WO2005031320A1 - 可変波長光発生装置及び光干渉トモグラフィ装置 - Google Patents

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WO2005031320A1
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Kimiya Shimizu
Kohji Ohbayashi
Takuji Amano
Hideaki Hiro-Oka
Donghak Choi
Hiroyuki Furukawa
Motoi Nakanishi
Fumiyoshi Kano
Takeo Miyazawa
Ryoko Yoshimura
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Definitions

  • the present invention relates to a variable wavelength light generator for optical coherence tomography and an optical coherence tomography apparatus.
  • variable wavelength light generator for tooth optical coherence tomography and a tooth optical coherence tomography device are extremely effective when applied to a tooth decay detecting device that obtains a tomographic image of a tooth and inspects the characteristics of the tooth. .
  • the present invention also relates to an optical coherence tomography apparatus and a variable wavelength light generation apparatus used for the apparatus.
  • the present invention relates to an apparatus for measuring tomographic images of various structures such as a living body and a painted surface using interference development of light, and a variable wavelength light generator used as a light source thereof.
  • OCT Optical coherence tomography
  • OCT optical coherence tomography
  • Optical coherence tomography (OCT) using low coherent light is a new medical measurement technology that enables tomographic images near the surface of a living body to be observed with a resolution of several tens of ⁇ m.
  • OCT has already been put to practical use in clinical observation of ocular tissues, and it has enabled tomographic observation of ocular tissue lesions (for example, retinal detachment) with microscopic accuracy.
  • Non-Patent Document 1 Although the clinical application of this technology has just begun, it is expected to develop in the future, such as the application to tomography inside a living body in combination with endoscopy.
  • OCT which is currently in practical use, is a measurement technology that requires mechanical running, called Optical Coherence Domain Reflection (OCDR)-OCT.
  • OCDR Optical Coherence Domain Reflection
  • FD Frequency Domain
  • Free frequency domain • Giflectometry (0FDR)
  • FD-0CT Free frequency domain
  • Giflectometry (0FDR)
  • 0CDR-0CT The measurement principle of 0CDR-0CT is as shown in Fig. 7, in which a sample (for example, a living body) 1 is irradiated with measurement light 2 and the light is reflected or back-scattered by a tissue boundary 3 inside the sample 1, and the sample again
  • the optical path length that passes before the light exits from 1 is measured by a Michelson interferometer using a low coherent light source as a light source.
  • reflection what should be described as reflection or backscattering is sometimes simply referred to as reflection.
  • a part of the light 2 incident on the sample 1 is reflected by a change in the refractive index of the tissue boundary surface 3, and is re-emitted out of the sample 1.
  • Measure the optical path length that this re-emitted light 4 has passed By doing so, the structure in the depth direction inside the sample 1 can be known.
  • the position of the surface of the sample 1, which is the reference point of the depth is given by the surface reflected light. Therefore, by scanning the incident position of the measurement light 2 on the surface of the sample 1, a cross-sectional image or a three-dimensional image of the inside of the sample 1 can be obtained.
  • FIG. 8 is a schematic diagram of an OCDR-OCT device.
  • a so-called “luminescence” diode (hereinafter also referred to as “SLD”) is usually used as the light source 5, and the emitted light is incident on the Michelson interferometer 6.
  • SLD so-called “luminescence” diode
  • This light is split by the beam splitter 7, one of which is converged into a narrow beam and irradiates the sample 1.
  • the other split light is applied to the reference light mirror 8.
  • Each light is reflected by the sample 1 and the reference light mirror 8 and multiplexed by the beam splitter 7, and then enters the photodetector 9.
  • the coherent length of the emitted light is as short as a dozen ⁇ .
  • the coherent length of SLD light with a center wavelength of 850 nm and a wavelength width of 20 nm is. Therefore, only when the optical path lengths of the signal light 10 and the reference light 11 are within the range of the short coherent length, they interfere with each other. That is, when the reference light mirror 8 is scanned in the optical axis direction of the reference light 10, as shown in FIG. 9, the output of the photodetector 9 is only in the vicinity 14 where the optical path lengths of the signal light 10 and the reference light 11 coincide with each other.
  • An interference pattern 15 having a long width (hereinafter referred to as “coherent interference waveform 15”) is shown.
  • the vertical axis 12 indicates the output of the photodetector 9
  • the horizontal axis 13 indicates the moving distance of the reference light mirror 8.
  • the optical path length of the signal light 11 can be directly known from the position of the reference light mirror 8 where the coherent interference waveform 15 appears.
  • the resolution of this method is determined by the coherence length of the light source used and is typically 10-15 / m It is about.
  • the time required for one measurement is determined by the time required for scanning the reference light mirror 8, and is usually about 1 second at most (for example, see Non-Patent Document 1).
  • the mechanical scanning of the reference light mirror 8 is indispensable, so that mechanical vibration is unavoidable, and the scanning distance at a high speed is limited, and the scanning speed is also limited. Because of the limited scanning speed, there is a problem that the sample (eg, biological sample) must be stopped during measurement. For this reason, it is not easy to apply to applications other than cross-sectional observation of ocular tissue, which is relatively easy to control.
  • sample eg, biological sample
  • a grating 21 and a charge 'coupled device' (CCD) 16 are placed at the output side of the Michaelson interferometer as shown in FIG.
  • the frequency domain FD-OCT has been proposed, which measures the spectral characteristics of the output light with the CCD 16 while the reference light mirror 8 is fixed and calculates and constructs a coherent interference waveform from the results (for example, Non-Patent See Reference 2.).
  • the principle of FD-0CT is as follows. First, the measurement light 18 condensed horizontally is applied to the surface 17 of the sample 1, and the reference light is returned to the beam splitter 7 by the reference light mirror 8. In such a state, the signal light 10 and the reference light 11 are combined to form an image on the CCD 16 screen. At this time, fringes (spatial interference patterns) are generated on the 16 surfaces of the CCD. The fringe intensity is observed, and the pattern is Fourier-transformed by a computer to construct a coherent interference waveform. The focusing / imaging of the measurement light and the like is performed by two cylindrical lenses 19 that converge only in the x′-axis direction and one cylindrical lens 20 that converges only in the y′-axis direction.
  • the measurement time is short because the reference light mirror 8 does not need to be moved, and is about 150 msec. Examples of short-term observations have been reported. However, this method has the following problems.
  • the calculation is performed assuming that the reflecting surface extends to a certain depth inside the sample. Therefore, the depth of the reflecting surface is set with respect to the horizontal direction (y 'axis direction). In the case of a rapidly changing sample, an accurate spectral density function cannot be obtained. Therefore, the resolution in the horizontal direction (W-axis direction) of the sample is not high, and only a value of about ⁇ is reported.
  • the measurable range in the depth direction is determined by the effective coherence length for each frequency component detected by the CCD. Assuming that the spectrum width at each frequency component is ⁇ / and c is the speed of light, the measurable range is given by equation (1) (according to the equation described in Non-Patent Document 2). However, what is called the measurement range here is not the measurement range in the depth direction of the sample, but the measurement range by the optical path difference between the light applied to the sample and the reference light. Therefore, the measurement range described in Non-Patent Document 2 is twice as large as the measurement range in the depth direction of the sample.
  • ⁇ / depends on the pixel width of the CCD in the frequency axis direction (X axis).
  • SLD coherent length of 34 111
  • a CCD with 640 pixels in the frequency axis direction and a pixel interval of 13.3 ⁇ is used, the measurement range calculated from equation (1) is 9.0 (See Non-Patent Document 2).
  • OPD optical path difference
  • fringe averaging occurs when the fringe period approaches the pixel width of the CCD.
  • the range in which the S / N is reduced and a clear coherent interference waveform can be constructed is up to the range of 0 PD ⁇ 6.0 mm (6.0 mm in the depth direction).
  • the intensity of light that can be applied to the sample is limited. Therefore, it is important how to detect the signal light efficiently.
  • the signal light enters the photodetector (CCD) after passing through the diffraction grating 21, and part of the signal light is lost by the diffraction grating 21, resulting in poor signal light detection efficiency. There is a problem.
  • the dynamic range that indicates the number of projections of measurable intensity is about 70 dB or less, and it has been reported that the dynamic range can be applied to the measurement of the retina. Is not always enough.
  • Another problem is that the measurement time is limited by the speed of the CCD, which limits the speed of measurement.
  • ⁇ B Variable wavelength light generator for tooth OCT and tooth OCT device. It is extremely effective when applied to a tooth decay detection device that inspects the characteristics of teeth.
  • OCT is not only used for tomography of the retina of the eye because it is non-invasive to the living body and has high resolution, but also for other organs other than the retina.
  • Application to tomography of ⁇ has been attempted (for example, see Non-Patent Document 1 below), and for example, it is considered to detect tooth characteristics (for example, Non-Patent Document 5 below). See).
  • ⁇ C ⁇ A device that measures tomographic images of various structures such as living bodies and painted surfaces
  • the OCT method is an optical tomography method effective for capturing a tomographic image of a retina or the like (for example, see Non-Patent Document 7).
  • the OCT method is attracting attention for its non-invasiveness to living organisms and high resolution, and its application to other organs besides the eye has been attempted (for example, see Non-Patent Document 7).
  • the feature of this measurement method is that the spatial resolution in the depth direction is high, and a measuring device having a resolution of about ⁇ has been put to practical use.
  • the resolution is determined by the spectrum width of the light source.
  • semiconductor light-emitting devices specifically near-infrared SLDs, are considered in terms of ease of operation, reliability, and small size and light weight. Is generally used.
  • the resolution of a commercialized OCT device is limited by the spectrum width of the SLD. Since the spatial resolution of OCT is inversely proportional to the spectrum width of the light source, the spectral width of the light source may be increased to increase the resolution. However, since the spectrum width of an SLD is determined by the physical properties of its light-emitting layer and the like, it is difficult to further increase the spectrum width.
  • Patent Document 3 United States Patent 4, 896, 325
  • Patent Document 4 Japanese Patent No. 3,471,788
  • Patent Document 5 Japanese Patent Application No. 2003-335207
  • Non-Patent Document 1 Ken-Hyun Chen, "Microscopic Diagnosis by Optical Coherence Tomography for Clinical Application”, Optrotros, Optronitas Co., Ltd., July 10, 2002, No. 247, p. 179-183.
  • Non-Patent Document 2 Yuichi Teramura, Masayuki Suekuni, Fumihiko Takanari; Proceeding of 23rd
  • Non-Patent Document 3 J Handbook of Optical Coherence Tomography (edited by
  • Non-Patent Document 4 Yuzo Yoshikuni, "Development Trends of Tunable Lasers and Expectations for System Applications", Japan Society of Applied Physics, Japan Society of Applied Physics, 2002, Vol. 71, No. 11, p. 1362-
  • Non-Patent Document 5 Edited by Brett E. Bouma et al., Handbook of Optical Coherence Tomography, (USA), Marcel Dekker Inc., 2002, p. 591-612.
  • Non-Patent Document 6 Choi Togaku, et al., “High Speed and High Resolution Using SSG-DBR Laser
  • Non-Patent Document 8 Applied Optics 2003. 2 pp. 7-11 p. Manabu Sato
  • Non-Patent Document 9 Proceedings of the 28th Optical Symposium, pp. 39-40 (published June 19, 2003)
  • 0CDR-0CT could be put to practical use in fundus measurement was that it was relatively easy to stop the measurement target.
  • the conventional OCT both 0CDR-0CT and FD-OCT is not suitable for observing such parts.
  • the distance (number) of the object to be observed during the measurement time is significantly larger than the resolution (ten and several ⁇ ). Therefore, it is impossible to take a tomographic image.
  • ⁇ B Tunable OCT variable wavelength light generator and tooth OCT device
  • the OCT device using the conventional OCT method as described above requires a broadband broadband as a light source. For this reason, natural light sources such as SLDs and fiber amplifiers are used. The region was measured at 0.85 m or 1.31 ⁇ m (for example, see ⁇ ⁇ 594 in Non-Patent Document 5). However, to obtain deeper penetration distances, measurements at longer wavelengths are required. Therefore, a light source that can be easily obtained and emits light in a longer region was required, and a method of enabling OCT measurement using the light source was needed. .
  • the OCT signal becomes weaker as the penetration depth increases, and it is necessary to use an OCT method with higher measurement sensitivity in order to be able to measure deeper and deeper! Was.
  • the OCT when trying to detect early caries in tooth enamel, a device that cannot measure polarization characteristics was used because the microcrystals (apatite hydroxide) that make up the enamel have a birefringence.
  • the tomographic image may be unclear, and the OCT must be OCT for tomographic imaging, which enables more sensitive OCT measurement in a longer region than before, and also enables measurement of polarization characteristics.
  • the measurement speed is limited because the reference light mirror must be moved mechanically, and the tooth to be measured moves during the measurement time, which causes distortion (artifact) in the tomographic image.
  • distortion artificialifact
  • the present invention provides high sensitivity, high speed, discriminability of tissue composition, and provides a variable wavelength light generating device for oqr of teeth and an OCT device for teeth.
  • An object of the present invention is to provide a tooth decay detecting device that can easily detect tooth decay, thereby enabling detailed inspection of the tooth.
  • ⁇ C ⁇ A device that measures tomographic images of various structures such as living bodies and painted surfaces.Sato et al. (1) A light source constructed by combining multiple SLDs with different emission wavelengths improves the resolution, (2) claims that sidelobes generated by combining light sources can be suppressed by optimizing the light source intensity, center wavelength, and wavelength width. However, as described below, (1) the resolution is not necessarily narrow in inverse proportion to the spectrum width after synthesis, (2) large side lobes are generated, and (3) the number of light sources to be synthesized increases. The inventor of the present application discovered that the amplitude of the side lobe becomes larger as a result of analyzing the OCT signal for the combined light source. Fig.
  • Fig. 36 (a) shows an example of an OCT device using the synthetic light source.
  • the OCT device comprises a combined light source 2005, a photodetector 2009, a reference mirror 2008 and a beam splitter 2007.
  • Equation (32) shows the OCT signal F (x) from the reflection surface 2003 inside the sample 2001 obtained using the synthetic light source 2005.
  • X is the optical path length 1 ⁇ between the reference mirror 2008 and the beam splitter 2007, and the optical path length L between the reflecting surface 2003 and the beam splitter 2007. Is the difference (-).
  • r r and r s are the light reflectances of the reference mirror 2008 and the reflecting surface 2003, respectively.
  • C is the speed of light.
  • the combined light source 2005 has a plurality of light sources 2021 having different center wavelengths, specifically, SLD outputs multiplexed by an optical coupler 2022.
  • ⁇ Z i is the full width at half maximum of the OCT signal obtained by the ith light source alone, and f ei is the center frequency of the ith light source.
  • the OCT device shown in Fig. 36 (a) used by Sato et al. Uses a broadband light source 2005 and moves the reference mirror 2008 at a speed V.
  • Equation (34) The envelope term of equation (34) is obtained by the decrease in the amplitude of the beat signal.
  • the side lobe is generated by a product of an envelope generated in each light source 2021 and a beat signal that repeats oscillation. Therefore, a large side lobe 2031 is generated.
  • the spectrum S (k) of the combined light is expressed as follows.
  • the spectrum shape 2031 of the combined light source is as shown in FIG.
  • the vertical axis is the integrated intensity of each light source
  • the spectrum 2032 and the spectrum 2033 are the spectrum of the light source 1 and the light source 2, respectively.
  • the OCT signal f (x) of the combined light source is represented using the spectrum width of the light source 1 and the light source 2, the following is obtained.
  • Figure 39 shows the envelope (right half) of the OCT signal from the combined light source excluding the vibration term expressed by Eq. (40).
  • the envelope 2042 is due to the combined light source.
  • the envelope 2041 is the envelope of each light source, and the envelope 2043 is the envelope when four light sources are used.
  • the OCT signal formula for four light sources is not shown, but a beat 'signal is generated as in the case of two light sources.
  • the half-width of the OCT signal certainly decreases as the number of light sources increases, but the decrease is not inversely proportional to the number of light sources. That is, the half-width does not decrease in inverse proportion to the increase in the staple width of the combined light source.
  • the half-width for two light sources is only 0.62 times for one light source, and 0.33 times for four light sources, and is expected when the resolution is inversely proportional to the spectrum width. It is not 0.5 times or 0.25 times.
  • side lobes that vibrate vertically up and down across zero are observed.
  • Equation (39) represents only the interference component and its back ground and This is because the intensities of the reference light and the signal light are omitted. And the amplitude of the side lobes is clearly larger for four light sources than for two light sources.
  • an object of the present invention is to improve the resolution of an OCT signal in an OCT device and prevent an increase in side lobes.
  • the first invention is a light source for an OCT device that measures a cross-sectional image of a measurement target by irradiating the measurement target with light and detecting reflected light or backscattered light generated inside the measurement target with a detector.
  • This is a variable wavelength light generation device having means capable of switching the wave number in a stepwise manner, which can be suitably used as a light source.
  • the feature of this variable wavelength light generator is that the wave number of the output light can be changed stepwise. Specifically, it is possible to output by changing the wave number little by little step by step, or to change the wave number at random.
  • the second invention is a width of 4. 7 X 10- 2 m- 1 or more and tunable wavelength light generating apparatus frequency width not exceeding 13 GHz of the light emitted from the variable range of the wave number, 3.
  • IX 1 gamma This is a variable wavelength light generator having means for switching the wave number stepwise at a wave number interval of 4 m- 1 or less and a time interval of 530 IX s or less.
  • the wave number is the reciprocal of the wavelength 'multiplied by 2.
  • a third aspect of the present invention is a variable wavelength light generating apparatus having a variable wave number range of 4.7 X IO- ⁇ or more and a frequency width of emitted light of 52 GHz or less, wherein ⁇ . ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ 1 in the following wavenumber intervals and 530 mu 3 following time interval is variable wavelength light generating apparatus having a means capable of switching wavenumber stepwise.
  • the broadband (low coherent) DC light (CW light) emitted by the SLD is used as the measurement light
  • the 0CDR-OCT uses the interference pattern ( Figure 9)
  • the FD-OCT uses the fringe 22 ( Figure 11). I was measuring.
  • the constituent feature of the present invention "having means capable of switching the wave number stepwise"
  • the wave number of the light source used for the measurement is gradually changed stepwise as shown in FIG. It is possible to measure the response of the interferometer at the wave number. This feature enables tomography to be accelerated and the horizontal resolution to be improved, as described below.
  • the detection rate of signal light intensity is reduced due to the presence of the diffraction grating, which is a problem in the FD-0CT, the insufficient dynamic range due to the performance of the CCD, and the response speed of the CCD limits the tomographic imaging speed.
  • the wave number gradually increases with respect to the wave number scanning time.
  • the predetermined wave number in the measuring time may be even all can Hashi ⁇ & That is, the change in wave number may be irregular as in FIG. 1 (B).
  • the stepped shape includes not only a case where the wave number gradually increases with time but also a case where the wave number gradually decreases.
  • the wave number does not necessarily have to change gradually, and includes a discontinuous scanning mode in which all the predetermined wave numbers are scanned within the measurement time.
  • the predetermined wave numbers are arranged at equal intervals.
  • the present invention is not necessarily limited to this, and a set of wave numbers whose wave number intervals are not constant may be used. If the wavenumber interval is not constant, certain corrections to the calculation processing for tomographic image construction described later in the first embodiment are required, but this correction is related to the Fourier transform according to the mode of wavenumber scanning. It can be guided on the basis of knowledge.
  • the means capable of switching the wave number in a stepwise manner does not limit the wave number interval and the measurement order on condition that a tomographic image can be constructed. Further, it is desirable that the change of the wave number is discontinuous, but the change may be continuous as long as a specific wave number can be held for a certain period of time. In such a case, “Steps J shall be included.
  • the scanning of the reference light mirror which is indispensable for OCDR-OCT, is not necessary, so that measurement can be performed at a higher speed than in OCDR-OCT.
  • the coherent interference waveform is constructed from the spectral characteristics (FIG. 2) obtained by bundling the output light intensity of the interferometer at each wave number, a spectrum including both the intensity information and the phase information like FD-OCT
  • a coherent interference waveform can be constructed by simple computer processing. Wear.
  • the calculation of the spectrum density function itself is unnecessary, data processing can be performed in a shorter time and high-speed measurement can be performed compared to the conventional FD-OCT. Note that the calculation processing used in the present invention will be described in the first embodiment.
  • the tomography performed using the present invention does not involve a mechanical operation such as reference beam mirror scanning, and the coherent interference waveform is obtained by a simple procedure in the tomography using the present invention as described later. Can be constructed, so that tomography can be speeded up. Also, in the tomography performed using the present invention, there is no assumption that the horizontal resolution is deteriorated unlike the conventional FD-OCT, so that the horizontal resolution is not deteriorated.
  • the intensity of the coherent interference waveform obtained under the condition that the intensity of light that can be applied to the sample is limited to a certain maximum value
  • the signal intensity is lower than that of the 0 CDR method.
  • the effect is about 100 to 1000 times stronger and more than ten times stronger than the FD-0CT method.
  • Non-Patent Document 3 p. 364-367. Since this technology has not been put into practical use because of the following problems, it will not be described in detail. There are such differences.
  • the cap OCT is consistent with the present invention in that the light source is a variable wavelength light source.
  • the difference is that the wave number of the light source is swept at a constant speed.
  • the light source used for the chirp OCT has the disadvantage that wavenumber jumps, ie mode hops, are not allowed. Therefore, it is necessary to obtain a mode-hop-free light source over a wide range of wavenumbers when commercializing the OCT, but it is difficult to obtain such a light source. For this reason, this technology has not been put to practical use. .
  • the present invention it is not necessary to continuously change the wave number. Even if there is some mode hop in the variable wavelength light source, the change in the wave number only needs to be stepwise, so that the tomographic image is obtained. There is no hindrance to the measurement.
  • the present invention is suitable for faster tomography, in particular, the width of the variable range of wave number 4. 7 X 10- 2 nf 1 or more, and peripheral wife number width of the emitted light is 13 GHz or less Limited to a variable wavelength light generator having means for switching the wave number stepwise at a wave number interval of 1 or less and a time interval of 530 IS or less.
  • This makes it possible to observe a specimen moving at a speed of 1 thigh / second or less while ensuring a resolution of 80 ⁇ and a measurement range of 10 mm. That is, according to the second aspect, it is possible to observe a living body part that moves at 1 sq / sec and is difficult to stop.
  • variable range width 4. 7 X 10- 2 ⁇ nf 1 or more and a variable wavelength light generating apparatus frequency width not exceeding 52 GHz of the light emitted wavenumber, ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ 1 below
  • a resolution of 80 ⁇ m and a measurement range of 2.5 mm can be achieved.
  • the inventor of the present invention states that the static resolution ⁇ is defined by the following equation (2) when the width of the variable range of the wave number is defined as: Was found.
  • the spectrum shape when the measurement light is bundled is rectangular. .
  • the measurement range in the depth direction depends on the coherent length of the measurement light at each wave number. Therefore, the measurement range is limited by the frequency width ⁇ / of the measurement light. Since the following formula (3) holds between the measurement range in the sample depth direction and the frequency width ⁇ / (full width at half maximum), the frequency width of the emitted light is required to secure a measurement range of 10 mm. Is 13 GHz Must be: This corresponds to the configuration requirement of the second aspect of the invention, that is, “a tunable wavelength light generator having a frequency width of output light of GHz or less”.
  • the frequency width of the emitted light By setting the frequency width of the emitted light to 52 GHz or less, it is possible to secure a measurement range of 2.5 s. This corresponds to the use of the variable wavelength light generator having the frequency width of the emitted light of 52 GHz or less, which is a constituent feature of the third invention.
  • This equation (3) is a modification of equation (22) on p.46 of Non-Patent Document 3.
  • c represents the speed of light. Such a value can be easily achieved in a semiconductor LD that oscillates in a single longitudinal mode.
  • the measurement range, in the depth direction of the sample is also limited by the wave number interval M of the measurement light. That is, according to Nyquist's theorem, the measurement range L m is expressed by the following equation (4). .
  • the wave number interval in order to obtain a measurement range of 10 mm, the wave number interval must be further set to 3.1 X n 1 or less. This corresponds to the wave number interval of 3.1X10-m- 1 or less, which is the constituent feature of the second invention.
  • the wave number interval in order to obtain a measurement range of 2.5 arms 1, the wave number interval must be further set to 12.4 ⁇ 10— ⁇ nf 1 or less. This corresponds to the third configuration requirements of the invention, 12. ⁇ ⁇ ⁇ 1 following wavenumber interval.
  • the wave number switching time t h should be sufficiently short as shown below.
  • the measurement time claimed may be shortened so that the moving distance of the sample within the measurement time is equal to or less than the static resolution.
  • the total number of wave numbers used for measurement is in the wave number range! Since ⁇ is divided by the wave number interval ⁇ , there is the following relationship between the measurement time ⁇ , cosmeticand the wave number switching time interval, ⁇ .
  • the moving speed V of the sample than ⁇ Pi formula (6) measures a sample of 1 negation is the wave number switching time interval, it can be seen that must be less than 530 mu S.
  • the tunable wavelength light generator is Width 4.7X10- 2 ⁇ 1 or more and the light emitted frequency width is 13 GHz or less of the variable-wavelength light generating apparatus der: connexion, 3. lXlO ⁇ m- 1 wave number in the following wavenumber intervals and 530 S following time interval Is limited to a variable wavelength light generation device having a means that can be switched in a stepwise manner, allowing observation of a sample moving at a speed of 1 mm / sec while ensuring a resolution of 80 ⁇ and a measurement range of 10 NOTE. become.
  • variable wavelength light generator with a variable range of wavenumber? Z ⁇ ! ⁇
  • a variable-wavelength light generating apparatus below 52 GHz
  • 12.4X10- 4 ⁇ m- 1 can switch the wave number in a stepwise manner in the following wavenumber interval and 530Myu S following time interval
  • a variable wavelength light generator having various means, it is possible to observe a sample moving at a speed of 4 Note / sec while ensuring a resolution of 80 ⁇ and a measurement range of 2.5 mm.
  • Equations (2) and (4) are strict equations for the case where the spectrum shape when the measurement light is bundled is rectangular. However, even if the spectrum shape is changed to another one such as a Gaussian shape, the resolution and the like are not largely changed, and the obtained effects are almost the same as those of the rectangular shape.
  • the preferable wave number range and the like are automatically determined by the equations (2) to (6) once the resolution, the measurement range, and the measurable moving speed of the sample are determined.
  • Preferable examples of the resolution and the like are as described above. More preferable resolution, measurement range, and sample moving speed are 40 ⁇ or less, 100 thighs or more, and 3 mm / s or less, respectively. The most preferable value is 20 ⁇ or less ⁇ 1000mm or more ⁇ 9mm / s or less is there. Therefore, the wave number ranges that respond to each request are as follows.
  • the horizontal columns show preferred wavenumber intervals and frequency widths
  • the vertical columns show preferred variable wavenumber widths
  • the value of the wave number interval and frequency width 3.1X10- 4 ⁇ - 1 below and 13 GHz or less, 3. IX 10 one 5 ⁇ 1 below and 1.3 GHz or less, 3. IX ⁇ - 6 ⁇ !!! - 1 Below and 130 MHz respectively correspond to the measuring range, 10 mm or more, 100 thighs or more, and 1000 marauders or more.
  • the measurement range corresponds to 100 or more thighs
  • the measurement range is sufficiently wide, so that even if the measurement point is changed, there is also an effect that the positioning of the reference light mirror becomes unnecessary.
  • the wave number interval is less than a certain value, but the wave number interval is 0 ⁇ 1 Of course not included. This is because the wave number interval naturally assumes that there are multiple wave numbers at finite intervals. In wavenumber spacing it is 0 mu m one 1, wave number becomes one.
  • the wave number switching time in Table 1 may be reduced to one third.
  • the wave number switching time in Table 1 can be reduced to 1/9.
  • the wave number switching time shown in (a) to (c) is reduced to 1 / n. It is good to do the following.
  • a tomographic image can be obtained even with one wave number scan, but when a Mach-Zehnder interferometer is used as in the first embodiment described later, scanning of the measurement point is also necessary.
  • the number of scanning points is preferably 10 or more, more preferably 50 or more, 100 or more, 200 or more, 400 or more, and 800 or more.
  • the sample speed is increased by shortening the wave number switching time.
  • the wave number interval (extended frequency width) described in the top row of Table 1 is doubled or quadrupled, so that the sample speed can be 2 km / s or more at the wave number switching time shown in Table 1. Applicable when the sample speed is 4 mm / s or more.
  • the wave number switching time shown in (a) to (c) is set to n Should be less than 1 /
  • the points are as described above.
  • the tunable wavelength light generator for OCT has the “width of the variable range of the wave number” and the “frequency width” described in (port) or (c) above. It is preferable to include a variable wavelength light emitting element capable of switching the wave number stepwise at the “wave number interval” and “time interval” described above, and a control circuit therefor. Then, the control circuit switches the wave number of the output light of the variable wavelength light emitting element in a stepwise manner with the “width of number variable range”, “frequency width”, “wave number interval”, and “time interval”. Must be possible.
  • variable wavelength light generator for OCT includes a broadband light emitting element having the “width of the variable range of the wave number” described in the above (port) or (c), and a device described in the above (port) or (c).
  • a variable wavelength filter capable of extracting the output light of the broadband light emitting element in a stepwise manner by using the “wavelength variable range width”, “frequency width”, “wavenumber interval” and “time interval”, and a control circuit therefor. Is also good.
  • a fourth invention for solving the above-mentioned problem is a variable wavelength light source, and the output light of the variable wavelength light source is converted into a first light beam and a second light beam.
  • Means for splitting into light beams means for irradiating the first light beam to the object to be measured, means for multiplexing the first light beam and second light beam reflected or backscattered by the object to be measured, and means for multiplexing Means for measuring the intensity of the combined output light for each wave number of the variable wavelength light source, and a first light beam as a measurement target from a set of output light intensities obtained for each wave number by the measurement means.
  • Means for specifying the position reflected by the object with respect to the depth direction of the measurement object This is a variable wavelength light generator used as a variable wavelength light source.
  • the resolution is less than SO ⁇ m: the width of the variable range of the wave number is widened so that the emitted light is At a time interval shorter than the time obtained by narrowing the frequency width and wave number interval and dividing the first value obtained by dividing the resolution by the speed 1 by the second value obtained by dividing the variable range width by the wave number interval.
  • This is a tunable wavelength light generator having means for switching the wave number stepwise.
  • the first and third inventions can also be expressed as follows. That is, expressing the first and third inventions from another aspect, a fifth invention for solving the above-mentioned problem is a variable wavelength light source, and the output light of the variable wavelength light source is transmitted to the first light beam and the second light beam.
  • a variable wavelength light generation device used as a variable wavelength light source of an OCT device having: The width of the variable range of the wave number as As described above, the frequency width and wave number interval of the emitted light are narrowed, and the first value obtained by dividing the resolution by the speed of 1 ram / s is divided by the second value obtained by dividing the width of the variable range by the wave number interval.
  • Variable wavelength light generating device having means capable of switching the wave number in a stepwise manner at time intervals shorter than the time obtained by the above.
  • a more preferable value of the resolution is 40 / im or more or 20 ⁇ or more.
  • a more preferable measurement range is 100 mm or more or 1000 mm or more.
  • a more preferable range of the speed for dividing the resolution is 3 mm / s or less or 9 mm / s or less.
  • the wave number switching time may be reduced to 1 / n or less.
  • a more preferable value of the resolution is 40 ⁇ or more or 20 ⁇ or more. Further, a more preferable range of the measurement range is 5 mm or more. Further, a more preferable range of the speed for removing the resolution is 2 mm / s or less.
  • a variable wavelength light generator for generating variable wavelength light
  • a variable wavelength light source for dividing output light of the variable wavelength light source into a first light beam and a second light beam, and a unit for irradiating the first light beam to an object to be measured.
  • a tunable wavelength generator used as a tunable wavelength light source for an OCT device having the following features: a variable wavelength range is widened so that the resolution is 80 ⁇ or less, and the measurement range is 2.5 mm or more. So that the frequency width of the emitted light Waveforms with a time interval shorter than the time obtained by narrowing the number interval and dividing the first value obtained by dividing the resolution by the speed of 4 mm / s by the second value obtained by dividing the width of the variable range by the wavenumber interval. It is characterized by having means for switching the number stepwise.
  • the tunable wavelength light generator according to a seventh aspect is the variable wavelength light generator according to the fourth to sixth aspects, wherein the means for irradiating the measurement target with the first light beam can scan an irradiation position of the first light ray with respect to the measurement target. It is a light source used for an OCT apparatus having means for constructing a tomographic image of a measurement object based on the information specified by the above-described specifying means and the information on the irradiation position. By irradiating the first light beam to the object to be measured and the specifying means as described above, it is possible to efficiently obtain a tomographic image of the object to be measured. -
  • the tunable wavelength light generating device is the tunable wavelength light generating device according to the first to seventh aspects, wherein the specific means described above performs a Fourier transform on a combination of the real number consisting of the intensity and the wave number of the output light. Is the feature.
  • the Fourier transform method a fast Fourier transform (FFT) method that can process at extremely high speed has been established, and high-speed FD-OCT can be realized by FFT of data composed of real numbers.
  • FFT fast Fourier transform
  • a tunable wavelength light generating device is the variable wavelength light generating device according to the first to eighth aspects, further comprising a means for constructing a moving image of the tomographic image to be measured by constructing a plurality of sectional images. It is. According to the present invention, since high-speed measurement is possible, it is possible to measure a moving image of a tomographic image of a gastrointestinal peristalsis, a pulsating blood vessel, and the like, which can be applied to medical diagnosis.
  • a tunable wavelength light generator is characterized in that, in the first to ninth aspects, a light emitting element constituting the tunable wavelength light generator is a tunable wavelength laser. (11) Eleventh invention
  • a tunable wavelength light generating device is a tunable wavelength light generating device according to any of the first to tenth aspects, wherein the light emitting element comprises a super-periodic structure diffraction grating distributed reflection type semiconductor laser (Patent Document 1, Patent Document 1) 2 and Non-Patent Document 4.).
  • the super-periodic diffraction grating distributed reflection semiconductor laser satisfies all the requirements of the variable wavelength light generating device of the first invention.
  • continuous wavelength change is possible, and the frequency width of the oscillation spectrum is several MHz.
  • the tunable wavelength light generator of the twelfth invention is characterized in that a sampled grating distributed reflection type semiconductor laser is used as a light emitting element constituting the tunable wavelength light generator of the first to tenth inventions. .
  • a thirteenth invention is an OCT device characterized by using the variable wavelength light generator for OCT of the first to twelfth inventions as a light source.
  • a fourteenth invention is a tunable wavelength for OCT according to any one of the first to twelfth inventions.
  • a light generation device a unit for dividing the output light of the above-described variable wavelength light generation device into a first light beam and a second light beam, a unit for irradiating the first light beam to the object to be measured, and Means for multiplexing the reflected or backscattered first light beam and second light beam, and the intensity of the output light multiplexed by the multiplexing means described above for each wave number of the tunable wavelength light generator.
  • An OCT device comprising: Since this OCT device uses the variable wavelength light generation device of the first to twelfth inventions, the above problem can be solved as described above.
  • the fifteenth invention is directed to the variable wavelength light generator according to any one of the first to twelfth inventions, means for splitting output light of the variable wavelength light generator into a first light beam and a second light beam, Means for irradiating the first light beam to the object to be measured, means for multiplexing the first light beam and the second light beam reflected or backscattered by the object to be measured, and means for multiplexing the output light multiplexed by the multiplexing means. Means for measuring the intensity for each wave number of the variable wavelength light generator, and the position where the first light ray is reflected or backscattered by the measurement object from the set of output light intensities obtained for each wave number by the measuring means. And a means for specifying the strength in the depth direction of the measurement object.
  • means for splitting the output light of the tunable wavelength light generator into a first light beam and a second light beam means for irradiating the first light beam to the object to be measured, and a first light beam reflected by the object to be measured.
  • Various interferometers are conceivable as means for multiplexing the light beam and the second light beam, but typical examples include a Michelson interferometer and a Mach-Zehnder interferometer. Pine tree Using a Hazunda interferometer results in higher light collection efficiency than a Michelson interferometer. (: 16) Sixteenth invention
  • the means for irradiating the above-mentioned first light beam to the object to be measured can run at the irradiation position of the first light beam, and
  • An OCT apparatus comprising: means for constructing a tomographic image to be measured based on the information specified by the specifying means and the information on the irradiation position.
  • the seventeenth invention-a seventeenth invention is characterized in that, in the OCT device according to the fourteenth or sixteenth invention, the above-mentioned specifying means is a combination of the real number consisting of the intensity of the output light and the wave number described above.
  • This OCT device is characterized by performing Fourier transform.
  • an OCT apparatus having a means for constructing a moving image of the tomographic image to be measured by constructing a plurality of tomographic images. It is.
  • a nineteenth invention is directed to a variable wavelength light generator according to any one of the first to third inventions, a sample optical path for guiding output light of the variable wavelength light generator to the sample without splitting, and irradiation of the sample optical path.
