにより、光源ドライバ１３は、光源１４を発光させる。これにより、７８０ｎｍの波長を有する近赤外線可干渉光と８３０ｎｍの波長を有する近赤外線可干渉光とが同時に出射され、同出射された各近赤外線可干渉光は、集光レンズによって集光された後、ハーフミラーによって同一光軸上にて光学的に合成されて光干渉部２に向けて進む。

光学的に合成された近赤外線可干渉光は、光干渉部２に到達すると、ビームスプリッタ２１によって光学的に２つに分離される。すなわち、近赤外線可干渉光は、その大部分が反射抑制層２１ｅ、基板２１ａおよび透過孔２１ｄを透過するとともに偏光板Ｂおよび対物レンズＲを通過して、患者の眼球に到達する。なお、以下の説明において、患者の眼球に到達する光を第１の近赤外線可干渉光という。また、ビームスプリッタ２１に到達した近赤外線可干渉光の一部は、反射抑制層２１ｅを透過後、基板２１ａの内表面で反射して、光波長シフター２２に到達する。なお、以下の説明において、光波長シフター２２に到達する近赤外線可干渉光を第２の近赤外線可干渉光という。

眼球に入射した第１の近赤外線可干渉光は、眼底において散乱反射する。そして、反射した計測光は、光束が拡げられた状態で、対物レンズＲによって平行な光束に整えられた後、偏光板Ｂによって直線偏光される。このとき、計測光の偏光面は、上述したように、第１の近赤外線可干渉光の偏光面と同一となる。そして、計測光は、ビームスプリッタ２１に到達すると、大部分が光検出部３の方向へ反射される。一方、光波長シフター２２に到達した第２の近赤外線可干渉光は、偏向媒体２２ａを透過することによって周波数が変化するとともに屈折し、コリメートレンズ２３を介して可動ミラー２４に到達する。そして、可動ミラー２４に到達した第２の近赤外線可干渉光は、同ミラー２４によって反射され、コリメートレンズ２３を介して、再び、光波長シフター２２に入射する。このように、第２の近赤外線可干渉光が光波長シフター２２の偏向媒体２２ａに入射すると、再度、周波数が変化するとともに屈折し、参照光としてビームスプリッタ２１に到達する。そして、参照光の大部分が光検出部３の方向へ透過する。このとき、参照光の偏光面は、上述したように、第２の近赤外線可干渉光の偏光面と同一の状態が維持されている。したがって、計測光と参照光との偏光面は、同一となる。

ここで、第２の近赤外線可干渉光は、７８０ｎｍの波長を有する近赤外線可干渉光と８３０ｎｍの波長を有する近赤外線可干渉光とが光学的に合成されたものである。このため、光波長シフター２２の偏向媒体２２ａ中における７８０ｎｍの波長を有する近赤外線可干渉光と８３０ｎｍの波長を有する近赤外線可干渉光の屈折率はそれぞれの波長差に依存して異なり、光波長シフター２２から可動ミラー２４へ出射する方向および光波長シフター２２からビームスプリッタ２１へ出射する方向が異なる。しかしながら、光波長シフター２２と可動ミラー２４との間にコリメートレンズ２３を配置することによって、光波長シフター２２から可動ミラー２４へ出射する方向が異なっていても、それぞれの近赤外線可干渉光は常に平行な光束に整えられて可動ミラー２４に到達し、同ミラー２４への入射方向と同一の方向に反射される。また、光波長シフター２２上に仮想的な焦点Ｅを形成するようにコリメートレンズ２３を配置することにより、可動ミラー２４によって反射されたそれぞれの近赤外線可干渉光は、常に、同一光軸上をビームスプリッタ２１に向けて進む。したがって、コリメートレンズ２３を光波長シフター２２と可動ミラー２４のと間に配置することによって、複数の近赤外線可干渉光から構成される参照光の進路に関する波長依存性を無くすことができる。

そして、ビームスプリッタ２１によって反射された計測光と、ビームスプリッタ２１を透過した参照光とは、互いに干渉した状態で光検出部３に到達する。ここで、計測光と参照光とが互いに干渉する場合を説明しておく。今、ビームスプリッタ２１と眼底との間の距離をL1とし、ビームスプリッタ２１と可動ミラー２４との間の距離をL2とする。このとき、距離L1と距離L2とが等しければ、計測光および参照光とが有するコヒーレント長（例えば、５μｍ〜２０μｍ程度）だけ干渉する。これにより、光検出部３は、この干渉した近赤外線可干渉光すなわち干渉光を検出する。一方、距離L1と距離L2とが等しくなければ、計測光と参照光とが互いに干渉しない。これにより、光検出部３は干渉光を検出しない。

言い換えれば、ビームスプリッタ２１から眼底までの距離L1がビームスプリッタ２１から可動ミラー２４までの距離L2に等しい場合には、眼底にて反射した計測光による干渉光が光検出部３によって良好に検出され、距離L1が距離L2と異なる場合には、干渉光が光検出部３によって検出されない。したがって、眼底の表面で反射したり、眼底の断面方向内部で反射したりして、距離L1によって決定される眼底の断面方向の位置と異なる位置からの計測光が光検出部３に到達している状況においては、これら計測光のうち、距離L2に等しい眼底の位置からの計測光のみが参照光との干渉光として検出される。

