WO2009133734A1 - 光学的検査装置、電磁波検出方法、電磁波検出装置、生態観察方法、顕微鏡、および、内視鏡並びに光断層画像生成装置 - Google Patents

光学的検査装置、電磁波検出方法、電磁波検出装置、生態観察方法、顕微鏡、および、内視鏡並びに光断層画像生成装置 Download PDF

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平　健二
矢島　浩義
真一 瀧本
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    • G01N2021/655—Stimulated Raman

Definitions

  • the present invention relates to an optical inspection device, an electromagnetic wave detection method, an electromagnetic wave detection device, an ecology observation method, a microscope, an endoscope, and the like. Furthermore, the present invention relates to an optical tomographic image generation apparatus that generates a tomographic image of an inspection target by irradiating the inspection target with light whose wavelength changes with time.
  • the technology for detecting desired light is a fundamental and important factor that greatly affects the performance.
  • the need for high-speed and high-sensitivity detection technology is high.
  • an optical inspection method of irradiating a living body with light, detecting transmitted light, reflected light, or scattered light and extracting information in the living body from the detected signal light has been widely performed for a long time.
  • optical imaging technology that two-dimensionally scans an examination site with light and displays information of the obtained signal light as an image has greatly contributed to the medical field.
  • the laser scanning fluorescence imaging method has become an indispensable tool for biological and medical research because it enables observation of living cells over time with a high signal-to-noise ratio.
  • the multiphoton fluorescence imaging method using multiphoton excitation when obtaining fluorescence is attracting attention as a new fluorescence imaging method because it enables deep observation of a living body (for example, Non-Patent Documents 1 and 2). reference).
  • CARS coherent anti-Stokes Raman scattering
  • Non-Patent Document 3 coherent anti-Stokes Raman scattering
  • Non-Patent Document 4 high-frequency generation imaging
  • the laser scanning imaging method using this nonlinear optical effect has the advantage that it is not necessary to stain the observation sample with a fluorescent substance such as a fluorescent protein or a fluorescent dye, so that the original state of the living body can be observed. There is.
  • an optical signal obtained from the biological sample is usually weak due to the influence of a light scattering effect and a light absorption effect in the biological sample.
  • an imaging method using a nonlinear optical effect such as multiphoton fluorescence imaging or CARS imaging, since the conversion efficiency from excitation light to signal light is essentially low, an optical signal obtained from a living body is very weak. For this reason, it is difficult to obtain a clear image.
  • Typical photodetection elements currently used include PMT (Photomultiplier tube), APD (Avalanche photodiode), and PD (Photodiode). Since PMT and APD perform electron multiplication in the detection element, highly sensitive light detection can be realized. On the other hand, although the PD can realize a very high response speed, it does not have an electron multiplication function in the detection element, and therefore usually a signal is amplified using an electric amplifier. In other words, the PMT, APD, and PD all perform signal amplification at the electrical stage to improve sensitivity.
  • Representative two-dimensional photodetectors include CCD (Charged coupled device), CMOS (complementary metal Oxide semiconductor), EM-CCD (Electron multiplying-CCD), EB-CCD (Electron bombardment-CCD), I- There is a CCD (Intensified-CCD).
  • CCD Charge coupled device
  • CMOS complementary metal Oxide semiconductor
  • EM-CCD Electro multiplying-CCD
  • EB-CCD Electrode bombardment-CCD
  • CCD Charged coupled device
  • CMOS complementary metal Oxide semiconductor
  • EM-CCD Electro multiplying-CCD
  • EB-CCD Electrode bombardment-CCD
  • the EM-CCD and EB-CCD have an electron multiplication function in the detection element like the APD, and realize high sensitivity.
  • the I-CCD has a configuration in which an optical amplifier (Image
  • MCP Micro channel plate
  • the multiplied electron signal is again converted into light by colliding the multiplied electron with the fluorescent plate. That is, the I-CCD also realizes highly sensitive light detection by performing signal amplification at the electrical stage.
  • a low-noise and high-sensitivity photodetector is special and very expensive.
  • the magnitude of noise generated from the photodetector and the integration time of the signal light by the photodetector are inversely proportional, that is, a trade-off.
  • a sufficiently long integration time is required.
  • a sufficiently long integration time is required, and the image acquisition time becomes long.