  • a partial reflection mechanism for returning a part of the light along the sample optical path, and a light detection optical path for guiding reflected light and backscattered light from the sample along the sample optical path and reflected light from the partial reflection mechanism to the photodetector.
  • An OCT apparatus characterized by having:
  • the coherence length (coherent length) of the light sources at each wave number can be 10 or more.
  • a partial reflection mirror is placed on the sample optical path where the distance to the sample is shorter than the coherent distance.
  • the OCT device can be realized by causing the reflected light from the sample to interfere with the reflected or backscattered light from the sample.
  • the number of optical components to be used can be greatly reduced, the manufacturing cost can be reduced, and the apparatus can be more stabilized, as compared with the conventional method using an interferometer.
  • Twentieth invention-A twentieth invention is directed to a tunable wavelength light generator according to any one of the first to third inventions, and the variable wavelength light generator, wherein the output light of the tunable wavelength light generator is divided into samples without splitting.
  • a partial reflection mechanism that imparts a desired polarization characteristic and reflects a part of the light along the sample optical path;
  • a sample light polarization specifying mechanism that irradiates the sample after holding it, a light detection optical path that guides the reflected light and backscattered light from the sample and the reflected light from the partial reflection mechanism to the polarizing beam splitter, and a polarizing beam splitter.
  • An OCT apparatus characterized in that it comprises means for detecting outputs using a photodetector and an amplifier, respectively, and calculating output data of the amplifier in order to construct a tomographic image showing the polarization characteristics of the sample.
  • variable wavelength light generator for tooth OCT for solving the above-mentioned problem has a wavelength within a range of 0.9 to 5.0 ⁇ , and the wavelength can be switched stepwise. In particular, it is possible to switch the wavelength stepwise within a range of 0.9 to 5.0 ⁇ .
  • the variable wavelength light generator for tooth OCT is the variable wavelength light generator for tooth OCT, wherein the wavelength of the variable wavelength light generating means is in the range of 0.9 to 5.0 / xm, and the width of the variable range of the wave number is 4.7 X 10 "V ⁇ Means having a frequency width of 1 or more and a frequency width of the emitted light of 13 GHz or less, and capable of switching the wave number in a stepwise manner at a wave number interval of 3.1X1 CT m- 1 or less and a time interval of 530 ⁇ s or less; in the invention, the width of the variable range of wave number 4.7 ⁇ 1 ⁇ ⁇ ⁇ 1 or more, the frequency width of the emitted light is not more than 13 GHz, the wave number interval is at 3.1 X 10- 4 ⁇ m- 1 or less, It is characterized in that the wave number can be switched stepwise at time intervals of 530 ⁇ s or less.
  • the light source is the variable wavelength light generation fringe of the twenty-first or twenty-second invention, that is, the OCT device for tooth OCT of the twenty-first or twenty-second invention is provided. It is characterized in that the raw device is used as a light source as a variable wavelength light generating means.
  • the OCT device for a tooth according to a twenty-fourth aspect of the present invention is the OCT device according to the twenty-third aspect, wherein the light source is the variable wavelength according to the twenty-first or twenty-second aspect.
  • the light generator which has means for measuring the polarization characteristics of the tooth. And a polarization characteristic measuring means for measuring the polarization characteristic of the tooth.
  • the tooth OCT apparatus is the tooth splitting OCT apparatus according to the twenty-fourth invention, wherein the polarization characteristic measuring means 1S controls the polarization direction of the light generated from the variable wavelength light generating means to split the light into measurement light and reference light.
  • a measuring light irradiating means for irradiating the teeth in the oral cavity with the measuring light split by the main splitting means, and a signal light capturing means for capturing the signal light irradiated and reflected on the teeth
  • Multiplexing means for separating the signal light captured by the signal light capturing means into two or more polarization direction components, and multiplexing each with the reference light split by the main splitting means; and And a calculation control means for obtaining the polarization characteristics of the teeth based on the light intensities of the different signals.
  • a tooth OCT device is the tooth OCT device according to the twenty-fourth or twenty-fifth aspect, wherein the polarization characteristic measuring means divides the light generated from the variable wavelength light generating means into measurement light and reference light.
  • a splitting unit a measuring light irradiating unit that irradiates the measuring light split by the main splitting unit to the teeth in the oral cavity, a signal light capturing unit that captures the signal light that is irradiated and reflected on the teeth, and a signal light capturing unit.
  • Multiplexing means for multiplexing the captured signal light and the reference light split by the main splitting means; and the tunable wavelength light so that the light generated from the tunable light generation means has a desired wavelength region.
  • a control means for controlling the generation means, and for obtaining the characteristics of the teeth based on the wavelength region of the light generated from the variable wavelength light generation means and the intensity of the light multiplexed by the multiplexing means.
  • the arithmetic and control means is configured to emit light in a plurality of different wavelength ranges.
  • the variable wavelength light generating means is controlled so as to generate the light, and the characteristics of the teeth are obtained by obtaining the intensity of the light multiplexed by the multiplexing means for each wavelength region.
  • a tooth OCT apparatus provides a variable wavelength light generating means, a main splitting means for splitting light generated from the variable wavelength light generating means into a measuring light and a reference light, and splitting by the main splitting means.
  • a measuring light irradiating means for irradiating the tooth in the oral cavity with the measured light
  • a signal light capturing means for capturing the signal light irradiated and reflected on the tooth
  • a signal light captured by the signal light capturing means A multiplexing means for multiplexing the reference light split by the main splitting means, and controlling the variable wavelength light generating means so that the light generated from the variable wavelength light generating means has a target wavelength region.
  • variable wavelength light generation means for obtaining the characteristics of the teeth based on the wavelength region of the light generated from the variable wavelength light generation means and the intensity of the light multiplexed by the multiplexing means.
  • variable wavelength light generation means is controlled so as to generate light in a plurality of different wavelength regions, and the intensity of the light multiplexed by the multiplexing means is determined for each wavelength region, thereby generating the special characteristics of the tooth. It is characterized by what is required.
  • the tooth OCT device is the tooth OCT device according to the twenty-sixth or twenty-seventh aspect, wherein the arithmetic and control means obtains, for each wavelength region, the intensity of the light multiplexed by the multiplexing means, thereby obtaining a light absorption coefficient of the tooth. And that the characteristic of the tooth is obtained based on the light absorption coefficient.
  • the tooth OCT device according to a twenty-ninth invention is the tooth OCT device according to the twenty-eighth invention, wherein the arithmetic and control means determines the amount of tooth enamel or dentin composition per unit volume based on the light absorption coefficient. It is characterized by being.
  • the arithmetic and control means further determines the amount of water present per unit volume of tooth enamel or dentin based on the light absorption coefficient Characterized in that:
  • a tooth OCT device is characterized in that, in any one of the twenty-third to thirtieth inventions, the variable wavelength light generation means is a variable wavelength semiconductor laser light generation device.
  • a tooth OCT device includes a variable wavelength light generating means, a main splitting means for splitting light generated from the variable wavelength light generating means into a measuring light and a reference light, Measuring light irradiating means for irradiating the tooth in the oral cavity with the measured light, signal light capturing means for capturing the signal light irradiated and reflected on the teeth, signal light captured by the signal light capturing means, and main splitting means Multiplexing means for multiplexing the reference light split by the multiplexing means, and controlling the tunable wavelength light generating means so that the light generated from the tunable wavelength light generating means has a target wavelength range.
  • the means is a tunable semiconductor laser light generator. .
  • the tooth OCT device according to a thirty-third invention is the tooth OCT device according to the twenty-seventh or thirty-second invention, wherein the variable wavelength light generating means generates light in a wavelength range between 1.2 and 5. ⁇ . It is characterized.
  • the tooth OCT device according to a thirty-fourth invention is the tooth OCT device according to the thirty-third invention, wherein the variable wavelength light generating means has a wavelength wider than 1.3 to 1.6 ⁇ within 1.2 to 5. It is characterized in that it generates light in a range. (35) 35th invention
  • the tooth OCT device is characterized in that in the thirty-third or thirty-fourth invention, the tooth OCT device is a main splitting / combining means that combines the main splitting means and the multiplexing means.
  • a tooth OCT device is characterized in that in any one of the thirty-third to thirty-fifth inventions, the tooth OCT device is irradiation / capture means that combines the measurement light irradiation means and the signal light capture means. . .
  • the tooth OCT device is the tooth OCT device according to the thirty-sixth invention, wherein the irradiating / capturing means has flexibility and a light transmissivity at least at a distal end side, and a circumferential direction inside the outer cylinder.
  • a flexible inner cylinder which is provided so as to be rotatable and has an input / output light window for measurement light and signal light formed at the distal end side, and which is disposed inside the inner cylinder to transmit the measurement light and the signal light.
  • the optical fin for guiding includes a probe provided on the distal end side inside the inner cylinder and having an entanglement means for optically communicating between the distal end side of the optical fiber and the input / output light window of the inner cylinder. It is characterized by having.
  • a tooth OCT device is characterized in that, in the thirty-seventh invention, the probe has an observation mirror for visual confirmation on the distal end side of the outer cylinder.
  • An OCT device includes a variable wavelength light generator capable of switching the wave number of light in a stepwise manner, and irradiates the light generated by the variable wavelength light generator onto a measurement target to generate light inside the measurement target.
  • the object to be measured is a living tissue.
  • a method for diagnosing a tissue constituting a human body according to a fortieth aspect includes a step of irradiating light generated by the variable wavelength light generating device according to any one of the first to twelfth aspects to a tissue constituting a human body. Detecting reflected light or backscattered light generated inside the tissue constituting the human body with a detector, and generating a cross-sectional image of the tissue constituting the human body by OCT based on the detection data detected by the detector. And the steps to perform the steps.
  • ⁇ C ⁇ A device that measures tomographic images of various structures such as living bodies and painted surfaces
  • the tunable wavelength light generator for optical coherence tomography includes a plurality of tunable wavelength light sources having different wavenumber sweep ranges and outputs the combined tunable light sources; And a controller that enables a wave number sweep I beyond the wave number sweep range of each variable wavelength light source.
  • variable wavelength light generating apparatus for optical coherence tomography of the present invention is directed to the tunable wavelength light generating apparatus 41, characterized in that the variable wavelength range is in the wavenumber 0. 2 ⁇ ⁇ 1 or more.
  • the 43rd variable-wavelength light generator for optical coherence tomography of S-bright includes a light-emitting unit that combines and outputs the outputs of a plurality of variable-wavelength light sources with different numbers of sweep waves, and one variable-wavelength light source. And a control device for performing a wave sweep so as to complement the outputtable wave numbers of the individual variable wavelength light sources by sweeping each other.
  • a variable wavelength light generator for optical coherence tomography according to a forty-fourth invention is the variable wavelength light generator for optical coherence tomography according to the forty-fourth to forty-third inventions, wherein a plurality of swept waves having different numbers of sweep waves used in the device are provided.
  • the variable wavelength light source is characterized in that the wave number can be switched stepwise. .
  • variable wavelength light generator for optical coherence tomography is the variable wavelength light generator for optical coherence tomography according to any one of the forty-fourth to forty-fourth aspects, wherein the light emitting section comprises an optical switch;
  • the feature is that the output is combined with the output.
  • variable wavelength light generator for optical coherence tomography is the variable wavelength light generator for optical coherence tomography according to any one of the forty-first to forty-fifth aspects, wherein the variable wavelength light source comprises a variable wavelength semiconductor laser. It is characterized by the following.
  • An optical coherence tomography apparatus provides a variable wavelength light generator, means for splitting output light of the variable wavelength light generator into measurement light and reference light, Means for capturing the signal light reflected or backscattered by the object to be measured, means for multiplexing the signal light and the reference light, and a variable wavelength for the intensity of the output light multiplexed by the multiplexing means.
  • the variable wavelength light generator is the variable wavelength light generator of any one of the forty-first to forty-sixth aspects.
  • the optical coherence tomography apparatus is characterized in that, in the optical coherence tomography apparatus according to the forty-seventh aspect, the means for dividing and the means for multiplexing are the same means.
  • An optical coherence tomography apparatus is the optical coherence tomography apparatus according to the forty-seventh or forty-eighth aspects, wherein the measuring object is irradiated with the measuring light instead of the means for capturing the reflected or backscattered signal light. And a means for capturing the signal light in which the measurement light is reflected or back-scattered by the measurement object.
  • the optical coherence tomography apparatus is the optical coherence tomography apparatus according to any one of the forty-seventh to forty-ninth inventions, wherein the specifying means performs a Fourier transform on a combination of a real number consisting of an output light intensity and a wave number. It is characterized by doing.
  • An optical coherence tomography apparatus uses the variable wavelength light generating apparatus according to any one of the forty-first to forty-sixth aspects.
  • An optical interference tomography apparatus is the optical interference tomography apparatus according to any one of the forty-seventh to fifty-fifth aspects, wherein: It is characterized by capturing.
  • An optical coherence tomography apparatus is the optical coherence tomography apparatus according to any of the forty-seventh to fifty-second aspects, wherein the specifying means corrects the intensity of the output light using a window function. It is characterized by doing. .
  • a tunable wavelength light generator for optical coherence tomography is characterized in that the outputs of a plurality of tunable wavelength light sources having different frequency sweep ranges or different sweep wave numbers are combined and output.
  • An optical coherence tomography apparatus is the optical coherence tomography apparatus according to any one of the forty-seventh to fifty-fifth aspects, wherein the specifying means is a real number comprising the intensity of the multiplexed output light and the wave number. It is characterized in that the combination is Fourier-transformed.
  • An optical coherence tomography apparatus is the optical coherence tomography apparatus according to the fifty-fifth aspect, wherein the specifying means is configured to eliminate the influence of the intensity fluctuation on the wave number of the output light from the variable wavelength light generation apparatus. It is characterized by detecting the intensity of the combined output light.
  • the optical coherence tomography apparatus is the optical coherence tomography apparatus g according to the fifty-sixth aspect, wherein the correction is performed by: The intensity of the combined output light is multiplied by the reciprocal of the value obtained by successively measuring the intensity of the output light, or a value proportional to the reciprocal.
  • An optical coherence tomography apparatus is the optical coherence tomography apparatus according to the fifty-sixth aspect, wherein the correction is performed based on a value obtained by previously measuring the intensity of the output light of the variable wavelength light generator for each wave number. It is characterized in that the reciprocal or a value proportional to the reciprocal is multiplied by the intensity of the combined output light.
  • An optical coherence tomography apparatus is the optical coherence tomography apparatus according to any one of the fifty-fifth to fifty-eighth aspects, wherein the specifying means comprises: It is characterized in that the intensity of the multiplexed output light or the intensity of the multiplexed output light is corrected using a window function so as to eliminate the influence.
  • the optical coherence tomography apparatus is the optical coherence tomography apparatus according to the fifty-fifth aspect, wherein the specifying means is such that the intensity distribution with respect to the wave number of the output light of the tunable wavelength light generator has a desired window function.
  • the multiplexed output light is corrected so that the same measurement result as the measurement result obtained in the case of coincidence is obtained.
  • a tunable wavelength light generator can be configured by including a light source (for example, a semiconductor laser) capable of switching wavelengths at a very high speed.
  • a light source for example, a semiconductor laser
  • a tomographic observation of a biological part that is difficult to control using the conventional OCT was made possible.
  • by limiting the variable wave number width, wave number interval, and frequency width it was possible to secure sufficient resolution and measurement range, and to achieve efficient measurement.
  • a tomographic image of a moving part such as a gastrointestinal peristalsis or a pulsating blood vessel can be taken, so that a moving image can be taken by continuously taking these tomographic images.
  • the present invention invents a new OCT device and a light source for scanning the wave number in a stepwise manner, and at the same time, a tomography device (or light source) for a living body part that is difficult to control with respect to this device (or light source). It can be said that the inventor of the present invention invented the use as. Similarly, it can be said that the invention has been invented as a moving image capturing device (or light source) of a tomographic image of a part moving by life activity.
  • variable wavelength light generator for OCT of a tooth and the OCT device of a tooth according to the present invention, a light source that emits light in a longer wavelength region than is required to obtain a deeper penetration distance, A device that enables OCT measurement using a light source is possible, and the sensitivity of the measurement is increased, enabling measurement at a deeper penetration distance.
  • the OCT measurement device since the OCT measurement device enables the measurement of polarization characteristics, a tomographic image can be sharpened even in a tooth tissue having a birefringence index such as enamel, for example.
  • the spectroscopic OCT device makes it possible to measure the composition ratio of the constituent substances, and provides more accurate diagnostic information than conventional OCT devices that simply measure intensity.
  • the tooth decay detection device of the present invention even a small initial tooth decay can be easily detected.
  • ⁇ C ⁇ A device that measures tomographic images of various structures such as living bodies and painted surfaces
  • the present invention combines a novel switch light source combining a variable wavelength light source and a 0FDR-0CT. Device.
  • this novel switch light source unlike a combined light source, a plurality of light sources are used. This has the effect of improving the resolution of the OCT signal in inverse proportion to the expanded optical spectrum width. Also, there is no problem of side lobe increase due to multiplexing as seen in the synthetic light source.
  • FIG. 1 (A) is a diagram showing how the wave number is switched stepwise so as to gradually increase with the wave number scanning time in the OCT variable wavelength light generating device of the present invention
  • FIG. 2 (B) shows the present invention
  • FIG. 6 is a diagram showing a state in which the wave number is switched stepwise irregularly with the wave number scanning time in the OCT variable wavelength light generation device.
  • FIG. 2 is a diagram illustrating spectral characteristics obtained by bundling the output light intensity of the interferometer at each wave number.
  • FIG. 3 is a diagram showing a configuration example of an OCT device according to the present invention.
  • FIG. 4 is a diagram illustrating an example in which coherent interference waveforms are combined in the OCT device.
  • FIG. 5 is a diagram showing a result of tomographic imaging of a human nail as a measurement target.
  • FIG. 6 is an explanatory diagram of the measurable range.
  • Figure 7 shows the measurement principle of 0CDR-0CT.
  • FIG. 8 is a configuration diagram of the 0CDR-OCT device. .
  • FIG. 9 is a diagram showing an interference pattern (coherent interference waveform) obtained by the 0CDR-0CT device.
  • FIG. 10 is a configuration diagram of the FD-OCT device.
  • Figure 11 shows the fringe (spatial interference pattern) obtained with the FD-OCT device
  • FIG. 12 is a configuration diagram of an FD-OCT device that does not split the optical path of light.
  • FIG. 13 is a configuration diagram of an apparatus for performing polarization measurement in the FD-OCT that does not split the optical path of light.
  • FIG. 14 is a schematic configuration diagram of an embodiment of the tooth OCT device according to the present invention (an example of detecting tooth decay by reflection intensity).
  • FIG. 15 is a schematic configuration diagram of the probe of FIG.
  • FIG. 16 is an explanatory diagram of the initial caries.
  • FIG. 17 is an explanatory diagram of the measurement principle of the light absorption coefficient in a minute region.
  • Fig. 18 is a graph showing the relationship between the position of the tooth in the thickness direction (depth direction) and the signal light intensity.
  • FIG. 19 is a graph showing the relationship between the central wavelength of the measurement light of enamel and water and the light absorption coefficient.
  • FIG. 20 is a graph showing the distribution of the proportions of the amounts of the enamel composition and water in the tooth thickness direction (depth direction).
  • FIG. 21 is a schematic configuration diagram of another embodiment of the tooth OCT device according to the present invention.
  • FIG. 22 is a schematic configuration diagram of a probe of another embodiment of the tooth OCT device according to the present invention.
  • FIG. 23 is a schematic configuration diagram of an embodiment of a tooth OCT device according to the present invention (an example of measuring polarization characteristics of a tooth).
  • Figure 24 is an FD-OCT image of the canine tooth of the extracted person.
  • FIG. 25 is an explanatory diagram of a method of scanning the wavelength of light emitted from the variable wavelength light generator.
  • FIG. 26 is a configuration diagram of an OCT device according to the sixth embodiment of the present invention.
  • FIG. 27 is a diagram showing a configuration of a tunable wavelength light generator used as a light source of an OCT device. .
  • FIG. 28 is a diagram showing another configuration of the tunable wavelength light generator used as the light source of the OCT device.
  • FIG. 29 is a diagram showing an example of the spectrum of the switch light source (variable wavelength light generation device) of the present invention.
  • FIG. 30 is a diagram showing an example of an OCT signal obtained by using a switch light source.
  • FIG. 31 is a diagram showing a result of an OCT signal when a Gaussian window is used.
  • FIG. 32 is a diagram showing an example of a case where the switch light source (variable wavelength light generation device) of the present invention performs a wave number sweep so as to complement the outputtable wave numbers of the individual variable wavelength light sources.
  • FIG. 33 is a diagram showing another example in the case where the switch light source (variable wavelength light generation device) of the present invention performs a wave number sweep so as to complement the outputtable wave numbers of the individual variable wavelength light sources. .
  • FIG. 34 is a diagram showing another example of a case where the switch light source (variable wavelength light generation device) of the present invention performs wave number sweeping so as to complement the outputtable wave numbers of the individual variable wavelength light sources.
  • FIG. 35 is a diagram showing a schematic configuration of a conventional synthetic light source.
  • FIG. 36 (a) is a diagram showing an example of an OCT device using a synthetic light source
  • FIG. 36 (b) is a diagram showing an example of an OCT device using an extremely narrow-band light beam with a variable wavelength.
  • FIG. 37 is a diagram showing OCT signal intensity (occurrence of side lobe) when a conventional synthetic light source is used.
  • FIG. 38 is a diagram showing a spectrum shape of a conventional combined light source.
  • Fig. 39 is a diagram showing the envelope (right half) of the OCT signal by the conventional synthetic light source excluding the oscillation term.
  • the OCT device shown in Fig. 3 The device has a variable wavelength light generator 31 as a variable wavelength light source.
  • the measurement time of A scan (scan only in the depth direction) is 0.4 ras, and 50 scans of A scan constitute B scan (scanning of measurement points in the horizontal direction by repeating A scan). Then the measurement time is 20ms.
  • the measurement range is determined by the wave number interval, and as can be seen from equation (4), there are 12 bandits.
  • the measurement range calculated from the frequency width is 13 m (see Equation (3).
  • the light emitted from the tunable wavelength light generator 31 is converted into a 90:10 ratio by the first force brassier 32). is divided wherein one of the divided light (split ratio 90%) is ⁇ by the second coupler 33 0:.. are further bisected at the rate of 3 0 and one of divided light here (Measuring light: splitting ratio 70%) is the measurement target by the optical circulator 34.
  • the signal light 45 from the sample 37 is guided again to the third coupler 38 by the optical circulator 34.
  • the other light (reference light: division ratio 30%) of the light split by the second force bra 33 is guided to the other light input port of the third coupler 38, and is combined with the signal light 45.
  • the B-scan for obtaining a tomographic image is realized by scanning the measurement light on the surface of the sample 37 with a scanning mirror 36 interposed between the optical circulator 34 and the sample 37.
  • the first, second, and third couplers 32, 33, and 38 are configured by directional couplers.
  • the output of the third coupler 38 is detected by a first differential amplifier 39 having a light detection function.
  • the third coupler 38 is constituted by a directional coupler, the two outputs of the third coupler 38 are connected. ,as well as/. 2 is as follows.
  • the first differential amplifier 39 has two outputs of a third power plug 38 and / or. Detect the difference between 2 and output its log.
  • the first equation in Equation (7) is a well-known equation that describes the interference pattern when the optical path length difference is 2.
  • the second equation in equation (7) is based on the characteristics of the directional coupler.
  • the reference light 46 (of the light split by the second force bra 33, which is not guided to the sample 37 by the optical circulator 34, but is directly
  • the intensity guided by the third force bra 38: the splitting ratio 30%) is the intensity of the signal light 45 from the sample 37
  • 2 is the optical path length difference between the reference light 46 and the signal light 45 (in the Michelson interferometer).
  • the optical path length of the reference light mirror and the beam splitter, the reflection surface inside the sample If the optical path length of the beam splitter is and, then. ).
  • i corresponds to the coordinates of the sample in the depth direction.
  • i corresponds to the coordinates of the sample in the depth direction.
  • the phase shift due to reflection was ignored.
  • the error in the optical path length is less than half the wavelength and can be ignored.
  • the Log output signal of the first differential amplifier 39 is input to the second differential amplifier 40.
  • the other light (division ratio 10%) split by the first power blur 32 is detected by the photodetector 42, and then guided to the second differential amplifier 40 through the Log amplifier 43.
  • the second differential amplifier 40 performs division for correcting a change in input light intensity. Therefore, the output of the second differential amplifier 40 is represented by the following equation (8) (the constant term is omitted).
  • the output of the second differential amplifier 40 is input to an analog / digital converter (not shown), and the digital output is led to a computer 41, where the digital output is calculated and processed to synthesize a coherent interference waveform.
  • the computer 41 constructs a tomographic image of the sample 37 based on the coherent interference waveform.
  • the computer 41 also controls the variable wavelength light generator 31 and the scanning mirror 36 at the same time.
  • Figure 4 shows an example of combining coherent interference waveforms.
  • This is a coherent interference waveform obtained by using a cover glass with a thickness of 160 ⁇ as sample 37.
  • the two peaks correspond to the reflection from the front surface of sample 37 and the back surface thereof, respectively.
  • FIG. 5 is a diagram showing a result of tomographic imaging of a human nail as a measurement target. Five layers with a thickness of about 80_ ⁇ can be identified from the nail surface, and it can be seen that there is a thick layer of 300 / xm behind it. The finger was not fixed during the measurement, but a clear image without blur was obtained.
  • a B-scan is indispensable to obtain a tomographic image.
  • the fiber source coupler (trade name) 35 shown in FIG. 3 is a so-called collimator, which is interposed between the optical circulator 34 and the scanning mirror 36, and spreads out from the optical fiber 47.
  • the measurement light is made parallel light, and the signal light 45 (parallel light) from the sample 37 is converged and coupled to the optical fiber 47.
  • a visible light source Eiminda - visible light also output from Raito source 44, a second coupler 33, optical Saki Yureta 34 is guided to the sample 37 through a fiber source coupler 35 and the scanning mirror 36 irradiated Is done. This makes it possible to visually confirm the degree of the measurement light hitting the sample 37 before the measurement.
  • the light emitting element of the tunable wavelength light generator 31 is not limited to the super-periodic structure diffraction grating distributed reflection type semiconductor laser, but a distributed reflection type laser (DBR laser) having a narrow variable wave number width can also be used.
  • a distributed reflection type laser DBR laser
  • a variable wavelength laser that can be applied there is a laser called a sampled grating distributed reflection semiconductor laser (for example, a variable wavelength laser described in Patent Document 3).
  • the principle of the calculation processing performed to obtain the coherent interference waveform is as follows.
  • the term in log of equation (8) consists of the square root of / no / ,. and the term of cos.
  • ⁇ is considered to be a constant because its dependence is small. Therefore, by calculating the output of the second differential amplifier 40 and removing the log, an output proportional to cos (2i) can be obtained.
  • N represents the total number of scanning wave numbers.
  • Equation (13) When calculating equation ( 9 ), equations (13) and (14) are used. In addition, zo is an imaginary unit. First, in equation (13) And substitute in equation (9). Equation (13) consists of four terms. First, ⁇ is calculated for only the previous two terms. Equation (14) is used for calculating the sum.
  • Equation 2 5 That is, the position of the reflection surface inside the measurement target is specified from the set of output light intensities obtained for each wave number. Since the light intensity required for this identification is one for each wave number, the measurement time can be shortened compared to the conventional FD-OCT.
  • Equation (19) is a periodic function for X, and its period is determined by the sin function of the denominator in Equation (19) ( Figure 6). According to Nyquist's theorem, the measurable range is expressed by the following equations (20) and (21).
  • Equation (7) and Equation (18) show that the proportional coefficient is twice the square root of /, ⁇ / ⁇ .
  • 0CDR- peak of OCT since it is obtained in that the phase of the reference light and the signal light are matched, the reference light intensity /, and the signal light intensity /, the product i.e. /,. X /, the square root 2 You can see that it is twice.
  • the peak value of the coherent interference waveform obtained by the present invention is ⁇ times the peak of 0 CDR-OCT, but ⁇ is the total number of waves used for the measurement, which is usually several hundred to several thousand.
  • the coherent interference waveform obtained by the invention is hundreds to thousands times larger than 0 CDR-OCT.
  • the coherent interference waveform can be proportional to the total number N of measurement waves, but when divided by N by the diffraction grating, the diffraction pattern
  • the coherent interference waveform is not as large as FD-OCT because it is weakened by the diffraction efficiency of the element.
  • the coherent interference waveform is rather small. Therefore, the coherent interference waveform obtained by the present invention is large even with the conventional FD-OCT.
  • NAk Note that this resolution is half width at half maximum for x, but it is the full width at half maximum for the coordinate in the depth direction of the sample.
  • the phase difference between the measurement light and the reference light can be obtained, the information of the backscattered (or reflected) light has been completely grasped, and the backscattered position (or reflected position) and It is easy to determine its strength.
  • the present invention only the combination of the real number consisting of the intensity and the wave number of the output light is Fourier-transformed. In other words, the backscattering position and its intensity can be measured without measuring the phase difference between the measurement light and the reference light, and the feature is that a complicated device configuration for measuring the phase difference is not required. .
  • the configuration of the OCT device according to the second embodiment is the same as that of FIG. Then, in the second embodiment, tunable wavelength range of the variable-wavelength light generating apparatus 31, 1511.74 to 1588.
  • the frequency width is 10MHz or less.
  • the scanning speed is 2 ns / st.ep per step, and 8000 wave numbers are scanned. Therefore, the wave number range per step is 2. a 5 X 10- 5 ⁇ m.
  • the measurement time of A scan (running only in the depth direction) is 16 s
  • the B scan (repeating the A scan at 800 A scans) (Scanning of the measurement points in the horizontal direction) (Scanning of the measurement points in the horizontal direction)
  • the measurement time is 13 ms.
  • AZ 19 m.
  • the measurement range is determined by the wave number interval, and is 130 mm as can be seen from Equation (4).
  • the The measurement range calculated from the frequency width is 1 (see Equation (3)). Since the measurement range is sufficiently wide at 130 mm or more, it is not necessary to adjust the reference light mirror position every time even if the measurement point is changed.
  • a Matsuhatsu Panda interferometer is used as the interferometer, but a Michelson interferometer may be used as in the prior art shown in FIG. That is, in the configuration of FIG. 8, the light source 5 may be replaced with the variable wavelength light generator 31 described above. That is, the movement of the reference light mirror 8 is unnecessary.
  • the light source 5 is replaced with the variable wavelength light generator 31 described above.
  • the variable wavelength light generator 31 described above.
  • the grating 21 is unnecessary.
  • the measurement time (A-scan measurement time) is 2.0 ms.
  • ⁇ 19 m.
  • the measurement range is determined by the wave number interval, and is 1300 mm as can be seen from equation (4).
  • the measurement range calculated from the frequency width is 13 m (see Equation (3)). Since the measurement range is sufficiently wide at 1300 mm or more, it is not necessary to adjust the reference light mirror position every time even if the measurement point is changed.
  • variable wavelength width and the wave number interval of the variable wavelength light generating device are shown, but the possible combinations of the variable wave number width and the wave number interval are as follows. It is not limited to this. It is listed in the column of means for solving the problem. By using a combination, 'the same or greater effects as in this example can be obtained.
  • the OCT variable wavelength light generating device may be a broadband light emitting element such as an SLD or a halogen lamp, a variable wavelength filter for extracting the output light thereof stepwise, and a control circuit therefor.
  • a variable wave B: filter for extracting output light in a stepwise manner include a waveguide Fabry-Perot optical wavelength filter and an etalon described in Patent Document 2.
  • the coherent length of light given by equation (3) can be increased, and the measurement range given by equation (4) can be increased.
  • the reflectometer and tomography device can be implemented with an optical system with a small number of components without using a Michelson interferometer or a Mach-Zehnder interferometer used in the OCT.
  • the OCT device converts the light of the tunable wavelength light generator 31 into an optical circuit without splitting it.
  • the configuration is such that the light is guided to the sample optical path by using the urator 34.
  • the sample optical path the light passes through an optical fiber 47 from an optical circulator, exits the optical fiber end, is collimated by a fiber source coupler 35, and irradiates a sample 37 via a scanning mirror 36 and a focusing lens 51.
  • variable wavelength light generator which can realize a long measurement range. Since the reflectivity of the reflecting mirror may be about several percent, there is little need to reduce irradiation light to the sample, reflection from the sample, and scattered light in the sample optical path.
  • the reference light reflecting element 50 is disposed between the fiber source coupler 35 and the scanning mirror 36, but may be located anywhere on the sample optical path within the above measurement range.
  • the reflecting surface is adjusted so as to obtain a constant reflection intensity in any direction according to the change in the direction of the irradiation light beam.
  • an extremely small total reflection prism may be placed in the expanded and collimated light beam. All of the partial reflection mechanisms that return a part of the irradiation light of the sample optical path along the sample optical path are included in the technical scope of the present invention.
  • the partially reflected light and the reflected and scattered light from the sample interfere with each other, and the intensity of the light detected by the photodetector 9 is given by Expression (26).
  • the polarization of the output light from the tunable wavelength light generator 31 is normally linearly polarized, but if not linearly polarized, the light is linearly polarized by the polarizing element 52 and guided to the optical circulator.
  • the optical circulator 34 guides the input light to the sample optical path, and the light emitted from the end face of the optical fiber is collimated by the fiber source power blur 35.
  • Part of the light that has exited the fiber source power bra 35 is given a desired polarization characteristic by a partial reflection mechanism 58 composed of a wave plate 53 and a reference light reflection element 50, and is partially passed along the sample optical path. The light is reflected along the sample optical path using the light as reference light.
  • a quarter-wave plate is used as the wave plate 53, and the direction of the axis of the wave plate is set to 22.5 degrees ( ⁇ / 8) with respect to the direction of linearly polarized light of the input light.
  • Radian is good.
  • the partially reflected light is 45 Degree ( ⁇ / 4 radian)
  • the light, optical circulation rate data 34 guided to the light detection optical path 59 through, if type is 45 Dojika line polarization direction with respect to the axis of the polarization beam splitter 5 5 tilts, two polarization of the polarizing beam splitter 55
  • the reference light intensity is distributed with the same value in each direction.
  • the same effect is obtained by partially reflecting the input light that is linearly polarized by the partial reflection mirror without using the wave plate 53, and by polarizing the polarized beam so that the 45-degree axis is inclined with respect to the direction of the linear polarization of the reflected light.
  • a splitter 55 may be provided.
  • the broad expression "desired polarization characteristics" is used in this way because various changes occur depending on the polarization state of the input light, the polarization characteristics of the sample light polarization identifying mechanism, and the polarization beam splitter used for detection. This is because it can be given.
  • the conditions for the distance between the reference light reflecting element 50 and the sample 37 are as described in the fourth embodiment.
  • Irradiation light transmitted through the reference light reflection element 50 is applied to the sample 37 through a quarter-wave plate 54, which is a sample light polarization specifying mechanism for irradiating the sample with desired polarization characteristics.
  • Desirable polarization characteristics for the illuminating light are desirably circularly polarized light, which facilitates later analysis.
  • a tomographic image of the polarization characteristics of the sample can be formed by the calculation processing of the computer 41 with respect to the irradiation of the sample with various polarization characteristics light including elliptically polarized light and linearly polarized light. Therefore, the irradiation light having the desired polarization characteristics of the present invention includes all of them.
  • the light reflected and backscattered from the sample 37 returns along the sample optical path, is guided to the light detection optical path 59 by the optical circulator 34 together with the reference light, and goes straight by the polarization beam splitter 55 2 Divided into light components of each direction It is detected by the detector 9, amplified by the amplifier 56 and the amplifier 57, and stored in the computer 41 for each wave number,.
  • FIG. 19 is a graph showing the relationship between the central wavelength of the measurement light Lm of the enamel 1101 and water; I and the light absorption coefficient. In enamel, the light absorption coefficient decreases exponentially with increasing wavelength, so longer wavelengths are better. It is profitable.
  • the OCT's current sensitivity of -120 dB requires an optical absorption coefficient of 30 cm- 1 or less.
  • the wavelength must be 0.9 ⁇ or more, as shown in Fig. 19, in order to be able to measure dentin through 5 mm thick enamel. .
  • Figure 19 shows the light absorption coefficient of 100% water.
  • the composition ratio of water in enamel is ⁇ 1 to 2% .
  • there is a strong absorption coefficient peak at about the first absorption peak force of about, and it is advantageous to use this peak to detect water accumulated in caries. is there.
  • a wavelength of 5 ⁇ or less is desirable.
  • the OCT includes the 0CDR method, the FD method, and the 0FDR method. It is known that the sensitivity of the 0FDR method is 100 to 1000 times better than the 0CDR method when the irradiation intensity of light to the teeth is limited due to the safety of living organisms.Firstly, the 0FDR method is the best method based on the sensitivity. is there.
  • the CDR and FD methods use a low-coherence light source with a wide spectral width, while the 0FDR method uses a high-coherence light source with a narrow spectral width and good coherence, such as a laser, to scan the oscillation wavelength.