ところで、可動ミラー２４は、ミラー移動機構２５により、コリメートレンズ２３によって平行な光束に整えられた第２の近赤外線可干渉光の光軸方向に移動することができるため、距離L2を任意に変更することができる。これにより、ミラー移動機構２５を作動させて距離L2を任意に変更させることによって、光検出部３が検出可能な距離L1を順次変更することができる。したがって、距離L2を順次変更することによって、眼底の特定部位すなわち計測対象部位を順次変更することができ、同計測対象部位からの計測光を含む干渉光のみを選択的に分離して検出することができる。

光検出部３においては、受光器３１が干渉光を検出する。このとき、受光器３１には、７８０ｎｍと８３０ｎｍの波長を有する近赤外線可干渉光がともに干渉光として到達する。このような状況において、コントローラ５は、到達した干渉光のうち、特定の光発生器１０から出射された近赤外線可干渉光に基づく計測光を含む干渉光を選択して受光するように、光検出部３を制御する。このコントローラ５による制御を具体的に説明する。

コントローラ５は、上述したように、光出射部１に対して駆動信号を供給した後、各光発生器１０からＰＮ系列を取得する。そして、コントローラ５は、各光発生器１０の拡散符号系列発生器１１から取得したＰＮ系列を、光検出部３に対して供給する。これにより、光検出部３は、供給されたＰＮ系列を拡散符号系列取得器３５によって取得する。そして、拡散符号系列取得器３５は、取得したＰＮ系列を掛け算器３６に供給する。

一方、受光器３１においては、干渉光をすべて受光し、同受光した干渉光に応じた電気的な検出信号Iを時系列的に復調器３２に出力している。そして、復調器３２は、コントローラ５から取得した発振信号Sを用いて、時系列的に出力された電気的な検出信号Iを復調し、復調した電気的な検出信号ImをＬＰＦ３３に出力している。ＬＰＦ３３は、時系列的に出力された電気的な検出信号Imをフィルタ処理し、同フィルタ処理した電気的な検出信号IjをＡＤコンバータ３４に出力している。さらに、ＡＤコンバータ３４は、フィルタ処理された電気的な検出信号Ijをデジタル信号に変換するとともに同変換した電気的な検出信号Ijを掛け算器３６に出力している。

この状態において、掛け算器３６は、ＡＤコンバータ３４から出力されたデジタル変換された検出信号Ijと、拡散符号系列取得器３５から供給されたＰＮ系列との積を取る。そして、掛け算器３６は計算した積の値を累算器３７に出力し、累算器３７は、出力された積の値をＰＮ系列の１周期（すなわち、１２８ビット長）以上に渡り加算する。このように、掛け算器３６と累算器３７による積和処理により、検出信号IjとＰＮ系列との相関を取ることができ、特定の光発生器１０からの近赤外線可干渉光、具体的には、７８０ｎｍまたは８３０ｎｍの波長を有する計測光を含む干渉光に対応した検出信号Ijのみを選択して出力することができる。

すなわち、上述したように、ＰＮ系列に関しては、異なる系列が互いに直交する性質、言い換えれば、異なる系列同士の積の和が「０」となる性質を有している。このため、拡散符号系列取得器３５が掛け算器３６に対して、特定の光発生器１０のＰＮ系列を供給した場合には、ＡＤコンバータ３４から出力された検出信号Ijのうち、前記特定の光発生器１０から出射された近赤外線可干渉光に対応する検出信号以外の検出信号と前記供給されたＰＮ系列との積の和は「０」となる。これにより、累算器３７によって加算される値も「０」となり、相関は「０」となる。したがって、拡散符号系列取得器３５から供給されたＰＮ系列を有しない（または一致しない）干渉光、言い換えれば、特定の光発生器１０以外から出射された近赤外線可干渉光の計測光を含む干渉光は選択的に排除され、特定の光発生器１０から出射された近赤外線可干渉光の計測光を含む干渉光に対応する検出信号Ijのみが演算器３８に出力される。

演算器３８においては、累算器３７から供給された検出信号のうち、８３０ｎｍの波長を有する計測光を含む干渉光に対応する検出信号Ijに基づき、生体情報として、眼底の断面形状を計算する。具体的に説明すると、上述したように、ミラー移動機構２５を作動させることによって、可動ミラー２４を移動させて距離L2を適宜変更することができる。そして、この距離L2の変更に伴い、距離L1も変更されることによって、眼底の表面から断面方向内部における計測対象部位を変更することができる。

このように、計測対象部位を変更した場合において、光検出部３の受光器３１に到達する干渉光は眼底の断面方向におけるある反射面にて反射した計測光を含んでいるため、累算器３７から演算器３８に供給される検出信号Ijは、前記反射面における干渉光（計測光）の２次元的な光量分布を表している。このため、ビームスプリッタ２１と可動ミラー２４との間の距離L2を順次変化させる、すなわち、ビームスプリッタ２１と眼底との間の距離L1を変化させて計測光の反射面を順次変化させることによって、演算器３８は、各反射面における光量分布を得ることができる。ところで、この計測光の光量分布は、反射面の形状に応じて変化するものである。このため、これらの光量分布を断面方向にて重畳する合成計算を実行することにより、眼底の断面形状を計算することができる。そして、演算器３８は、計算した眼底の断面形状を表す断面形状信号を表示部４の画像処理器４１に出力する。