  • FCS Correlation spectroscopy
  • SPR surface plasmon resonance method
  • LPIA latex immunoagglutination assay
  • FIA fluorescence immunoassay
  • Patent Document 1 The gist of Patent Document 1 is to irradiate light from one of two optical fibers arranged at a predetermined angle and detect light from the other fiber, thereby reducing the resolution in the depth direction of the observation target (axial (resolution). It is to improve.
  • ASE Amptonified Spontaneous Emission
  • SNR signal to noise ratio
  • the low noise optical amplifier used in the long-distance optical communication field is composed of a single mode optical fiber.
  • This single mode optical fiber configuration is used is that the matching with the transmission line is excellent, and the noise of the optical amplifier increases in proportion to the propagation mode of the gain fiber constituting the optical amplifier. There is. For this reason, in the long-distance optical communication field, the use of a single mode optical fiber as the gain fiber greatly contributes to the low noise performance of the optical amplifier.
  • a multimode optical fiber amplifier having a large core diameter may be arranged immediately before the photoelectric conversion element.
  • optical noise generated in the optical amplifier increases.
  • the SNR deteriorates, so that high light receiving sensitivity cannot be obtained.
  • a living body tomographic image measurement technique using light called optical coherence tomography has been known (for example, see Non-Patent Document 5).
  • OCT optical coherence tomography
  • a tomographic image of a living body having a depth of 1 mm to 2 mm can be measured with a resolution of about 1 ⁇ m to 10 ⁇ m.
  • OCT technology is roughly classified into time-domain (TD) OCT, frequency-domain (FD) OCT (for example, see Non-Patent Document 6), wavelength scanning (Swept source: SS) OCT (for example, There are three methods (see Non-Patent Document 7). Among them, SSOCT using light whose wavelength changes with time can measure a tomographic image of a living body at the highest speed and with high sensitivity, and is currently under active technological development.
  • the depth of the tomographic image obtained by OCT is currently about 1 mm to 2 mm at the most, for example, infiltration diagnosis of cancer indispensable for early detection of cancer has insufficient performance. Therefore, the application range is limited.
  • the reason why the depth of penetration of OCT is not improved is that shot noise generated in the detection process because the light signal returning from the deep part of the living body to the body surface is weak due to the light scattering effect and light absorption effect in the living body. This is because the signal from the deep part of the living body is buried in noise such as thermal noise and quantization noise.
  • quantization noise quantization error
  • ADC analog-to-digital converter
  • the analog signal after photoelectric conversion has a high frequency in the deep part of the living body and a low frequency in the shallow part of the living body, but the signal intensity is usually higher from the deep part of the living body. It is orders of magnitude higher than the signal. For this reason, when such a signal is quantized by the ADC, for example, even if an ADC having a relatively wide dynamic range of 14 bits is used, a high-frequency component having a minute amplitude having information from the deep part of the living body is quantized. It becomes buried in noise and it becomes impossible to extract deep information.
  • the object of the present invention made in view of the above points is to increase the intensity of the light irradiated to the observation object, or without using an expensive low-noise and high-sensitivity photodetector, with an inexpensive configuration
  • An object of the present invention is to provide an optical inspection apparatus capable of collecting low-noise detection signals with high efficiency even in a scene where a detection signal reaching from an object is weak.
  • Another object of the present invention is to provide an electromagnetic wave detection method capable of detecting at high speed and with high sensitivity even if the detected electromagnetic wave (non-detection signal) is an electromagnetic wave scattered by a living body or the like, or an electromagnetic wave whose wavefront is disturbed.
  • An electromagnetic wave detection device, a living body observation method, a microscope, and an endoscope are provided.
  • an object of the present invention is to generate an optical tomographic image that can convert information from the deep part of the inspection object by SSOCT into a digital signal with high accuracy without being buried in quantization noise, and improve the depth of the tomographic image. To provide an apparatus.
  • the non-detection signal or the non-detection electromagnetic wave is not amplified at the electric stage, but is amplified by the light amplification means or the electromagnetic wave amplification means before the signal is converted from the light or the electromagnetic wave to the electric signal. It is based on the basic configuration.
  • a mode adjustment unit is provided in front of the amplification unit so that the signal mode of the non-detection signal or the non-detection electromagnetic wave substantially matches the amplification spatial mode of the amplification unit.