  • OCT measurement is performed using a wavelength light generator (for example, see Non-Patent Document 4 and the like). For this reason, there is also an advantage that spectroscopic OCT becomes possible if data analysis is performed in different wavelength regions (for example, see Patent Document 1 and the like).
  • the wavelength may be changed continuously or discretely, but the wavelength does not change during acquisition of one data, The wavelength dependence of the characteristics can be determined more accurately with a light source that can switch.
  • the resolution of obtaining a tomographic image of the tooth is at least 80 ⁇ or more, so that the width of the variable range of the wavenumber (2 ⁇ wavelength) is 4.7.
  • the wave number interval 3. must be at 1 X 10- 4 ⁇ m- 1 below, heart, etc. Since the measurement must be fast in order to reduce the influence of the movement of the human body, the switching time of the wave number is preferably 530 s or less.
  • the wavelength when the wavelength runs discretely, the wavelength may be gradually increased as shown in FIG. 25 (a), or may be gradually decreased as shown in FIG. 25 (b). Alternatively, as shown in FIG. 25 (c), the wavelength may be changed irregularly. In short, it is sufficient to scan all the predetermined wavelengths within the measurement time.
  • the above-mentioned “predetermined wavelength” is preferably a set of wave numbers arranged at equal intervals in terms of wave numbers, but is not necessarily limited to this. By considering the processing, it can be applied to the case of a set of wavelengths whose wave number intervals are not constant.
  • the wavelength range of the light to be measured is 1.2 to 5.0 ⁇ because the light emitting means and the light receiving means can be easily obtained. 6 ⁇ (better 1.335 to 1.6 ⁇ , even 1.4 to 1.6 ⁇ , most preferably 1.5 to 1.6 ⁇ ) It is very preferable because the light emitting means and the light receiving means can be used. Paraphrase If you get, the variable wavelength range of the tunable wavelength light generating means, 1.3 to. I 6 mu m within 1.2 to 5.0 111.
  • the main inspection target of the tooth inspection device is whether the tooth structure is normal, whether there are no caries, and if the tooth is treated, whether the state of the treatment, such as captured matter, is normal, The periodontal disease and other gum conditions are normal. OCT tomograms of various parts of the oral cavity are also useful when used for dental diagnosis. Although the present invention is mainly intended for teeth, it can also be used for these.
  • the tooth structure has enamel on the outermost side, dentin on the inner side, and pulp on the inner side.
  • Enamel is known to exhibit strong birefringence structurally, and scattered light is polarized even when circularly polarized light is incident. Therefore, by measuring the polarization characteristics of the scattered light, the boundary between enamel and dentin can be clearly distinguished.
  • the trapped material associated with dental treatment has low birefringence, the boundary between the enamel and the enamel can be clearly distinguished by measuring the polarization. Since this birefringence shows wavelength dependence so that the refractive index depends on wavelength, 0FDR-OCT, which can divide the wavelength region and analyze spectroscopically, is optimal.
  • FIG. 23 is a schematic configuration diagram of a tooth OCT device. As shown in FIG. 23, the direction of linearly polarized light emitted from the variable wavelength light generation device 1011 as the variable wavelength light generation means is determined by the polarizing plate 1200, and the light is sampled by the beam splitter 1201 as the main splitting means. The light is split into an optical path and a reference optical path.
  • the light (measurement light) in the sample optical path is circularly polarized by the wave plate 1202, and is applied to the teeth 1100 through a probe 1030, which is a flexible tube-like measurement light irradiation means.
  • the reflected light (signal light) from the inside of the tooth is collected by the probe 1030 which is also a signal light capturing means, and returns to the beam splitter 1201 through the wave plate 1202.
  • the beam splitter 1201 also functions as a multiplexing unit.
  • the scattered light is polarized, depending on the birefringent properties of the sample.
  • the light (reference light) that is split by the beam splitter 1201 and enters the reference light path (reference light) passes through the attenuating element 1203 and the wave plate 1204, is reflected by the reference mirror 1205, is returned to the reference light path, and enters the beam splitter 1201. Combined with signal light.
  • the attenuation factor of the attenuation element 1203 is set so that the signal-to-noise ratio is optimized.
  • Wave plate 1204 is set so that the light returning to beam splitter 1201 is circularly polarized.
  • a polarization beam splitter 1206, which is a polarization separation unit, separates the light from the beam splitter 1201 into a horizontal polarization component and a vertical polarization component.
  • the horizontal polarization component is detected by a photodetector 1207
  • the vertical polarization component is detected by a photodetector 120S, amplified and A / D-converted, and input to a computer (not shown) which is operation control means.
  • the polarization characteristic of the tooth is calculated by the computer as a function of the force S and the position inside the tooth.
  • the tooth OCT device includes a polarization characteristic measuring unit that measures the polarization characteristic of the tooth, and the polarization characteristic measuring unit includes a variable wavelength light generating unit (a variable wavelength light generating device).
  • a measuring light irradiating means for irradiating the tooth 1100 in the oral cavity with the measuring light
  • a signal light capturing means for capturing the signal light irradiated and reflected on the tooth 1100
  • the multiplexing means (beam splitter 1201) combines the signal light captured by the probe 1030) with the reference light split by the main splitting means (beam splitter 1201), and the multiplexing means (beam splitter 1201).
  • the polarization separation means (polarization beam splitter 1206) that separates the waved light into two or more polarization direction components, and the polarization of the teeth 1100 based on the intensities of the lights with different polarization directions separated by the polarization beam splitter 1206 Calculation system for finding characteristics It has a means (computer).
  • FIG. 14 is a schematic configuration diagram of a tooth decay detecting device which is an OCT device for teeth
  • FIG. 15 is a schematic configuration diagram of a probe of FIG.
  • variable wavelength light generating means for emitting light while changing the wavelength, such as a super periodic structure diffraction grating distributed reflection semiconductor laser light generator (for example, see Non-Patent Document 4 and the like).
  • the light output port of a certain variable wavelength light generator 1011 is optically connected to the light receiving port of a first force blur 1012 composed of a directional coupler for splitting light into two (for example, 90:10).
  • the light outlet on one side (90% split side) of the first force bra 1012 is the second force, which is the main splitting means consisting of a directional coupler that splits light into two (for example, 70:30). It is optically connected to the light inlet of Bra 1013.
  • the light inlet of this second force bra 1013 A light emission port of an aiming light source 1014, which is a visible light source that emits light in a visible region for visually recognizing a light irradiation position, is optically connected.
  • An optical output port on one side (a 70% split side) of the second coupler 1013 is optically connected to an optical input port of the optical circulator 1015.
  • the other side (30% split side) of the second coupler 1013 has an optical transmission port, which is a third coupler which is a multiplexing means composed of a directional coupler for dividing light into two (for example, 50:50).
  • the optical circulator 1015 is optically connected to the light receiving port of the third coupler 1016, and is connected to the proximal end of a flexible tubular probe 1030.
  • This probe 1030 has a structure as shown in FIG.
  • the outer cylinder 1031 made of a flexible resin or the like has light transmissivity at least on the distal end side and is closed on the distal end side.
  • an inner cylinder 1032 made of a flexible resin or the like and having a closed end is inserted and supported so as to be slidable in the circumferential direction with respect to the outer cylinder 1031.
  • the inside of the inner cylinder 1032 is filled with a filler 1033 made of flexible resin or the like, and an optical fiber 1034 is disposed and supported so as to be coaxial.
  • the proximal end of the optical fiber 1034 is optically connected to an optical circulator 1015.
  • a light entrance / exit window 1032a is formed on a part of the peripheral wall on the distal end side of the inner cylinder 1032.
  • a reflection mirror 1035 is provided on the distal end side inside the inner cylinder 1032.
  • An optical member 1036 such as a lens for converging and imaging is provided between the end of the optical fiber 1034 inside the inner cylinder 1032 and the reflection mirror 1035.
  • An observation mirror 1037 for visual confirmation is provided outside the distal end side of the outer cylinder 1031. This observation mirror 1037 is located on the tip side of the outer cylinder 1031. It is fixedly supported by a bracket 1038 attached to the outer peripheral surface.
  • a moving support (not shown) for facilitating support and movement in the oral cavity is attached to the distal end side of the outer peripheral surface of the outer cylinder 1031.
  • the measurement light incident from the proximal end side of the optical fiber 1034 is shaped into a narrow parallel beam by the optical system member 1036, and then passes through the input / output light window 1032a of the inner cylinder 1032 and the outer cylinder 1031 via the reflection mirror 1035.
  • the signal light reflected by the tooth 1100 and reflected (backscattered) is transmitted through the outer tube 1031, enters the inside of the inner tube 1032 through the input / output light window 1032 a of the inner tube 1032, and is reflected by the reflecting mirror.
  • the optical fiber 1034 enters the optical fiber 1034 through the optical fiber 1034 and the optical system member 1036 through the optical system member 1036 and enters the optical circulator 1015.
  • reference numeral 1039 denotes a rotate bearing.
  • the reflecting mirror 1035, the optical system member 1036, and the like constitute communication means
  • the probe 1030, the optical circulator 1015, and the like serve as a measuring light irradiating means and a signal light capturing means. It constitutes capturing means.
  • one side and the other side of the third coupler 1016 are optically connected to a light receiving port of the first differential amplifier 1017 having a light detecting function.
  • the Log output section of the first differential amplifier 1017 is electrically connected to the Log input section of the second differential amplifier 1018 which performs a correction operation for the fluctuation of the input signal strength.
  • the light output port on the other side (10% division side) of the first force bra 1012 is optically connected to the light input port of the photodetector 1019.
  • the output of the photodetector 1019 is electrically connected to the input of the log amplifier 1020.
  • the Log output of the Log amplifier 1020 is electrically connected to the Log input of the second differential amplifier 1018.
  • An output section of the second differential amplifier 1018 synthesizes a coherent interference waveform, that is, a backscattering distribution (for example, see Non-Patent Document 4 and the like).
  • An analog / digital converter (not shown) is provided at an input section of the arithmetic and control unit 1021.
  • An output unit of the arithmetic control device 1021 is electrically connected to an input unit of a display device 1022 such as a monitor or a printer for displaying an arithmetic result.
  • the arithmetic and control unit 1021 can control the tunable wavelength light generator 1011 based on the input information.
  • the first differential amplifier 101 ⁇ such as this, the second differential amplifier 101 8, the photodetector 1019, Log ⁇ amplifier 1020, the arithmetic and control unit 1021, the display device 1022, etc., in the present embodiment control operation system Means.
  • variable wavelength light is generated by inserting the distal end of the probe 1030 into a human oral cavity, positioning and supporting the probe 1030 at a predetermined position in the oral cavity using a moving support tool, and operating the arithmetic and control unit 1021. While generating light (wavelength variable range: 1500-1550 nm, spectrum frequency width: 10 ⁇ or less, scanning wave number (A-scan number): 400) for measurement in the target wavelength region from the device 1011, Aiming light Source 1014 Emits visible light from the source.
  • the light generated from the tunable light generator 1011 is split into two (90:10) by the first force blur 1012.
  • the light on one side (90% side) split by the first force bra 1012 is split into two (70:30) by the second coupler 1013.
  • the light (correction light) on the other side (10% side) divided by the first coupler 1012 is sent to the photodetector 1019.
  • the light (measurement light) on one side (70% side) split by the second coupler 1013 passes through the optical fiber 1034 of the probe 1030 via the optical circulator 1015 together with the visible light, and as described above.
  • the light is emitted from the tip side of the probe 1030 to irradiate the teeth 1100.
  • the probe 1030 has flexibility, and can slide and rotate the inner cylinder 1032 in the circumferential direction with respect to the outer cylinder 1031, and the visible light is emitted together with the measurement light.
  • the measurement light can be easily applied to the tooth 1100 at the target position in the oral cavity.
  • the light (signal light) radiated to the teeth 1100 and reflected (backscattered) re-enters the probe 1030 as described above, and is sent to the third force bra 1016 via the optical circulator 1015.
  • the light (reference light) on the other side (30% side) split by the second coupler 1013 is sent to the third power blur 1016 and multiplexed with the signal light.
  • the light combined by the third coupler 1016 is sent to the first differential amplifier 1017.
  • the first differential amplifier 1017 outputs a Log output signal to the second differential amplifier 1018.
  • the photodetector 1019 converts the light (correction light) on the other side (10% side) divided by the first power blur 1012 into an electric signal, and outputs the electric signal to the log amplifier 1020.
  • the log amplifier 1020 outputs a log output signal to the second differential amplifier 1018.
  • the second differential amplifier 1018 outputs the information signal to the analog / digital converter after performing the input intensity correction operation.
  • the analog / digital converter converts the input information signal into a digital signal and outputs the digital signal to the arithmetic and control unit 1021.
  • the arithmetic and control unit 1021 is based on the various types of input information. Then, the coherence interference waveform, that is, the intensity of the signal light is obtained, the characteristics of the tooth 1100 are obtained based on the intensity and the like (details will be described later), and the result is displayed on the display device 1022. .
  • FIG. 24 shows an example of a tooth measurement result using the above-described tooth OCT device.
  • the first differential amplifier 1017 was directly connected to the arithmetic and control unit 1021 without using the photodetector 1019, log amplifier 1020, and second differential amplifier 1018 in Direct input of 1017 proportional output.
  • the tunable wavelength light generator 1011 has a super-periodic structure diffraction grating distributed reflection semiconductor laser light generator with a wavelength range of 1530 to 1570 dishes, a wavelength interval of 0.1 awake, and a wavelength scanning speed of 0.1 nm / 10 s. Using. Extracted canines were used as samples. The photograph is shown in Fig. 24 (P). In FIG.
  • (A) to (E) are OCT images of respective cross sections along the lines (a) to (e) shown in the photograph (P).
  • the degree of invasion is about 4 bandits in optical distance.
  • the tip you can observe dentin in the surface enamel.
  • the enamel is thick and the dentin is not clearly visible.
  • the dentin inside the enamel becomes more clearly visible.
  • the signal of the internal dentin is observed stronger than the signal of the enamel on the surface. This corresponds to the fact that dentin has a higher scattering power than enamel.
  • (C) and (D) cracks penetrating the dentin are observed in the middle of the enamel. This crack has not been observed on the surface.
  • OCT internal lesions that do not appear on the surface can be observed.
  • the enamel the outermost part of the tooth 1100, is the hardest part of the human body and is a composition of about 96% mineral, about 2% organic, and about 2% water by weight.
  • the minerals are repeatedly attacked by the acid generated by the cariogenic bacteria (decalcification), resulting in caries.
  • the initial caries do not form on the surface 1101a of the enamel 1101 of the tooth 1100, but form as small pits 1102 in the interior 1101b of the enamel 1101, as shown in FIG.
  • the enamel 1101 of a healthy tooth 1100 has a very low water content in the composition as described above, but the enamel 1101 of an early carious tooth 1100 having a pit 1102 as described above is Saliva invades the pit 1102, so that the amount of water per unit volume increases.
  • the characteristics of the tooth 1100 such as the initial caries can be easily detected by determining the ratio of the amount of the composition of the enamel 1101 and the amount of water per unit volume of the tooth 1100. It was done.
  • the FD-0CT device that applies the FD method using variable wavelength light as the light source can simultaneously measure the wavelength dependence of the light absorption coefficient of the living body while taking a tomographic image of the living body.
  • it has been proposed to use it for measuring the oxygen saturation of a living body for example, see Patent Document 4.
  • FD-OCT device most of the human body tissue including bones is as high as several% and water, which accounts for a large percentage, absorbs infrared light strongly.
  • near-infrared light we use light in the wavelength range of 650 to 1100 dust, which is said to be the window of a living body.
  • the enamel 1101 of the tooth 1100 is substantially free of water and is significantly different from other human tissues, and is absorbed by the composition of the enamel 1101 of the tooth 1100.
  • the characteristics of the positive 1100 were determined from the ratio of the abundance per unit volume of the composition and water.
  • FIG. 17 is an explanatory diagram of the measurement principle of the light absorption coefficient in a minute region.
  • measurement light Lm of a certain range of wavelengths whose central wavelength is L is incident along the Z-axis direction as the thickness direction of tooth 1100 (toward the back).
  • the signal light Ls reflected (backscattered) along the optical axis of the incident measurement light Lm can be measured in the Z-axis direction with a resolution of more than 10 ⁇ .
  • a position along the optical axis (Z axis) of the incident measurement light Lm is defined as zl, and a position different from the position zl by a small distance ⁇ z (for example, about several tens / m). Is z2.
  • the position zl, in Z 2 the scattering ability of the light are equal, reduction of light Attenuation is to occur because only the absorption of light.
  • the coefficient 2 in the above equation (29) is a value for considering both the incident measurement light Lm and the reflected (backscattered) signal light Lsl and Ls2. Based on this equation (29), the light absorption coefficient ⁇ (zl, e) between the positions zl and z2 in the measurement light Lm at the center wavelength is obtained.
  • the measurement light beams Lml and Lm2 in the two different center wavelengths; 1 and ⁇ 2 are used.
  • variable wavelength region (1500 to 1550 nm) of the measurement light Lm that can be generated from the variable wavelength light generator 1011 ′ is divided into the first wavelength region (1500 to 1525 nm) and the second wavelength region.
  • the distribution of the light absorption coefficient for each wavelength region is obtained from the distribution of the intensity of the signal light Lsl and Ls2, and the unit of the composition and moisture of the enamel 1101 of the tooth 1100 is obtained from the distribution of the light absorption coefficient.
  • the distribution of the abundance ratio per volume is determined.
  • the measurement light Lrn is emitted over the entire variable wavelength region that can be generated from the variable wavelength light generation device 1011, and the intensity of the reflected light (backscattered light) of the measurement light ⁇ ⁇
  • the variable wavelength region that can be generated from the variable wavelength light generation device 1011 is divided into a plurality of measurement light beams having different center wavelengths ⁇ , ⁇ 2 Lml and Lm2 are output, and the light absorption coefficient is determined from the intensity of the signal light, which is the reflected light (backscattered light) of each of these measurement lights Lral and ⁇ 2.
  • the center wavelength 1 of the first measurement light Lml is 1512.5 nm and the center wavelength 2 of the second measurement light Lm2 is 1537.5 nra
  • the light absorption coefficient of the enamel 1101 is
  • the values of the second measurement light Lml and Lm2 are almost the same (3.8 cm)
  • the light absorption coefficient of water is higher for the first measurement light Lml (center wavelength; 11).
  • the value becomes larger than the measurement light Lm2 (center wavelength; 1 2) of No. 2.
  • ⁇ 2 . (E1) is the light absorption coefficient of water of the first measurement light Lral at the center wavelength ⁇ 1
  • ⁇ 2 . ( ⁇ 2) is the light absorption coefficient of water of the second measurement light Lm2 at the center wavelength ⁇ 2
  • ⁇ ⁇ ( ⁇ 1) is the center wavelength; the first measurement light of L 1 Lml of the enamel composition
  • the light absorption coefficient, ⁇ ( ⁇ 2) is the light absorption coefficient of the enamel composition of the second measurement light Lm2 having the center wave ⁇ 2, and these values can be obtained from the graph of FIG.
  • - ⁇ (zl, ⁇ 1) is the center wavelength at the position zl; the light absorption coefficient of the first measurement light Lml of 1; ⁇ (zl, ⁇ 2) is the center wavelength of the center wavelength ⁇ 2 at the position zl. 2 is the light absorption coefficient of the measurement light Lm2, and these values can be obtained by actual measurement.
  • Lm2 that is, the intensity of the signal light Lsl, Ls2
  • the respective light absorption coefficients between them are determined, and the composition of enamel 1101 and water Of the abundance per unit volume can be determined.
  • FIG. 20 shows the distribution of the ratio of the amount of the enamel 1101 / composition and moisture in the thickness direction (depth direction) of the tooth 1100 determined as described above.
  • the position (approximately 1) where the percentage of water content is high is the location where the pit 1102 exists.
  • the incident measurement light Lra is scanned (B scan) to perform two-dimensional measurement.
  • the inner cylinder 1032 is slid and rotated in the circumferential direction with respect to the outer cylinder 1031 of the probe 1030.
  • a tomographic image of the pit 1102 can be obtained.
  • two-dimensional measurement can be repeated by shifting the scanning position little by little.
  • a three-dimensional (three-dimensional) tomographic image of the pit 1102 can be obtained, and the characteristics of the tooth 1100 such as the presence or absence of the pit 1102 and its size and position can be more clearly understood. Can be grasped.
  • the inorganic component dissolves from the enamel 1101, and a microscopic gap is generated in the enamel 1101.
  • water enters the gap at the molecular level, and the amount of water per unit volume of the enamel 1101 increases, so that the gap can be detected in the same manner as described above.
  • the measurement light in the wavelength region shorter than 1.2 m it is possible to obtain the enamel 1101 without calculating the amount of water per unit volume of the enamel 1101 of the tooth 1100.
  • it is possible to determine the characteristics of the tooth 1100 based only on the abundance per unit volume of the composition it is possible, but there are difficulties in the accuracy and it is not so preferable.
  • the detection can be easily performed by directly obtaining the characteristics of the tooth 1100 based on the intensity of the signal light. In the case of such simple detection, it is particularly desirable to perform the above-described B scan to obtain tomographic data.
  • the 0CDR method which is the normal OCT method.0CDR-0CT
  • the light source used in the device is an SLD, a type of light-emitting diode that has poor optical coupling efficiency with the optical fiber, cannot obtain sufficient intensity as the measurement light, and cannot easily improve the S / N ratio. Do not cause any problems.
  • variable wavelength light generation device 1011 which is a semiconductor laser light generation device having a high optical coupling efficiency with the optical fiber and capable of improving the S / N ratio by the measurement light having a sufficient intensity is used as the measurement light If the S / N ratio is improved by sufficiently increasing the intensity of the measurement light generated from the tunable wavelength light generator 1011, the measurement light in a plurality of different wavelength regions will not be used. In addition, it is possible to detect the characteristics of the tooth 1100 such as an initial caries. However, if measurement light beams in a plurality of different wavelength regions as described above are not used, there is a difficulty in accuracy, and it is less preferable.
  • Measurement light Lml in the wavelength region of two different center wavelengths ⁇ 1 and ⁇ 2
  • the characteristic of the tooth 1100 is obtained using Lm2
  • the absorption amount of the measurement light Lm due to factors other than the fibrous material and moisture of the enamel 1101 of the tooth 1100 cannot be ignored or
  • the attenuation of the signal light Ls due to the reflection scattering cannot be ignored, or when the backscattering ability differs depending on the position
  • the number of the measurement lights Lm in the wavelength region having the center wavelength ⁇ different from each other is appropriately increased. This allows us to respond to the increasing number of parameters to be determined.
  • a second coupler 1013 and a third force bra 1016 are used by constructing a Matsuhazender-type interferometer using the optical circulator 1015.
  • a son-type interferometer it is also possible to apply main splitting / combining means that also serves as main splitting means and multiplexing means.
  • the optical circulator 1015 is applied. For example, when the optical circulator 1015 does not operate with visible light, the optical circulator 1015 is replaced with, for example, FIG. It is also possible to apply a coupler 1025 as shown in FIG.
  • the probe 1030 that can perform the emission guide of the measurement light and the incidence guide of the signal light with the same optical fiber 1034 is applied.
  • the optical circulator 1015 is omitted, and two optical fibers 1034A and 1034B are provided in parallel inside the inner cylinder 1032 as shown in Fig. 22, and one of the optical fibers 1034A guides the emission of the measurement light.
  • the optical axes of the optical fibers 1034A and 1034B are slightly deviated from each other, causing a difference in the optical axes of the emitted measurement light and the incident signal light.
  • ⁇ C ⁇ A device that measures tomographic images of various structures such as living bodies and painted surfaces
  • the reference beam mirror is moved at the speed V.
  • the ith component of this signal has a frequency
  • the light source used in 0CDR-OCT has a spectral shape. Due to not being completely Gaussian. Therefore, in order to make the side lobe and noise floor as small as possible, it is desirable that the light source of the 0CDR-OCT is a broadband light source having a spectrum shape as close to Gaussian as possible. Even when using a synthetic light source to increase the bandwidth, it is desirable that the spectrum shape of the synthetic light source be Gaussian.
  • Non-Patent Document 8 makes a sum of a plurality of Gaussian light sources having different center wavelengths as shown in FIG.
  • the spectrum of light has a multimodal spectrum shape composed of a plurality of peaks as shown in Expression (37), and since it is not a single-peak Gaussian, side lobes appear to increase. .
  • This is an inevitable problem in the 0CDR-OCT method that uses a combined light source to extend the wavelength bandwidth.
  • the present invention has been made based on the above-described invention relating to a combined light source.
  • the present invention has a common point with a synthetic light source in that a plurality of light sources are combined to expand the spectrum width, but after the combination, each light source is not used at the same time and each light source is sequentially used in time series. This is different from the synthetic light source in this respect.
  • a synthetic light source hereinafter referred to as a “switch light source”
  • the relationship between the resolution of the OCT signal and the spectrum width of the light source is no different from the case of using a single light source.
  • the OCT signal width decreases in inverse proportion to the combined spectrum width as in the case of a single light source.
  • the OCT device selects the 0FDR-OCT method invented by the present inventors instead of the 0CDR-OCT method using a synthetic light source, and uses a plurality of variable sweep wavelength ranges different from each other. So that the output of the variable wavelength light source can be combined
  • the wavelength sweep of each tunable light source is performed one by one using the selected light source.
  • the light spectrum referred to here is a spectrum obtained by sweeping the wave number of a switch light source, and is different from a spectrum obtained by wavelength-resolving light emitted simultaneously like a spectrum of a combined light source. . Therefore, according to the switch light source, the spectrum having the same wave width as that of a single light source can be easily realized. Therefore, even if the bandwidth is widened, the resolution becomes narrow in inverse proportion to the wave number width, and the problem of an increase in side lobe does not occur.
  • the 0FDR-OCT method will be described in some detail.
  • the light illuminating the sample at a time is composed of a single wave number component, and an OCT signal is synthesized by Fourier transforming an interference signal obtained by running this wave number.
  • Non-Patent Document 6 the sum (or its square root) of the square of the Fourier cosine transform and the square of the Fourier sine transform for the interference signal is calculated.
  • FIG. 36 (b) shows a conceptual diagram of the 0FDR-0CT method.
  • the difference from the OCDR-OCT method shown in Fig. 36 (a) is that in Fig. 36 (a), the light source is the broadband light source 2005, whereas in Fig. 36 (b), the light source is a very narrow band light source with a variable wavelength.
  • the reference mirror 2008 is moved at the speed V in FIG. 36 (a), the reference mirror 2008 is fixed in FIG. 36 (b).
  • the reflection surface is continuously distributed. Therefore, the intensity 1 ⁇ of the interference term of the reflected light at the wave number from the whole sample is integrated with respect to X to obtain the following equation.
  • FIG. 29 shows a case where two variable wavelength light sources having a rectangular spectrum shape are combined.
  • the horizontal axis is normalized by the reciprocal of the half width at half maximum of the spectrum W k / 2.
  • A is when there is one tunable light source
  • B is when there are two tunable light sources
  • C is when there are four tunable light sources (assuming that the spectral half width and intensity of each light source are the same, sweeping)
  • the total number of wave numbers was proportional to the number of light sources.)
  • the half-width at half maximum of the OCT peak becomes smaller in inverse proportion to the number of light sources, such as 0.695, 0.348 and 0.174.
  • FIG. 31 shows the result when a Gaussian window is used.
  • A is the OCT signal when no window function is applied, and B is the result when a Gaussian window function is applied.
  • the vertical axis is logarithmic so that small sidelobes can be checked.
  • the horizontal axis is an arbitrary unit.
  • the OCT signal obtained in this case is obtained by subtracting the OCT signal obtained using all the wave numbers existing in the open interval from the OCT signal obtained when the interval is not open. Therefore, unless this interval is too wide, the OCT signal to be subtracted is a small broad peak, so the signal deformation is insignificant.
  • enabling the wave number sweep so as to complement the outputtable wave numbers means that the wave number range is expanded as shown in FIG. It is also possible to perform a wave number sweep that exceeds the wave number sweep range of the two light sources, as shown in Fig. 34. In some cases, the result is considered as a single light source with a narrower wavenumber interval.
  • FIGS. 32 to 34 show examples of the wave number scanning method when the variable wavelength light source can discretely switch the wave number.
  • each wave number sweep range when the width of each wave number sweep range is limited, two discrete variable wavelength light sources whose wave number ranges are just adjacent to each other are sequentially scanned to expand the scan range.
  • the resolution of the OCT measurement can be improved.
  • FIG. 33 shows that scanning of wave numbers does not necessarily have to be gradually increasing or decreasing, and even if scanning is performed irregularly, all of the predetermined wave numbers can be scanned within the measurement time.
  • the predetermined wave number is desirably a set of wave numbers arranged at equal intervals, but is not necessarily limited to this, and may be a set of wave numbers whose wave number intervals are not constant. If the wave number interval is not constant, it may be considered in the calculation processing for constructing the tomographic image.
  • a wavelength that cannot be emitted by one light source can be emitted by another light source to obtain a predetermined wave number.
  • FIG. 26 shows an example of an OCT device according to the present invention.
  • FIG. 27 shows a configuration of a tunable wavelength light generator used as a light source of the OCT device
  • FIG. 28 shows another configuration of the tunable wavelength light generator.
  • a switch light source 2131 is used as a light source (variable wavelength light generation device). As shown in FIG. 27, the switch light source 2131 is configured by sequentially sweeping the variable wavelength light sources 2041 and the light emitting unit 2043 configured to output the outputs of a plurality of variable wavelength light sources 2041 having different wavenumber sweep ranges. And a controller 2044 that enables a wave number sweep beyond the wave number sweep range of each variable wavelength light source.
  • the wave number sweep is not limited to one-way sweep. For example, the wave number may be randomly selected and finally the entire wave number range may be selected.
  • an optical switch 2045 shown in FIG. 28 may be used instead of the optical coupler 2042 shown in FIG. If light of different wavelengths is coupled using an optical coupler, coupling loss is likely to occur. However, if an optical switch, especially a mechanical switch, is used, the coupling loss can be eliminated in principle. In this case, the control device 2044 controls the optical switch 2045 so that the variable wavelength light source 2041 during the wave number sweep is connected to the output side. Further, it is possible to make the switch light source, especially the light emitting section 2043, monolithic.
  • variable wavelength light source 2041 for example, a super periodic structure diffraction grating distributed reflection semiconductor laser (Non-Patent Document 4) can be used.
  • the variable wavelength range (expressed by wavelength for simplicity) is 1450 nm to 1490 nm, 1490 nm to: L530 nm, 1530 nm to: L570 nm,
  • tunable light sources 2041 of 161610 nm are used. Scanning at 1600 wavenumbers is performed in this wavelength range with equal wavenumber intervals.
  • GCSR laser Grating Coupler Sampled Reflector Laser
  • the light emitted from the switch light source 2131 is split into two by the first coupler 2133 at a ratio of 70:30. Then, one of the split lights (splitting ratio 70%) is guided to the measuring object 2137 via the optical circulator 2134 as measuring light.
  • the signal light 2145 reflected (or backscattered) by the measurement object 2137 is incident on the optical fiber 2147 again, and is guided to the second coupler 2138 by the optical circulator 2134.
  • the signal light is multiplexed by the second coupler 2138 with the other light (reference light) divided by the first coupler 2133.
  • a Mach-Zehnder interferometer can be constructed.
  • the measurement light output from the optical fiber 2147 is formed into a thin parallel beam by the lens 2135 and then irradiated to the measurement object 2137.
  • a Mach-Zehnder interferometer is used, but a Michelson interferometer (Fig. 36 (b)) can also be used.
  • the means for splitting the light emitted from the switch light source 2131 and the means for multiplexing the signal light and the reference light are the same (for example, the beam splitter 2007).
  • the means for irradiating the measurement object with the measurement light and the means for capturing the reflected light thereof are the same is illustrated, but these may be separate.
  • a parallel beam can be emitted by providing a lens at the tip, and the optical fiber A connected to the first coupler 2133 and the second Same as optical fiber A to coupler 2138
  • the optical fiber B (the lenses are also in close contact with each other) may be joined in parallel with the optical fiber A in the same structure.
  • the B scan for obtaining a tomographic image is realized by running the measuring light in a straight line 5 on the surface of the measuring object 2137 by a scanning mirror 2136 interposed between the optical fiber 2147 and the measuring object 2137. Scanning the wave number is called A-scan.
  • the first and second couplers 2133 and 2138 are constituted by directional couplers, and the output of the second coupler 2138 is detected by a differential amplifier 2139 having a light detection function.
  • the full width at half maximum of the OCT signal R (x) obtained by Fourier transforming the interference light is expressed by the following equation, so that the wave number sweep range is 1450 nm to 1610 nm
  • Use switch 15 light source In this way, a resolution of 6.4 ⁇ in vivo (refractive index: 1.38) can be achieved, and a wavenumber sweep range of 1.30 ⁇ ! ⁇ 1.61 ⁇ with an increased number of variable wavelength light sources.
  • an in-vivo (refractive index: 1.38) resolution of 3.0 ⁇ can be achieved.
  • the resolution in the living body is the wave number sweep range 1450 ⁇ !
  • a switch light source of ⁇ 1610 nm, 4.7 ⁇ wave number sweep range 1.30! 2.2 // m can be realized by using a switch light source of ⁇ 1.61 ⁇ .
  • wavelength range 1.57 ⁇ ! With a single light source of ⁇ 1.61 ⁇ , the half-width in the living body is 20 ⁇ & when two light sources are combined (wavelength range 1.53 ⁇ ! ⁇
  • the wave number range is respectively 0.20 ⁇ or more (for example, wavelength range 1530 ⁇ ! ⁇ 1610 nm), 0.43 ⁇ (for example, wavelength range 1450 nm to 1610 nm) or more, and 0.93 ⁇ m (for example, wavelength range 1450 ⁇ ).
  • the wave number range is respectively 0.20 ⁇ or more (for example, wavelength range 1530 ⁇ ! ⁇ 1610 nm), 0.43 ⁇ (for example, wavelength range 1450 nm to 1610 nm) or more, and 0.93 ⁇ m (for example, wavelength range 1450 ⁇ ).
  • Up to 1610 nm)-Resolutions in living organisms are 9.9 ⁇ or less, 4.6 ⁇ or less, and 2.2 ⁇ or less, respectively.
  • the noise floor has also been reduced by more than 40 dB.
  • Using a window function can remove the side lobes and significantly reduce the noise floor, but on the other hand, as can be seen from Figure 31, the resolution is degraded. Therefore, using the window function in 0FDR-0CT using a single tunable wavelength light source has the negative aspect that the required resolution cannot be secured. However, when a broadband switch light source is used, sufficient resolution can be obtained even if the reduction in resolution due to the window function is taken into account because the resolution is originally high. 14302
  • a Welch window Parzen window, -'Harming window, Hamming window, etc. can be used as the window function.
  • a single broadband light source with a wavelength range of 1.57 !!! to 1.61 ⁇ has a half-width in the living body of 20 ⁇ ⁇ . when synthesized the 13 ⁇ m, 4 one light source. If you combining two light sources (wavelength range 1. 53! ⁇ 1. 61 u rn ) ( wavelength range 1. 46 M m ⁇ 1. 61 ⁇ m) is 6.7.
  • the size of the side loop is 0.27 times the size of the main peak when four light sources are combined.
  • variable wavelength light generator in which the wave number is discretely switched has been described, but the wave number may be continuously switched.
  • the present invention functions as a variable-wavelength light generator for the chirp OCT (for example, see Non-Patent Document 3) instead of the 0FDR-OCT, and the resolution can be improved without increasing the side lobe. Has the same effect as for FD-0CT.
  • the present invention relates to a variable wavelength light generator and an OCT device for OCT, and is particularly useful when performing tomographic observation of a living body part that is difficult to control with conventional OCT. It is also useful when applied to tomographic observation of parts that can be stopped.
  • variable wavelength light generator for tooth OCT and the tooth OCT device according to the present invention are used in the manufacturing industry of precision equipment and the like by producing them.