また、演算器３８は、選択的に取得した７８０ｎｍおよび８３０ｎｍの計測光を含む干渉光に対応する検出信号Ijを用い、より詳しくは、上述した眼底の断面形状の計算と同様にある反射面における干渉光（計測光）の２次元的な光量分布を用い、前記式１３〜１８に従って酸素飽和度SO₂を計算する。したがって、反射面が順次変更されることに伴って計算される酸素飽和度SO₂を断面方向にて重畳する合成計算を実行することにより、眼底の断面形状の位置と一致した酸素飽和度SO₂を計算することができる。そして、演算器３８は、計算した酸素飽和度SO₂を表す酸素飽和度信号を表示部４の画像処理器４１に出力する。

表示部４においては、画像処理器４１のフレームコントロール回路４１ａが、光検出部３の演算部３８から出力された断面形状信号および酸素飽和度信号をフレームメモリ４１ｂに一時的に記憶させる。そして、フレームコントロール回路４１ａは、マルチプレクサ４１ｃに対して、フレームメモリ４１ｂの所定記憶位置に一時的に記憶されている断面形状信号および酸素飽和度信号を画像生成回路４１ｄに出力させる。画像生成回路４１ｄは、出力された断面形状信号に基づいて眼底の断面形状を表す断面形状画像データを生成するとともに、出力された酸素飽和度信号に基づいて断面形状の位置と一致する酸素飽和度SO₂を表す酸素飽和度画像データを生成する。そして、画像生成回路４１ｄは、生成した断面形状画像データおよび酸素飽和度画像データを表示用画像データ記憶回路４２に出力する。

表示用画像データ記憶回路４２においては、画像生成回路４１ｄから供給された断面形状画像データおよび酸素飽和度画像データを一旦記憶する。そして、変換回路４３によって、表示用画像データ記憶回路４２に一旦記憶された画像データが変換されることにより、モニタ４４は、眼底の断面形状や眼底の酸素飽和度をそれぞれ表示したり、合成された断面形状と酸素飽和度を表示する。

以上の説明からも理解できるように、上記実施形態に係る光干渉断層計Ｈによれば、被検体としての眼球の眼底の断面形状を計測できるとともに、この断面形状に一致した部分の酸素飽和度SO₂を計測することができる。これら断面形状および酸素飽和度SO₂の計測においては、同時に波長の異なる近赤外線可干渉光を出射することにより、特に、酸素飽和度SO₂の変化をより詳細に計測することができる。すなわち、酸素飽和度SO₂の時間変化は比較的遅いものの、厳密には、時間変化している。これに対して、波長の異なる近赤外線可干渉光を同時に出射することにより、光検出部３に同一時点における眼底の状態、より詳しくは、酸素飽和度SO₂の状態を反映した計測光が到達する。このため、ある瞬間における酸素飽和度SO₂を良好に計測でき、時間経過に伴う酸素飽和度SO₂の変化を極めて正確に算出することができる。また、上記実施形態に係る光干渉断層計Ｈによれば、計測に必要な計測光の光強度、より詳しくは、計測光の振幅を容易に増幅することができる。この結果、微弱な計測光に基づいて極めて正確な断面形状および酸素飽和度SO₂を計測することができる。

上記実施形態においては、コントローラ５から供給された駆動信号をスペクトラム拡散変調した変調駆動信号に基づき、光出射部１の２つの光発生器１０の発光タイミングを同時にして、近赤外線可干渉光を発光するように実施した。これに対して、光出射部１の２つの光発生器１０の発光タイミングを所定の短い時間間隔で異ならせて、近赤外線可干渉光をパルス発光するように実施することも可能である。以下、この第１変形例について説明するが、上記実施形態と同一部分に同一の符号を付し、その詳細な説明を省略する。

この第１変形例における光干渉断層計Ｈの光出射部１においては、上記実施形態における光出射部１の光発生器１０から拡散符号系列発生器１１、掛け算器１２が省略されて、図９に示すように、光源ドライバ１３および光源１４から構成される。この第１変形例における光源ドライバ１３は、コントローラ５から取得した駆動信号に基づいて、光源１４を駆動（発光）させるものである。また、光源１４は、上記実施形態と同様に、例えば、レーザダイオード(Laser Diode：LD)やスーパールミネッセンスダイオード(Super Luminescence Diode：SLD)などの近赤外発光素子から構成される。このため、この第１変形例においても、各光源１４から６００ｎｍ〜９００ｎｍ程度の波長範囲にある近赤外線可干渉光、具体的には、７８０ｎｍの波長を有する近赤外線可干渉光と８３０ｎｍの波長を有する近赤外線可干渉光が出射される。なお、この第１変形例においても、光発生器１０の数については、２つに限定されるものではなく、３つ以上の光発生器１０を設けて実施可能であることはいうまでもない。