  • the configuration of the optical inspection apparatus of the present application using the optical amplification means is applied to the optical tomographic image generation apparatus.
  • the invention of the optical inspection apparatus comprises a light generating means, a light irradiating means for irradiating a light to be inspected with light generated from the light generating means, and light produced by the light irradiating means.
  • a light detection means that photoelectrically converts signal light obtained from the inspection object by irradiation of Optical amplification means for amplifying signal light obtained from the inspection object is provided.
  • the invention according to a second aspect is the optical inspection apparatus according to the first aspect, characterized in that the optical amplifying means includes a waveguide type optical amplifier.
  • the invention according to a third aspect is characterized in that, in the optical inspection apparatus according to the second aspect, the waveguide optical amplifier comprises a semiconductor optical amplifier.
  • the invention according to a fourth aspect is characterized in that, in the optical inspection apparatus according to the second aspect, the waveguide type optical amplifier comprises a fiber type optical amplifier.
  • the optical amplifying means has a wavelength different from a wavelength of the light applied to the inspection object as the signal light. It is characterized by amplifying light.
  • the invention according to a sixth aspect is the optical inspection apparatus according to the fifth aspect, wherein the light amplifying means amplifies fluorescence or phosphorescence generated from the inspection object as the signal light. Is.
  • the light amplifying means amplifies light generated by a nonlinear optical effect in the inspection object as the signal light. It is a feature.
  • the invention according to an eighth aspect is the optical inspection apparatus according to any one of the first to seventh aspects, wherein the amplification factor of the optical amplifying means is synchronized with the incident timing of the signal light to the optical amplifying means. It has the amplification factor control means which controls.
  • the light amplifying means has a wavelength band of the amplified light that is greater than a wavelength band of the incident signal light. It is characterized by being narrow.
  • the invention according to a tenth aspect is the optical inspection apparatus according to any one of the first to ninth aspects, wherein return light from the optical amplification means to the inspection object is prevented on the input side of the optical amplification means. Return light prevention means is provided.
  • an optical inspection apparatus according to any one of the first to tenth aspects, wherein the signal light that is photoelectrically converted by the light detection means between the light amplification means and the light detection means.
  • the wavelength selecting means for selecting the wavelength is provided.
  • the invention according to a twelfth aspect is the optical inspection apparatus according to any one of the first to eleventh aspects, further comprising an optical system that optically conjugates the inspection object and the light amplification means. It is a feature.
  • the invention according to a thirteenth aspect is the optical inspection apparatus according to any one of the first to twelfth aspects, wherein the inspection object is a living body, and the light amplification means is modulated by the living body as the signal light. The light is amplified.
  • the invention according to a fourteenth aspect is characterized in that, in the optical inspection apparatus according to any one of the first to thirteenth aspects, the light generating means generates a laser beam.
  • An invention according to a fifteenth aspect is the optical inspection apparatus according to any one of the first to fourteenth aspects, Image display means for displaying an image based on the output of the light detection means;
  • the light irradiation means has light scanning means for scanning light to be irradiated on the inspection object in at least a two-dimensional direction, Based on the output of the light detection means, an image of the scanning area to be inspected by the light scanning means is displayed on the image display means.
  • Mode adjusting means for adjusting the mode state of the multi-mode incident electromagnetic wave;
  • Amplifying means for amplifying the electromagnetic wave adjusted in the mode state output from the mode adjusting means;
  • Conversion means for converting the amplified electromagnetic wave output from the amplification means into an electrical signal,
  • the mode adjustment means is configured to adjust the multi-mode incident electromagnetic wave to a mode that substantially matches the amplification spatial mode by the amplification means by converting a mode distribution of energy. It is.
  • the invention according to a seventeenth aspect is the electromagnetic wave detection device according to the sixteenth aspect,
  • the mode adjusting means is configured to reduce the number of spatial modes of incident electromagnetic waves.
  • the invention according to an eighteenth aspect is the electromagnetic wave detection device according to the sixteenth aspect,
  • the mode adjusting means is configured to change an energy ratio between spatial modes of incident electromagnetic waves.
  • the invention according to a nineteenth aspect is the electromagnetic wave detection device detection device according to the sixteenth aspect,
  • the incident electromagnetic wave is light
  • the mode adjusting means is constituted by an optical waveguide.