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Description

明 細 書
可変波長光発生装置及び光干渉トモグラフィ装置
技術分野
.この発明は、 光干渉トモグラフィ用の可変波長光発生装置及び光干渉トモダラ フィ装置に関するものである。
また、 歯の光干渉トモグラフィ用可変波長光発生装置及び歯の光干渉トモダラ フィ装置に関し、 歯の断層画像を得て、 歯の特性を検査する虫歯検知装置に適用 すると極めて有効なものである。
また、 .光干渉トモグラフィ装置及びこれに用いる可変波長光発生装置に関する ものである。 特に、 生体や塗装面等各種構造物の断層像を光の干渉現像を利用し て測定する装置及ぴその光源として用いる可変波長光発生装置に関するものであ る。
背景技術
《A》可変波長光発生装置及び光干渉トモグラフィ装置
(1) 光干渉トモグラフィ （OCT)
低コヒーレン ト光を利用した光干渉トモグラフィ （Optical Coherence Tomography : OCT)は、 生体の表面近傍の断層像を数十 μ m程度の分解能で観察可能 にする新しい医療計測技術である。 OCTは既に眼組織の臨床観察で実用化されてお り、眼組織の病変（例えば、網膜はく離）の断層観察を顕微鏡的精度で可能にしてい る（例えば、 非特許文献 1参照）。この技術の臨床応用は緒についたばかりであるが、 内視镜と組み合わせた生体内部の断層観察への展開等、今後の発展が期待されてい る。
現時点で実用化されている OCT は、オプティカル 'コヒーレンス · ドメイン （ ' 0CDR： Optical Coherence Domain Ref lectometry) - OCT と呼ばれる、 機械的走查を 必要とする測定技術である。 一方、 機械的走査を必要と'しないフリーケンシ · ド メイン （FD： Frequency Domain) -OCTゃォプティ力ノレ · フリ '一ケンシ · ドメイン • ジフレク卜メ卜ジ (0FDR： Optical Frequency Domain Ref lectometry)— OCT と呼 ばれる技術が、 最近研究され始めている。 以下、 それぞれの技術について説明す る。 なお、 以前の文献では、 0FDR-0CT と呼ばれたこともあるが、 最近の文献では FD-0CT と呼ばれているので、 以後の記載においては、 この最近の呼称である FD- OCTを用いることもある。 一方、 本発明による OCTも、 光の周波数領域における測 定という点では FD - OCT と一致する。 そこで、 以後、 本発明による OCT に対して 0FDR-0CTとの名称を用い、 FD-0CTと区別することとする。
(2) 0CDR-0CT
0CDR-0CTの測定原理は、 図 7に示すように試料 （例えば、 生体） 1に測定光 2を照 射しその光が試料 1の内部の組織境界面 3で反射又は後方散乱され、 再び試料 1の外 に出射するまでに通過する光路長を、 低コヒーレント光源を光源とするマイケル ソン干渉計によって測定するものである。 以後、 反射又は後方散乱と記すべきと ころを簡単のために、 単に反射と呼ぶこともある。
試料 1に入射した光 2は、 組織境界面 3の屈折率変化によってその一部が反射され 、 試料 1の外に再出射される。 この再出射された光 4が通過して来た光路長を測定 することにより、 試料 1の内部の深さ方向の構造を知ることができる。 ここで、 深 さの基準点である試料 1の表面の位置は、 表面反射光によって与えられる。 従って 、 測定光 2の入射位置を試料 1の表面に対して走査することにより、 試料 1の内部の 断面像や三次元像を得ることができる。
' 図 8は、 OCDR- OCT装置の概略図である。 図 8に示すように、 光源 5としては通常ス ー 'ルミネッセンス 'ダイオード （以下 「SLD」 ということもある。） が用いら れ、 その放出光はマイケルソン干渉計 6に入射される。 この光はビームスプリッタ 7によって分割され、 一方は細いビーム状に収束され試料 1に照射させる。 分割さ れたもう一方の光は、 参照光ミラー 8に照射される。 それぞれの光は、 試料 1およ び参照光ミラー 8によって反射されビームスプリッタ 7によって合波された後、 光 検出器 9に入射する。
SLD は波長スぺク トル幅が約 20 nm と広いため、 その出射光のコヒーレント長は 十数 μ ηιと短い。 例えば、 中心波長 850 nm、 波長幅 20 nmの SLD光のコヒーレント 長は である。 このため信号光 10と参照光 11の光路長がこの短いコヒーレント 長の範囲内にある場合にだけ、 両者は干渉する。 即ち参照光ミラー 8を参照光 10の 光軸方向に走査すると、 図 9に示すように、 光検出器 9の出力は信号光 10と参照光 11の光路長が一致した付近 14のみで、 コヒーレント長程度の幅を有する干渉パタ ーン 15 (以下、 「コヒーレント干渉波形 15」 と呼ぶ.。） を示す。 図9において、 縦軸 12は光検出器 9の出力を、 横軸 13は参照光ミラー 8の移動距離を、 それぞれ示して いる。 このコヒーレント干渉波形 15の現れる参照光ミラー 8の位置から、 信号光 11 の光路長を直接知ることができる。
この方法の分解能は、 使用する光源のコヒーレント長で決まり、 通常 10〜15 / m 程度である。 また、 一回の測定に要する時間は、 参照光ミラー 8の走査に必要な時 間で決まり、 通常は速くても 1秒程度である （例えば、 非特許文献 1を参照。）。
(3) FD-0CT
0CDR-0CT には、 参照光ミラー 8の機械的走査が必須であるため機械的振動の発生 が不可避であって、 早い速度での走査距離に制限があり、 走査速度も制限される 。 .走査速度が制限されるため、 測定中は試料 （例えば、 生体試料） を制止してお かなければならない等の課題がある。 このため比較的制止の容易な眼組織の断面 観察以外への適用は容易ではない。
参照光ミラー 8の走査を不要とする試みとして、 図 10に示すような、 マイケルソ ン干渉計の出力側にグレ一ティグ 21とチャージ 'カツプルド 'デバイス （CCD： charge-coupled device) 16を配置し、 参照光ミラー 8を固定したままで出力光の 分光特性を CCD 16で測定し、 その結果からコヒーレント干渉波形を計算 '構築す る、 周波数領域 FD- OCTが提案されている （例えば、 非特許文献 2を参照。）。
FD-0CT の原理は以下のようなものである。 まず、 横長に集光した測定光 18を試 料 1の表面 17に照射する一方、 参照光ミラー 8により参照光をビームスプリッタ 7に 戻す。 この様な状態で、 信号光 10と参照光 11を合波して CCD 16画面上に結像させ る。 この時 CCD 16面上には、 フリンジ （空間的な干渉模様） が発生する。 フリン ジの強度を観測し計算機でそのパターンをフーリェ変換してコヒーレント干渉波 形を構築する。 なお、 測定光等の集束/結像は、 x' 軸方向のみに集光する 2つのシ リンドリカルレンズ 19と y' 軸方向にのみ集光する 1つのシリンドリカルレンズ 20 によって行わ;τる。
FD-0CT では参照光ミラー 8の移動が不要なため測定時間が短く、 150 msec程度 の短時間観測の例も報告されている。 しかしながら、 この方法には、 以下のよう な問題点もある。
(問題点 1) 水平方向の分解能が低い （水平分解能； 100 m程度)。
スぺク トル密度関数を算出する際、 試料内部で反射面は一定の深さに広がって いると仮定して計算処理するので、 反射面の深さが水平方向 （y ' 軸方向） に対し て急激に変化する試料では正確なスぺク トル密度関数が得られない。 従って、 試 料の表面に水平な方向 W 軸方向） での分解能は高くなく、 ΙΟΟ μ ηι程度の値が報 告されるのみである。
(問題点 2) 深さ方向の測定範囲が狭い （測定範囲； 6. 0 讓)。
深さ方向の測定可能範囲 は、 CCD で検出する各周波数成分に対する実効的な コヒーレント長で決まる。 各周波数成分におけるスペク トル幅を Δ/、 cを光速と すると、 測定可能範囲 ,は式 (1)で与えられる （非特許文献 2中に記載の式による。 )。 ただし、 ここで測定範囲と呼んでいるものは、 試料の深さ方向に対する測定可 能範囲ではなく、 試料に照射された光と参照光との光路差によって測定可能範囲 を表したものである。 従って、 非特許文献 2に記載された測定範囲は、 試料の深 さ方向に対する測定範囲の 2倍になっている。
【数 1】
Figure imgf000007_0001
FD - OCTでは、 Δ /は周波数軸方向 （X軸） の CCD のピクセル幅に依存する。 コヒ 一レント長 34 111 の SLD を光源とし、 周波数軸方向のピクセル数が 640、 ピクセル 間隔が 13. 3 μ ιηの CCDを用いた場合、 式（1)より計算される測定範囲は 9. 0 醒とな る （非特許文献 2を参照。）。 しかし、 y軸上で零から離れるほどビームスプリヅタ 7 で分割された後の信号光 10と参照光 11の光路長の差 （optical path difference ; OPD)''が大きくなる。 このため、 フリンジ周期が CCD のピクセル幅に近くなるとフ リンジの平均化が起こる。 その結果、 S/Nが低下し、 明瞭なコヒーレント干渉波 形が構築できる範囲は、 0PD が ±6. 0瞧 （深さ方向に対しては 6. 0 mm) の範囲まで である。
- (問題点 3 )
生体を試料とする測定では、 試料に照射できる光の強度が制限される。 従って 、 信号光をいかに効率よく検出するかが重要である。 しかし、 FD- OCT では信号光 は回折格子 21を通ってから光検出器 (CCD)に入射するので、 その一部が回折格子 21 によつて失われてしまレ、信号光の検出効率が悪レ、という問題がある。
(問題点 4 )
また、 CCD を用いた検出の場合、 測定可能な強度の射テ数を表すダイナミックレン ジが約 70 dB以下であり、 網膜の測定には適用できるとの報告もあるが、 生体の観 測には必ずしも十分とはいえない。
(問題点 5 )
更に、 測定時間が CCD の速度に制限され、 測定の高速化に限界があるという問 題点もある。
《B》歯の OCT用可変波長光発生装置及び歯の OCT装置 以下に説明する本発明は、 歯の OCT用可変波長光発生装置及び歯の OCT装置に 関し、 歯の断層画像を得て、 歯の特性を検査する虫歯検知装置に適用すると極め て有効なものである。 OCTは、 生体に対して無侵襲性を有すると共に高分解能を有 することから、 眼の網膜の断層撮影に利用されるだけでなく、 網膜以外の他の器 宫の断層撮影にも適用が試みられており （例えば、 下記非特許文献 1等参照） 、 例え.'ば、 歯の特性を検知することが考えられている （例えば、 下記非特許文献 5 等参照） 。
《C》生体や塗装面等各種構造物の断層像を測定する装置
OCT法は、 網膜等の断層像の撮影に有効な光学的な断層撮影法である （例えば、 非特許文献 7参照。 ） 。 OCT法は、 生体への無侵襲性と高い分解能が注目され、 目 以外の他の臓器への応用も試みられている （例えば、 非特許文献 7参照） 。 この 測定法の特徴は、 深さ方向の空間分解能が高い点にあり、 約 ΙΟ μ ηι程度の分解能 を有する測定装置が実用化されている。 分解能は光源のスぺク トル幅で決まるが、 実用化されている OCTでは、 操作の容易性 ·信頼性 ·小型軽量性を考慮して半導 体発光素子、 具体的には近赤外域 SLDを用いるのが一般的である。 即ち、 実用化 された OCT装置の分解能は、 SLDのスペク トル幅によって制限されている。 OCTの 空間分解能は光源のスぺク トル幅に反比例するので、 分解能を高くするためには 光源のスペク トル幅を広くすれば良い。 しかし、 SLDのスペク トル幅はその発光層 等の物理的性質により決まるので、 今以上にスペク トル幅を拡大するのは困難で ある。
この限界を乗り越える試みとして、 中心波長の異なる複数の SLDを組み合わせ て、 実質的に広帯域の光源を実現しょうという試みが佐藤等によって提案されて いる （例えば、 非特許文献 8参照） 。
【特許文献 1】 特開平 6— 53616号公報
【特許文献 2】 特開平 6— 61578号公報
【特許文献 3】 United States Patent 4, 896, 325 【特許文献 4】 特許第 3， 471, 788号公報
:【特許文献 5】 特願 2003- 335207号
【非特許文献 1】 陳 健培， 「臨床応用へ向けた光コヒーレンス トモグラフィ による顕微診断」， ォプトロ-タス， 株式会社ォプトロ二タス社， 平成 14年 7月 10 日，第 247号, p. 179-183.
. 【非特許文献 2】 寺村友一、 末国雅行、 祌成文彦 ； Proceeding of 23rd
Meeting on Lightwave Sensing Technology, p39. -
【非特許文献 3 J Handbook of Optical Coherence Tomography (edited by
Brett E. Bouma, Guillermo J. Tearney) , p. 364— . 367.
【非特許文献 4】 吉國 裕三 , 「波長可変レーザの開発動向とそのシステム 応用への期待」 ， 応用物理， 応用物理学会， 2002年， 第 71卷， 第 11号， p. 1362 -
1366.
【非特許文献 5】 Edited by Brett E. Bouma et al. , Handbook of Optical Coherence Tomography, (USA) , Marcel Dekker Inc. , 2002, p. 591 - 612.
【非特許文献 6】 崔 東学 他， 「SSG- DBRレーザを用いた高速 ·高分解能
0FDR- 0CT」 , 第 28回光学シンポジウム講演予稿集， 社団法人 応用物理学会分科 会 日本光学会， 2003年 6月 19日， p. 39 - 40.
【非特許文献 7】 陳 健培， 「臨床応用へ向けた光コヒーレンストモグラフィ による顕微診断」 ， ォプトロ二タス， 株式会社ォプトロ二タス社， 平成 14年 7月 10日， 第 247号， p . 179-183.
【非特許文献 8】 応用光学 2003. 2 第 7頁〜第 11頁 佐藤 学 【非特許文献 9】 第 28回光学シンポジウム予稿集第 39頁〜第 40頁 （2003年 6月 19日発行）
発明が解決しょう.とする課題
《A》 可変波長光発生装置及び OCT装置
眼底測定で 0CDR-0CTの実用化が可能であった理由には、 測定対象の制止が比較 的容易であったということが挙げられる。 し力 し、 生体には消化管のぜん動など 制止困難な運動を伴う部分が数多くある。 このような部分の観測には、 従来の OCT (0CDR-0CT及び FD- OCT双方） による断層観察は適していない。
例えば数 mm/秒の速さで動く部分を OCDR- OCTで観察をする場合、 測定時間中 （ 約 1秒） に観察対象の移動する距離 （数 が分解能 （十数 μ ηι) に比べ著しく大 きくなるため断層像の撮影は不可能である。
0CDR-0CTに比べ FD- OCTによる断層撮影は高速であるが、 現在得られている測定 時間 （150 msec) は上記のような部分の測定にはまだ不十分である。 これは、 コ ヒーレント干渉波形を構築する過程が複雑なため計算機処理に時間がかかるため である。 即ち、 現在の OCT には、 制止困難な生体部分の観察には適したものがな いという課題がある。 更に、 上記の通り水平方向の分解能が低く又深さ方向の測 定範囲も狭いとレ、う問題点もある。
この発明の目的は上記課題を解決し、 制止困難な生体部分の断層観察を可能に する OCT 技術を提供することである。 また、 制止可能な部分の観察に対しても、 制止を不要とし生体への負担を無くした断層観察技術を提供することにある。
《B》歯の OCT用可変波長光発生装置及び歯の OCT装置 前述したような従来の OCT法を利用した OCT装置では、 光源として広帯域のブ ロー:ドバンドが必要であり、 このために、 SLDやファイバ増幅器の自然発光光源を 用いるため、 現状で入手可能な波長領域が 0. 85 mか 1. 31 μ mで行われていた (例えば非特許文献 5の ρ· 594等参照） 。 しカ し、 より深い侵達距離を得るため には、 より長い波長での測定が必要となる。 そこで、 容易に入手可能で、 より長 い 長領域で発光する光源と、 その光源を用いて OCT計測を可能にする方法が必 要とされていた。 .
また、 OCTの信号は、 侵達度が深くなればなるほど弱くなり、 より深!/、侵達距離 で測定を可能にするためには、 測定の感度がより高い OCTの方法を用いる必要が あった。
また、 例えば、 歯のエナメル質中の初期虫歯を検知しょうとすると、 エナメル 質を構成する微結晶 （水酸化リン灰石） が複屈折率を有するため、 偏光特性を測 定できない装置を用いた断層像では不鮮明になることがあり、 従来よりも長い 長領域においてより感度の高い OCT計測が可能であるとともに、 偏光特性の測定 も可能にする断層像撮像用の OCTである必要があった。
また、 従来のような強度の測定のみよりも、 より正確な診断知見が得られる、 構成物質の組成比の測定も可能にする分光可能な OCTが必要とされていた。
また、 従来の OCTでは、 参照光ミラーを機械的に動かさなければならないため 測定速度に制限があり、 測定時間中に被測定対象の歯が動いてしまい、 断層画像 に歪み （アーティファクト） が生じる問題があった （例えば非特許文献 5の p.
596等参照） 。 このため、 上記の性能を実現できるとともに、 より速い測定速度の 向上も実現できる OCTの方法が必要とされていた。 このようなことから、 本発明は、 高感度、 高速で、 組織組成の弁別性を可能に しお歯の oqr用可変波長光発生装置及び歯の OCT装置を提供することにより、 微 小な初期虫歯であっても、 容易に検知することができる虫歯検知装置を提供し、 歯の詳細な検査を可能にすることを目的とする。
《C》生体や塗装面等各種構造物の断層像を測定する装置 佐藤等は、 （1)発光波長の異なる複数の SLDを合波して構成した光源によれば分 解能が向上し、 （2)光源の合成によって発生するサイドローブも光源強度、 中心波 長、 波長幅を最適化することによって抑制できると主張している。 しかしながら、 以下に述べる通り、 （1)分解能は必ずしも合成後のスぺクトル幅に反比例して狭く はならず、 （2)大きなサイドローブが発生し、 （3)しかも合成する光源の数が増え るほどサイドローブの振幅が大きくなることを、 合成光源に対する OCT信号を解 析することによつて本願発明者は発見した。 図 35に佐藤等が提案した光源 （以下、 合成光源） の概略図を、 図 36 (a)に合成 光源を用いた OCT装置の一例を示す。 この OCT装置は、 合成光源 2005、 光検出器 2009、 参照ミラー 2008及ぴビームスプリッタ 2007を具えている。 式 (32)にはこの合成光源 2005を用いて得られる試料 2001内部の反射面 2003 らの OCT信号 F (x) を示す。 【数 2】
F cos ( 4 π f . %/C ) (32)
Figure imgf000013_0001
ここで、 Xは参照ミラー 2008とビームスプリッタ 2007との光路長 1^と、 反射面 2003とビームスプリッタ 2007との光路長 L。との差 （ ー ） である。 rr及び rsは それぞれ参照ミラー 2008及び反射面 2003の光反射率である。 は合成光源 2005 の i番目の光源の積分強度を表す。 Cは光速である。 合成光源 2005は、 図 35に示 す通り中心波長の異なる複数の光源 2021、 具体的には SLDの出力が光結合器 2022 によって合波されたものである。 Δ Z iは i番目の光源単独によって得られる OCT 信号の半値全幅であり、 fei は i番目の光源の中心周波数である。
佐藤等の用いた図 36 (a)に示す OCT装置は広帯域光源 2005を用い、 参照ミラー 2008を速度 Vで動かす方法である。 この場合 Xは測定する時刻 tと x==vtの関係 にあり、 式 (32)は時間 tの関数として次式で与えられる。 ，
【数 3】
Ft(t)= r 7 ∑ IfexP ΓΚϊ~ν cos ( 4 iV t ) … (33) このように実際の計測は時間変化する信号を計測するが、 以下では計測される 結果として位置情報を示す関数 F (x) について述べる。 尚、 図 36 (a)に示す OCTの 方法は 0CDR-0CTと呼ぶ。 式（32)で注視すべき点は、 合成光源による OCT信号は 個々の光源による OCT信号の重ね合わせに過ぎないことである。 即ち、 上記式 (32)で表される合成光源による OCT信号は、 下記式（34)で表される i番目の光源 による OCT信号を重ね合わせたものである。
【数 4】 co s ( 4 £ . X /C ) (34)
Figure imgf000014_0001
それにも拘わらず OCT信号の半値幅が狭くなったように見えるのは、 式 (34)の 振動項、 cds ( 4 7 f ； /C ) が、 光源毎に少しずつ異なった周波数を持っているため重ね合わせるとビ
号が発生するからである。
このビート信号の振幅の減少によって式（34)の包絡線項
Figure imgf000015_0001
が変調されるため、 x=0の近傍では OCT信号の幅が狭くなるようにも見える。 し かし、 実際は x=0より離れるに従いビート信号の振幅が一旦元に戻るためサイド ローブ 2031が発生する （図 37) 。 サイドローブは、 個々の光源 2021に発生する 包絡線と振動を繰り返すビート信号の積によって発生する。 従って、 大きなサイ ドローブ 2031が発生する。 '
以下、 この現象を、 具体例に基づいて.説明する。 光源のスぺクトルを表すには、 波長 Lを用いるより波数 k (=2 π / λ ) を用いた方が便利である。 合成光源は、 中 心波数が 及び k2で同一のスぺクトル幅 σと同一の積分強度 Iを持ちスぺクトル 形状がガウシアン型の光源 1 及び光源 2 によって構成されているとする。 従って、 合成光 のスぺクトル S (k) は以下のように表される。
Figure imgf000015_0002
ここで、 個々の光源の半値半幅^は以下の通りになっている。 【数 8】
W σ 7Η2~ (38)
Wfを用いると OCT信号の半値全幅は次式で与えられる。 Δ Ζ= (21η2) /Wf ここで、 光源 1と光源 2の中心波数が半値半幅 Wfの 2倍離れているとすると合 成光源のスぺクトル形状 2031は図 38の様になる。 縦軸は個々の光源の積分強度
Iで規格化されている。 .でスぺク トル 2032及びスぺクトル 2033は、 それぞ れ光源 1及び光源 2のスぺク トルである。 次に、 合成光源の OCT信号 f (x) を、 光源 1及び光源 2のスペク トル幅 を用いて表すと以下のようになる。
【数 9】
(39)
Figure imgf000016_0001
cos kl+k2 2 % (40)
2 (又は k2) と同程度の周期の振動を与える。
【数 1 1】 cos (41)
Figure imgf000016_0002
は、 上記振動のビートの包絡線を与える。 そして、
：【数 1 2】
■ T ^ e一 2 ¾ 2 (42) は、 個々の光源の OCT信号の包絡線を与える。
図 39に、 式 （40) で表される振動項を除いた合成光源による OCT信号の包絡線 (右半分） を示す。 横軸は Xを l/ σで規格化したものであり、 縦軸は χ=0の時の 値で規格化してある。 包絡線 2042が、 上記合成光源によるものである。 包絡線 2041は個々の光源の包絡線を、 包絡線 2043は光源を 4つにした場合の包絡線であ る。 尚、 光源が 4つの場合の OCT信号の式は示さないが、 光源が 2つの場合と同 様ビート'信号が発生する。
この図からは、 OCT信号の半値幅は確かに光源の数を増やすと減少していくが、 その減り方は光源の数に反比例していないことが分かる。 即ち、 合成光源のスぺ タトル幅の増加に反比例しては半値幅が減少じない。 具体的には、 光源が 2つの 場合の半値幅は光源が 1つの場合の 0. 62.倍、 4つの場合は 0. 33倍にしかならず、 分解能がスぺクトル幅に反比例する場合に期待される 0. 5倍及び 0. 25倍にはなつ ていない。 一方、 同図には、 零を挟んで大きく上下に振動するサイドローブが観 察される （OCT信号が負の値にまで亘るのは、 式（39)が干渉成分のみを表しそのパ ックグランドとなる参照光と信号光の強度を省略してあるからである。 ） 。 そし て、 サイドローブの振幅は光源が 2つの場合より、 4つの場合の方が明らかに大き い。
即ち、 合成光源の OCT信号形状は個々の光源のスぺク トル幅によって決定され る包絡線 2041に拘束されており、 一見すると OCT信号の幅が狭くなったように見 えてもその狭窄化の程度は緩慢である一方、 大きなサイドローブが発生する。 従 つて.、 合成光源を用いても、 実は OCT像の解像度はあまり改善されないという問 題点がある。 即ち、 合成光源を用いても期待されるほどには分解能は向上しない 一方、 大きなサイドローブが発生して OCT像にゴーストが生じてしまう。 従って、 本発明は OCT装置において OCT信号の分解能を向上させ、 サイドローブの増大を 防止することを課題とする。
発明の開示
《A》 可変波長光発生装置及び OCT装置
( 1 ) 第 1の発明
第 1 の発明は、 光を測定対象に照射し測定対象の内部で発生する反射光又は後 方散乱光を検出器で検出することにより、 測定対象の断面画像を測定する OCT装 置用の光源として好適に利用できる、 波数を階段状に切り替え可能な手段を有す る可変波長光発生装置である。 この可変波長光発生装置の特徴は、 その出力する 光の波数を階段状にに変化させられる点である。 具体的には、 波数を少しずつ階 段状に漸次変えて出力させること、 あるいは波数をランダムに変えて出力させる ことが可能である点である。
( 2 ) 第 2の発明
第 2の発明は、 波数の可変範囲の幅が 4. 7 X 10— 2 m—1以上且つ出射光の周波数幅が 13 GHz以下の可変波長光発生装置であって、 3. I X 1(Γ4 m—1以下の波数間隔且つ 530 IX s以下の時間間隔で波数を階段状に切り替え可能な手段を有する可変波長光発生 · 装置である。 OCT装置用の光源として、 この可変波長光発生装置を用いることによ 4 014302
17 つて、 制止困難な生体部分の断層観察が可能になる。 ここで波数とは波長の逆数 'に 2允を乗じたものである。
( 3 ) 第 3の発明
第 3の発明は、 波数の可変範囲の幅が 4. 7 X IO— πΓ以上且つ出射光の周波数幅が 52 GHz 以下の可変波長光発生装置であって、 ΙΖ. Α Χ ΙΟ^ μ πΓ1以下の波数間隔且つ 530 μ 3 以下の時間間隔で波数を階段状に切り替え可能な手段を有する可変波長光 発生装置である。 OCT装置用の光源として、 この可変波長光発生装置を用いること によって、 第 2の発明に比べ、 測定可能距離は短くなるが、 より高速で動く制止困 難な生体部分の断層観察が可能になる。
(ィ） 「波数を階段状に切り替え可能な手段を有する」 ことによる効果
従来の OCTでは、 SLDが出射する広帯域 （低コヒーレント） 直流光 （CW光） を 測定光として用い、 0CDR- OCT では千渉パターン （図 9) を、 FD- OCT ではフリンジ 22 (図 11) を測定していた。 一方、 この発明の構成要件 「波数を階段状に切り替 え可能な手段を有する」 によれば、 測定に用いる光源の波数を例えば図 1 (A)のよ うに少しずつ階段状に変えて、 各波数における干渉計の応答を測定することが可 能になる。 この特徴によって、 以下に述べる通り断層撮影の高速化と水平方向分 解能の向上が図られる。 また、 FD-0CT で問題になっていた回折格子の存在による 信号光強度の検出率の低下、 CCDの性能に起因する不十分なダイナミックレンジ、 及び CCD の応答速度によって断層撮影速度が律速されるという諸問題が解決され る。
なお、 図 1 (A)では、 波数が波数走査時間に対して漸増しているが、 必ずしも漸 増する必要は無く漸減する場合であっても何ら問題はない。 また、 必ずしも波数 が漸次変化する必要はなく、 測定時間内に所定の波数を総て走查できさえすれば 良い & 即ち、 波数の変化は図 1 (B)のように不規則なものであっても良い。 即ち、 階段状とは、 波数が時間に対して階段状に漸増する場合だけでなく漸減していく 場合も含むものとする。 更には、 必ずしも波数が漸次変化する必要はなく、 測定 時間内に所定の波数を総て走査する不連続的な走査様態すベてを含むものとする ここで所定の波数とは、 等間隔に並んだ波数の集合であることが望ましいが、 必ずしもこれに限られるものではなく、 波数間隔が一定でない波数の集合であつ ても良い。 波数間隔が一定ではない場合には、 後に第 1の実施の形態で述べる断層 像構築のための計算処理に対する一定の修正を必要とするが、 この修正は波数走 査の態様に応じフーリエ変換に関する知識を基礎として導くことができるもので ある。 以上述べたとおり、 波数を階段状に切り替え可能な手段とは、 断層像の構 築が可能であることを条件に波数間隔及び測定順番を制限するものではない。 ま た、 波数の変化は不連続的であることが望ましいが、 一定時間特定の波数を保持 できるものであればその変化は連続的であっても良い。 この様な場合も、 「階段状 J に含めるものとする。
この発明の測定過程には、 OCDR- OCT に必須の参照光ミラーの走査が不要である ため、 OCDR- OCT より高速度で測定が可能である。 他方、 この発明では、 各波数に おける干渉計の出力光強度を束ねた分光特性 （図 2) からコヒーレント干渉波形を 構築するので、 FD- OCT のように強度情報と位相情報の双方を含むスぺク トル密度 関数を計算処理してコヒーレント干渉波形を構築する必要はない。 このためこの 発明では、 簡単な計算機処理によってコヒーレント干渉波形を構築することがで きる。 また、 スぺクトル密度関数の算出自体が不要なので、 従来の FD- OCT に比べ データ処理が短時間で済み高速測定が可能になる。 なお、 この発明で用いる計算 処理については、 第 1の実施の形態において説明する。
また、 スぺクトル密度関数を算出するために従来型 FD- OCT の水平方向分解能を 劣化させていた仮定 （水平方向で深さ分布が一様） もこの発明では不要であり、 従つて水平方向の分解能の劣化は存在しない。
即ち、'この発明を用いて実施される断層撮影には参照光ミ.ラー走査の様な機械 的動作が介在せず、 また後述する通りこの発明を用いる断層撮影では簡単な手順 でコヒーレント干渉波形が構築可能なので、 断層撮影の高速化が可能である。 ま た、 この発明を用いて実施される断層撮影では、 従来の FD- OCT の様な水平方向の 分解能を劣化させる仮定も存在しないので水平方向分解能の劣化もなレ、。
更に、 回折格子及び CCDを用いる FD- OCTに特有な問題であった、 回折格子の存 在による信号光強度の検出効率の低下、 CCD の性能に起因する不十分なダイナミツ クレンジ、 及び CCD の応答速度によって断層撮影速度が律速されるという諸問題 は、 回折格子及び CCDを必要としない本発明においては当然解消される。
更に、 後述するように、 この発明によれば、 試料に照射できる光の強度がある 最大値で制限されているという条件の下で得られるコヒーレント干渉波形の強度 力 0CDR法に比べて信号強度が約 100〜1000倍強くなり、 FD-0CT法と比べても十 数倍強くなるという効果が奏される。
なお、 この発明に一見類似した OCT としてチヤープ OCT が提案されている （非 特許文献 3、 p. 364- 367を参照。）。 この技術には以下のような問題点があるため実 用化されていないので詳細は述べないが、 この発明とこの技術との間には以下の ような相違点がある。
即ち、 チヤープ OCT は、 光源を可変波長光源とする点でこの発明と一致するが
、 光源の波数を一定速度で掃引する点で異なる。 そして、 その測定原理から、 チ ヤープ OCT に用いられる光源には波数の跳び即ちモードホップが許されないとい う短所がある。 従って、 チヤープ OCT を実用化すると、 広い波数範囲にわたって モードホップフリーな光源を入手することが必要であるが、 そのような光源の入 手は困難である。 このため、 この技術は実用化されていない。.
これに対して、 この発明によれば波数を連続的に変化させる必要はなく、 たと え可変波長光源に多少のモードホップあったとしても、 波数の変化は階段状であ れば良いので断層像の測定に支障が生じることはない。
(口） 波数範囲等を限定した効果 .
この様にこの発明は断層撮影の高速化に適しているが、 特に、 波数の可変範囲 の幅が 4. 7 X 10— 2 nf1以上で、 且つ出射光の周嫁数幅が 13 GHz 以下の可変波長光発 生装置であって、 3. Ι Χ ΙΟ^ μ πΓ1以下の波数間隔且つ 530 I S 以下の時間間隔で波数 を階段状に切り替え可能な手段を有する可変波長光発生装置に限定して利用する ことによって、 分解能 80 μ πι及ぴ測定範囲 10mmを確保しつつ、 1 腿/秒以下の速さ で動く試料の観察が可能になる。 即ち、 上記第 2の発明によれば、 1 讓 /秒で動く 制止困難な生体部分の観察が可能になる。
更に、 波数の可変範囲の幅が 4. 7 X 10— 2 μ nf1以上で且つ出射光の周波数幅が 52 GHz以下の可変波長光発生装置であって、 ^ Α Χ ΙΟ^ μ πΓ1以下の波数間隔で且つ 530 8以下の時間間隔で、 波数を階段状に切り替え可能な手段を有する可変波長光発 生装置に限定して利用することによって、 分解能 80 μ m及び測定範囲 2. 5mm を確保 しつつ、 4删/秒以下の速さで動く試料の観察が可能になる。 即ち、 上記第 3の発明 によれば、 4mm/秒で動く制止困難な生体部分の観察が可能になる。 以下に、 これ らの効果が奏される理由について述べる。
測定中に試料が動くと試料内部の反射面の位置も一定せず、 反射面位置の計測 値が不確かになる。 試料の動きが激しレ、場合には位置計測自体が不可能になるが 、 こまでに至らない場合であっても、 一般に動きのある試料に対する分解能 （ 以下、 「動的分解能」 という） は静止している試料に対する分解能 （以下、 「静的 分解能」 という） より劣る。 従って、 動的分解能 80 μ ηι を得るためには、 80 i mの 静的分解能をまず確保しておかなければならない。
この発明の発明者は、 後述する第 1の実施の形態の原理の節で説明するとおり、 静的分解能 ΔΖは、 波数の可変範囲の幅を とすると以下の式 (2)によって規定さ れることを見出した。 ただし、 測定光を束ねた場合のスペク トル形状は、 矩形で あるものとする。 .
【数 1 3】
この式 (2)から動的分解能 80 μ πι を得るための前提として、 波数の可変範囲の幅 'が Τ Χ ΙΟ-2 ^ !!!—1以上が必要であることが分かる。 これは上記第 2及び第 3の発明の 構成要件 「波数の可変範囲の幅が 4. 7 X 10— 2 m—1以上」 に相当する。
ところで深さ方向の測定範囲は、 各波数における測定光のコヒーレント長に依 存する。 従って、 測定範囲は測定光の周波数幅 Δ/によって制限される。 試料の深 さ方向に対する測定範囲 ,と周波数幅 Δ/ (半値全幅） の間には次の式（3)の関係 が成り立つので、 10 mmの測定範囲を確保するためには出射光の周波数幅が 13 GHz 以下でなければならない。 これは、 上記第 2の発明の構成要件 「出射光の周波数幅 力 GHz以下の可変波長光発生装置であって」 に相当する。
また、 出射光の周波数幅が 52 GHz 以下に設定することによって、 測定範囲 2.5 讓を確保することができる。 これは、 上記第 3の発明の構成要件である、 出射光の 周波数幅が 52 GHz以下の可変波長光発生装置を利用することに相当する。
【数 1 4】
,,-^^ (3)
π Af .
なお、 この式（3)は、 非特許文献 3の p.46の式（22)を変形したものである。
ここで、 cは光速を表す。 なお、 単一縦モードで発振する半導体 LD では、 この様 な値は容易に達成できる。
一方、 第 1の実施の形態で後述するように、 試料の深さ方向に対する測定範囲 ， は測定光の波数間隔 Mによっても制限される。 即ち、 Nyquist の定理によれば、 測定範囲 Lmは次の式 (4)によって表される。 .
【数 1 5】
= (4)
Ak
この式 (4)からは測定範囲 10 mm を得るためには、 更に波数間隔を 3.1 X n 1 以下に設定しなければならないことが分かる。 これは、 上記第 2の発明の構成要件 、 3.1X10— m—1以下の波数間隔に相当する。
また、 この式 (4)からは測定範囲 2.5腕 1 を得るためには、 更に波数間隔を 12.4X 10— ^nf1以下に設定しなければならないことが分かる。 これは、 上記第 3の発明の 構成要件、 12. ΑΧΙΟ^μηΓ1以下の波数間隔に相当する。
上記要件の下、 波数切り替え時間 t hを以下に示す通り十分短くすることによつ て、 測定範囲 10mmを確保しつつ、 1 蘭/秒の速さで動く試料を動的分解能 δθ ^ ηιで 観察可能になる。 波数切り替え時間に要求される条件は、 以下の通りである。 試料の運動による分解能の劣化を防ごうとするならば、 測定時間内に試料の移 動する距離が静的分解能以下になるように測定時間„,を短くすれば良い。 即ち、 静的分解能以下のブレは許容する。 この考え方に立てば、 静的分解能を ΔΖ、 試料 の移動速度を Vとすると、 試料の運動による分解能の劣化を防ぐために必要な測定 時間 は以下の式 (5)で表される。 .