また、この第１変形例においては、光出射部１の変更に伴って、光検出部３も変更される。すなわち、この第１変形例における光検出部３においては、上記実施形態における光検出部３の拡散符号系列取得器３５、掛け算器３６および累算器３７が省略されて、図１０に示すように、受光器３１、復調器３２、ＬＰＦ３３、ＡＤコンバータ３４および演算器３８から構成される。なお、この第１変形例における光検出部３においては、拡散符号系列取得器３５、掛け算器３６および累算器３７が省略されること以外、上記実施形態と同様に干渉光を受光して眼底の断面形状信号および酸素飽和度信号を表示部４に出力する。このため、第１変形例における光検出部３の構成に関する説明は省略する。

次に、上記のように構成された第１変形例に係る光干渉断層計Ｈの作動について説明する。この第１変形例においても、医師またはオペレータは、光出射部１が照射する近赤外線可干渉光の光軸上に患者の眼球が位置するように、光干渉断層計Ｈを配置する。そして、医師またはオペレータは、コントローラ５の図示省略の入力装置を操作して、近赤外線可干渉光の出射開始を指示する。これにより、コントローラ５は、光出射部１を構成する２つの光発生器１０のそれぞれに対して、所定の短い時間間隔で近赤外線可干渉光を発生させるための駆動信号を供給する。これにより、２つの光発生器１０は、所定の短い時間間隔で、交互にその作動を開始する。

具体的に説明すると、７８０ｎｍの波長を有する近赤外線可干渉光を発光する光発生器１０においては、所定の短い時間間隔でコントローラ５から供給された駆動信号を光源ドライバ１３によって取得する。これにより、光源ドライバ１３は、取得した駆動信号に基づいて光源１４をパルス発光させ、光源１４は、７８０ｎｍの波長を有する近赤外線可干渉光を、集光レンズを介してハーフミラーに向けて出射する。また、８３０ｎｍの波長を有する近赤外線可干渉光を発光する光発生器１０においても、所定の短い時間間隔でコントローラ５から供給された駆動信号を光源ドライバ１３によって取得する。これにより、光源ドライバ１３は、取得した駆動信号に基づいて光源１４をパルス発光させ、光源１４は、８３０ｎｍの波長を有する近赤外線可干渉光を、集光レンズを介してハーフミラーに向けて出射する。このように、各光源１４から出射された近赤外線可干渉光は、ハーフミラーを通過することによって同一の光軸上を光干渉部２に向けて進む。

光干渉部２においては、上記実施形態と同様に、ビームスプリッタ２１によって、到達した近赤外線可干渉光が、第１の近赤外線可干渉光と第２の近赤外線可干渉光に光学的に分離される。そして、第１の近赤外線可干渉光は、ビームスプリッタ２１を透過して患者の眼球に到達して眼底表面の近傍にて反射し、計測光として再びビームスプリッタ２１に到達する。一方、第２の近赤外線可干渉光は、光波長シフター２２を通過することによって周波数が変化するとともに可動ミラー２４によって反射され、参照光として再びビームスプリッタ２１に到達する。そして、計測光と参照光とが互いに干渉して、光検出部３に到達する。

光検出部３においては、上記実施形態と同様に、受光器３１によって干渉光を受光し、同受光した干渉光の光強度に対応した電気的な検出信号Iが復調器３２に出力される。復調器３２においては、上記実施形態と同様に、発振信号Sを用いて電気的な検出信号Iを復調した検出信号ImをＬＰＦ３３に出力する。ＬＰＦ３３は、光ビート周波数で検出信号Imをフィルタ処理して検出信号IjをＡＤコンバータ３４に出力し、ＡＤコンバータ３４は、検出信号Ijをデジタル信号に変換する。そして、演算器３８は、上記実施形態と同様に、検出信号Ijを用いて患者の眼底の断面形状を表す断面形状信号を出力するとともに、前記式１３〜式１８に従って酸素飽和度SO₂を計算して酸素飽和度信号を表示部４に出力する。これにより、表示部４が、上記実施形態と同様に、眼底の断面形状や眼底の酸素飽和度をそれぞれ表示したり、合成された断面形状と酸素飽和度を表示する。

以上の説明からも理解できるように、この第１変形例に係る光干渉断層計Ｈにおいては、波長の異なる近赤外線可干渉光を順次発光することによって、眼底の断面形状および酸素飽和度SO₂を計測することができる。これにより、生体内部における速い変化の計測においては、若干計測精度が劣るものの、光干渉断層計Ｈの構成を簡略化することができて、上記実施形態と同様の効果が期待できる。

なお、上記第１変形例においては、コントローラ５が、光出射部１を構成する２つの光発生器１０のそれぞれに対して、所定の短い時間間隔で同発生器１０を駆動させるための駆動信号を供給するように実施した。しかしながら、コントローラ５は、各光発生器１０による近赤外線可干渉光の出射間隔を長くして、駆動信号を供給するように実施することも可能である。このように、近赤外線可干渉光の出射間隔を長く設定することによって、例えば、受光器３１（フォトディテクタなど）の光検出速度を小さくすることができるため、光干渉断層計Ｈの製造コストを低減することができる。

また、上記実施形態においては、透過孔２１ｄの形成されたビームスプリッタ２１を採用して実施した。これに対して、従来から広く知られて入射した近赤外線可干渉光を光学的に２つに分離するビームスプリッタを採用して実施することもできる。以下、この第２変形例について説明する。