  • the invention according to a twentieth aspect is the electromagnetic wave detection device according to the nineteenth aspect,
  • the optical waveguide is composed of an optical fiber.
  • the invention according to a twenty-first aspect is the electromagnetic wave detection device according to the twentieth aspect,
  • the optical fiber is a tapered optical fiber.
  • the invention according to a twenty-second aspect is the electromagnetic wave detection device according to the nineteenth aspect,
  • the optical waveguide is composed of a gradient index waveguide having a non-uniform refractive index distribution in the longitudinal direction of the optical waveguide, or a non-uniform stress distribution or a non-uniform temperature distribution in the longitudinal direction of the optical waveguide. It is configured to adjust the mode state by application of.
  • the invention according to a twenty-third aspect is the electromagnetic wave detection device according to the sixteenth aspect,
  • the incident electromagnetic wave is light
  • the amplification means is a fiber type optical amplifier.
  • the invention according to a twenty-fourth aspect is the electromagnetic wave detection device according to the twenty-third aspect,
  • the fiber type optical amplifier is a rare earth doped fiber type optical amplifier.
  • the invention according to a twenty-fifth aspect is the electromagnetic wave detection device according to the twenty-fourth aspect,
  • the rare earth doped fiber optical amplifier is a rare earth doped fluoride fiber optical amplifier.
  • the invention according to a twenty-sixth aspect is the electromagnetic wave detection device according to the twenty-third aspect,
  • the fiber type optical amplifier is a fiber type optical amplifier using the stimulated Raman scattering effect.
  • the invention according to a twenty-seventh aspect is the electromagnetic wave detection device according to the sixteenth aspect,
  • the incident electromagnetic wave is light
  • the amplifying means is a semiconductor type optical amplifier.
  • the invention according to a twenty-eighth aspect is the electromagnetic wave detection device according to the sixteenth aspect,
  • the incident electromagnetic wave is light
  • the amplification means is an optical amplifier including a dye.
  • the invention according to a twenty-ninth aspect is the electromagnetic wave detection device according to the sixteenth aspect,
  • the amplification means is characterized in that the amplification factor is changed according to the incident timing of the incident electromagnetic wave.
  • An invention according to a thirtieth aspect is the electromagnetic wave detection device according to the sixteenth aspect,
  • the electromagnetic wave detecting means includes a wave collecting means for collecting the incident electromagnetic wave and making it incident on the mode adjusting means before the mode adjusting means.
  • the invention according to a thirty-first aspect is the electromagnetic wave detection device according to the thirtieth aspect,
  • the electromagnetic wave detecting means includes a plurality of wave collecting means for collecting the incident electromagnetic waves in parallel and entering the mode adjusting means before the mode adjusting means.
  • the invention according to a thirty-second aspect is the electromagnetic wave detection device according to the thirty-first aspect, It comprises a combining means for combining a plurality of electromagnetic waves output from the plurality of collecting means, and the electromagnetic waves output from the combining means are input to the mode adjusting means.
  • the invention of the electromagnetic wave detection device provides A plurality of mode adjustment means for adjusting the mode states of the incident electromagnetic waves of the multimode incident in parallel; A multiplexing unit that combines the plurality of electromagnetic waves in which the mode states are adjusted and output from the plurality of mode adjustment units; Amplifying means for amplifying an electromagnetic wave obtained by combining the plurality of electromagnetic waves output from the multiplexing means; Conversion means for converting the amplified electromagnetic wave output from the amplification means into an electrical signal,
  • the mode adjustment means is configured to adjust the multi-mode incident electromagnetic wave to a mode that substantially matches the amplification spatial mode by the amplification means by converting a mode distribution of energy. It is.
  • the invention of the electromagnetic wave detection device comprises: A plurality of mode adjustment means for adjusting the mode states of the incident electromagnetic waves of the multimode incident in parallel; A plurality of amplifying means for amplifying a plurality of the electromagnetic waves adjusted in the mode state output from the respective mode adjusting means; Parallel conversion means for converting the plurality of amplified electromagnetic waves output from each of the plurality of amplification means into electric signals in parallel;
  • the mode adjustment means is configured to adjust the multi-mode incident electromagnetic wave to a mode that substantially matches the amplification spatial mode by the amplification means by converting a mode distribution of energy. It is.