【数 1 6】
く一^ (5)
V
ところで、 測定に用いる波数の総数は波数範囲！^を波数間隔 Μで割ったものな ので、 測定時間 ί,„と波数切り替え時間間隔 ,との間には次式の関係がある。
【数 1 7】
Figure imgf000025_0001
従って、 式 (5)及ぴ式 (6)より試料の移動速度 Vが 1 匪 の試料を測定するため には、 波数切り替え時間間隔 ,は 530 μ S 以下でなければならないことが分かる。 これは、'上記第 2の発明の構成要件、 530 μ 3 以下の時間間隔で波数を階段状に切 り替え可能な手段、 に相当する。
また、 波数間隔 Μが 12. 4 X 10一4 μ ηΓ1以下の場合、 試料の移動速度 νが 4 ram/s の 試料を測定するためには、 波数切り替え時間間隔 ,は 530 μ s 以下でなければなら ないことが分かる。 これは、 上記第 3の発明の構成要件、 530 /_i S以下の時間間隔で 波数を階段状に切り替え可能な手段、 に相当する。
以上述べたことより明らかな様に、 可変波長光発生装置を、 波数の可変範囲の 幅が 4.7X10— 2 πΓ1以上且つ出射光の周波数幅が 13 GHz 以下の可変波長光発生装置 であ:つて、 3. lXlO^ m— 1以下の波数間隔且つ 530 S 以下の時間間隔で波数を階段 状に切り替え可能な手段を有する可変波長光発生装置、 に限定することによって 、 分解能 80μπι及ぴ測定範囲 10 賺 を確保しつつ、 1 mm/秒の速さで動く試料の観 察が可能になる。
¾た、 可変波長光発生装置を、 波数の可変範囲の幅が ？ズ ^^ ！^以上且っ出 射光の周波数幅が 52 GHz以下の可変波長光発生装置であって、 12.4X10— 4 ^m—1以下 の波数間隔且つ 530μ S 以下の時間間隔で波数を階段状に切り替え可能な手段を有 する可変波長光発生装置、 に限定することによって、 分解能 80μπι及ぴ測定範囲 2.5 麵を確保しつつ、 4 賺 /秒の速さで動く試料の観察が可能になる。
なお、 上記説明では波数走査は一回のみを想定しているが、 この様な場合であ つても、 試料に横長の測定光を照射し CCD を光検出器として用いることによって 断層撮影が可能である。 また、 式（2)及び式 (4)は、 測定光を束ねた場合のスぺク トル形状が矩形の場合に対する厳密な式である。 しかし、 スぺクトル形状をガウ シアン形状等別のものに変えても、 分解能等は大きくは変わらず得られる効果も 矩形の場合とほぼ同じである。
(ハ） より好ましい波数範囲等
以上の説明から明らかなように、 好ましい波数範囲等は、 分解能、 測定範囲、 測定可能な試料の移動速度が決まれば、 式 (2)乃至（6)によって自動的に決定され る。 分解能等の好ましい一例は上述の通りのものであるが、 更に好ましい分解能 •測定範囲 ·試料の移動速度は、 それぞれで 40 μηι以下 · 100 腿以上 · 3 mm/s以 下である。 最も好ましい値は、 それぞれ 20μηι以下 · 1000 mm以上 · 9 mm/s以下で ある。 従って、 それぞれの要請に答える波数範囲等は、 以下の通りになる。
(a) 試料速度が 1 匪 以下の場合
試料速度が 1 讓 以下の場合の波数間隔、 周波数幅、 可変波数幅、 及び波数切 り替え時間の組み合わせは以下の通りである。
表 1
Figure imgf000027_0001
表 1において、 横欄は好ましい波数間隔と周波数幅を表し、 縦欄は好ましい可変 波数幅を表す。
ここで、 波数間隔と周波数幅の値、 3.1X10— 4 μιη—1以下と 13 GHz 以下、 3. IX 10一5 μπΓ1以下と 1.3 GHz以下、 3. IX ΙΟ-6^!!!—1以下と 130 MHz以下は、 それぞれ測定範囲 、 10 mm以上、 100腿以上、 1000匪以上に対応する。 また、 可変波数幅の値、 4.7X10一2 / ηΓ1以上、 9. δΧΙΟ—2 ^-1以上、 1.9 X 10— 1 ^ m一1以上は、 分解能、 80 ^ m以 下、 40μπι以下、 20 μπι以下に対応する。
ここで、 測定範囲が 100腿以上に対応する場合には、 測定範囲が十分に広いの で測定点を変えても、 参照光ミラーの位置合わせが不要になるという効果も奏さ れる。
尚、 波数間隔が一定値以下という表現を用いているが、 波数間間隔が 0 μπ 1の 場合は当然含まれない。 何故ならば、 波数間隔というからには、 当然有限の間隔 で複:数の波数が存在することを前提としているからである。 波数間間隔が 0 μ m一1 では、 波数は一本になってしまう。
( b ) 試料速度が 3 mm/s以下の場合
表 1中の各波数切り替え時間を 3分の 1にすれば良い。
, ( c ) 試料速度が 9 rm/s以下の場合 '
表 1中の各波数切り替え時間を 9分の 1にすれば良い。 -
( d ) 一点に集束した測定光を試料表面で走査し断層撮影する場合
走査する測定点の数を n (例えば、 n= 10、 50， 100, 200, 400, 800) 以上とす る場合には （a ) 乃至 （c ) に示した波数切り替え時間を n分の 1以下にすれば良 レ、。
上述の通り波数走査が一回でも断層像は得られるが、 後述する第 1の実施の形態 のようにマッハツエンダ型干渉計を用いる場合には、 測定点の走查も必要である
。 走査点数としては、 10点以上が望ましく、 更には 50点以上、 100点以上、 200点 以上、 400点以上、 800点以上が好ましい。
以上の例では、 波数切替時間を短縮化することにより試料速度の高速化に対処 している。 試料速度の高速化への対処方法としては、 測定範囲を狭めることも有 効である。 具体的には、 表 1の最上段に記載した波数間隔 （及ぶ周波数幅） を 2 倍、 4倍とすることによって、 表 1に記載された波数切替時間で、 試料速度が 2 廳 /s以上及ぴ試料速度が 4 mm/s以上の場合に対応できる。
なお、 走査する測定点の数を n (例えば、 n= 10、 50 , 100, 200, 400， 800) 以 上とする場合には、 （a)〜（c)に示した波数切替時間を n分の 1以下にすれば良い 点が上述の通りである。
(二） 上記 OCT用の可変波長光発生装置は、 上記 （口） 又は （ハ） に記載の 「 波数の可変範囲の幅」 「周波数幅」 を有し同じく上記 （口） 又は （ハ） に記載の 「 波数間隔」 及び 「時間間隔」 で階段状に波数を切り替え可能な可変波長発光素子 とその制御回路とで構成されることが好ましい。 そして、 上記制御回路は、 上記 「 数の可変範囲の幅」、 「周波数幅」、 「波数間隔」、 及び 「時間間隔」 で、 上記可 変波長発光素子の出力光の波数を階段状に切り替え可能なものでなければならな レ、。
或いは、 上記 OCT用の可変波長光発生装置は、 上記 （口） 又は （ハ） に記載の 「波数の可変範囲の幅」 を有する広帯域発光素子と、 上記 （口） 又は （ハ） に記 載の 「波数の可変範囲の幅」 「周波数幅」 「波数間隔」 及び 「時間間隔」 で、 広帯 域発光素子の出力光を階段状に抽出可能な可変波長フィルタと、 その制御回路で あっても良い。
( 4 ) 第 4の発明
上記第 1及ぴ第 2の発明は、 以下の様にも表現することができる。 即ち、 第 1及び 第 2の発明を別の側面から表現すると、 上記課題を解決するための第 4の発明は、 可変波長光源と、 可変波長光源の出力光を第 1の光線と第 2の光線に分割する手段 と、 第 1の光線を測定対象に照射する手段と、 測定対象によって反射又は後方散乱 された第 1の光線と第 2の光線を合波する手段と、 合波する手段によつて合波され た出力光の強度を可変波長光源の波数毎に測定する手段と、 測定する手段によつ て波数毎に得られる出力光の強度の集合から第 1の光線が測定対象によつて反射さ れた位置を測定対象の深さ方向に対して特定する手段と、 を有する OCT装置の可 変波長光源として使用される可変波長光発生装置であって、 分解能が SO ^ m以下に なる:ように波数の可変範囲の幅を広くし、 測定範囲が 10 mm以上になるように出射 光の周波数幅及び波数間隔を狭くし、 且つ、 分解能を速度 1 讓 で除した第 1の値 を可変範囲の幅を波数間隔で除した第 2の値で除して得られる時間以下の時間間隔 で波数を階段状に切り替え可能な手段を有する可変波長光発生装置である。
( 5 ) 第 5の発明
上記第 1及び第 3の発明は、 以下の様にも表現することができる。 即ち、 第 1及び 第 3の発明を別の側面から表現すると、 上記課題を解決するための第 5の発明は、 可変波長光源と、 可変波長光源の出力光を第 1の光線と第 2の光線に分割する手段 と、 第 1の光線を測定対象に照射する手段と、 測定対象によって反射又は後方散乱 された第 1の光線と第 2の光線を合波する手段と、 合波する手段によって合波され た出力光の強度を可変波長光源の波数毎に測定する手段と、 測定する手段によつ て波数毎に得られる出力光の強度の集合から第 1の光線が測定対象によって反射さ れた位置と強度を測定対象の深さ方向に対して特定する手段と、 を有する OCT装 置の可変波長光源として使用される可変波長光発生装置であって、 分解能が 80 μ πι 以下になるように波数の可変範囲の幅を広くし、 測定範囲が 10 mm以上になるよう に出射光の周波数幅及び波数間隔を狭くし、 且つ、 分解能を速度 1 ram/s で除した 第 1の値を可変範囲の幅を波数間隔で除した第 2の値で除して得られる時間以下の 時間間隔で波数を階段状に切り替え可能な手段を有する可変波長光発生装置であ る。
第 4の発明において、 分解能のより好ましい値は、 40 /i m以上又は 20 μ ιη以上で ある。 また、 測定範囲のより好ましい範囲は、 100 mm以上又は 1000 mm以上であ る。 更に、 分解能を除する速度のより好ましい範囲は、 3 mm/s以下又は 9 mm/s以 下である。 また、 走查する測定点の数を n (例えば、 n= 10、 50， 100， 200, 400， 800) 以上とする場合には、 波数切り替え時間を n分の 1以下にすれば良い。
第 5の発明において、 分解能のより好ましい値は、 40 μ πι以上又は 20 μ ιη以上で ある。 また、 測定範囲のより好ましい範囲は、 5 瞧以上である。 更に、 分解能を 除する速度のより好ましい範囲は、 2 mm/s 以下である。 また、 走查する測定点の 数を n (例えば、 n= 10、 50， 100， 200， 400, 800) 以上とする場合には、 波数切 り替え時間を n分の 1以下にすれば良い。
( 6 ) 第 6の発明
第 6 の発明の可変波長光発生装置は、 可変波長光源と、 可変波長光源の出力光 を第 1 の光線と第 2 の光線に分割する手段と、 第 1 の光線を測定対象に照射する 手段と、 測定対象によって反射又は後方散乱された第 1 の光線と第 2 の光線を合 波する手段と、 合波する手段によって合波された出力光の強度を可変波長光源の 波数毎に測定する手段と、 測定する手段によって波数毎に得られる出力光の強度 の集合から第 1 の光線が測定対象によって反射又は後方散乱された位置と強度を 測定対象の深さ方向に対して特定する手段と、 を有する OCT装置の可変波長光源 として使用される可変波長発生装置であって、 分解能が 80 μ ιη以下になるように 波数の可変範囲の幅を広くし、 測定範囲が 2. 5 mm以上になるように出射光の周波 数幅及び波数間隔を狭くし、 且つ、 分解能を速度 4 mm/sで除した第 1 の値を可変 範囲の幅を波数間隔で除した第 2 の値で除して得られる時間以下の時間間隔で波 数を階段状に切り替え可能な手段を有することを特徴とする。
( 7 ) 第7の発明 第 7の発明の可変波長光発生装置は、 第 4乃至第 6の発明において、 上述の第 1 の光線を測定対象に照射する手段が、 第 1 の光線の測定対象に対する照射位置を 走査可能であり、 且つ、 上述の特定する手段によって特定された情報と照射位置 に関する情報に基づいて、 測定対象の断層像を構築する手段を有する OCT装置に 利用する光源である。 第 1 の光線を測定対象に照射する手段及び上述の特定する 手 を上述のようにすることによって、 測定対象の断層像を効率的に得ることが 可能となる。 -
( 8 ) 第 8の発明
第 8の発明の可変波長光発生装置は、 第 1乃至第 7の発明において、 上述の特 定する手段が、 上述の出力光の強度と波数からなる実数の組み合わせをフーリエ 変換するものであることが特徴である。 フーリエ変換の方法には、 非常に高速で 処理できる高速フーリエ変換 (FFT) の手法が確立されており、 実数の組み合わせ からなるデータの FFTによって、 高速の FD- OCTが実現できる。
( 9 ) 第9の発明
第 9の発明の可変波長光発生装置は、 第 1乃至第 8の発明において、 複数の断 層像を構築することによって、 上述の測定対象の断層像の動画を構築する手段を 有することが特徴である。 この発明によれば、 高速測定が可能となるため、 消化 器のぜん動や脈動する血管などの断層像の動画の測定が可能となり、 医療診断に 応用できる。
( 1 0 ) 第 10の発明
第 10の発明の可変波長光発生装置は、 第 1乃至第 9の発明において、 上述の可変波 長光発生装置を構成する発光素子が可変波長レーザであることが特徴である。 (1 1) 第 11の発明
第 11の発明の可変波長光発生装置は、 上記第 1乃至第 10の発明の可変波長光発生 装置を構成する発光素子として、 超周期構造回折格子分布反射型半導体レーザ （ 特許文献 1、 特許文献 2及び非特許文献 4を参照。） を用いることが特徴である。 超 周期構造回折格子分布型反射半導体レーザは、 上記第 1の発明の可変波長光発生装 置に求められる要件を総て充足している。 即ち、 可変幅は 100 nm (Δ k =0.261 μ m一1) を超え、 波数の切り替え時間間隔が数 n s程度の高速応答も可能である。 ま た、 連続的な波長変化が可能であり、 発振スぺク トルの周波数幅は数 M Hzであ る。 ，
(12) 第 12の発明
第 12の発明の可変波長光発生装置は、 上記第 1乃至第 10の発明の可変波長光発生 装置を構成する発光素子として、 サンプルド ·グレーティング分布反射型半導体 レーザ、 を用いることに特徴がある。 サンプルド 'グレーティング分布反射型半 導体レーザは、 上記第 1の発明の可変波長光発生装置に求められる要件を総て充足 している。 即ち、 可変幅は 100 nra (Δ k=0.261 ^m-1) を超え、 波数の切り替え時 間間隔が数 n s 程度の高速応答も可能である。 また、 連続的な波長変化が可能で あり、 発振スぺク トルの周波数幅は数 M H zである。
(1 3) 第 13の発明
第 13の発明は、 第 1乃至第 12の発明の OCT用の可変波長光発生装置を光源と して用いることが特徴である OCT装置である。
(14) 第 14の発明
第 14の発明は、 第 1乃至第 12の発明の何れか 1つの発明による OCT 用の可変波長 光発生装置と、 上述の可変波長光発生装置の出力光を第 1の光線と第 2の光線に分 割する手段と、 第 1の光線を測定対象に照射する手段と、 上述の測定対象によって 反射又は後方散乱された第 1の光線と第 2の光線を合波する手段と、 上述の合波す る手段によって合波された出力光の強度を上述の可変波長光発生装置の波数毎に 測定する手段と、 この測定する手段によって上述の波数毎に得られる出力光の強 度 集合から第 1の光線が測定対象によって反射又は後方散乱された位置を上述の 測定対象の深さ方向に対して特定する手段と、 を有する OCT装置である。 この OCT 装置は、 上記第 1から第 12の発明の可変波長光発生装置を用いているので、 上述の 通り上記課題を解決することができる。
( 1 5 ) 第 15の発明
第 15の発明は、 第 1乃至第 12の発明に何れかの可変波長光発生装置と、 この 可変波長光発生装置の出力光を第 1 の光線と第 2 の光線に分割する手段と、 第 1 の光線を測定対象に照射する手段と、 測定対象によって反射又は後方散乱された 第 1 の光線と第 2 の光線を合波する手段と、 合波する手段によって合波された出 力光の強度を可変波長光発生装置の波数毎に測定する手段と、 測定する手段によ つて波数毎に得られる出力光の強度の集合から第 1 の光線が測定対象によって反 射又は後方散乱された位置と強度を測定対象の深さ方向に対して特定する手段と を有する OCT装置である。
ここで、 可変波長光発生装置の出力光を第 1 の光線と第 2 の光線に分割する手 段と、 第 1の光線を測定対象に照射する手段と、 測定対象によって反射された第 1 の光線と第 2 の光線を合波する手段としては、 種々の干渉計が考えられるが、 代 表的なものとしてはマイケルソン干渉計とマッハツエンダ型干渉計がある。 マツ ハツヱンダ型干渉計を用いると、 集光効率がマイケルソン干渉計より高くなる。 (: 1 6 ) 第 16の発明
第 16の発明は、 第 14又は第 15の発明の OCT装置において、 上述の第 1の光線 を測定対象に照射する手段が第 1 の光線の照射位置を走查可能であり、 且つ、 上 述の特定する手段によつて特定された情報と照射位置に関する情報に基づいて、 測.定対象の断層像を構築する手段を有することを特徴とする OCT装置である。
( 1 7 ) 第 17の発明 - 第 17の発明は、 上述の特定する手段が、 第 14又は第 16の発明の OCT装置にお いて、 上述の出力光の強度と波数からなる実数の組合せをフーリエ変換するもの であることを特徴とする OCT装置である。
( 1 8 ) 第 18の発明
第 18の発明は、 第 14乃至第 17の発明の OCT装置において、 複数の断層像を構 築することによって上述の測定対象の断層像の動画を構築する手段を有すること を特徴とする OCT装置である。
( 1 9 ) 第 19の発明
第 19の発明は、 第 1乃至第 3の何れか 1つの発明の可変波長光発生装置と、 可 変波長光発生装置の出力光を分割することなく試料に導く試料光路と、 試料光路 の照射光の一部を試料光路に沿ってもどす部分反射機構と、 試料光路に沿った試 料からの反射光及び後方散乱光と部分反射機構からの反射光とを光検出器に導く 光検出光路とを有することを特徴とする OCT装置である。
この発明の波数を階段状に切り替え可能な光源を用いると、 それぞれの波数に おける光源の可干渉距離 （コヒーレント長） は 10 以上を実現できる。 この場合、 従来の OCT で用いられているマイケルソン型干渉計やマッハツエンダ型干渉計を 用いなくても、 試料との距離が可干渉距離よりも短い試料光路上に部分反射ミラ 一を置き、 この部分反射ミラーからの反射光と試料からの反射又は後方散乱光と を干渉させることによって、 OCT装置を実現できる。
この方法によれば、 従来の干渉計を用いる方法と比べ、 使用する光学部品の数 を.大幅に減少出来、 製造コストを下げることが出来、 装置をより安定化できる。
( 2 0 ) 第 20の発明 - 第 20の発明は、 第 1乃至第 3の何れか 1つの発明の可変波長光発生装置と、 可 変波長光発生装置の出力光を分割することなく試料に導く試料光路と、 試料光路 において、 所望の偏光特性を持たせて試料光路に沿って一部の光を反射する部分 反射機構と、 試料光路において部分反射機構を透過した光を所望の偏光特性を持 たせた後試料に照射する試料光偏光特定機構と、 試料からの反射光及び後方散乱 光と部分反射機構からの反射光とを偏光ビームスプリッタに導く光検出光路と、 偏光ビームスプリッタの 2 つの出力をそれぞれ光検出器とアンプを用いて検出し. 試料の偏光特性を示す断層像を構築するために、 アンプの出力データを計算処理 する手段と、 を有すること特徴とする OCT装置である。
《B》歯の OCT用可変波長光発生装置及び歯の OCT装置
( 2 1 ) 第 21の発明
前述した課題を解決するための、 第 21の発明に係る歯の OCT用可変波長光発生 装置は、 波長が 0. 9〜5· 0 μ πιの範囲内で、 しかも波長が階段状に切り替え可能な 手段を有する、 すなわち、 波長を 0. 9〜5. 0 μ ηιの範囲内で階段状に切り替えでき ることを特 ί敷とする。 (2 2) 第 22の発明
第 :22の発明に係る歯の OCT用可変波長光発生装置は、 可変波長光発生手段の波 長が 0.9〜5.0/xmの範囲内で、 波数の可変範囲の幅が 4.7 X 10"V ηΤ1以上且つ出 射光の周波数幅が 13 GHz以下であって、 3.1X1CT m—1以下の波数間隔且つ 530 μ s以下の時間間隔で波数を階段状に切り替え可能な手段を有する、 すなわち、 第 21の発明において、 波数の可変範囲の幅が 4.7Χ 1 Ο^μπ 1以上であり、 出射 光の周波数幅が 13 GHz以下であり、 波数間隔が 3.1 X 10— 4 μ m— 1以下であり、 530 μ s以下の時間間隔で波数を階段状に切り替えできることを特徴とする。
(23) 第 ¾の発明
第 23の発明に係る歯の OCT装置は、 光源が、 第 21又は第 22の発明の可変波長 光発生装顰である、 すなわち、 第 21又は第 22の発明の歯の OCT用可変波長光発 生装置を可変波長光発生手段として光源に用いていることを特徴とする。
(24) 第 24の発明 .
第 24の発明に係る歯の OCT装置は、 光源が、 第 21又は第 22の発明の可変波長. 光発生装置であって、 歯の偏光特性を測る手段を有する、 すなわち、 第 23の発明 において、 歯の偏光特性を測定する偏光特性測定手段を備えていることを特徴と する。
(25) 第 25の発明
第 25の発明に係る歯の OCT装置は、 第 24の発明において、 偏光特性測定手段 1S 可変波長光発生手段から発生した光の偏光方向を制御して測定光と参照光と に分割する主分割手段と、 主分割手段で分割された測定光を口腔内の歯に照射す る測定光照射手段と、 歯に照射されて反射した信号光を捕捉する信号光捕捉手段 と、 信号光捕捉手段で捕捉された信号光を 2以上の偏光方向成分に分離し、 主分 割手段で分割された参照光とそれぞれ合波する合波手段と、 合波された偏光方向 の異なる信号の光の強度に基づいて、 歯の偏光特性を求める演算制御手段とを備 えていることを特徴とする。
( 2 6 ) 第 26の発明
第 26の発明に係る歯の OCT装置は、 第 24又は第 25の発明のいずれかにおいて、 偏光特性測定手段が、 可変波長光発生手段から発生した光を測定光と参照光とに 分割する主分割手段と、 主分割手段で分割された測定光を口腔内の歯に照射する 測定光照射手段と、 歯に照射されて反射した信号光を捕捉する信号光捕捉手段と、 信号光捕捉手段で捕捉された信号光と主分割手段で分割された参照光とを合波す る合波手段と、 可変波長光発生手段から発生させる光を目的とする波長領域とな るように当該可変波長光発生手段を制御すると共に、 当該可変波長光発生手段か ら発生させた光の波長領域及び合波手段で合波された光の強度に基づいて、 歯の 特性を求める演算制御手段を具えると共に、 演算制御手段が、 異なる複数の波長 領域の光を発生させるように可変波長光発生手段を制御すると共に、 合波手段で 合波された光の強度を波長領域ごとに求めることにより歯の特性を求めるもので あることを特徴とする。
( 2 7 ) 第 27の発明
第 27の発明に係る歯の OCT装置は、 可変波長光発生手段と、 可変波長光発生手 段から発生した光を測定光と参照光とに分割する主分割手段と、 主分割手段で分 割された測定光を口腔内の歯に照射する測定光照射手段と、 歯に照射されて反射 した信号光を捕捉する信号光捕捉手段と、 信号光捕捉手段で捕捉された信号光と 主分割手段で分割された参照光とを合波する合波手段と、 可変波長光発生手段か ら発生させる光を目的とする波長領域となるように当該可変波長光発生手段を制 御すると共に、 当該可変波長光発生手段から発生させた光の波長領域及び合波手 段で合波された光の強度に基づいて、 歯の特性を求める演算制御手段とを具える と共に、 演算制御手段が、 異なる複数の波長領域の光を発生させるように可変波 長光発生手段を制御すると共に、 合波手段で合波された光の強度を波長領域ごと に求めることにより歯の特 1 "生を求めるものであることを特徴とする。
( 2 8 ) .第 28の発明
第 28の発明に係る歯の OCT装置は、 第 26又は第 27の発明において、 演算制御 手段が、 合波手段で合波された光の強度を波長領域ごとに求めることにより歯の 光吸収係数を求め、 当該光吸収係数に基づいて当該歯の特性を求めるものである ことを特 ί敷とする。
( 2 9 ) 第 29の発明
第 29の発明に係る歯の OCT装置は、 第 28の発明において、 演算制御手段が、 光吸収係数に基づいて、 歯のェナメル質又は象牙質の組成物の単位体積当たりの 存在量を求めるものであることを特徴とする。
( 3 0 ) 第 30の発明
第 30の発明に係る歯の OCT装置は、 第 29の発明において、 演算制御手段が、 光吸収係数に基づいて、 さらに、 歯のエナメル質又は象牙質の単位体積当たりの 水分の存在量を求めるものであることを特徴とする。
( 3 1 ) 第 31の発明 04 014302
38 一 第 31の発明に係る歯の OCT装置は、 第 23から第 30の発明のいずれかにおいて、 可変波長光発生手段が、 可変波長半導体レーザ光発生装置であることを特徴とす る。
( 3 2 ) 第 32の発明
第 32の発明に係る歯の OCT装置は、 可変波長光発生手段と、 可変波長光発生手 段から発生した光を測定光と参照光とに分割する主分割手段と、 主分割手段で分 割された測定光を口腔内の歯に照射する測定光照射手段と、 歯に照射されて反射 した信号光を捕捉する信号光捕捉手段と、 信号光捕捉手段で捕捉された信号光と 主分割手段で分割された参照光とを合波する合波手段と、 可変波長光発生手段か ら発生させる光を目的とする波長領域となるように当該可変波長光発生手段を制 御すると共に、 当該可変波長光発生手段から発生させた光の波長領域及び合波手 段で合波された光の強度に基づいて、 歯の特 1·生を求める演算制御手段を具えると 共に、 可変波長光発生手段が、 可変波長半導体レーザ光発生装置であることを特 徴とする。
( 3 3 ) 第 33の発明
第 33の発明に係る歯の OCT装置は、 第 27又は第 32の発明において、 可変波長 光発生手段が、 1. 2〜5. Ο μ πιの間の波長範囲の光を発生させるものであることを特 徵とする。
( 3 4 ) 第 34の発明
第 34の発明に係る歯の OCT装置は、 第 33の発明において、 可変波長光発生手 段が、 1. 2〜5. Ο ΠΙ以内で 1. 3〜1. 6 μ πιより'も広い波長範囲の光を発生させるも のであることを特¾¾とする。 ( 3 5 ) 第 35の発明
第 35の発明に係る歯の OCT装置は、 第 33又は第 34の発明において、 主分割手 段と合波手段とが兼用された主分割 ·合波手段であることを特徴とする。
■ ( 3 6 ) 第 36の発明
第 36の発明に係る歯の OCT装置は、 第 33から第 35の発明のいずれかにおいて、 測定光照射手段と信号光捕捉手段とが兼用された照射 ·捕捉手段であることを特 徴とする。 .
( 3 7 ) 第 37の発明
第 37の発明に係る歯の OCT装置は、 第 36の発明において、 照射 ·捕捉手段が、 可撓性を有すると共に少なくとも先端側で光透過性を有する外筒と、 外筒の内部 に周方向に回転できるように配設されて先端側に測定光及び信号光の入出光窓を 形成された可撓性を有する内筒と、 内筒の内部に配設されて、 測定光及び信号光 を案内する光ファイノくと、 内筒の内部の先端側に設けられて光ファイバの先端側 と当該内筒の入出光窓との間を光学的に連絡する違絡手段とを有するプローブを 備えていることを特徴とする。
( 3 8 ) 第 38の発明
第 38の発明に係る歯の OCT装置は、 第 37の発明において、 プローブが、 外筒 の先端側に目視確認用の観察ミラーを有していることを特徴とする。
( 3 9 ) 第 39の発明
第 39の発明に係る OCT装置は、 光の波数を階段状に切り替え可能な可変波長光 発生装置を具え、 この可変波長光発生装置が発生する光を測定対象に照射し測定 対象の内部で発生する反射光又は後方散乱光を検出器で検出することにより、 測 定対象の深さ方向の構造を測定する OCT装置において、 測定対象が生体組織であ ることを特徴とする。
( 4 0·) 第 40の発明
第 40の発明に係る人体を構成する組織の診断方法は、 第 1 の発明乃至第 12の 発明のいずれかの可変波長光発生装置が発生する光を、 人体を構成する組織に照 射するステップと、 人体を構成する組織の内部で発生する反射光又は後方散乱光 を検出器で検出するステップと、 検出器で検出した検出データに基づいて、 人体 を構成する組織の断面画像を OCT によって生成するステップとを具えることを特 敷とする。
《C》生体や塗装面等各種構造物の断層像を測定する装置
( 4 1 ) 第 41の発明
第 41め発明の光干渉トモグラフィ用可変波長光発生装置は、 波数掃引範囲の異 なる複数の可変波長光源の出力を合わせて出；^する発光部と、 可変波長光源を 1 つずつ掃引することによって個々の可変波長光源の波数掃引範囲を超えた波数掃 弓 Iを可能にする制御装置とを有してなることを特徴とする。
( 4 2 ) 第 42の発明
第 42の発明の光干渉トモグラフィ用可変波長光発生装置は、 第 41の可変波長 光発生装置において、 可変波長範囲が波数にして 0. 2 μ π 1以上であることを特徴 とする。
( 4 3 ) 第 43の発明
第 43の S明の光干渉トモグラフィ用可変波長光発生装置は、 掃引波数の異なる 複数の可変波長光源の出力を合わせて出力する発光部と、 可変波長光源を' 1つず つ掃引することによって個々の可変波長光源の出力可能波数を互いに補うように 波»引を可能にする制御装置とを有してなることを特徴とする。
( 4 4 ) 第 44の発明
第 44の発明の光干渉トモグラフィ用可変波長光発生装置は、 第 41乃至第 43の 発明の光干渉トモグラフィ用可変波長光発生装置において、 この装置において利 用される掃引波数の異なる複数の可変波長光源が、 波数を階段状に切り替え可能 であることを特徴とする。 .
( 4 5 ) 第 45の発明
第 45の発明の光干渉トモグラフィ用可変波長光発生装置は、 第 41乃至第 44の 発明のいずれかの光干渉トモグラフィ用可変波長光発生装置において、 発光部が 光スィッチを備え、 光スィツチによって出力を合わせて出力することを特徴とす る。
( 4 6 ) 第 46の発明
第 46の発明の光干渉トモグラフィ用可変波長光発生装置は、 第 41乃至第 45の 発明のいずれかの光干渉トモグラフィ用可変波長光発生装置において、 可変波長 光源が可変波長半導体レーザからなることを特徴とする。
( 4 7 ) 第 47の発明
第 47の発明の光干渉トモグラフィ装置は、 可変波長光発生装置と、 可変波長光 発生装置の出力光を測定光と参照光に分割する手段と、 測定光を測定対象に照射 すると共に、 測定光が前記測定対象によって反射又は後方散乱された信号光を捕 捉する手段と、 信号光と参照光とを合波する手段と、 合波する手段によって合波 された出力光の強度を可変波長光発生装置の波数毎に測定する手段と、 測定する 手段によつて波数毎に計測された合波された出力光の強度の集合から測定光が測 定対象によつて反射又は後方散乱された位置と反射又は後方散乱強度とを測定対 象の奥行き方向に対して特定する手段とを有する光干渉トモグラフィ装置である。 そして、 可変波長光発生装置が、 第 41乃至第 46の発明の可変波長光発生装置で あることを特徴とする。
( 4 8 ) 第 48の発明
第 48の発明の光干渉トモグラフィ装置は、 第 47の発明の光干渉トモグラフィ 装置において、 分割する手段と合波する手段が、 同一の手段であることを特徴と する。
( 4 9 ) 第 49の発明
第 49の発明の光干渉トモグラフィ装置は、 第 47又は第 48の発明の光干渉トモ グラフィ装置において、 反射又は後方散乱された信号光を捕捉する手段に代えて、 測定光を測定対象に照射する手段と、 測定光が測定対象によつて反射又は後方散 乱された信号光を捕捉する手段と、 を有することを特徴とする。
( 5 0 ) 第 50の発明
第 δθの発明の光干渉トモグラフィ装置は、 第 47乃至第 49のいずれかの発明の 光干渉トモグラフィ装置において、 特定する手段が、 出力光の強度と波数からな る実数の組み合わせをフーリェ変換するものであることを特徴とする。
( 5 1 ) 第 51の発明
第 51の発明の光干渉トモグラフィ装置は、 第 41乃至第 46の発明のいずれかの 可変波長光発生装置を用レ、たことを特徴とする。
( 5 2 ) 第 52の発明 第 52の発明の光干渉トモグラフィ装置は、 第 47乃至第 50の発明のいずれかの 光 渉トモグラフィ装置において、 特定する手段が、 可変波長光発生装置の出力 光の波数に対する強度の変動を捕正するものであることを特徴とする。
( 5 3 ) 第 53の発明
第 53の発明の光干渉トモグラフィ装置は、 第 47乃至第 50又は第 52のいずれ かの発明の光千渉トモグラフィ装置において、 特定する手段が、 出力光の強度を 窓関数を使って補正することを特徴とする。 .
( 5 4 ) 第 54の発明
第 54の発明の光干渉トモグラフィ用可変波長光発生装置は、 周波数掃引範囲又 は掃引波数の異なる複数の可変波長光源の出力を合わせて出力することを特徴と する。
( 5 5 ) 第 55の発明
第 55の発明の光干渉トモグラフィ装置は、 第 47乃至第 50の発明のいずれかの 光干渉トモグラフィ装置において、 特定する手段が， 合波された出力光の強度と 前記波数からなる実数の組み合わせをフーリェ変換するものであることを特徴と する。
( 5 6 ) 第 56の発明
第 56 の発明の光干渉トモグラフィ装置は、 第 55 の発明の光干渉トモグラフィ 装置において、 特定する手段が、 可変波長光発生装置の出力光の波数に対する強 度の変動の影響を無くす様に合波された出力光の強度を捕正するものであること を特徴とする。
( 5 7 ) 第 57の発明 第 57 の発明の光干渉トモグラフィ装置は、 第 56 の発明の光干渉トモグラフィ 装 gにおいて、 補正が、 光干渉トモグラフィ装置の測定時に、 波数を切替える毎 に可変波長光発生装置の出力光の強度を逐次測定して得た値の逆数又は逆数に比 例する数値を、 合波された出力光の強度に乗ずるものであることを特徴とする。
( 5 8 ) 第 58の発明
第 58 の発明の光干渉トモグラフィ装置は、 第 56 の発明の光干渉トモグラフィ 装置において、 補正が、 可変波長光発生装置の出力光の強库を波数毎に予め測定 して得た値の逆数又は逆数に比例する数値を、 合波された出力光の強度に乗ずる ものであることを特徴とする。
( 5 9 ) 第 59の発明
第 59の発明の光干渉トモグラフィ装置は、 第 55乃至第 58のいずれかの発明の 光干渉トモグラフィ装置において、 特定する手段が、 可変波長光発生装置の出力 光の波数に対する強度の変動の影響を無くす様に捕正された合波された出力光の 強度又は合波された出力光の強度を窓関数を使って修正することを特徴とする。
( 6 0 ) 第 60の発明
第 60 の発明の光干渉トモグラフィ装置は、 第 55 の発明の光干渉トモグラフィ 装置において、 特定する手段が、 可変波長光発生装置の出力光の波数に対する強 度分布が、 所望の窓関数と一致する場合に得られる測定結果と同じ測定結果が得 られるように、 合波された出力光を補正することを特徴とする。
発明の効果
《 A》 可変波長光発生装置及び OCT装置 この発明は、 可変波長光発生装置を、 超高速で波長を切り替えることが可能な 光源. (例えば、 半導体レーザ） を具えることによって構成できることに着目し、 この可変波長光発生装置を用いた波数の走査によって、 コヒーレント干渉波形を 構築することにより、 従来の OCT では困難であった制止困難な生体部分の断層観 察を可能にした。 また、 制止可能な部分の観察に対しても、 制止を不要とし生体 への負担を無くした断層観察が可能にした。 この際、 可変波数幅 ·波数間隔 ·周 波数幅を限定することによって、 十分な分解能と測定範囲の確保も可能とし、 能 率的な測定を可能にした。
更に、 この発明によれば、 消化器のぜん動や脈動する血管などの動きのある部 位の断層像も撮影可能なので、 これらを連続撮影することによって動画の撮影も 可能になる。
従って、 この発明は、 波数を階段状に走査する新しい OCT装置及びその光源を 発明したものであると同時に、 この 置 （又は光源） に対して制止困難な生体部 分の断層撮影装置 （又は光源） としての用途を発明したものといえる。 同じく、 生命活動によって動く部位に対する断層像の動画撮像装置 （又は光源） としての 用途を発明したものといえる。
《B》歯の OCT用可変波長光発生装置及び歯の OCT装置
この発明に係る歯の OCT用可変波長光発生装置及び歯の OCT装置によれば、 よ り深い侵達距離を得るために必要とされる、 従来よりも長い波長領域で発光する 光源と、 その光源を用いて OCT計測を可能にする装置が可能となり、 さらに、 測 定の感度が上がるため、 より深い侵達距離で測定を可能にできる。 また、 偏光特性の測定も可能になる OCT計測装置であることにより、 例えば、 エナメル質のように複屈折率を有する歯の組織でも、 断層像を鮮明にすることが できる。
また、 分光可能な OCT装置であることによって構成物質の組成比の測定も可能 になり、 .従来のような単に強度の測定のみの OCT装置よりも、 より正確な診断知 見が得られる。
また、 従来の OCT装置よりも速い測定速度を実現した OCT装置であることによ つて、 測定時間中に被測定対象の歯が動くことによる断層画像の歪み （アーティ ファクト） は減少させることができる。
よって、 本発明に係る虫歯検知装置によれば、 微小な初期虫歯であっても、 容 易に検知することができる。
《c》生体や塗装面等各種構造物の断層像を測定する装置
この発明は、 可変波長光源を組み合わせた新規なスィッチ光源と、 0FDR-0CT.装 置とを組み合わせたものであり、 この新規なスィツチ光源によれば合成光源とは 異なり複数の光源を用いることによって拡大した光スぺクトル幅に反比例して OCT 信号の分解能が向上するという効果が奏される。 また、 合成光源に見られるよう な合波によるサイドローブの増大という問題も発生しなレ、。
図面の簡単な説明
図 1 (A) は、 この発明の OCT用の可変波長光発生装置において、 波数走査時間 とともに漸増するように波数を階段状に切り替える様子を示す図であり、 図 2 (B ) は、 この発明の OCT用の可変波長光発生装置において、 波数走査時間とともに 不規則に波数を階段状に切り替える様子を示す図である。 図 2は、 各波数における干渉計の出力光強度を束ねた分光特性を示す図である。 図 3は、 この発明による OCT装置の構成例を示す図である。
図 4は、 OCT装置においてコヒーレント干渉波形を合成した例を示す図である。 図 5は、 人の爪を測定対象として断層撮影した結果を示す図である。
図 6は、 測定可能範囲の説明図である。
図 7は、 0CDR-0CTの測定原理である。
図 8は、 0CDR- OCT装置の構成図ある。 .