この第２変形例に係る光干渉部２おいては、図１１に示すように、ビームスプリッタ２１に代えて、透過孔２１ｄが形成されていないビームスプリッタ２６が採用されている。このビームスプリッタ２６は、光出射部１から出射された近赤外線可干渉光を、眼底方向と光波長シフター２２の方向に対して、例えば、１：１に分離するものである。このため、眼底近傍で反射された計測光は、５０％が光検出部３の方向に反射され、５０％が光出射部１の方向に透過する。また、可動ミラー２４によって反射された参照光は、５０％が光検出部３の方向に透過し、５０％が光出射部１の方向に反射される。このため、光検出部３の受光器３１によって検出される光強度は、光出射部１から出射された近赤外線可干渉光の光強度に比して２５％程度しか得られない。しかし、上記実施形態において説明したように、復調器３２が発振信号Sを用いて検出信号Iを復調し、ＬＰＦ３３によってフィルタ処理することにより、微弱な計測光であっても、極めて容易に増幅して計測信号Ijを得ることができるため、この第２変形例においても、上記実施形態と同様に、極めて正確に断面形状および酸素飽和度SO₂を算出することができて、医師の診断を補助することができる。

本発明の実施にあたっては、上記実施形態およびその変形例に限定されるものではなく、本発明の目的を逸脱しない限りにおいて種々の変形が可能である。

例えば、上記実施形態においては、前記式１３〜式１８（より詳しくは、前記式１８）に従って、酸素飽和度SO₂を算出するように実施した。ところで、上記実施形態において算出される酸素化ヘモグロビン濃度変化ΔCoxyおよび還元ヘモグロビン濃度変化ΔCdeoxyは、前記式１６および式１７からも明らかなように、光路長dを含んで計算されるものである。一般的に生体内部に入射した光の光路長を厳密に測定または算出することは、極めて難しい。したがって、前記式１６および式１７における光路長dは相対量として用いられており、酸素化ヘモグロビン濃度変化ΔCoxyおよび還元ヘモグロビン濃度変化ΔCdeoxyを用いた前記式１８に従って算出される酸素飽和度SO₂も相対量となる。

これに対して、下記に示す各式に従って酸素飽和度SO₂を計算することにより、脈動成分中の酸素飽和度SO₂言い換えれば動脈または細動脈中の酸素飽和度SO₂を算出することができる。なお、この酸素飽和度の算出方法については、例えば、特開昭６３−１１１８３７号公報に開示されて従来から広く知られている算出方法であるため、その詳細な説明を省略する。

生体内の赤外減光度は、下記式１９に従って計算することができる。
−log(I1／I0)＝K・C・e＋A …式１９
ただし、前記式７中のI1は透過光の光量を表し、I0は入射光の光量を表す。また、前記式１９中のKはヘモグロビンの吸光係数を表し、Cは血中ヘモグロビン血液濃度を表し、eは血液層の厚さ（前記式１６，１７における光路長dに相当）を表し、Aは組織層の減光度を表す。ここで、前記式１９は、生体内を透過した赤外光の減光度を算出するものであるが、反射した赤外光であっても同様の特性を示すことが知られている。

脈動により血液層の厚さeがΔeだけ変化したとすると、赤外減光度の変化は下記式２０に従って計算することができる。
−(log(I1／I0)−log(I2／I0))＝K・C・e−K・C・(e−Δe) …式２０
前記式２０を整理すると、下記式２１に示すようになる。
−log(I2／I1)＝K・C・Δe …式２１
ただし、前記式２０および式２１中のI2は血液層の厚さの変化後における透過光の光量を表す。

次に、透過光の光量I1を有する赤外光の波長をλ1、透過光の光量I2を有する赤外光の波長をλ2として、時刻t1，t2におけるλ1の各透過光の光量をI11，I21、λ2の各透過光の光量をI12，I22とすると、前記式２１に従って、各時刻における赤外減光度の変化は、下記式２２および式２３のように示すことができる。
−log(I21／I11)＝K1・C・Δe …式２２
−log(I22／I12)＝K2・C・Δe …式２３
ただし、前記式２２中のK1は、波長λ1の赤外光に対するヘモグロビンの吸光係数を表し、前記式２３中のK2は、波長λ2の赤外光に対するヘモグロビンの吸光係数を表す。そして、前記式２３を前記式２２で除算すると、血液層の厚さ変化Δeを消去した下記式２４が成立する。
log(I12／I22)／log(I11／I21)＝K2／K1 …式２４
したがって、前記式２４を変形すれば、下記式２５が成立する。
K2＝K1・log(I12／I22)／log(I11／I21) …式２５