  • a mode adjustment step for adjusting the mode state of the incident electromagnetic wave of the multimode An amplification step of amplifying the electromagnetic wave in which the mode state is adjusted; Converting the amplified electromagnetic wave into an electrical signal,
  • the adjusting step is characterized in that the multi-mode incident electromagnetic wave is adjusted to a mode that substantially matches the amplification spatial mode in the amplification step by converting a mode distribution of energy.
  • the invention of the biological observation method according to the thirty-sixth aspect for achieving the above object is as follows: An irradiation step of irradiating the living body with electromagnetic waves; A detection step of detecting a detected electromagnetic wave obtained from the living body by irradiation of the electromagnetic wave with the electromagnetic wave detection device according to any one of claims 16 to 35, The living body is observed based on the electrical signal obtained in the detection step.
  • the invention of the microscope according to the thirty-seventh aspect for achieving the above object is as follows: A microscope for detecting an electromagnetic wave to be detected from an observation sample, It has an electromagnetic wave detection device according to any one of claims 16 to 35, The electromagnetic wave to be detected from the observation sample is configured to be detected by the electromagnetic wave detection device.
  • the invention of the endoscope according to the thirty-eighth aspect for achieving the above object is as follows: An endoscope for detecting an electromagnetic wave to be detected from inside a body cavity and observing the inside of the body cavity, It has an electromagnetic wave detection device according to any one of claims 16 to 35, The detection electromagnetic wave from the body cavity is detected by the electromagnetic wave detection device.
  • the invention according to a thirty-ninth aspect is the optical inspection apparatus according to the first aspect,
  • the light from the light generating means is demultiplexed into inspection light and reference light, the inspection light is irradiated onto the inspection object by the light irradiation means, the reference light is guided to a light reflecting portion, and the inspection light Reflected inspection light obtained by being reflected and scattered by the inspection object is amplified by the light amplifying means, and the amplified reflected inspection light and the reference light are reflected by the light reflecting portion to be reflected reference light.
  • an optical demultiplexing unit that generates interference light by combining An analog signal processing unit for attenuating the low frequency component of the photoelectric conversion signal obtained from the light detection means relative to the high frequency component; An analog-to-digital converter that converts an analog output signal of the analog signal processor into a digital signal; An image processing unit that processes a digital output signal of the analog-digital conversion unit to generate an optical tomographic image,
  • the light generating means is a wavelength variable light source unit that emits light whose wavelength changes with time
  • the light detection unit is a photoelectric conversion unit that receives and photoelectrically converts the interference light generated by the optical multiplexing / demultiplexing unit.
  • the invention according to a forty aspect is the optical inspection apparatus according to the thirty ninth aspect, An optical filter for removing optical noise is provided between the optical amplification means and the optical multiplexing / demultiplexing unit.
  • the invention according to a forty-first aspect is the optical inspection device according to the forty-first aspect,
  • the optical filter is composed of a band-pass filter having a variable transmission center wavelength, and is configured to change the transmission center wavelength in synchronization with a temporal change in the wavelength of light emitted from the wavelength variable light source unit. It is characterized by.
  • the invention of the optical tomographic image generation device provides: It has the said optical inspection apparatus as described in any one of Claim 39 thru
  • the signal light obtained from the inspection target is amplified by the optical amplifying means and then photoelectrically converted by the light detection means, the intensity of the light applied to the inspection target is increased, or the light detection means is expensive.
  • signal light from the inspection object can be photoelectrically converted with high sensitivity and speed with an inexpensive configuration.
  • FIG. 1 is a functional block diagram showing the basic configuration of the optical inspection apparatus of the present invention.
  • the optical inspection apparatus 1 includes a light generation means 2, a light irradiation means 3, a light amplification means 5 and a light detection means 6.
  • the light generating means 2 generates light for obtaining signal light from the inspection target, and generates light having a predetermined wavelength or light having a predetermined wavelength band according to the type of inspection.
  • the light generated by the light generating means 2 is applied to the inspection object 4 by the light irradiation means 3, thereby generating signal light from the inspection object 4.