図 9は、 0CDR-0CT装置において得られる干渉パターン（コヒーレント干渉波形）を 示す図である。
図 10は、 FD- OCT装置の構成図である。
図 11は、 FD- OCT装置において得られるフリンジ （空間的な干渉模様） を示す図
3Dる。
図 12は、 光の光路を分割しない FD- OCT装置の構成図である。
図 13は、 光の光路を分割しない FD- OCT において偏光測定を行う装置の構成図で ある。
図 14は、 本発明に係る歯の OCT装置の実施形態 （反射強度によって虫歯を検知 する場合の一例） の概略構成図である。
図 15は、 図 14のプローブの概略構成図である。
図 16は、 初期虫歯の説明図である。
図 17は、 微小領域における光吸収係数の測定原理の説明図である。
図 18は、 歯の厚さ方向 （奥行き方向） の位置と信号光強度との関係を表わすグ ラフである。 図 19は、 エナメル質及び水の測定光の中心波長と光吸収係数との関係を表わす グラフである。
図 20は、 歯の厚さ方向 （奥行き方向） でのエナメル質の組成物と水分との存在 量の割合の分布を表わすグラフである。
図 21は、 本発明に係る歯の OCT装置の他の実施形態の概略構成図である。
図 22は、 本発明に係る歯の OCT装置の他の実施形態のプローブの概略構成図で める。 ,
図 23は、 本発明に係る歯の OCT装置の実施形態 （歯の偏光特性を測定する場合 の一例） の概略構成図である。
図 24は、 抜歯した人の犬歯の FD- OCT画像である。
図 25 は、 可変波長光発生装置から出射する光の波長の走査方法の説明図である。 図 26は、 本発明の第 6の実施の形態に係る OCT装置の構成図である。
図 27は、 OCT装置の光源として用いる可変波長光発生装置の構成を示す図であ る。 .
図 28は、 OCT装置の光源として用いる可変波長光発生装置の他の構成を示す図 である。
図 29は、 本発明のスィッチ光源 （可変波長光発生装置） のスペク トルの一例を 示す図である。
図 30は、 スィツチ光源を用いて得られた OCT信号の一例を示す図である。
図 31は、 ガウシアン窓を用いた場合の OCT信号の結果を示す図である。 図 32は、 本発明のスィッチ光源 （可変波長光発生装置） において個々の可変波 長光源の出力可能波数を互いに補うように波数掃引をする場合の例を示す図であ る。
図 33は、 本発明のスィッチ光源 （可変波長光発生装置） において個々の可変波 長光源の出力可能波数を互いに補うように波数掃引をする場合の他の例を示す図 である。 .
図 34は、 本発明のスィッチ光源 （可変波長光発生装置） において個々の可変波 長光源の出力可能波数を互いに補うように波数掃引をする場合の他の例を示す図 である。
図 35は、 従来の合成光源の概略構成を示す図である。
図 36 (a)は、 合成光源を用いた OCT装置の例を示す図、 （b)は波長が可変な極め て狭帯域の光 ¾!を用いた OCT装置の例を示す図である。
図 37は、 従来の合成光源を用いた場合の OCT信号強度 （サイドローブの発生） を示す図である。
図 38は、 従来の合成光源のスペクトル形状を示す図である。
図 39は、 振動項を除いた従来の合成光源による OCT信号の包絡線 （右半分） を 示す図である。
発明を実施するための最良の形態
《A》可変波長光発生装置及び OCT装置
<第 1の実施の形態〉
図 3を参照して、 この発明による OCT装置の一例を説明する。 図 3に示す OCT装 置は、 可変波長光源として可変波長光発生装置 31を有している。 可変波長光発生 装置 31は、 超周期構造回折格子分布反射型半導体レーザとその制御回路から構成 されている。 可変波長光発生装置 31の可変波長範囲は 1533. 17〜1574. 14 nm ( Wk = 1. 07 X 10— m— 、 スぺク トルの周波数幅は 10MHz 以下である。 走查速度は 1ステツ プ当たり l / s であり、 400波数の走査を行う。 従って、 1ステップ当たりの波数幅 は . 67 X 10一4 μ ηιである。 走查速度 1 μ s/stepで 400波数の走査を行うので、 Aスキ ヤン （深さ方向のみについての走査） の計測時間は 0. 4 ras で、 50の A スキャンで B スキャン （A スキャンを繰り返しながら行う水平方向の測定点の走査） を構成す ると計測時間は 20msとなる。
式 (2)から静的分解能を求めると、 ΔΖ = 36 μ ιη となる。 因みに、 屈折率 1. 36の生 体中での分解能は 26 ^ 111である。 屈折率は試料の組成に依存するので、 この発明で は屈折率の分解能への影響は考慮しないこととした。 上記の様に生体の屈折率は それほど大きくないので、 屈折率の影響を無視しても得られる効果はほぼ同じで ある。 たとえ生体試料が 1 腿/ s で移動したとしても、 Β スキャンの間に試料の動 く距離は 20 μ ηιでしかなく、 静的分解能 36 /i mに比べ小さいので動的分解能に劣化 は生じない。 また、 測定範囲は波数間隔により定まり、 式 (4)から分かるように 12 匪 である。 なお、 周波数幅から計算される測定範囲は 13 mである （式（3)を参照。 可変波長光発生装置 31から出射された光は、 第 1の力ブラ 32により 90： 10の割合 で 2分割される。 ここで分割された光の一方 （分割割合 90 %) は、 第 2のカプラ 33 によってァ0： 30の割合で更に 2分割される。 そして、 ここで分割された光の一方 （ 測定光：分割割合 70%) はオプティカルサーキュレータ 34によって測定対象であ る試料 37に導かれ、 試料 37からの信号光 45は再びオプティカルサーキユレータ 34 によりて第 3のカプラ 38に導かれる。 第 3のカプラ 38の他方の光入力口には、 第 2 の力ブラ 33によって分割された光の他方 （参照光：分割割合 30%) が導かれ、 信 号光 45と合波される。
オプティカルサーキユレータ 34を利用することによって、 マッハツエンダ型の 干 計を構築することができた。 断層像を得るための B スキャンは、 ォプティカ ルサーキユレータ 34と試料 37との間に介設された、 走査ミラ.一 36によつて測定光 を試料 37の表面で走査することによって実現する。 なお、 第 1、 第 2及び第 3のカブ ラ 32， 33, 38は、 方向性結合器によって構成されている。 第 3のカプラ 38の出力は 、 光検出機能を有する第 1の差動アンプ 39で検出される。
第 3のカプラ 38は方向性結合器によつて構成されているので、 第 3のカプラ 38の 2 つの出力/。 ,及び/。 2は、 それぞれ以下の様になる。 第 1の差動アンプ 39は、 第 3の力 プラ 38の 2つの出力 及び/。2の差を検出し、 その log を出力する。 式 （7) の最初 の式は、 光路長差が 2 である場合の干渉パターンを表す良く知られた式である。 式 （7) の第 2の式は、 方向性結合器の特性によるものである。
Figure imgf000053_0001
ここでん,，は可変波長光発生装置 31の出射光の波数、 /,は参照光 46 (第 2の力ブラ 33によって分割された光のうち、 オプティカルサーキュレータ 34によって試料 37 に導かれず、 直接第 3の力ブラ 38に導かれるもの：分割割合 30%) の強度、 は試 料 37からの信号光 45の強度、 2 は参照光 46と信号光 45の光路長差 （マイケルソン 干渉計では、 参照光ミラーとビームスプリッタの光路長を 、 試料内部の反射面 とビームスプリッタの光路長を とした時、 = . となる。） である。
従って、 iは試科の深さ方向の座標に相当する。 また、 説明を単純化するため試 料 37の内部での反射箇所は一箇所のみとし、 反射に伴う位相シフトは無視した。 因みに、 反射に伴う位相シフトは π以内なので光路長の誤差は二分の一波長以下 であり無視し得る。
この第 1の差動アンプ 39の Log 出力信号を第 2の差動アンプ 40に入力する。 第 1の 力ブラ 32で分割された光の他方 (分割割合 10%) は、 光検出器 42によって検出さ れた後、 Logアンプ 43を通して、 第 2の差動アンプ 40に導かれる。 第 2の差動アンプ 40は、 入力光強度の変動を補正する割り算を行う。 従って、 第 2の差動アンプ 40の 出力は、 以下の式 (8)で表される （定数項は省略した。）。
Figure imgf000054_0001
第 2の差動アンプ 40の出力は、 アナログ/デジタル変換機 （図示せず） に入力さ れ、 そのデジタル出力は計算機 41に導かれ、 計算機 41で計算処理されてコヒーレ ント干渉波形が合成される。 計算機 41は、 このコヒーレント干渉波形に基づいて 試料 37の断層像を構築する。 計算機 41は、 可変波長光発生装置 31及び走査ミラー 36の制御も同時に行う。
図 4に、 コヒーレント干渉波形を合成した例を示す。 厚さ 160 μ ηι のカバーガラス を試料 37として得られたコヒーレント千渉波形である。 2つのピークは、 それぞれ 試料 37の表面及びその裏面からの反射に対応する。
この様な装置構成をとることによって、 従来困難であった消化器管のように制 止困難な器官についても断層撮影が可能になった。 そして、 この断層像を連続的 に撮影することによって、 動画の撮影も可能になる。 動画の構築も、 計算機 41に よつ 'て行われる.
図 5は、 人の爪を測定対象として断層撮影した結果を示す図である。 爪の表面か ら厚さ 80 _ι ιη程度の層が 5層識別でき、 その後ろに 300 /x mの厚い層が存在すること が分かる。 測定に際し指の固定は特段行わなかったが、 ブレのない鮮明な像が得 ら,れた。
本第 1の実施の形態では、 マッハツエンダ型干渉計を使用しているので、 断層像 を得るためには B スキャンが必須である。 しかし、 集光効率が高く、 また測定光 を光フアイパで試料近傍まで導くことができるので、 操作性に優れている。 なお 、 図 3に示すファイバソースカプラ （商品名） 35は、 いわゆるコリメータであって 、 オプティカルサーキユレータ 34と走查ミラー 36との間に介設されており、 光フ アイバ 47から出て広がる測定光を平行光にし、 且つ、 試料 37からの信号光 45 (平 行光） を収束して光ファイバ 47に結合する。 また、 可視光源であるエイミンダ - ラィト · ソース 44から出力された可視光も、 第 2のカプラ 33、 オプティカルサーキ ユレータ 34、 ファイバソースカプラ 35及び走査ミラー 36を介して試料 37へ導かれ て照射される。 このことによって、 測定の前に試料 37への測定光の当り具合を目 で確認することができる。
可変波長光発生装置 31の発光素子としては、 超周期構造回折格子分布反射型半 導体レーザに限られるものではなく、 可変波数幅は狭くなるが分布反射型レーザ (DBR レーザ） を用いることもできる。 また、 これら以外にも、 適用可能な可変波 長レーザとして、 サンプルド · グレーティング分布反射型半導体レーザと呼ばれ るレーザが存在する (例えば、 特許文献 3に記載の可変波長レーザ）。 これらのレ 一ザの波数切換時間は、 数 n sまで髙速化可能である。
(原理）
コヒーレント干渉波形を得るために行なった計算処理の原理は以下の通りのも のである。 式（8)の log の中の項は、 /ノ /,.の平方根と cos の項からなっている。 ここで、 〃は、 ,依存性が小さいので定数と考えられる。 従って、 第 2の差動ァ ンプ 40の出力を計算処理し log を外すことによって、 cos(2i ）に比例した出力ん を得ることができる。 総ての に対する出力 を測定し、 その値をフーリエ変換 して絶対値をとると、 ： c = 2 の位置に鋭いピークを持つ関数が得られる。 即ち出力 Idを、 フーリェ変換することによつて試料内部の反射面の位置を表す値 を得る ことができる。 以下に、 フーリエ変換の絶対値が、 x = 2 の位置に鋭いピークを持 つ関数であることを示す。 出力 のフーリエ変換の cos 成分 i (x)、 sin成分 ； c) 、 及び絶対値 ）はそれぞれ以下の式 (9)、 （10)、 （11)及び（12)のようになる （比 例係数は省略する。 以下、 同じ。）。
【数 2 0】
Yc (x) =∑∞s(knx)cos(2Lkn ) (9)
Ys (x) =∑sm(knx)cos(2Lkn ) - - - (10)
Figure imgf000056_0001
ん,, = ks + Ak - n - - - (12)
ここで、 は波数走査範囲の起点を、 《は自然数を、 Nは走査する波数の総数を 表す。
まず、 cos成分 Yc(x)について考える。
数学公式から以下の式（13)、 （14)が導かれる。
【数 2 1】 1
cosa osfi =—[cos( + β)+ cos( -
. =j_U(«+ ) + e -ゾ (" )+eゾ (《- +6-ゾ(《 -叫 ... 13)
4
Figure imgf000057_0001
e 2
-
2
Figure imgf000057_0002
式 (9)を計算する際、 式（13)及び式（14)を利用する。 なお、 ゾは虚数単位のことで ある。 まず、 式（13)で
Figure imgf000057_0003
ん,，と置き、 式（9)に代入する。 式（13)は 4 つの項からなるが、 まず前 2項だけについて∑を計算する。 ∑の計'算には式（14)を 用 レヽ る 。 こ の 際 、 y = (pc + 2L k と 置 き 、 yx ( + = ゾ X 0 + 21) X kn = j(x + 2L) x (ks + Ak · n) = j(x + 2L) x ks + j(x + 2L) -Ak-n = j{x + 2Lヽ xk, + j ·γ·ηな 関係式を禾 ij用する。 最後に cos(x) = [exp(y ) + exp(-7 )]/2の関係式を用 いると式が簡単になる。 後ろ 2項についても同様の手順を踏むと以下の式（15)が得 ら; ^る。
【数 2 2】
c ノ
Figure imgf000057_0004
(15) 同様にして、 sin成分 Ys (x)も以下の式（16)の様に導導かカゝれるる。。
【数 2 3】
Figure imgf000058_0001
(16) ここで式（15)及ぴ式（16)ともに以下の式（17)、 （18)の項を含むが、 これらは x = 2L X x = -2Lで大きな値を持ちそれ以外では小さな値となる。
【数 2 4】
Figure imgf000058_0002
一方、 それらの項の係数は - 1から + 1の間で振動する三角関数である。 従って、 フーリエ変換の絶対値は、 I の近傍では式（15)及び式（16)から式（17)の項を 、 x ^ 2Lの近傍では式（15)及ぴ式（16)から式（18)の項を弁別して式（11)に代入すれ ば近似値が得られる。 従って、 x = 2 の近傍では、 次の式（19)となる。
【数 2 5】
Figure imgf000058_0003
即ち、 波数毎に得られる出力光強度の集合から測定対象内部の反射面の位置が 特定される。 この特定に必要な光強度は各波数に 1つなので、 従来の FD - OCT に比 ベ測定時間を短くすることができる。
式（19)は Xについての周期関数であり、 その周期は式（19)の分母の sin 関数に よって決まる （図 6)。 Nyquist の定理によれば、 測定可能範囲 は以下の式 (20) 、 （21)で表される。
【数 2 6】 - フ
==^ · Μ = π - (20)
2
即ち、
L"' - k (21)
また、 式 9)は、 = 2£で最大値を取りその値は Nとなる。 即ち、 この発明によ つて得られるコヒーレント干渉波形のピーク値は Nに比例して増加する。 そして
、 その比例係数は、 式 (7)及ぴ式（18)より、 /, χ /νの平方根の 2倍であることが分か る。 一方、 0CDR- OCT のピークは、 参照光と信号光の位相が一致した点で得られる ことから、 参照光強度/,及び信号光強度/,の積即ち/,. X /,の平方根の2倍であるこ とが分かる。
従って、 この発明によって得られるコヒーレント干渉波形のピーク値は、 0CDR- OCTのピークの Ν倍になるが、 Νは測定に用いた波数の総数であり、 通常数百〜数 千になるので、 この発明によって得られるコヒーレント干渉波形は 0CDR- OCT より 数百乃至数千倍大きくなる。
一方、 従来の FD- OCT もフーリエ変換を利用するので、 コヒーレント干渉波形は 測定波数の総数 Nに比例しうるが、 回折格子によって N分割されるとき、 回折格 子の回折効率によって弱められるので、 コヒーレント干渉波形は FD- OCT ほどには 大き:くならない。 更に、 方向に光源からの光を伸張させているのでコヒーレント 干渉波形はかえつて小さくなつてしまう。 従って、 従来の FD - OCT に対しても、 こ の発明によって得られるコヒーレント干渉波形は大きレ、。
また、 この発明の装置の分解能も式（19)より導ける。 sin(x)は x = 0の近傍では； c で近似できるので、 χ = 2 における式（19)の値は Nであることは明らかである。 従 つて、 以下の式 (22)を； cについて解けば、 半値幅即ち分解能 ΔΖが分かる。 なお、 式（17)の項の存在によって、 χ = 2;τ /Δ - 2iの位置でも、 ； c)は大きな値をとる。 従って、-この位置にゴース トが現れる。 測定対象の性質上、 ゴース トを容易に識 別できる場合は問題ないが、 そうでない場合には波形間隔を小さくして ,を大き くする必要がある。
【数 2 7】
Figure imgf000060_0001
ここで、 以下の近似式（23)を式（22)に代入し、 数値解析で式（23)を解くと式 (24)が得られる。
【数 2 8】
)
Figure imgf000060_0002
.の式より分解能に関す式 (25)が得られる t
【数 2 9】
2 x 1.89549 3.79
AZ = X -- (25)
NAk なお、 この分解能は xについては半値半幅であるが、 試料の深さ方向の座標に相 当する については半ィ直全幅となる。
もし、 測定光と参照光の位相差を求めることができたならば、 後方散乱 （又は 反射） された光の情報を完全に把握したことになるので、 後方散乱位置 （又は反 射位置） 及びその強度を求めることは容易である。 しかし、 この発明では、 上述 した通り、 出力光の強度と波数からなる実数の組み合わせをフーリエ変換してい るだけである。 即ち、 測定光と参照光の位相差を測定しなぐても、 後方散乱位置 及びその強度の計測は可能であり、 位相差を測定するための複雑な装置構成は必 要ないところに特徴がある。
<第 2の実施の形態 >
本第 2の実施の形態における OCT装置の構成は図 3と同様である。 そして、 本第 2 の実施の形態では、 可変波長光発生装置 31の可変波長範囲が、 1511. 74〜1588. 26 nm (Wk==2. 0 X 10— m) であり、 スぺクトルの周波数幅が、 10MHz 以下である。 走 查速度は、 1ステップ当たり 2ns,/st.epであり、 8000波数の走査を行う。 従って、 一 ステツプ当たりの波数幅は 2. 5 X 10— 5 μ mである。
走査速度 2ns/step で 8000波数の走查を行うので、 A スキャン （深さ方向のみに ついての走查） の計測時間は 16 s で、 800の Aスキャンで B スキャン （A スキヤ ンを繰り返しながら行う水平方向の測定点の走査） を構成すると計測時間は 13ms となる。 式（2)から静的分解能 Δ ζ を求めると、 AZ = 19 mとなる。 たとえ生体試 料が lmm/s で移動したとしても、 B スキャンの間に試料の動く距離は mでしか なく静的分解能 19 mに比べ小さいので動的分解能に劣化は生じない。
また、 測定範囲は、 波数間隔により定まり、 式 (4)から分かるように 130 mmであ る。 なお、 周波数幅から計算される測定範囲は 1 である （式 (3)を参照。）。 測定 範囲が 130 mm以上と十分に広くなるので測定点を変えても参照光ミラー位置をそ の度ごとに調整する必要がなくなる。
上述の例では、 干渉計としてマツハツヱンダ干渉計を用いたが図 8の従来技術の ように、 マイケルソン干渉計を用いても良い。 即ち、 図 8の構成において、 光源 5 を 記の可変波長光発生装置 31に代えればよい。 すなわち、 参照光ミラー 8の移動 は不要である。 この場合、 図 10のように測定光を一軸方向に.のみ集束するシリン ドリカルレンズ 19と CCD 16とを用いることによって、 即ち、 図 10の構成において 光源 5を上記の可変波長光発生装置 31に代えることによって、 A スキャンのみによ つて断層像を得ることもできる。 この場合、 グレーティグ 21は不要である。
<第 3の実施の形態〉
本第 3の実施の形態の OCT装置では、 マイケルソン干渉計とシリンドリカルレン ズにより、 Aスキャンのみによって断層像を得.られるように光学系を構成する。 即 ち、 上記のように図 10の構成において、 光源 5を可変波長光発生装置に代えた構成 とする。 グレーティグ 21は不要である。 そして、 本第 3の実施の形態では、 可変波 長光発生装置の可変波長範囲は、 1511. 74〜1588. 26 nm (Wk = 2. 0 X 10—1 μ ra)、 スぺ クトルの周波数幅は 10 MHz 以下にする。 走查速度は 1ステップ当たり 25 ns/step であり、 80000波数の走查を行う。 従って、 1ステップ当たりの波数幅は 2. 5 X 10— 6 μ mでめる。
走查速度 25 ns/stepで 80000波数の走査を行うので、 計測時間 （A スキャンの測 定時間） は 2. 0 ms となる。 式 (2)から静的分解能 Δ ζ を求めると、 ΔΖ = 19 mとな る。 たとえ生体試料が 9 mra/s で移動したとしても、 測定時間に試料の動く距離は 18 μ mでしかなく静的分解能 19 μ mに比べ小さいので動的分解能に劣化は生じない また、 測定範囲は、 波数間隔により定まり、 式 (4)から分かるように 1300 mmで ある。 なお、 周波数幅から計算される測定範囲は 13 mである （式 (3)を参照。）。 測 定範囲が 1300 mm以上と十分に広くなるので測定点を変えても参照光ミラー位置を その度ごとに調整する必要がなくなる。
なお、 可変波長光発生装置の可変波数幅 ·波数間隔等について 3つだけ例を示し たが、 可能な可変波数幅 ·波数間隔等の組み合わせは。 これに限られるものでは ない。 課題を解決するための手段の欄に列挙した。 組み合わせを用いることによ つても、 'この例と同様又はより大きな効果が奏される。
また、 上記 OCT用の可変波長光発生装置は、 SLDやハロゲンランプ等の広帯域発 光素子とその出力光を階段状に抽出する可変波長フィルタとその制御回路であつ ても良い。 出力光を階段状に抽出する可変波 B:フィルタの例としては、 特許文献 2 に記載の導波型フアブリ ·ペロー光波長フィルタ、 エタロン等がある。
く第 4の実施の形態 >
この実施の形態に基づく可変波長光発生装置を用レ、ると、 式 (3)で与えられる光 のコヒーレント長を長く出来、 式 (4)で与えられる測定範囲も長くとれるため、 従 来の OCT で用いられている、 マイケルソン干渉計やマッハツエンダ干渉計を用い ることなく、 少ない部品構成の光学系で、 リフレク トメータ装置やトモグラフィ 装置を実施できる。
図 12を参照してこの実施の形態の OCT装置について説明する。 図 12において、 OCT装置は、 可変波長光発生装置 31の光を、 分割することなくオプティカルサーキ ユレータ 34を用いて試料光路に導く構成となっている。 試料光路において、 光は オプティカルサーキュレータからの光ファイバ 47を通って光ファイバ端を出てフ アイパソースカプラ 35でコリメートされ、 走査ミラー 36、 フォーカシングレンズ 51を介して試料 37に照射される。
試料からの反射光と後方散乱光で構成される強度/の光は、 試料光路を通して 集光され、 オプティカルサーキユレータ 34によって、 光検出光路 58に導かれる。 試料光路上で、 試料の最深部の測定位置からの距離が式 (4)の'条件で決められる測 定範囲にある場所に参照光反射素子 50を置き、 試料を照射する光の一部を参照光 として強度んで試料光路に沿って部分反射する。
このような構成は、 長い測定範囲を実現できるこの実施の形態に基づく可変波 長光発生装置を利用することによって可能となる。 反射ミラーの反射率は数％程 度でよいので、 試料光路における試料への照射光、 試料からの反射及び散乱光の 減少は少なくて済む。
図 12では、 参照光反射素子 50はファイバソースカプラ 35と走查ミラー 36に間に 配置しているが、 試料光路上で、 上記の測定範囲にある位置であればどこでも良 い。
参照光反射素子 50を走査ミラー 36と試料 37の間に置いた場合は、 照射光線の方 向の変化に対応して、 どのような方向の場合でも一定の反射強度が得られるよう に反射面を曲面にしても良い。 また、 部分反射ミラーの変わりに、 広げてコリメ ートされた光線の中に、 極めて小さい全反射プリズムを置いても良い。 試料光路 の照射光の一部を試料光路に沿ってもどす部分反射機構のすべてが、 この発明の 技術的範囲に含まれる。 部分反射された光と試料からの反射およぴ散乱光は干渉し、 光検出器 9で検出さ れる'光の強度は式（26)で与えられる。
【数 3 0】
. + Is + 2-Jl,.Is cos(2L c„ ) (26) ここで L は、 部分反射ミラーと測定する試料の位置との距離である。 光検出器 9の 出力はアンプ 49で増幅され、 波数 ,,ごとに計算機 41に記憶される。 この式（26)は 式 （7) と同じ関数形であり、 強度の直流成分にあたる （/ +/, ) を計算機で引 き算した残りの干渉項 2 C kj から、 試料の深さ方向の反射率を深さの 関数として求める処理は、 上述の第 1の実施の形態で詳述した内容と同じである。 ぐ第 5の実施の形態 >
図 13を参照して、 図 12に示した実施の形態に、 試料の偏光特性の断層像を測定 可能にする、 第 5の実施の形態の OCT装置の説明をする。
可変波長光発生装置 31の出力光の偏光は、 通常直線偏光しているが、 直線偏光 していない場合は、 偏光素子 52で直線偏光させてオプティカルサーキュレータ 34 に光を導く。 オプティカルサーキユレータ 34は入力光を試料光路に導き、 光ファ ィバの端面から出た光は、 ファイバソース力ブラ 35で平行光とされる。
フアイバソース力ブラ 35を出だ光の一部は、 波長板 53と参照光反射素子 50で構 成される部分反射機構 58において、 所望の偏光特性を持たせて試料光路に沿って 一部の光を参照光として試料光路に沿つて反射される。
所望の偏光特性を得るための方法の一例としては、 波長板 53として 1/4波長板を 用い、 波長板の軸の方向を入力光の直線偏光の方向に対し 22. 5度 （π /8) ラジア ン傾ければよい。 この場合は部分反射された光は、 入力光の偏光方向に対して 45 度 （π /4ラジアン） 傾く直線偏光になる。 この光を、 オプティカルサーキュレー タ 34:を通して光検出光路 59に導き、 偏光ビームスプリッタ 55の軸に対して45度直 線偏光方向が傾くように入力すれば、 偏光ビームスプリッタ 55の 2つの偏光方向に 対して、 参照光強度が同じ値で配分される。
これと同等の効果は、 波長板 53を用いないで部分反射ミラーで直線偏光した入 力光を部分反射し、 その反射光の直線偏光の方向に対して 45度軸が傾くように偏 光ビームスプリッタ 55を配置しても良い。 "所望の偏光特性" 'という幅広い表現を 用いたのは、 このように、 入力光の偏光状態、 試料光偏光特定機構の偏光特性、 検出に用いる偏光ビームスプリッタとの組み合わせによって、 様々な変化をもた せ得るからである。
なお、 参照光反射素子 50と試料 37との距離の条件は、 上述の実施の形態 4に述べ たとおりである。
参照光反射素子 50を透過した照射光は、 所望の偏光特性を持たせた後試料に照 射する試料光偏光特定機構である、 1/4波長板 54を通して試料 37に照射される。 照 射光に対する所望の偏光特性として円偏光であることが望ましく、 このようにす ることが、 後の解析が容易になる。 しかし、 偏光特性が特定されていれば、 計算 機 41の計算処理によって、 楕円偏光や直線偏光を含む様々な偏光特性光の試料照 射に対して、 試料の偏光特性の断層像は構成できる。 したがって、 この発明の所 望の偏光特性を持たせた照射光とは、 これらの全てを含むものである。
試料 37から反射及び後方散乱された光は、 試料光路に沿って戻り、 参照光と一 緒にオプティカルサーキユレータ 34によって、 光検出光路 59に導かれ、 偏光ビー ムスプリッタ 55によって、 直行する 2方向の成分の光に分けられ、 それぞれ光検出 器 9で検出され、 ァンプ 56とァンプ 57で増幅され、 計算機 41に波数 ,,毎に記憶され る。 ·'それぞれのアンプの出力強度を/丄 及ぴ /=と表すと、 それらは次式（27)及ぴ (28)で表される。
【数 3 1】
/± = Irl + , + 2 / , ίι cos(2Lfc„) (27)
Figure imgf000067_0001
ここで、 ±と/,. =は、 偏光ビームスプリッタ 55の 2つの軸方向に入力する参照光 の強度であるが、 直線偏光する参照光の軸を偏光ビームスプリッタの軸に対して
45度傾けて入射させれば、 これらは等しい。 これらが等しくない場合でも、 計算 機 41の処理によって補 Eできる。
円偏光した光を試料に照射した場合、 試料の有する偏光特性が等方的であれば
、 2つの偏光方向の散乱光の と/, =とは等しい。 試料に非等方的な偏光特性があ ると、 2つの偏光方向の散乱光の/,丄と/ s.=との間に差が生じ、 この差から試料のも つ偏光特 1"生を決定できる。
《B》歯の OCT用可変波長光発生装置及び歯の OCT装置
歯における散乱による光の吸収係数は、 エナメル質では波長 632 nmで 60 cm一1、
1053 nmで 15 cm— 1であり、 象牙質では 620 nmで 280 cm \ 1053 nmで 260 cm— 1で あることが報告されている. （例えば非特許文献 5の p . 593等参照） 。 散乱による 光の吸収係数を減少させるためには、 長波長の方が有利である。 図 19にエナメル 質と水の光吸収係数の波長依存性を示す。 図 19は、 エナメル質 1101及び水の測 定光 Lmの中心波長； Iと光吸収係数との関係を表わすグラフである。 エナメル質は、 光吸収係数が波長の増加とともに指数関数的に減少するので、 長波長のほうが有 利である。 厚さ 5 ramの層を通して OCTの測定を可能とするためには、 OCTの現状 の感度である- 120 dBでは、 光吸収係数が 30 cm—1以下である必要がある。 この基 準で、 5 mm の厚さのエナメル質を透過して、 象牙質の測定を可能とするためには、 図 19からわかるように、 波長を 0. 9 μ πι以上とする必要がある。
図 19に水 100%による光の吸収係数を示す。 実際にはエナメル質中の水の組成 比 μ 1〜2%であり、 エナメル質の吸収の影響と比べるためには、 図 19の水の吸収 のグラフを縦軸方向に 100〜50分の 1に縮める必要がある。 このように、 歯の組 織においては、 水の吸収による影響は小さい。 しかし、 約 1. 45 μ ηιに最初の吸収 ピーク力 約 には水の強い吸収係数のピークがあり、 '虫歯に溜まった水を検 出するためには、 このピークを利用するのが有利である。 し力 し、 更に小波長領 域になるほど、 熱雑音の影響が増すので、 5 μ ιη以下の波長が望ましい。
OCTには、 0CDR法、 FD法、 0FDR法が知られている。 光の歯への照射強度が、 生 体の安全性から限界があるとき、 0FDR法は 0CDR法に比べ 100から 1000倍感度が 良いことが知られおり、 まず感度から 0FDR法が最良の方法である。
0CDR法及び FD法では、 スペク トル幅の広い低コヒーレンス光源を用いるが、 0FDR法では、 レーザのようにスぺクトル幅の狭い干渉性のよい高コヒーレンス光 源を用い、 発振波長を走査する可変波長光発生装置を用いて、 OCT計測を行う （例 えば、 上記非特許文献 4等参照） 。 このため、 波長領域を分けてデータ解析を行 うと、 分光学的 OCTが可能になるという利点もある （例えば、 上記特許文献 1等 参照） 。 OFDR法の可変波長光発生手段としては、 波長を連続的に変化させても、 離散的 に変化させてもよいが、 1つのデータを取得する間に波長が変化しなレ、離散的に 波長が切り替え可能な光源の方が、 特性の波長依存性が正確に決定できる。
離散的に波長を変化させる可変波長光発生手段において、 歯の断層像を得る分 解能が少なくとも 80 ηι以上であるためには、 波数 （2 π Ζ波長） の可変範囲の幅 が 4. 7 X 10_2 μ m— 1以上必要で、 光の干渉性に基づく測定可能距離が 10 mm以上であ るためには、 出射光の周波数幅が 13 GHz以下でなければならない。 また、 OCT像 の重なり合いが生じない距離が 10 mm以上 （片側 5 謹以上） であるためには、 波 数間隔が 3. 1 X 10— 4 μ m— 1以下でなければならず、 心拍など人体の動きの影響を少 なくするためには測定が高速でなければならないので、 波数の切り替え時間が 530 s以下が望ましい。
ここで、 波長を離散的に走查する場合には、 図 25 (a)に示すように、 波長を漸増 させてもよいし、 図 25 (b)に示すように、 波長を漸減させてもよいし、 図 25 (c)に 示すように、 波長を不規則に変化させてもよく、 端的に言えば、 測定時間内に所 定の波長をすベて走査すればよい。 なお、 上記 「所定の波長」 は、 波数でみたと きに、 等間隔に並んだ波数の集合であると好ましいが、 必ずしもこれに限られる ものではなく、 例えば、 断層画像の作成の際に演算処理を考慮することにより、 波数間隔が一定でない波長の集合の場合であっても適用可能となる。
なお、 上記測定を行う光の波長領域としては、 1. 2〜5. 0 μ ηιであると、 発光手 段及ぴ受光手段を容畢に入手できるので好ましく、 特に、 1. 3〜1. 6 μ τα (よりよ くは 1· 35〜1. 6 μ ιη、 さらには 1. 4〜1. 6 μ πι, 最もよくは 1. 5〜1. 6 μ ια) である と、 光通信用の発光手段及ぴ受光手段を利用できるので非常に好ましい。 言い換 えれば、 可変波長光発生手段の可変波長領域が、 1.2〜5.0 111以内で1.3〜1.6 μ mよ.りも広いと好ましく、 特に、 1.3〜1.6 μπι以内で 1.35〜1.6 mよりも広い と （よりょくは 1.35〜1.6 ^uin以内で 1.4〜1.6// 111よりも広く、 さらには 1·4~ 1.6 111以内で1.5〜1.6 111ょり広く、 最もよくは 1.5〜1.6 μ m以内） 非常に好 ましい。
歯の検查装置の主な検査対象は、 歯の構造が正常であるか、 特に虫歯がないか、 また、 歯の治療をした場合、 捕填物など治療の状態は正常であるか、 歯周病など 歯茎の状態は正常であるかなどである。 歯科の診断に用いられた場合、 口腔内 様々な部位の OCT断層像も有用である。 本発明は、 主に歯を対象としているが、 これらにも利用可能である。
歯の構造は、 一番外側がエナメル質、 その内側に象牙質、 さらに内側に歯髄が ある。 エナメル質は、 構造上強い複屈折を示すことが知られており、 円偏光の光 を入射しても、 散乱光が偏光する。 従って、 散乱光の偏光特性を測定することに よって、 エナメル質と象牙質の境界を明瞭に区別できる。 また、 歯の治療に伴う 捕填物は複屈折性が弱いので、 偏光の測定によってエナメル質との境界が明瞭に 判別できる。 屈折率が波長に依存するように、 この複屈折性は波長依存性を示す ため、 波長領域を分割して分光学的に解析できる 0FDR - OCTが最適である。
ここで、 本発明に係る歯の OCT用可変波長光発生装置及び歯の OCT装置の実施 形態 （歯の偏光特性を測定する場合の一例） を図 23に基づいて説明する。 図 23 は、 歯の OCT装置の概略構成図である。 図 23に示すように、 可変波長光発生手段である可変波長光発生装置 1011から 出射:した光は、 偏光板 1200によって直線偏光の方向が決定され、 主分割手段であ るビームスプリッタ 1201によって試料光路と参照光路に光が分割される。