ここで、図１２に示す酸素飽和度に応じたヘモグロビンの光吸収スペクトルを参照して、ヘモグロビンの吸光係数K1に対応する吸光波長として８０５ｎｍを選択すると、酸素飽和度SO₂＝０％と酸素飽和度SO₂＝１００％の曲線の交点を得る。これにより、吸光係数K1は、酸素飽和度の影響を受けない値となる。そして、ヘモグロビンの吸光係数K2に対応する吸光波長として、例えば、７５０ｎｍを選択するとともに、酸素飽和度SO₂＝０％のときのヘモグロビンの吸光係数をKp、酸素飽和度SO₂＝１００％のときのヘモグロビンの吸光係数をK0とすると、現在の酸素飽和度SO₂は下記式２６に従って計算できる。
SO₂＝(K2−Kp)／(K0−Kp) …式２６
これにより、前記式２６に従って計算される酸素飽和度SO₂は、相対量を含むことなく計算されるため、実際の酸素飽和度を得ることができる。したがって、医師による診断において、より正確な酸素飽和度SO₂を提供することができる。なお、血液層の厚さ変化は極めて速い変化であるため、この場合には、上記実施形態において説明したように、光出射装置１の光源１２を同時に駆動（発光）させて、異なる特定波長を有する近赤外線可干渉光を同時に出射することが好ましい。

また、上記実施形態においては、光出射部１が、コントローラ５から供給される駆動信号を変調した変調駆動信号に基づき、光源１４を駆動（発光）させることによって近赤外線可干渉光を出射するように実施した。そして、光検出部３は、干渉光に含まれる変調駆動信号を駆動信号に逆拡散することにより、検出信号Ijを選択するように実施した。しかしながら、光検出部３に入射する干渉光を、例えば、ダイクロックミラーなどによって光学的に分離することにより、コントローラ５から供給される駆動信号を変調することなく、異なる特定波長を有する２つの近赤外線可干渉光を同時に出射して実施することも可能である。なお、この場合には、光検出部３は、２つの受光器３１を備える構成となる。

この構成によれば、光出射部１において、２つの光源１４は、コントローラ５から供給された所定の駆動信号に基づいて、７８０ｎｍと８３０ｎｍの波長を有する近赤外線可干渉光を同時に出射する。出射された２つの近赤外線可干渉光は、ハーフミラーによって光学的に合成されて、光干渉部２に出射される。そして、光干渉部２は、上記実施形態と同様に、計測光と参照光とが干渉した干渉光を光検出部３に向けて出射する。このとき、出射された干渉光の光軸上には、ダイクロックミラーが設けられているため、同ミラーに入射した干渉光は光学的に分割される。すなわち、ダイクロックミラーは、入射した干渉光を、７８０ｎｍの波長を有する干渉光と８３０ｎｍの波長を有する干渉光とに光学的に分割する。そして、分割されたそれぞれの干渉光は、光検出部３に設けられた２つの受光器３１に入射する。

ぞれぞれの受光器３１は、７８０ｎｍの波長を有する干渉光と８３０ｎｍの波長を有する干渉光に対応する電気的な検出信号Iを復調器３２に出力し、復調器３２は、上記実施形態と同様に、それぞれの検出信号Iを復調し、検出信号Imを出力する。出力されたそれぞれの検出信号Imは、ＬＰＦ３３によってフィルタ処理されて、７８０ｎｍの波長を有する干渉光と８３０ｎｍの波長を有する干渉光に対応する検出信号Ijが演算器３８に供給される。そして、上記実施形態と同様に、演算器３８は、断面形状を算出するとともに、酸素飽和度SO₂を算出する。したがって、上記実施形態と同様の効果が期待できる。また、スペクトラム拡散変調や逆拡散する必要がないため、光干渉断層計Ｈの構成を簡略化することができる。

また、上記実施形態においては、コントローラ５から供給される駆動信号をスペクトラム拡散変調することによって変調駆動信号を生成し、２つの近赤外線可干渉光が互いに干渉することなく出射されるように実施した。これに対して、コントローラ５から供給される駆動信号を周波数分割多重(Frequency Division Multiple Access：FDMA)変調することによって変調駆動信号を生成し、２つの近赤外線可干渉光の干渉を防止するように実施することも可能である。

この場合においては、上記実施形態における光出射部１の拡散符号系列発生器１１および掛け算器１２が省略されて、周波数分割多重変調器が設けられる。また、この場合においては、上記実施形態における光検出部３の拡散符号系列取得器３５、掛け算器３６および累算器３７が省略されて、周波数分割多重復調器が設けられる。なお、周波数分割多重変調器および周波数分割多重復調器の作動については、従来から広く知られている方法を適用して変調処理および復調処理を実施可能であるため、その詳細な説明については省略する。

このように、構成された光干渉断層計Ｈの光出射部１においては、コントローラ５から供給された駆動信号が、周波数分割多重変調器によって周波数多重変調されて変調駆動信号が生成される。そして、各光源ドライバ１３は、生成された変調駆動信号に基づいて、それぞれの光源１４を同時に発光させる。また、光検出部３においては、周波数分割多重復調器がＡＤコンバータ３２から出力された検出信号Ijを復調することにより、特定の光発生器１０から出射された近赤外線可干渉光の計測光を含む干渉光に対応する検出信号Ijのみを演算器３８に出力する。したがって、この場合においても、上記実施形態と同様の効果が期待できる。

また、上記実施形態においては、光出射部１の光源１４が、コントローラ５から供給される駆動信号をスペクトラム拡散変調した変調駆動信号に基づいて同時に発光するように実施した。しかし、上記第１変形例と同様に、スペクトラム拡散変調された変調駆動信号に基づいて、光源ドライバ１３が光源１４を順次発光させるように実施可能であることはいうまでもない。

また、上記各実施形態およびその変形例においては、光出射部１から出射された近赤外線可干渉光の光量と光検出部３によって検出された干渉光の光量を用いて、生体情報としての酸素飽和度SO₂を算出するように実施した。これに対して、本発明に係る光干渉断層計Ｈによれば、光出射部１から出射された近赤外線可干渉光の光量と光検出部３によって検出された干渉光の光量を用いて算出可能であれば、その他の生体情報、例えば、血管中の血流や血流変化などを算出して表示部４に表示することもできる。これにより、上記各実施形態およびその変形例においては、光干渉断層計Ｈを眼底の診察に適用して実施したが、生体のその他の部位の診察などに光干渉断層計Ｈを用いて実施可能であることはいうまでもない。

さらに、上記実施形態および各変形例においては、光源１４を近赤外発光素子から構成し、近赤外線可干渉光を出射するように実施した。しかし、光源１４から出射する光に関しては、近赤外線可干渉光に限定されるものではなく、その他の光を出射可能であることはいうまでもない。なお、この場合には、より良好に干渉光を生じさせるために、例えば、光出射部１と光干渉部２との間にて、偏光板Ｂと同一方向に直線偏光する偏光板を設けるとよい。

本発明の実施形態に係る光干渉断層計の概略を示すブロック図である。 図１の光出射部の構成を概略的に示すブロック図である。 図１の光干渉部のビームスプリッタの構成を説明するための概略的な図である。 図１の光検出部の構成を概略的に示すブロック図である。 酸素飽和度の導出を説明するための概略的な図である。 酸素化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの波長に対する分子吸光係数の変化を概略的に示したグラフである。 図１の表示部の構成を概略的に示すブロック図である。 図７の画像処理器の構成を概略的に示すブロック図である。 本発明の第１変形例に係る光出射部の構成を概略的に示すブロック図である。 本発明の第１変形例に係る光検出部の構成を概略的に示すブロック図である。 本発明の第２変形例に係る光干渉断層計の概略を示すブロック図である。 酸素飽和度の差に応じた波長に対する分子吸光係数の変化を概略的に示したグラフである。

符号の説明

１…光出射部、１０…光発生部、１１…拡散符号系列発生器、１２…掛け算器、１３…光源ドライバ、１４…光源、２…光干渉部、２１…ビームスプリッタ、２２…光波長シフター、２３…コリメートレンズ、２４…可動ミラー、２５…ミラー移動機構、３…光検出部、３１…受光器、３２…復調器、３３…ローパスフィルタ、３４…ＡＤコンバータ、３５…拡散符号系列取得器、３６…掛け算器、３７…累算器、３８…演算器、４…表示部、５…コントローラ、Ｈ…光干渉断層計

Claims (13)