試料光路の光 （測定光） は、 波長板 1202によって円偏光にされ、 可撓性を有す るチューブ状の測定光照射手段であるプローブ 1030を通して、 歯 1100に照射さ れる。 歯の内部からの反射光 （信号光） は、 信号光捕捉手段でもあるプローブ 1030によって集められ、 波長板 1202を通ってビームスプリッタ 1201に戻る。 ビ 一ムスプリッタ 1201は、 合波手段の役割もする。 散乱光は、 試料の複屈折の性質 に依存し、 偏光している。
ビームスプリッタ 1201で分割され参照光路に入った光 （参照光） は、 減衰素子 1203と波長板 1204を通り、 参照ミラー 1205で反射され、 参照光路に戻され、 ビ 一ムスプリッタ 1201 に入射し、 信号光と合波される。 減衰素子 1203 の減衰率は、 信号対雑音比が最適になるように設定される。 波長板 1204は、 ビームスプリッタ 1201に戻る光が円偏光になるように設定される。
偏光分離手段である偏光ビームスプリッタ 1206は、 ビームスプリッタ 1201力 らの光を水平偏光成分と垂直偏光成分に分離する。 水平偏光成分は光検出器 1207 で検出され、 鉛直偏光成分は光検出器 120Sで検出され、 それぞれ増幅されて A/D 変換され、 演算制御手段である図示しないコンピュータに入力される。 検出され た水平偏光成分と垂直偏光成分の光の強度と互いの位相関係から、 歯の偏光特性 力 S、 歯の内部の位置の関数として、 コンピュータによって計算される。
つまり、 本実施形態に係る歯の OCT装置は、 歯の偏光特性を測定する偏光特性 測定手段を備え、 偏光特性測定手段が、 可変波長光発生手段 （可変波長光発生装 置 1011) から発生した光の偏光方向を制御して測定光と参照光とに分割する主分 割手段 （ビームスプリッタ 1201) と、 主分割手段 （ビームスプリッタ 1201) で分 割された測定光を口腔内の歯 1100に照射する測定光照射手段 （プローブ 1030) と、 歯 1100に照射されて反射した信号光を捕捉する信号光捕捉手段 （プローブ 1030) と、 信号光捕捉手段 （プローブ 1030) で捕捉された信号光と主分割手段 （ビーム ス リッタ 1201) で分割された参照光とを合波する合波手段 （ビームスプリッタ 1201) と、 合波手段 （ビームスプリッタ 1201) で合波された光を 2以上の偏光方 向成分に分離する偏光分離手段 （偏光ビームスプリッタ 1206) と、 偏光ビームス プリッタ 1206で分離された偏光方向の異なる光の強度に基づいて、 歯 1100の偏 光特性を求める演算制御手段 （コンピュータ） とを備えているのである。
また、 本発明に係る歯の OCT装置及び歯の OCT装置の実施形態 （反射強度によ つて虫歯を検知する場合の一例） を図 14, 15に基づいて説明する。 図 14は、 歯 の OCT装置である虫歯検知装置の概略構成図、 図 15は、 図 14のプローブの概略 構成図である。
図 14に示すように、 例えば、 超周期構造回折格子分布反射半導体レーザ光発生 装置 （例えば非特許文献 4等参照） 等のような、 波長を変化させながら光を出射 させる可変波長光発生手段である可変波長光発生装置 1011の光出射口は、 光を二 分割 （例えば 90： 10) する方向性結合器等からなる第 1の力ブラ 1012の光受入口 に光学的に接続している。
第 1の力ブラ 1012の一方側 （分割割合 90%側） の光送出口は、 光を二分割 （例 えば 70： 30) する方向性結合器等からなる主分割手段である第 2の力ブラ 1013の 光受入口に光学的に接続している。 この第 2の力ブラ 1013の光受入口には、 測定 光の照射位置を視認するための可視領域の光を出射する可視光源であるエイミン グ ライト · ソース 1014の光出射口が光学的に接続されている。
第 2のカプラ 1013の一方側 （分割割合 70%側） の光送出口は、 オプティカルサ ーキュレータ 1015の光受入口に光学的に接続している。 この第 2のカプラ 1013 の他方側 （分割割合 30%側） の光送出口は、 光を二分割 （例えば 50 : 50) する方 向性結合器等からなる合波手段である第 3のカプラ 1016の光受入口に光学的に接 続している。 上記オプティカルサーキユレータ 1015は、 上記第 3のカプラ 1016 の光受入口に光学的に接続すると共に、 可撓性を有するチューブ状のプローブ 1030の基端側が接続している。 このプローブ 1030は、 図 15に示すような構造と なっている。
図 15に示すように、 可撓性を有する樹脂等からなる外筒 1031は、 少なくとも 先端側が光透過性を有すると共に、 先端側が閉塞している。 外筒 1031 の内部には、 可撓性を有する樹脂等からなると共に閉塞した先端を有する内筒 1032が当該外筒 1031に対して周方向に摺動回転できるように差し込まれて支持されている。 内筒 1032の内部には、 可撓性を有する榭脂等からなる充填材 1033が充填されると共に、 光ファイバ 1034が同軸をなすようにして配設支持されている。 この光ファイバ 1034の基端側は、 オプティカルサーキユレータ 1015に光学的に接続している。 内筒 1032の先端側の周壁の一部には、 入出光窓 1032aが形成されている。 内筒 1032の内部の先端側には、 反射ミラー 1035が配設されている。 内筒 1032の内部 の光ファイバ 1034の先端と反射ミラー 1035との間には、 集光結像用のレンズ等の 光学系部材 1036が配設されている。 外筒 1031の先端側外部には、 目視確認用の 観察ミラー 1037が配設されている。 この観察ミラー 1037は、 外筒 1031の先端側 外周面に取り付けられたブラケット 1038により固定支持されている。 また、 外筒 1031の外周面の先端側には、 口腔内での支持や移動を容易にする図示しない移動 支持具が取り付けられている。
つまり、 光ファイバ 1034の基端側から入射した測定光は、 光学系部材 1036で 細い平行ビームに成形された後、 反射ミラー 1035を介して内筒 1032の入出光窓 1032aから外筒 1031を透過して出射し、 歯 1100に照射されて反射 （後方散乱） し た信号光は、 当該外筒 1031を透過して内筒 1032の入出光窓 1032aから内筒 1032 の内部に入射し、 反射ミラー 1035及び光学系部材 1036を介して光ファイバ 1034 の先端側から内部に入り、 オプティカルサーキユレータ 1015に入射する。 なお、 図 15中、 1039はローテイトベアリングである。
このような本実施形態においては、 反射ミラー 1035、 光学系部材 1036等により 連絡手段を構成し、 プローブ 1030、 オプティカルサーキユレータ 1015等により測 定光照射手段と信号光捕捉手段とを兼用する照射 ·捕捉手段を構成している。 図 14に示すように、 第 3のカプラ 1016の一方側及び他方側の光送出口は、 光 検出機能を有する第 1の差動アンプ 1017の光受入口に光学的に接続している。 第 1の差動アンプ 1017の Log出力部は、 入力された信号強度の変動を補正演算する 第 2の差動アンプ 1018の Log入力部に電気的に接続している。
他方、 第 1の力ブラ 1012の他方側 （分割割合 10%側） の光送出口は、 光検出器 1019の光受入口に光学的に接続している。 光検出器 1019の出力部は、 Logアンプ 1020の入力部に電気的に接続している。 Logアンプ 1020の Log出力部は、 第 2の 差動アンプ 1018の Log入力部に電気的に接続している。 第 2の差動アンプ 1018の出力部は、 コヒーレント干渉波形、 すなわち、 後方散 乱 度分布を合成する （例えば非特許文献 4等参照） 演算制御装置 1021の入力部 に図示しないアナログ/デジタル変換機を介して電気的に接続している。 演算制御 装置 1021の出力部は、 演算結果を表示するモニタやプリンタ等の表示装置 1022 の入力部に電気的に接続している。 この演算制御装置 1021は、 入力された情報に 基づいて可変波長光発生装置 1011を制御することができるようになつている。 こ のような第 1の差動アンプ 101ァ、 第 2の差動アンプ 1018、 光検出器 1019、 Logァ ンプ 1020、 演算制御装置 1021、 表示装置 1022等により、 本実施形態では演算制 御手段を構成している。
次に、 このような本実施形態に係る歯の OCT装置である虫歯検知装置を使用す る歯の検査方法 （虫歯検知方法） を説明する。
プローブ 1030の先端側を人の口腔内に挿入して、 当該プローブ 1030を口腔内 の所定箇所に移動支持具を用いて位置決め支持し、 演算制御装置 1021を作動させ ることにより、 可変波長光発生装置 1011から目的とする波長領域の測定用の光 (波長可変範囲： 1500〜1550 nm、 スぺクトル周波数幅： 10丽 z以下、 走查波数 (Aスキャン数） ： 400) を発生させると共に、 エイミング ·ライト . ソース 1014 力 ら視認用の光を出射する。
可変波長光発生装置 1011から発生した光は、 第 1の力ブラ 1012で二分割 (90 : 10) される。 第 1の力ブラ 1012で二分割された一方側 （90%側） の光は、 第 2のカプラ 1013で二分割 （70 : 30) される。 また、 第 1のカプラ 1012で二分 割された他方側 （10%側） の光 （補正光） は、 光検出器 1019に送られる。 第 2のカプラ 1013で二分割された一方側 （70%側） の光 （測定光） は、 視認光 と共にォプティカルサーキュレータ 1015を介してプローブ 1030の光フアイバ 1034内を通行し、 前述したようにしてプローブ 1030の先端側から出射することに より、 歯 1100に照射される。
このとき、 プローブ 1030は、 可撓性を有すると共に、 外筒 1031に対して内筒 1032を周方向に摺動回転させることができ、 上記測定光と併せて視認光が出射さ れるので、 当該測定光を口腔内の目的とする位置の歯 1100に照射することが容易 にできる。
歯 1100に照射されて反射 （後方散乱） した光 （信号光） は、 前述したようにプ ローブ 1030内に再び入射し、 オプティカルサーキユレータ 1015を介して第 3の 力ブラ 1016に送られる。 また、 第 2のカプラ 1013で二分割された他方側 （30% 側） の光 （参照光） は、 上記第 3の力ブラ 1016に送られて上記信号光と合波され る。
第 3のカプラ 1016で合波された光は、 第 1の差動アンプ 1017に送られる。 第 1 の差動アンプ 1017は、 Log出力信号を第 2の差動アンプ 1018に出力する。 また、 光検出器 1019は、 第 1の力ブラ 1012で二分割された他方側 （10%側） の光 （補 正光） を電気信号に変換して、 Logアンプ 1020に出力する。 この Logアンプ 1020 は、 Log出力信号を上記第 2の差動アンプ 1018に出力する。 第 2の差動アンプ 1018は、 入力強度の補正演算を行った後、 その情報信号をアナログ/デジタル変 換機に出力する。
アナ口グ /デジタル変換機は、 入力された情報信号をデジタル信号に変換して、 演算制御装置 1021に出力する。 演算制御装置 1021は、 入力された各種情報に基 づいて演算処理を行い、 コヒーレンス干渉波形、 すなわち、 信号光の強度を求め、 当該強度等に基づいて当該歯 1100の特性を求め （詳細は後述する） 、 その結果を 表示装置 1022に表示させる。 .
このようにして求められた歯 1100の特性データにより、 初期虫歯等の検知を可 能とする歯の特性を求めることができる。
,ここで、 上述したような歯の OCT装置を用いた歯の測定結果の一例を図 24に示 す。 この測定では、 図 14における、 光検出器 1019、 Logアンプ 1020、 第 2の差動 アンプ 1018を使用せず、 第 1の差動アンプ 1017を演算制御装置 1021に直接接続 して当該差動アンプ 1017の比例出力を直接入力するようにした。 可変波長光発生 装置 1011には、 波長範囲が 1530〜1570 皿、 波長間隔が 0. 1 醒、 波長走査速度が 0. 1 nm/10 sの超周期構造回折格子分布反射半導体レーザ光発生装置を用いた。 試料には、 抜歯した犬歯を用いた。 その写真を図 24 (P)に示す。 図 24 において、 (A)〜 (E)は、 写真 (P)に示した線 (a) ~ (e)に沿つたそれぞれの断面の OCT画像であ る。 （A)に示すように、 侵達度は光学距離で 4 匪ほどである。 先端部分に行くに 従って、 表面のエナメル質の中の象牙質が観測可能になる。 （B)では、 エナメル質 が厚く、 象牙質がはっきりとは見えていない。 （C)、 （D)、 （E)と先端に行くに従つ て、 エナメル質の内部の象牙質がよりはっきりと見えるようになる。 また、 （D)、 (E)では、 内部の象牙質の信号の方が、 表面のエナメル質の信号より強く観測され ている。 これは、 象牙質の方が、 エナメル質より散乱能が強いことに対応してい る。 (C)と（D)では、 中ほどに、 エナメル質の途中から、 象牙質を貫く亀裂が観測さ れている。 この亀裂は、 表面では観測されていない。 このように、 OCTによれば、 表面に現れない内部の病変を観測することができる。
ここで、 この原理等をより詳細に説明する。
歯 1100の最外部を形成するエナメル質は、 ヒ トの体内で最も硬い部分であり、 重量比で、 無機質約 96 %、 有機質約 2 %、 水約 2 %の割合の組成物である。 こ の無機質^分が、 虫歯菌の生成する酸で繰り返し侵されることにより （脱灰） 、 最終的に虫歯となる。 初期虫歯は、 図 16に示すように、 歯 1100のエナメル質 1101の表面 1101 aに生成せずに、 エナメル質 1101の内部 1101 bに小さなピット 1102として形成される。
健康な歯 1100のエナメル質 1101は、 その組成物中の水分含有量が上述のよう に非常に少ないが、 上述したようなピット 1102を有する初期虫歯の歯 1100のェ ナメル質 1101は、 口腔内の唾液が上記ピット 1102内に侵入するため、 単位体積 当たりの水分量が多くなる。
そこで、 本実施形態においては、 歯 1100のエナメル質 1101の組成物と水分と の単位体積当たりの存在量の割合を求めることにより、 初期虫歯等の歯 1100の特 性を容易に検知できるようにしたのである。
ところで、 OCT法のなかでも可変波長光を光源とした FD法を適用した FD-0CT装 置は、 生体の断層像の撮影と同時に、 生体の光吸収係数の波長依存性も測定する ことができ、 例えば、 生体の酸素飽和度の測定に利用することが提案されている (例えば特許文献 4等参照） 。 このような ¾来の" FD-OCT装置においては、 骨を含むほとんどの人体組織で数 +%· 'もの高 、割合を占めている水が赤外光を強く吸収してしまうことから、 測定 に近赤外光を使用することを避けて、 生体の窓といわれている 650〜1100 塵の波 長領域の光を利用するようにしている。
これに対し、 本実施形態においては、 水をほとんど含まないという歯 1100のェ ナメル質 1101の他の人体組織と大きく異なる特性に着目し、 歯 1100のエナメル 質 1101の組成物に対して吸収されることなく水に対して吸収されるという、 従来 の FD-0CT装置で利用されることのなかった 1. 2 ΐ以上の波長領域の光を使用す ることにより、 歯 1100のエナメル質 1101の組成物と水分との単位体積当たりの 存在量の割合から当該肯 1100の特性 （ピット 1102の存在の有無及びその位置） を求めるようにした。
次に、 歯 1100のェナメル質 1101の信号光強度分布及び光吸収係数分布並びに 単位体積当たりの組成物と水分との存在量分布の算出方法をより具体的に説明す る。
図 17は、 微小領域における光吸収係数の測定原理の説明図である。 図 17にお いて、 中心波長を; Lとする一定範囲波長の測定光 Lmが、 歯 1100の厚さ方向 （奥 行き方向） として Z軸方向に沿って入射した場合を考える。 OCT法では、 入射した 測定光 Lmの光軸に沿って反射 （後方散乱） した信号光 Lsを Z軸方向で十数 μ ηιの 分解能で測定することができる。
図 17に示すように、 入射した測定光 Lmの光軸 （Z軸） に沿ったある位置を zl とし、 当該位置 zlからわずかな距離 Δ z (例えば数十 / m程度） だけ異なる位置 を z2とする。 なお、 上記位置 zl, Z2においては、 光の散乱能が等しく、 光の減 衰が光の吸収のみによって生じるものとする。
位置 zl、 z2間の微小な領域の光吸収係数を > 位置 zl及び測定光 Lmの中心波長 λの関数として μ (zl, λ ) で表わすと、 位置 zlで反射 （後方散乱） した信号光 Lslの強度 I (zl) (0CT信号の強度） と、 位置 z2で反射 （後方散乱） した信号光 Ls.2の強度 I (z2)との比は、 光吸収のベア 'ランバートの法則により、 下記の式 (29)で表わすことができる。 - I (zl) / I (z2) =exp [2· (zl, λ ) · Δ ζ] (29)
なお、 上記式 (29)における係数 2は、 入射する測定光 Lm及び反射 （後方散乱） する信号光 Lsl、 Ls2の両者を考慮するための値である。 この式 (29)に基づき、 中 心波長えの測定光 Lmにおける位置 zl、 z2間の光吸収係数 μ (zl,え）が求められる。 ここで、 歯 1100のエナメル質 1101の組成物と水分との単位体積当たりの存在 割合の分布を求めるにあたって、 異なる複数の波長領域での光吸収係数の分布を 計測すると非常に好ましい。 測定光 Lmの中心波長； Iの種類は、 多いほど、 決定で きるパラメータの数が増加し、 精度を上げることができる。 しかしながら、 本実 施形態では、 説明の便宜上、 異なる二種類の中心波長； 1、 λ 2の各波長領域の測 定光 Lml、 Lm2を用いている。
具体的には、 可変波長光発生装置 1011から発生可能な測定光 Lmの可変波長領 域 （1500〜1550 nm) 'を第 1の波長領域 （1500〜1525 nm) と第 2の波長領域
(1525〜1550 rnn) との 2つに分割して、 図 18に示すように、 歯 1100の厚さ方向 (奥行き方向） の位置における、 第 1の波長領域の測定光 Lmlに対する信号光 Lsl の強度 （実線） と、 第 2の波長領域の測定光 Lm2に対する信号光 Ls2の強度 （点 線） とをそれぞれ求めるようにした。 ： . そして、 信号光 Lsl、 Ls2の強度の分布から各波長領域毎の光吸収係数の分布を それぞれ求め、 当該光吸収係数の分布から、 歯 1100のエナメル質 1101の組成物 と水分との単位体積当たりの存在量の割合の分布を求めるのである。
つまり、 従来の FD- OCT装置では、 可変波長光発生装 « 1011から発生可能な可 変波長領域全体にわたって測定光 Lrnを出射して、 当該測定光 ·ίπιの反射光 （後方 散乱光） の強度から光吸収係数を求めていたが、 本実施形態では、 可変波長光発 生装置 1011から発生可能な可変波長領域を互いに異なる中心波長 λ ΐ, λ 2 · · 'の 波長領域の複数の測定光 Lml， Lm2 ' ' 'をそれぞれ出射して、 これら各測定光 Lral, ΐΛΐ2 · · ·の各反射光 （後方散乱光） である信号光の強度から光吸収係数をそれぞれ 求めるようにした。
図 19からわかるように、 エナメル質 1101と水とでは、 光吸収係数が波長で大 きく異なっている。
例えば、 第 1の測定光 Lmlの中心波長え 1を 1512. 5 nmとし、 第 2の測定光 Lm2 の中心波長え 2を 1537. 5 nraとすると、 エナメル質 1101の光吸収係数は、 第 1、 第 2の測定光 Lml, Lm2においてほぼ同じ値 （3. 8 cm—り を示すのに対し、 水の光 吸収係数は、 第 1の測定光 Lml (中心波長; 1 1) の方が第 2の測定光 Lm2 (中心波 長; 1 2) よりも大きい値を示すようになる。
ここで、 位置 zlにおけるエナメル質 1101の組成物の存在割合 （濃度） を
CE (Z1)とし、 位置 Z1における水分の存在割合 （濃度） を CH20 (zl)とすると、 これら の値は、 以下の式（30)、 （31)から求めることができる。 μ Η20 ( λ 1) - 0Η20 (ζΐ) + Ε ( λ ΐ) - Ce (Z1) = M (zl, λ ΐ) (30)
μ H20-'( λ 2) - CH20 (zl) + i E ( ^ 2) - Ce (Z1) = M (zl, λ 2) (31)
なお、 Η2。（え 1)は、 中心波長 λ 1の第 1の測定光 Lralの水の光吸収係数、 β Η2。 ( λ 2)は、 中心波長 λ 2の第 2の測定光 Lm2の水の光吸収係数、 ^ Ε ( λ 1)は、 中心 波長； L 1の第 1の測定光 Lmlのェナメル質組成物の光吸収係数、 Ε ( λ 2)は、 中心 波 λ 2の第 2の測定光 Lm2のェナメル質組成物の光吸収係数であり、 これら値は、 図 19のグラフから求めることができる。 - また、 μ (zl, λ 1)は、 位置 zlにおける中心波長； 1の第 1の測定光 Lmlの光吸 収係数、 μ (zl, λ 2)は、 位置 zlにおける中心波長 λ 2の第 2の測定光 Lm2の光吸 収係数であり、 これらィ直は、 実測によって求められる。
このようにして位置 zlと当該位置 zlから Δ z (数十 μ m程度） 離れた位置 z2 との間の狭い領域内での中心波長 λ 1, λ 2の第 1、 第 2の測定光 Lml, Lm2の反射 光 （後方散乱光） の強度、 すなわち、 信号光 Lsl， Ls2の強度に基づいて、 当該 間での各光吸収係数をそれぞれ求めることにより、 エナメル質 1101の組成物と水 分との単位体積当たりの存在量の割合を求めることができる。
このとき、 前述したように、 健康な歯 1100のエナメル質 1101の組成物中にわ ずかではあるが水分が存在しているため （約 2 %) 、 上述したようにして求めら れる水分の存在量の割合は、 ェナメル質 1101の組成物中の水分を含んだ測定結果 となるものの、 実質的な問題を生じることはない。
上述したようにして求めた歯 1100の厚さ方向 （奥行き方向） でのエナメル質 1101の/組成物と水分との存在量の割合の分布を図 20に示す。 図 20からわかるよ うに、 水分の存在量の割合が高い位置 （約 1 ) がピット 1102の存在する箇所とな る。 なお、 歯 1100やピット 1102の表面 （界面） 部分 Sにおいては、 フレネル反 射に ·'よって生じる強い反射光 （後方散乱光） が生じてしまい、 光吸収係数の測定 誤差が非常に大きくなつてしまうため、 上記割合の算出を省略している。
このように、 本実施形態においては、 水分の少ない歯 1100のエナメル質 1101 に形成されるピット 1102の内部に唾液等のような水を主成分とする液体が浸入す · る.という現象に着目して、 上述したようにしてエナメル質 1101の組成物と水分と の存在量の割合の分布を求めることにより、 上記ピット 1102 ·の存在の有無及びそ の大きさや位置等の歯 1100の特性を明瞭に把握するようにしたのである。
そして、 入射する測定光 Lraを走査 （Bスキャン） して、 二次元測定を行う、 具 体的には、 例えば、 プローブ 1030の外筒 1031に対して内筒 1032を周方向に摺動 回転させて測定光 Lraを歯 1100の表面に沿って直線的に移動させることにより、 ピット 1102の断層像を得ることができ、 さらに、 走査位置を少しずつずらしなが ら二次元計測を繰り返し、 得られた二次元像を並列表示することにより、 ピット 1102の三次元的 （立体的） な断層像を得ることができ、 ピット 1102の存在の有無 及びその大きさや位置等の歯 1100の特性をより明瞭に把握することができる。 なお、 歯 1100のエナメル質 1101にピット 1102が形成される前の脱灰進行状態 の場合においても、 エナメル質 1101から無機質成分が溶け出して、 エナメル質 1101に微視的な間隙が生成されることにより、 当該間隙に水が分子レベルで浸入 して、 エナメル質 1101の単位体積当たりの水分量が高くなるため、 上述の場合と 同様に上記間隙を検知することができる。
また、 1. 2 mよりも短い波長領域の測定光を用いることにより、 '歯 1100のェ ナメル質 1101の単位体積当たりの水分量を求めることなく当該ェナメル質 1101 の組成物の単位体積当たりの存在量のみに基づいて当該歯 1100の特性を求めるこ とも'可能ではあるが、 正確性に難点があり、 あまり好ましくはない。
また、 図 20に示したような、 歯 1100のエナメル質 1101の組成物と水分との単 位体積当たりの存在量の割合を求めずに、 図 18に示したような、 各波長領域毎の 信号光の強度に基づいて歯 1100の特性を直接的に求めることにより、 簡易に検知 を.行うことも可能である。 このような簡易な検知の場合には、 上述した Bスキヤ ンを行って、 断層像化したデータを得ることが特に望まれる。 - ところで、 眼の網膜等の断層撮影を行う際に、 測定光の強度が強いと眼等に悪 影響を与える可能性があることから、 通常の OCT法である 0CDR法を適用する 0CDR-0CT装置においては、 光ファイバとの光結合効率が悪く、 測定光として十分 な強度を得ることができずに、 S/N比の改善を図ることが難しい発光ダイォードの 一種である SLDを光源に用いていても、 問題を生じることはない。
これに対し、 本実施形態では、 光ファイバとの光結合効率が高く、 十分な強度 の測定光により S/N比を向上できる半導体レーザ光発生装置である可変波長光発 生装置 1011を測定光の光源に用いていることから、 可変波長光発生装置 1011か ら発生させる測定光の強度を十分に高めて S/N比を向上させれば、 異なる複数の 波長領域の測定光を用いなくても、 初期虫歯等の歯 1100の特性を検知すること自 体は可能となる。 しかしながら、 先に説明したような異なる複数の波長領域の測 定光を用いない場合には、 正確性に難点を生じてしまい、 あまり好ましくはなレ、。 また、 本実施形態においては、 歯 1100 による測定光 Lm の吸収が支配的であり、 反射散乱による信号光 Lsの減衰が無視でき、 後方散乱能がすべての位置で同一で あると仮定し、 互いに異なる二種類の中心波長 λ 1， λ 2の波長領域の測定光 Lml, Lm2を用いて歯 1100の特 1生を求める場合について説明したが、 例えば、 歯 1100の エナメル質 1101の糸且成物及び水分以外の因子による測定光 Lmの吸収量が無視で きない場合や、 反射散乱による信号光 Lsの減衰が無視できない場合や、 後方散乱 能が位置によつて異なってしまう場合等においては、 互いに異なる中心波長 λの 波長領域の測定光 L mの数を適宜増加させるこどにより、 決定すべきパラメータ の増加数に対応すればよレ、。
また、 本実施形態では、 オプティカルサーキユレータ 1015·を利用してマツハツ ェンダ型の干渉計を構築することにより、 第 2のカプラ 1013と第 3の力ブラ 1016 とを用いるようにしたが、 マイケルソン型の干渉計を構築することにより、 主分 割手段と合波手段とを兼用した主分割 ·合波手段を適用することも可能である。 また、 本実施形態では、 オプティカルサーキユレータ 1015を適用したが、 例え ば、 オプティカルサーキユレータ 1015が可視光で動作しない場合には、 当該ォプ ティカルサーキユレータ 1015に代えて、 例えば、 図 21に示すように、 カプラ 1025を適用することも可能である。
また、 本実施形態では、 オプティカルサーキユレータ 1015 を用いることにより 測定光の出射案内と信号光の入射案内とを同一の光ファィバ 1034で実施できるプ ローブ 1030を適用するようにしたが、 例えば、 オプティカルサーキユレータ 1015 を省略して、 図 22に示すように、 内筒 1032の内部に二本の光ファイバ 1034A, 1034Bを並列に設けて、 一方の光ファイバ 1034Aで測定光の出射を案内し、 他方の 光ファイバ 1034Bで信号光の入射を案内するようにしたプローブ 1030を適用する ことも可能である。 なお、 このとき、 光ファイバ 1034A, 1034Bは、 互いの光軸がわずかにずれて、 出射する測定光と入射する信号光との光軸に差異を生じてしまうものの、 実用上、 特に不都合を生じることはない。
《C》生体や塗装面等各種構造物の断層像を測定する装置
(上記課題《C》 に記載の原因）
霁際の OCDR- OCT測定では、 参照光ミラーを、 速度 Vで動かす。 このとき、 観測 位置は x=vt の関係で時間の関数となり、 信号は式（33)の Ft〈t) で表される。 こ の信号を構成する i番目の成分は、 周波数が
【数 3 2】
2i^L (43)
C
で振動し、 その包絡線が次式のガウス型の時間依存性で与えられる t
【数 3 3】
Figure imgf000086_0001
このように時間変化する信号 Ft ( から、 包絡線の信号 (44)を抽出し vt = xと置 き直して位置 Xの関数としての反射率の位置信号を得る信号処理においては、 式 (43)の全ての周波数を丁度通過させるバンド ·パス ·フィルターを通して余分な 信号を除去し、 これを二乗検波し、 さらにロー 'パス 'フィルターを用いて式
(44) の包絡線情報のみを求める。
OCTで計測される奥行き方向の信号を位置 Xの関数として示すと、 対数スケール では信号に付随して、 サイドローブが現れ、 信号位置から離れた位置でもノイズ フロアーが観測される。 これは、 0CDR— OCT に用いられる光源のスぺクトル形状が 完全なガウシアンではないことに起因する。 従って、 このサイドローブとノイズ フロアーを出来るだけ小さくするために、 0CDR - OCTの光源は出来るだけガウシァ ンに近いスぺク トル形状の広帯域光源が望ましい。 合成光源を用い帯域幅を広げ る場合も、 合成光源のスぺクトル形状はガウシアンが望ましい。
0CDR-0CTの合成光源を得るために非特許文献 8では、 図 35に示すような、 複数 の中心波長の異なるガウシアンの光源の和を作っている。 この場合の光 のスぺ クトノレは、 式（37)に示すような複数の山からなる多峰性のスぺクトル形状になり、 単峰のガウシアンでないため、 サイドローブが増大して現れてしまう。 これは波 長帯幅拡張のために合成光源を用いる 0CDR - OCT法では避けられない問題である。
(発明の原理）
この発明は、 合成光源に関する上記考案に基づいてなされたものである。 この 発明は、 複数の光源を組み合わせてスぺクトル幅を拡大する点は合成光源と共通 するが、 組み合わせ後各々の光源は同時には用いず時系列的にそれぞれの光源を 順次使用するようにした点で合成光源とは相違する。 この様な光源 （以後、 「ス イッチ光源」 と呼ぶ） を用いる場合には、 OCT信号の分解能と光源のスペク トル幅 の関係は単一光源を用いる場合となんら変わらず、 従って組み合わせる光源の数 が増えてスぺク トル幅が広がれば広がるほど単一光源の場合と同様に組合せ後の スペク トル幅に反比例して OCT信号の幅が狭くなる。 しかも、 合成に伴うサイド ローブの増大という問題も生じない。
この様な光源を実現するため、 本発明による OCT装置では、 合成光源が用いら れる 0CDR- OCT法ではなく本願発明者等が発明した 0FDR- OCT法を選択し、 可変 掃引波長範囲の異なる複数の可変波長光源の出力を合わせて出力する様に構成 した光源を用いて、 各可変波長光源の波長掃引を 1つずつ行っていく。 使用す る-可変波長光源が切り替わっても、 任意の波数における測定光の強度を、 可変 波長光源を制御することによって任意に設定できる点では可変波長光源の数が 1つめ場合と何ら変わりはないのでスィツチ光源のスぺクトル形状は可変波長 光源が 1つの場合でも複数の場合でも本質的な相違はない。 ここで言う光のス クトルはスィッチ光源の波数掃引によって得られるスぺクトルであり、 合成 光源のスぺクトルのように同時に出射される光を波長分解して得られるスぺク トルとは異なる。 従って、 スィッチ光源によれば形状は光源が 1つの場合と同 じで波数幅の広がったスペクトルを容易に実現できる。 従って、 広帯域化して も分解能は波数幅に反比例して狭くなりしかもサイドローブの増大という問題 も発生しない。
ここで 0FDR- OCT法について、 少し詳しく説明する。 0FDR-0CT法では、 試料に一 時に照射する光は単一波数成分によって構成されており、 この波数を走查するこ とによって得られる干渉信号をフ一リェ変換することによって OCT信号を合成す る （非特許文献 6) 。 正確には、 干渉信号に対するフーリエ余弦変換の自乗とフー リエ正弦変換の自乗との和 （又はその平方根） をとる。
図 36 (b)に、 0FDR-0CT法の概念図を示す。 図 36 (a)に示す OCDR- OCT法との違い は、 図 36 (a)では光源が広帯域光源 2005であるのに対し、 図 36 (b)では波長が可 変な極めて狭帯域の光源 2131であり、 また、 図 36 (a)では参照ミラー 2008を速さ Vで動かすのに対し、 図 36 (b)では参照ミラー 2008は固定されている。
図 36 (b)にお！/、て光源の波数が のとき観測される 1つの反射面 2003からの信 号は次式で与えられる。 【数 34】
Ρ;(%)=1 r 2 + r 2+2v r r¾ cos (2k. ¾) (45) ここで、 I。は光源の強度で、 波数が変化しても一定とする。 差動検出を行うと、 右辺 [ ] 内の第 1項と第 2項の直流成分は打ち消せるので、 検出する信号は干 渉項のみとなり、 次式になる。
【数 35】
Figure imgf000089_0001
試料が連続的な場合は、 反射面は連続的に分布するので、 試料全体からの波数 のときの反射光の干渉項の強度 1^は、 Xについて積分して、 次式となる。
【数 36】
Pi=2 rrrs Io jcos (2k{ ' )d ' (47) 波数 が等間隔で i =lから Nまで走査されるものとし、 試料の奥行き方向の位 置 Xにおける反射率に比例する信号 R(x)は、 次式の離散的なフーリェ変換で求め ら; る。
【数 37】
9 2 Γ -, 2
R (ズ) =
Figure imgf000089_0002
+ I∑P.sin (2k.x) (48) し ί≡Τ i' スィッチ光源にしてスペクトルを広げると、 走査する波数の数 Nが増し、 スぺ タトルの分解能が増し、 サイドローブは増大しない。 スィッチ光源の出力光のス ぺクトルの一例を図 29に、 この様な光源を用いて得られた OCT信号の一例を図 30 に示す (このグラフは、 フーリエ余弦変換の自乗とフーリエ正弦変換の自乗との 和に対するものである。 ） 。
図 29は矩形のスぺク トル形状を持つ可変波長光源を、 2つ組み合わせた場合が 記載されている。 図 30の縦軸は、 x = 0の時の値で規格化してある。 横軸は、 スぺ クトルの半値半幅 Wk/2 の逆数で規格化してある。 A は可変波長光源が 1つの場合、 Bは可変波長光源が 2つの場合、 Cは可変波長光源が 4つの場合である （各光源の スぺクトル半値幅、 強度は同一と仮定し、 掃引する波数の全総数は光源の数に比 例するとした。 ） 。 OCTピークの半値半幅は、 光源の数に反比例して 0, 695、 0. 348、 0. 174と小さくなつていく。 光源のスペク トル形状が矩形であるため、 サ イドローブが発生しているが、 合成光源によるものよりは明らかに小さくしかも 光源の数が増えても大きくならない。 尚、 サイドローブの大きさは Xの増加と共 に小さくなり、 その最大値は掃引する可変波長光源の数を増やしても変わらない。 更に、 この様なフーリエ変換によるサイドローブは、 適当な窓関数を干渉信号 に掛けてからフーリエ変換することによって取り除くことができる。 図 31には、 ガウシアン窓を用いた場合の結果を示す。 Aは窓関数を掛けない場合の OCT信号で あり、 Bはガウシァン窓関数を掛けた場合の結果である。 小さなサイドローブも確 認できるように、 縦軸は対数表示とした。 尚、 横軸は任意単位とした。 ガウシァ ン窓を用いることによって、 サイドローブは -60 dB近く減少している。 パラメ一 タを適当に選べば、 サイドローブを更に減少させることもできる。