1. 各種信号を出力するコントローラと、
   前記コントローラから供給される所定の駆動信号に基づいて発光する複数の光源を有して、異なる特定波長の近赤外線可干渉光を同一光軸上に出射する光出射部と、
   前記光出射部から出射された各特定波長の近赤外線可干渉光を被検体に向けて透過させるとともに一部を反射して分離する分離手段と、前記コントローラから供給された所定の発振信号に基づいて発振し、前記反射により分離された各特定波長の近赤外線可干渉光の周波数を増加または減少して変調する光周波数変調手段と、同変調された各特定波長の近赤外線可干渉光を前記光周波数変調手段に向けて反射する反射手段と、前記光周波数変調手段と前記反射手段との間に配置されて、前記光周波数変調手段から出射された各特定波長の近赤外線可干渉光の光束を平行に整えるとともに前記反射手段によって反射された各特定波長の近赤外線可干渉光を前記光周波数変調手段上に集光するレンズと、前記反射手段を前記レンズにより平行な光束に整えられた各特定波長の近赤外線可干渉光の光軸方向に移動させる移動手段と、前記分離手段に一体的に設けられて、前記反射手段によって反射されて前記光周波数変調手段により変調された各特定波長の近赤外線可干渉光と前記被検体により反射された各特定波長の近赤外線可干渉光とを光学的に干渉させる干渉手段とを有する光干渉部と、
   前記光干渉部によって光学的に干渉させた干渉光を受光するとともに同受光した干渉光の光強度を表す電気的な検出信号を出力する受光手段と、同受光手段から出力された電気的な検出信号を、前記コントローラから取得した前記発振信号を用いて復調する復調手段と、同復調手段によって復調された電気的な検出信号の高周波成分を除去するフィルタ手段と、同フィルタ手段によって高周波成分が除去された電気的な検出信号に基づく干渉光の光量を用いて前記被検体の断面形状を表す断面形状情報を算出する断面形状情報算出手段と、前記光出射部から出射された近赤外線可干渉光の光量と前記フィルタ手段によって高周波成分が除去された電気的な検出信号に基づく干渉光の光量とを用いて生体の代謝に伴う前記被検体の生体情報を算出する生体情報算出手段とを有する光検出部と、
   前記光検出部の断面形状情報算出手段によって算出された断面形状情報および前記生体情報算出手段によって算出された生体情報に基づいて視認可能な画像データを生成する画像データ生成手段と、同画像データ生成手段によって生成された画像データに基づき、前記被検体の断面形状画像、前記被検体の生体情報画像または同断面形状画像と生体情報画像とを合成した合成画像を表示する表示手段とを有する表示部とを備えたことを特徴とする光干渉断層計。
2. 請求項１に記載した光干渉断層計において、
   前記光出射部は、さらに、
   前記コントローラから供給される所定の駆動信号をスペクトラム拡散変調して変調駆動信号を生成するスペクトラム拡散変調手段と、
   前記各光源が前記変調駆動信号に基づいて一斉に発光することにより、一斉に出射された異なる特定波長を有する近赤外線可干渉光を光学的に合成する光合成手段とを有し、
   前記光検出部は、さらに、
   前記フィルタ手段によってフィルタ処理された電気的な検出信号に含まれる前記変調駆動信号を前記所定の駆動信号に逆拡散して復調するスペクトラム拡散復調手段を有することを特徴とする光干渉断層計。
3. 請求項１に記載した光干渉断層計において、
   前記光出射部は、さらに、
   前記コントローラから供給される所定の駆動信号を周波数分割多重変調して変調駆動信号を生成する周波数分割多重変調手段と、
   前記各光源が前記変調駆動信号に基づいて一斉に発光することにより、一斉に出射された異なる特定波長を有する近赤外線可干渉光を光学的に合成する光合成手段とを有し、
   前記光検出部は、さらに、
   前記フィルタ手段によってフィルタ処理された電気的な検出信号に含まれる前記変調駆動信号を前記所定の駆動信号に復調する周波数分割多重復調手段を有することを特徴とする光干渉断層計。
4. 請求項１に記載した光干渉断層計において、
   前記光出射部は、
   前記コントローラから所定の時間間隔を有して供給される所定の駆動信号を取得し、前記各光源が前記取得した所定の駆動信号に基づいて順次発光して、異なる特定波長を有する近赤外線可干渉光を前記所定の時間間隔を有して順次出射することを特徴とする光干渉断層計。
5. 請求項４に記載した光干渉断層計において、
   前記光出射部は、さらに、
   前記コントローラから所定の時間間隔を有して供給される所定の駆動信号をスペクトラム拡散変調して変調駆動信号を生成するスペクトラム拡散変調手段を有し、
   前記各光源が前記変調駆動信号に基づいて順次発光して、異なる特定波長を有する近赤外線可干渉光を前記所定の時間間隔を有して順次出射し、
   前記光検出部は、さらに、
   前記フィルタ手段によってフィルタ処理された電気的な検出信号に含まれる前記変調駆動信号を前記所定の駆動信号に逆拡散して復調するスペクトラム拡散復調手段を有することを特徴とする光干渉断層計。
6. 請求項４に記載した光干渉断層計において、
   前記光出射部は、さらに、
   前記コントローラから所定の時間間隔を有して供給される所定の駆動信号を周波数分割多重変調して変調駆動信号を生成する変調手段を有し、
   前記各光源が前記変調駆動信号に基づいて順次発光して、異なる特定波長を有する近赤外線可干渉光を前記所定の時間間隔を有して順次出射し、
   前記光検出部は、さらに、
   前記フィルタ手段によってフィルタ処理された電気的な検出信号に含まれる前記変調駆動信号を前記所定の駆動信号に復調する周波数分割多重復調手段を有することを特徴とする光干渉断層計。
7. 請求項１に記載した光干渉断層計において、
   前記光干渉部の分離手段に対して、前記出射された近赤外線可干渉光の大部分を被検体に向けて透過させるための低反射領域を形成したことを特徴とする光干渉断層計。
8. 請求項１に記載した光干渉断層計において、
   前記光干渉部の光周波数変調手段を、音波によって近赤外線可干渉光の周波数を変化させる音響光学変調素子から形成したことを特徴とする光干渉断層計。
9. 請求項１に記載した光干渉断層計において、
   前記光検出部のフィルタ手段は、前記光出射部から出射された近赤外線可干渉光の周波数と、前記光周波数変調手段によって変調された近赤外線可干渉光の周波数との差分を表す周波数を用いて、前記復調された電気的な検出信号の高周波成分を除去することを特徴とする光干渉断層計。
10. 請求項１に記載した光干渉断層計において、
    前記光干渉部と前記光検出部との間にて、前記光干渉部によって光学的に干渉させた干渉光を光学的に分離する光分離部を設けるとともに、同光分離部によって分離された干渉光を受光するための前記光検出部の受光手段を複数設けたことを特徴とする光干渉断層計。
11. 請求項１に記載した光干渉断層計において、
    前記表示部の表示手段は、
    前記被検体の断面形状画像によって特定される位置と前記被検体の生体情報画像によって特定される位置とを一致させて、前記断面形状画像と前記生体情報画像とを合成した合成画像を表示することを特徴とする光干渉断層計。
12. 請求項１に記載した光干渉断層計において、
    前記光検出部の生体情報算出手段によって算出される生体情報は、
    前記被検体の血管中における、血液量、血流量、血流変化および酸素飽和度のうちの一つであることを特徴とする光干渉断層計。
13. 請求項１に記載した光干渉断層計において、
    前記被検体は、眼球の眼底であることを特徴とする光干渉断層計。
    

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