また、 スィッチ光源を用いた FD- OCTの利点は、 数値解析によって、 各光源の各 波数における強度の変動を補正することが出来る点にある。 幅広いスぺク トルの スィツチ光源を実際に作成した場合、 全ての波数で強度一定を実現することは難 しく、 むしろ強度は波数の関数として変動することの方が多いであろう。 光源強 度の'各波数における強度を測定時に計測するか、 または、 再現性がよければあら かじめ補正値を求めておき、 各測定値 Piに補正係数 （波数を切替える毎に、 可 変波長光発生装置の出力光の強度を測定して得た値の逆数又逆数に比例する数 値） を乗じれば、 一定の強度の光源を用いて測定したことに相当するものとすれ ば.、 窓関数 W f を取り入れた離散的フーリェ変換は、 式 (48)に対応するものとして、 次式となる。 - 【数 3 8】 ϋ 2 2
R(X)2 = . C OS (2kix)」 + [ .^ WJPJC . sin(2k.%) , (49) 窓関数を用いることは、 実効的には、 光源のスペクトル形状を窓関数の型にす ることに対応する。 補正係数 を乗ずることは、 実効的な光源のスぺクトルを、 出来るだけ近似よく設定したい窓関数の形状に近づけることに対応する。 このよ うに、 FD-0CTの利点は、 スィッチ光源の場合も、 数値計算において、 全体の実効 的な光源スぺクトル形状を、 望ましい関数型に設定できる点にもある。 尚、 図 29には可変波長光源のスぺクトルが隣接した場合が記載されているが、 間隔が開いていてもかまわない。 この場合に得られる OCT信号は、 間隔が開いて いない場合に得られる OCT信号から、 上記開いている間隔に存在する全波数を使 つて得られる OCT信号を差し引いたものになる。 従って、 この間隔が広すぎない 限り、 差し引くべき OCT信号はブロードな小さなピークなので、 信号の変形は僅 かなものである。 また、 上記第 43の発明において、 出力可能波数を互いに補うように波数掃引を 可能にするとは、 図 32のように、 波数範囲を広げるように （即ち、 可変波長光源 の波数掃引範囲を超えた波数掃引を可能にするように） する場合も考えられるし、 図 34のように、 2つの光源の波数間隔が同じものを、 互いの波数を少しずらして 2つの光源を合わせ、 結果的に波数間隔を狭くした 1つの光源として考えられるよ うにする場合もある。
可変波長光源が、 波数を離散的に切り替え可能である場合の、 波数の走查法の 例.を、 図 32乃至図 34に示す。
図 32の場合、 個々の波数掃引範囲の幅が限定されていると'き、 波数範囲が丁度 隣接する 2つの離散的可変波長光源を順次走査し、 走査範囲を広げる場合が示し てある。 波数範囲を広げることによって、 OCT測定の分解能を向上させることがで さる。
図 33は、 波数の走査が必ずしも漸増又は漸減である必要はなく、 不規則に走査 しても、 測定時間内に所定の波数を全て走査できさえすればょレ、ことを示してい る。 ここで所定の波数は、 等間隔で並んだ波数の集合であることが望ましいが、 必ずしもこれに限られるものではなく、 波数間隔が一定でない波数の集合であつ てもよい。 波数間隔が一定でない場合は、 断層像構築のための計算処理において、 それを考慮すればよい。 不規則に走査が出来ることによって、 ある 1つの光源で は出射できない波長を、 他の光源で出射して、 所定の波数を得ることが出来る。 図 34は、 2つの光源の波数の走査が、 互いに波数間隔を補完する場合が示して ある。 波数間隔の逆数が、 試料の測定距離に比例する。 1つの光源では最小の波数 間隔が制限されているが、 別の光源で同じ波数間隔でも、 波数領域を丁度補完で きる場合、 図 34に示す走査によって、 波数間隔を縮め、 測定可能な試料の深さを 増すことができる。 <第 6の実施の形態 >
図 '26に、 本発明による OCT装置の一例を示す。 また、 図 27には OCT装置の光 源として用いる可変波長光発生装置の構成を示し、 図 28には可変波長光発生装置 の他の構成を示す。
図 26に示す OCT装置では、 その光源 （可変波長光発生装置） としてスィッチ光 源 2131を用いている。 スィッチ光源 2131は、 図 27に示すように波数掃引範囲の 異なる複数の可変波長光源 2041の出力を合わせて出力するように構成された発光 部 2043と、 各可変波長光源 2041を順次掃引することによって個々の可変波長光 源の波数掃引範囲を超えた波数掃引を可能にする制御装置 2044とからなる。 尚、 波数掃引は、 一方向の掃引には限らず、 例えば不規則に波数を選択し最終的に全 波数範囲を選択するものであっても良い。
スィツチ光源 2131は、 図 27の光結合器 2042に代えて図 28の光スィツチ 2045 を用いても良い。 異なる波長の光を、 光結合器を用いて結合しょうとすると、 結 合損失が起きやすい。 しかし、 光スィッチ特に機械式のものを用いれば結合損失 は原理的にはなくすことができる。 この場合、 制御装置 2044は波数掃引中の可変 波長光源 2041が出力側に接続される様に光スィツチ 2045を制御する。 また、 ス ィツチ光源特に発光部 2043のモノリシック化は可能である。
可変波長光源 2041は、 例えば超周期構造回折格子分布反射半導体レーザ （非特 許文献 4) を用いることができる。 可変波長範囲 （簡単のため、 波長で表現する） としては、 ィ列えば 1450 nm〜1490 nm、 1490 nm〜： L530 nm、 1530 nm〜： L570 nm、
1570 mi！〜 1610 nmの 4つの可変波長光源 2041を用いる。 この波長範囲で、 波数間 隔を等間隔として 1600波数の走査を行う。 可変波長光源 2041としては、 サンプ —― ルド · グレーティング ·分布反射型半導体レーザ （SG- DBRレーザ、 米国特許
4， 896， 325号） 及びグレーティング .カプラ · リフレクタ . レーザ （Grating Coupler Sampled Reflector Laser, GCSRレーザ） を用いることもできる。
スィツチ光源 2131から出射された光は、 第 1のカプラ 2133によって 70 : 30の 5 割合で 2分割される。 そして、 ここで分割されだ光の一方 （分割割合 70%) は測 . 定光として、 オプティカルサーキユレータ 2134を介して測定対象 2137に導かれ る。 測定対象 2137によって反射（又は、 後方散乱）された信号光 2145は再び光フ アイバ 2147に入射し、 オプティカルサーキュレータ 2134によって第 2のカプラ 2138に導かれる。 信号光は第 2のカプラ 2138によって、 第 1のカプラ 2133で分0 割された他方の光 （参照光） と合波される。 オプティカルサーキユレータ 2134を 利用することによって、 マッハツエンダ型の干渉計を構築することができる。 尚、 光ファイバ 2147から出力する測定光は、 レンズ 2135によって細い平行ビームに 成形してから測定対象 2137に照射する。
以上の例では、 マッハツエンダ型の干渉計を用いているが、 マイケルソン干渉5 計 （図 36 (b) ) を用いることもできる。 この場合には、 スィッチ光源 2131から出 射される光を分割する手段と信号光と参照光を合波する手段は同一のもの （例え ば、 ビームスプリッタ 2007) となる。 更に、 測定対象に測定光を照射する手段と その反射光を捕捉する手段が同一の場合を例示したが、 これらは別々であって良 い。 例えば、 オプティカルサーキユレータ 2134から走査ミラー 2136までの光学装0 置に代え、 先端にレンズを備え平行ビームを出射できるよ.うにした光ファイバ A を第 1のカプラ 2133に接続すると共に、 第 2のカプラ 2138に光ファイバ Aと同 じ構造で光フアイバ Aに平行に密着させた光ファイバ B (レンズ同士も密着させ ———…—る） .'を接纏 ても良い。
断層像を得るための Bスキャンは、 光ファイバ 2147と測定対象 2137との間に 介在させた走查ミラー 2136によって測定光を測定対象 2137の表面で一直線に走查 5 することによって実現される。 波数の走査は Aスキャンと称する。 尚、 第 1、 及び 第„2のカプラ 2133， 2138は、 方向性結合器によって構成されている。 第 2のカプ ラ 2138の出力は、 光検出機能を有する差動アンプ 2139で検出される。 この検出 によって式（45)における直流成分が除かれる。 差動アンプ 2139の出力は、 アナ口 グ /デジタル変換機 (図示せず) に入力され、 そのデジタル出力は計算機 2141に 10 導かれ、 計算機 2141で計算処理されてコヒーレント干渉波形すなわち後方後方散 乱強度分布を合成する （特許文献 5、 非特許文献 9) 。 尚、 上記計算機 2141は、 スィツチ光源 2131の制御装置 2044に対する波数掃引などの制御命令も行う。 この様な FD-0CT装置によれば、 干渉光をフーリエ変換して得られる OCT信号 R (x) の半値全幅は次式で表されるので、 波数掃引範囲 1450 nm〜1610 nmのスィ 15 ツチ光源を用いることによって生体内 （屈折率 1. 38) の分解能 6. 4 μ ηιを実現で きる。 更に、 可変波長光源の数を増やした波数掃引範囲 1. 30 μ η！〜 1. 61 μ ηιのス イッチ光源を用いることによって生体内 （屈折率 1. 38) の分解能 3. 0 μ ιηを実現 できる。
【数 3 9】
Figure imgf000095_0001
分解能は、 R (x)信号より R (x) 2の方が優れている。 R (x) 2を信号として用いた場 合の半値全幅は 【数 40】
Figure imgf000096_0001
となるので、 生体中の分解能は、 波数掃引範囲 1450 ηπ！〜 1610 nmのスィッチ光源 を用いると 4.7 μπι、 波数掃引範囲 1.30 ！〜 1.61 μιηのスィッチ光源を用いる と 2.2 //mを実現できる。 詳しくは、 波長範囲 1.57 μπ！〜 1.61 μηιの単一光源で は生体中の半値幅が 20 μ & 2つの光源を合成した場合 （波長範囲 1.53 μπ！〜
1.61 urn) には 9.9 μπι, 4つの光源を合成した場合 （波長範囲 1.45 μ π！〜 1.61 m) には 4.7 μπι、 8つの光源を合成した場合 （波長範囲 1.30 μπ！〜 1.61 μ ra) に は 2.2 μιηである。 サイドローブの大きさは、 光源の数には関係なくメインピー クの大きさの 0.047倍である。
上記波長範囲を波数範囲に置き換えると以下のようなことが言える。 。 すなわ ち、 波数範囲がそれぞれ 0.20 μιη (例えば、 波長範囲 1530 ηη！〜 1610 nm) 以上、 0.43μ ιη (例えば、 波長範囲 1450 nm〜1610 nm) 以上、 0.93 μ m (例えば、 波長 範囲 1450 應〜 1610 nm) 以上であれば、 -生体中の分解能はそれぞれ 9.9μ πι以下、 4· 6μπι以下、 2.2μπι以下となる。
また、 ノイズフロアーも 40 dB以上低下している。 窓関数を使用するとサイド ローブを取り除くとともにノイズフロアーを大幅に低減する事も出来るが、 一方、 図 31からも分かるように分解能は劣化する。 従って、 単一可変波長光源を用いた 0FDR-0CTに窓関数を使用することには、 必要な分解能が確保できないという負の 側面がある。 しかし、 広帯域されたスィッチ光源を用いる場合には、 元々が高分 解能なので窓関数による分解能の低下を考慮しても十分な分解能が得られるとい 14302
95 - う利点がある。 なお、 窓関数としてはガウシアン窓以外にも、 Welch窓、 Parzen 窓、 -'Harming窓、 Hamming窓等を用いることができる。
一方、 合成光源 （中心波長のみが異なる広帯域光源を合成したもの） では、 波 長範囲 1. 57 !!!〜 1. 61 μ πιの単一の広帯域光源では生体中の半値幅が 20 ί ηι、 2 つの光源を合成した場合 （波長範囲 1. 53 ！〜 1. 61 u rn) には 13 ^ m、 4つの光 源.を合成した場合 （波長範囲 1. 46 M m〜1. 61 μ m) には 6. 7 である。 サイド 口ープの大きさは、 4つの光源を合成した場合でメインピークの大きさに対して 0. 27倍となる。
以上の説明では、 波数が離散的に切り替える可変波長光発生装置についてのみ 説明してきたが、 波数を連続的に切り替えてもよい。 この場合には、 0FDR- OCTで はなくチヤープ OCT (例えば、 非特許文献 3参照。 ） に対する可変波長光発生装置 として本発明は機能し、 サイドローブを増大させることなく分解能を向上させら れる等の効果は FD-0CTに対するものと同様に奏される。
産業上の利用可能性
《A》 可変波長光発生装置及び OCT装置
この発明は、 OCT用の可変波長光発生装置及び OCT装置に関するものであり、 特 に従来の OCT では困難であった制止困難な生体部分の断層観察を行う場合に適用 して有用なものであり、 また、 制止可能な部分の断層観察を行う場合に適用して も有用なものである
《B》歯の OCT用可変波長光発生装置及び歯の OCT装置 本発明に係る歯の OCT用可変波長光発生装置及び歯の OCT装置は、 これを生産 する'ことによって精密機器等の製造業において利用されるものである。

Claims

請 求 の 範 囲
1 . 光を測定対象に照射し該測定対象の内部で発生する反射光又は後方散乱光 を検出器で検出することにより、 該測定対象の深さ方向の構造を測定する光千渉 トモグラフィ装置に利用する可変波長光発生装置であって、 前記光の波数を階段 状に切り替え可能な構成としたことを特徴とする可変波長光発生装置。
2 . 前記波数の可変範囲の幅が 4. 7 X 10— 2 β m l以上且つ出射光の周波数幅が 13 GHz以下の可変波長光発生装置であって、 3. l X 10— m— 1以下の波数間隔且つ 530 μ 5以下の時間間隔で波数を階段状に切り替え可能な手段を有する、 請求項 1に 記載の可変波長光発生装置。
3 . 前記波数の可変範囲の幅が 4. 7 X 10— 2 μ πΓ1以上且つ出射光の周波数幅が 52 GHz 以下の可変波長光発生装置であって、 12. 4 X 10— 4 μ ιη—1以下の波数間隔且つ 530 S 以下の時間間隔で波数を階段状に切り替え可能な手段を有する、 請求項 1に記載の可変波長光発生装置。
4 . 可変波長光源と、 前記可変波長光源の出力光を第 1 の光線と第 2 の光線 に分割する手段と、 第 1 の光線を測定対象に照射する手段と、 前記測定対象に よって反射又は後方散乱された第 1 の光線と第 2 の光線を合波する手段と、 前 記合波する手段によって合波された出力光の強度を前記可変波長光源の波数毎 に測定する手段と、 前記測定する手段によって前記波数毎に得られる前記出力 光の強度の集合から第 1 の光線が測定対象によって反射又は後方散乱された位 置を前記測定対象の深さ方向に対して特定する手段と、 を有する光干渉トモグ ラフィ装置の前記可変波長光源として使用される可変波長発生装置であって、 分解能が 80 μ ιη以下になるように波数の可変範囲の幅を広くし、 測定範囲が 10 匪以上になるように出射光の周波数幅及び波数間隔を狭くし、 且つ、 前記分解能を速度 1 mm/sで除した第 1の値を前記可変範囲の幅を前記 波数間隔で除した第 2 の値で除して得られる時間以下の時間間隔で波数を階段 状に切り替え可能な手段を有する可変波長光発生装置。
5 . 可変波長光源と、 前記可変波長光源の出力光を第 1 の光線と第 2 の光線 に分割する手段と、 第 1 の光線を測定対象に照射する手段と、 前記測定対象に よって反射又は後方散乱された第 1 の光線と第 2 の光線を合波する手段と、 前 記合波する手段によって合波された出力光の強度を前記可 波長光源の波数毎 に測定する手段と、 前記測定する手段によって前記波数毎に得られる前記出力 光の強度の集合から第 1 の光線が測定対象によって反射又は後方散乱された位 置と強度を前記測定対象の深さ方向に対して特定する手段と、 を有する光干渉 トモグラフィ装置の前記可変波長光源として使用される可変波長発生装置であ つて、 '
分解能が 80 μ πι以下になるように波数の可変範囲の幅を広くし、測定範囲が 10 匪以上になるように出射光の周波数幅及び波数間隔を狭くし、
且つ、前記分解能を速度 1 腿んで除した第 1の値を前記可変範囲の幅を前記波 数間隔で除した第 2 の値で除して得られる時間以下の時間間隔で波数を階段状 に切り替え可能な手段を有する可変波長光発生装置。
6 . 可変波長光源と、 前記可変波長光源の出力光を第 1 の光線と第 2 の光線 に分割する手段と、 第 1 の光線を測定対象に照射する手段と、 前記測定対舞に よって反射又は後方散乱された第 1 の光線と第 2 の光線を合波する手段と、 前 記合波する手段によって合波された出力光の強度を前記可変波長光源の波数毎 に測定する手段と、 前記測定する手段によって前記波数毎に得られる前記出力 光の強度の集合から第 1 の光線が測定対象によって反射又は後方散乱された位 置と強度を前記測定対象の深さ方向に対して特定する手段と、 を有する光干渉 トモグラフィ装置の前記可変波長光源として使用される可変波長発生装置であ つで、
分解能が 80 μ ηι以下になるように波数の可変範囲の幅を広くし、 測定範囲が 2. 5 ram以上になるように出射光の周波数幅及び波数間隔を狭くし、
且つ、 前記分解能を速度 4腿 で除した第 1の値を前記可変範囲の幅を前記 波数間隔で除した第 2 の値で除して得られる時間以下の時間間隔で波数を階段 状に切り替え可能な手段を有する可変波長光発生装置。 .
7 . 前記第 1 の光線を測定対象に照射する手段が、 第 1 の光線の前記測定対 象に対する照射位置を走査可能であり、
且つ、 前記特定する手段によって特定された情報と前記照射位置に関する情 報に基づいて、 前記測定対象の断層像を構築する手段を有する請求項 4 乃至請 求項 6のいずれか 1項に記載の可変波長光発生装置。
8 . 前記特定する手段が前記出力光の強度と前記波数からなる実数の組み合 わせをフーリエ変換するものであることを特徴とする請求項 4乃至請求項 7 の いずれか 1項に記載の可変波長発生装置。
9 . 複数の前記断層像を構築することによって、 前記測定対象の断層像の動 画を構築する手段を有することを特徴とする請求項 1乃至請求項 8のいずれか 1 項に記載の可変波長発生装置。
1 0 . 可変波長発生装置を構成する発光素子が可変波長レーザであることを 特徴とする請求項 1乃至請求項 9のいずれか 1項に記載の可変波長発生装置。
1 1 . 変波長光発生装置を構成する発光素子が超周期構造回折格子分布反射 型半導体レーザであることを特徴とする請求項 1乃至請求項 10のいずれか 1項 に記載の可変波長光発生装置。
1 2 . 可変波長光発生装置を構成する発光素子がサンプルド .グレーティン グ分 反射型半導体レーザであることを特徴とする請求項 1乃至請求項 10のい ずれか 1項に記載の可変波長光発生装置。
1 3 . 請求項 1乃至請求項 12のいずれか 1項に記載の可変波長光発生装置を 光源として用いることを特徴とする光干渉トモグラフィ装置。
1 4 . 請求項 1乃至請求項 12のいずれか 1項に記載の可変波長光発生装置と、 該可変波長光発生装置の出力光を第 1 の光線と第 2 の光線に分割する手段と、 第 1 の光線を測定対象に照射する手段と、 前記測定対象によって反射又は後方 散乱された第 1 の光線と第 2 の光線を合波する手段と、 前記合波する手段によ つて合波された出力光の強度を前記可変波長光発生装置の波数毎に測定する手 段と、 前記測定する手段によって前記波数毎に得られる前記出力光の強度の集 合から第 1 の光線が測定対象によって反射又は後方散乱された位置を前記測定 対象の深さ方向に対して特定する手段と、 を有する光干渉トモグラフィ装置。
1 5 . 請求項 1乃至請求項 12のいずれか 1項に記載の可変波長光発生装置と、 該可変波長光発生装置の出力光を第 1 の光線と第 2 の光線に分割する手段と、 第 1 の光線を測定対象に照射する手段と、 前記測定対象によって反射又は後方 散乱された第 1 の光線と第 2 の光線を合波する手段と、 前記合波する手段によ つて合波された出力光の強度を前記可変波長光発生装置の波数毎に測定する手 段と、 前記測定する手段によって前記波数毎に得られる前記出力光の強度の集 合から第 1 の光線が測定対象によって反射又は後方散乱された位置と強度を前 記測定対象の深さ方向に対して特定する手段と、 を有する光干渉トモグラフィ 装置。
1 6 . 前記第 1 の光線を測定対象に照射する手段が第 1 の光線の照射位置を 走査可能であり、 且つ、 前記特定する手段によって特定された情報と前記照射 位置に関する情報に基づいて、 前記測定対象の断層像を構築する手段を有する ことを特徴とする請求項 14又は請求項 15に記載の光干渉トモグラフィ装置。
1 7:. 前記特定する手段が、 前記出力光の強度と前記波数からなる実数の組 合せをフーリエ変換するものであることを特徴とする請求項 14 乃至請求項 16 のいずれか 1項に記載の光干渉トモグラフィ装置。
1 8 : 複数の前記断層像を構築することによつて前記測定対象の断層像の動 画を構築する手段を有することを特徴とする請求項 14乃至請求項 17 のいずれ か 1項に記載の光干渉トモグラフィ装置。
1 9 . 請求項 1乃至請求項 3のいずれか 1項に記載の可変波長光発生装置と、 前記可変波長光発生装置の出力光を分割することなく試料に導く試料光路と、 前記試料光路の照射光の一部を試料光路に沿つてもどす部分反射機構と、 前記試料光路に沿つた試料からの反射光及び後方散乱光と部分反射機構から の反射光とを光検出器に導く光検出光路と
を有することを特徴とする光干渉トモグラフィ装置。
2 0 . 請求項 1乃至請求項 3のいずれか 1項に記載の可変波長光発生装置と、 前記可変波長光発生装置の出力光を分割することなく試料に導く試料光路と、 前記試料光路において、 所望の偏光特性を持たせて前記試料光路に沿って一 部の光を反射する部分反射機構と、
前記試料光路において部分反射機構を透過した光を所望の偏光特性を持たせ た後試料に照射する試料光偏光特定機構と、
試料からの反射光及び後方散乱光と部分反射機構からの反射光とを、 入射光 を偏光方向が直交する二成分に分割する手段に導く光検出光路と、
入射光を偏光方向が直交する二成分に分割する前記手段の二つの出力をそれ ぞれ光検出器と増幅器を用いて検出し、 該増幅器の出力データを計算機に送り 込み； 該計算機の計算処理によって、 試料の偏光特性を示す断層像を構築する ことを特徴とする光干渉トモグラフィ装置。
2 1·' . 波長を 0. 9 mから 5. 0 μ πιの範囲内で階段状に切り替えできる.ことを 特徴とする歯の光干渉トモグラフィ用可変波長光発生装置。 、
2 2 . 前記波数の可変範囲の幅が 4. 7 X 10— 2 μ π 1以上であり、 出射光の周波 数幅が 13 GHz以下であり、 波数間隔が 3. 1 X 10"4 μ m"1以下であり、 530 μ s以 下の時間間隔で波数を階段状に切り替えできることを特徴とする請求項 21に記 載の歯の光干渉トモグラフィ用可変波長光発生装置。 .
2 3 . 請求項 21又は請求項 22に記載の歯の光干渉トモグラフィ用可変波長 光発生装置を可変波長光発生手段として光源に用いていることを特徴とする歯 の光干渉トモグラフィ装置。
2 4 . 歯の偏光特性を測定する偏光特性測定手段を具えていることを特徴と する請求項 23に記載の歯の光干渉トモグラフィ装置。
2 5 . 前記偏光特性測定手段が、
前記可変波長光発生手段から発生した光の偏光方向を制御して測定光と参照 光とに分割する主分割手段と、
前記主分割手段で分割された前記測定光を口腔内の歯に照射する測定光照射 手段と、
前記歯に照射されて反射した信号光を捕捉する信号光捕捉手段と、 前記信号光捕捉手段で捕捉された前記信号光を 2以上の偏光方向成分に分離 し、 前記主分割手段で分割された前記参照光とそれぞれ合波する合波手段と、 合波された偏光方向の異なる信号の光の強度に基づいて、 前記歯の偏光特性 を求める演算制御手段と
を具えていることを特徴とする請求項 24に記載の歯の光干渉トモグラフィ装 置。
2 6 . 前記偏光特性測定手段が、
前記可変波長光発生手段から発生した光を測定光と参照光とに分割する主分 割手段と、
前記主分割手段で分割された前記測定光を口腔内の歯に照射する測定光照射 手段と、
前記歯に照射されて反射した信号光を捕捉する信号光捕捉手段と、
前記信号光捕捉手段で捕捉された前記信号光と前記主分割手段で分割された 前記参照光とを合波する合波手段と、
前記可変波長光発生手段から発生させる前記光を目的とする波長領域となる ように当該可変波長光発生手段を制御すると共に、 当該可変波長光発生手段か ら発生させた光の波長領域及び前記合波手段で合波された光の強度に基づいて、 前記歯の特性を求める演算制御手段とを具えると共に、
前記演算制御手段が、 異なる複数の波長領域の光を発生させるように前記可 変波長光発生手段を制御すると共に、 前記合波手段で合波された前記光の強度 を波長領域ごとに求めることにより前記歯の特性を求めるものである
ことを特徴とする請求項 23乃至請求項 25のいずれか 1項に記載の歯の光干 渉トモグラフィ装置。
2 7 . 可変波長光発生手段と、
前記可変波長光発生手段から発生した光を測定光と参照光とに分割する主分 割手段と、
前記主分割手段で分割された前記測定光を口腔内の歯に照射する測定光照射 手段と、
前記歯に照射されて反射した信号光を捕捉する信号光捕捉手段と、 前記信号光捕捉手段で捕捉された前記信号光と前記主分割手段で分割された 前記参照光とを合波する合波手段と、
前記可変波長光発生手段から発生させる前記光を目的とする波長領域となる ように当該可変波長光発生手段を制御すると共に、 当該可変波長光発生手段か ら発生させた光の波長領域及び前記合波手段で合波された光の強度に基づいて、 前記歯の特性を求める演算制御手段とを具えると共に、
前記演算制御手段が、 異なる複数の波長領域の光を発生させるように前記可 変波長光発生手段を制御すると共に、 前記合波手段で合波された前記光の強度 を波長領域ごとに求めることにより前記歯の特性を求めるものである
ことを特徴とする歯の光干渉トモグラフィ装置。
2 8 . 前記演算制御手段が、 前記合波手段で合波された前記光の強度を各波 長領域ごとに求めることにより前記歯の光吸収係数を求め、 当該光吸収係数に 基づいて当該歯の特性を求めるものであることを特徴とする請求項 26又は請求 項 27に記載の歯の光干渉トモグラフィ装置。
2 9 . 前記演算制御手段が、 前記光吸収係数に基づいて、 前記歯のエナメル 質又は象牙質の組成物の単位体積当たりの存在量を求めるものであることを特 徴とする請求項 28に記載の歯の光干渉トモグラフィ装置。
3 0 . 前記演算制御手段が、 前記光吸収係数に基づいて、 さらに、 前記歯の エナメル質又は象牙質の単位体積当たりの水分の存在量を求めるものであるこ とを特徴とする請求項 29に記載の歯の光干渉トモグラフィ装置。
3 1 . 前記可変波長光発生手段が、 可変波長半導体レーザ光発生装置である ことを特徴とする請求項 23乃至請求項 30のいずれか 1項に記載の歯の光干渉 トモグラフィ装置。
3 2 . 可変波長光発生手段と、 前記可変波長光発生手段から発生した光を測定光と参照光とに分割する主分 割手段と、
前記主分割手段で分割された前記測定光を口腔内の歯に照射する測定光照射 手段と、
前記歯に照射されて反射した信号光を捕捉する信号光捕捉手段と、
'前記信号光捕捉手段で捕捉された前記信号光と前記主分割手段で分割された 前記参照光とを合波する合波手段と、
前記可変波長光発生手段から発生させる前記光を目的とする波長領域となる ように当該可変波長光発生手段を制御すると共に、 当該可変波長光発生手段か ら発生させた光の波長領域及び前記合波手段で合波された光の強度に基づいて、 前記歯の特性を求める演算制御手段とを具えると共に、
前記可変波長光発生手段が、 可変波長半導体レーザ光発生装置である
ことを特徴とする歯の光干渉トモグラフィ装置。
33. 前記可変波長光発生手段が、 1.2μιηから 5. Ομπιの間の波長範囲の光を 発生させるものであることを特徴とする請求項 27又は請求項 32に記載の歯の 光干渉トモグラフィ装置。
34. 前記可変波長光発生手段が、 1.2 111から 5.0 ^ 111以内で1.3 111から 1.6μιηより.広い波長範囲の光を発生させるものであることを特徴とする請求項 33に.記載の歯の光干渉トモグラフィ装置。
35. 前記主分割手段と前記合波手段とが兼用された主分割 ·合波手段であ ることを特徴とする請求項 33又は請求項 34に記載の歯の光干渉トモグラフィ 装置。
3 6 . 前記測定光照射手段と前記信号光捕捉手段とが兼用された照射 ·捕捉 手段であることを特徴とする請求項 33乃至請求項 35のいずれか 1項に記載の 歯の光干渉トモグラフィ装置。
3 7： 前記照射 ·捕捉手段が、 可撓性を有すると共に少なくとも先端側で光 透過性を有する外筒と、
前記外筒の内部に周方向に回転できるように配設されて先端側に前記測定光 及び前記信号光の入出光窓を形成された可撓性を有する内筒と、
前記内筒の内部に配設されて、 前記測定光及び前記信号光を案内する光ファ ィバと、
前記内筒の内部の先端側に設けられて前記光ファィバの先端側と当該内筒の 前記入出光窓との間を光学的に連絡する連絡手段とを有するプローブを具えて いる
ことを特徴とする請求項 36に記載の歯の光干渉トモグラフィ装置。
3 8 . 前記プローブが、 前記外筒の先端側に目視確認用の観察ミラーを有し ていることを特徴とする請求項 37に記載の歯の光干渉トモグラフィ装置。
3 9 . 光の波数を階段状に切り替え可能な可変波長光発生装置を具え、 該可変波長光発生装置が発生する光を測定対象に照射し該測定対象の内部で 発生する反射光又は後方散乱光を検出器で検出することにより、 該測定対象の 深さ方向の構造を測定する光干渉トモグラフィ装置において、
前記測定対象が生体組織であることを特徴とする光干渉トモグラフィ装置。
4 0 . 請求項 1乃至 12のいずれか 1項に記載の可変波長光発生装置が発生す る光を、 人体を構成する組織に照射するステップと、
該入体を構成する組織の内部で発生する反射光又は後方散乱光を検出器で検 出するステップと、 該検出器で検出した検出データに基づいて、 前記人体を構成する組織の深さ 方向'の構造を光干渉トモグラフィによつて生成するステツプと
を具えることを特徴とする人体を構成する組織の診断方法。
4 1 . 波数掃引範囲の異なる複数の可変波長光源の出力を合わせて出力する 発光部と、
前記可変波長光源を一つずつ掃引することによって個々の可変波長光源の波
1範囲を超えた波数掃引を可能にする制御装置と
を有してなることを特徴とする光干渉トモグラフィ用可変波長光発生装置。
4 2 . 可変波長範囲が波数にして Ο^ μ η 1以上であることを特徴とする請求 項 41に記載の光干渉トモグラフィ用可変波長光発生装置。
4 3 . 掃引波数の異なる複数の可変波長光源の出力を合わせて出力する発光 部と、
前記可変波長光源を一つずつ掃引することによつて個々の可変波長光源の出 力可能波数を互いに補うように波数掃引を可能にする制御装置と、 を有してな ることを特徴とする光干渉トモグラフィ用可変波長光発生装置。
4 4 . 前記掃引波数の異なる複数の可変波長光源が、 波数を階段状に切り替 え可能であることを特徴とする請求項 41乃至 43のいずれか 1項に記載の光干 渉トモグラフィ用可変波長光発生装置。
4 5 . 前記発光部が光スィツチを備え、 前記光スィツチによって前記出力を 合わせて出力することを特徴とする請求項 41乃至請求項 44のいずれか 1項に 記載の光干渉トモグラフィ用可変波長光発生装置。
4 6 . 前記可変波長光源が、 可変波長半導体レーザからなることを特徴とす る請求項 41乃至請求項 45のいずれか 1項に記載の光干渉トモグラフィ用可変 波長光発生装置。
4 7 . 可変波長光発生装置と、
前記可変波長光発生装置の出力光を測定光と参照光に分割する手段と、 前記測定光を測定対象に照射すると共に、 前記測定光が前記測定対象によつ て反射又は後方散乱された信号光を捕捉する手段と、
前記信号光と前記参照光とを合波する手段と、
前記合波する手段によって合波された出力光の強度を前記可変波長光発生装 置の波数毎に測定する手段と、
前記測定する手段によつて前記波数毎に計測された前記合波された出力光の 強度の集合から前記測定光が前記測定対象によつて反射又は後方散乱された位 置と反射又は後方散乱強度とを前記測定対象の奥行き方向に対して特定する手 段とを有する光干渉ト乇グラフィ装置において、
前記可変波長光発生装置が、 請求項 41乃至 46のいずれか 1項に記載の可変 波長光発生装置であることを特徴とする光干渉トモグラフィ装置。
4 8 . 前記分割する手段と前記合波する手段が、 同一の手段であることを特 徴とする請求項 47に記載の光干渉トモグラフィ装置。
4 9 . 前記反射又は後方散乱された信号光を捕捉する手段に代えて、 前記測定光を測定対象に照射する手段と、
前記測定光が前記測定対象によつて反射又は後方散乱された信号光を捕捉す る手段と、 を有することを特徴とする請求項 47又は請求項 48に記載の光干渉 トモグラフィ装置。
5 0 . 前記特定する手段が、 前記出力光の強度と前記波数からなる実数の組 み合わせをフーリェ変換するものであることを特徴とする請求項 47乃至 49の いずれか 1項に記載の光干渉トモグラフィ装置。
5 1 . 請求項 41乃至請求項 46のいずれか 1項に記載の可変波長光発生装置 を用:いたことを特徴とする光干渉トモグラフィ装置。
5 2 . 前記特定する手段が、 前記可変波長光発生装置の出力光の波数に対す る強度の変動を補正するものであることを特徴とする請求項 47乃至 50のいず れか 1項に記載の光干渉トモグラフィ装置。
5 3 . 前記特定する手段が、 前記出力光の強度を、 窓関数を使って補正する ことを特徴とする請求項 47乃至 50、 請求項 52のいずれか 1項に記載の光干渉 トモグラフィ装置。
5 4 . 周波数掃引範囲又は掃引波数の異なる複数の可変波長光源の出力を合 わせて出力することを特徴とする光干渉トモグラフィ用可変波長光発生装置。 5 5 . 前記特定する手段が， 前記合波された出力光の強度と前記波数からな る実数の組み合わせをフーリェ変換するものであることを特徴とする請求項 47 乃至 50のいずれか 1項に記載の光干渉トモグラフィ装置。
5 6 : 前記特定する手段が、 前記可変波長光発生装置の出力光の波数に対す る強度の変動の影響を無くす様に前記合波された出力光の強度を補正するもの であることを特徴とする請求項 55に記載の光干渉トモグラフィ装置
5 7 . 前記補正が、 前記光干渉トモグラフィ装置の測定時に、 前記波数を切 替える毎に前記可変波長光発生装置の出力光の強度を逐次測定して得た値の逆 数又は前記逆数に比例する数値を、 前記合波された出力光の強度に乗ずるもの であることを特徴とする請求項 56記載の光干渉トモグラフィ装置。
5 8 . 前記補正が、 前記可変波長光発生装置の出力光の強度を前記波数毎に 予め測定して得た値の逆数又は前記逆数に比例する数値を、 前記合波された出 力光の強度に乗ずるものであることを特徴とする請求項 56 に記載の光干渉トモ ダラライ装置。
5 9 . 前記特定する手段が、 前記可変波長光発生装置の出力光の波数に対す る強^^の変動の影響を無くす様に補正された前記合波された出力光の強度又は 前記合波された出力光の強度を窓関数を使って修正することを特徴とする請求 項 55乃至 58のいずれか 1項に記載の光干渉トモグラフィ装置。
6 0 . 前記特定する手段が、 前記可変波長光発生装置の出力光の波数に対す る強度分布が、 所望の窓関数と一致する場合に得られる測定結果と同じ測定結 果が得られるように、 前記合波された出力光を補正することを特徴とする請求 項 55に記載の光干渉トモグラフィ装置。
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