  • the signal light generated from the inspection object 4 by the light irradiation to the inspection object 4 is, for example, fluorescent light generated by being excited by transmitted light or reflected light of the irradiation light, or irradiation light according to the type of inspection. There is light generated by phosphorescence or nonlinear optical effects.
  • the light amplifying means 5 receives the signal light corresponding to the inspection type obtained from the inspection object 4, amplifies the input signal light, and outputs it to the light detecting means 6.
  • the light detection means 6 receives the signal light amplified by the light amplification means 5 and photoelectrically converts it.
  • the electrical signal photoelectrically converted by the light detection means 6 is processed according to the inspection type in a signal processing circuit (not shown), thereby inspecting the inspection object 4.
  • the signal light obtained from the inspection object 4 is amplified by the optical amplifying means 5 and then photoelectrically converted by the light detection means 6, the signal light obtained from the inspection object 4 is weak.
  • the signal light can be detected with high sensitivity and speed. Photoelectric conversion can be performed.
  • FIG. 2 is a functional block diagram showing the configuration of the optical inspection apparatus according to the first embodiment of the present invention.
  • This optical inspection device is a device that visualizes the running state of a blood vessel 12 buried in fat 11 when a rigid endoscope is inserted into the body and approaches an organ such as a stomach covered with fat. Thereby, it is possible to perform an endoscopic operation while avoiding bleeding due to erroneous cutting of the blood vessel 12.
  • a movable table 15 is provided at the insertion tip of a rigid endoscope (not shown) so as to be movable in a two-dimensional direction within a plane orthogonal to the insertion direction.
  • a projection lens 16 for irradiating light to the inspection object and a condensing lens 17 for condensing signal light from the inspection object are provided at intervals of about 10 mm, for example.
  • the movable table 15 is driven in a two-dimensional direction by the computer 21 via the movable table control device 22 and scans the light irradiated to the inspection object. Therefore, in the present embodiment, the movable table 15, the computer 21, and the movable table controller 22 constitute an optical scanning unit.
  • the light projecting lens 16 is coupled via a single mode optical fiber 25 to a semiconductor laser (LD) 26 that is a light generating means.
  • a semiconductor laser (LD) 26 that is a light generating means.
  • the semiconductor laser 26 for example, a laser that generates light having an output of 50 mW, a spectral width of 1 nm, and a center wavelength of 980 nm is used.
  • the light having a wavelength of 980 nm is light that has a low light absorption rate in the fat 11 of the living body and high light absorption in the hemoglobin in the red blood cells.
  • the semiconductor laser 26 is driven by an LD driver 28 based on a sinusoidal modulation signal having a frequency fm from the function generator 27.
  • the light irradiation means is constituted by the single mode optical fiber 25 and the light projecting lens 16.
  • the light irradiated to the living body by the light projecting lens 16 is transmitted, reflected, or scattered in the fat 11, and when the blood vessel 12 travels in the fat 11, the light is absorbed by the red blood cells flowing in the blood vessel 12 and has an amplitude. Modulated.
  • the signal light obtained from the living body is collected by the condenser lens 17, and the collected signal light is passed through the multimode optical fiber 31. And is amplified by the optical amplifying means 32.
  • the optical amplification means 32 is configured to have an amplification band of 3 nm and a gain of about 13 dB in a wavelength of 980 nm using a waveguide optical amplifier such as a semiconductor optical amplifier or a fiber optical amplifier. Thereby, the light intensity of the received signal light is amplified up to about 20 times and outputted.
  • the signal light amplified by the light amplifying means 32 is received by the light detecting means (PD) 34 through the band-pass filter 33 and subjected to photoelectric conversion.
  • the band-pass filter 33 is, for example, a dielectric multilayer film type having a center wavelength of 980 nm and a pass bandwidth of about 1 nm
  • the light detecting means 34 is, for example, an InGaAs / PIN photodiode.
  • the output photoelectrically converted by the light detection means 34 is converted to a voltage by the transimpedance amplifier 35 and input to the lock-in amplifier 36.
  • the lock-in amplifier 36 extracts a voltage signal synchronized with the reference signal from the input voltage signal from the transimpedance amplifier 35 using the sine wave modulation signal with the frequency fm from the function generator 27 as a reference signal.
  • the analog output signal extracted by the lock-in amplifier 36 is converted into a digital signal by an analog-digital (A / D) converter 37 and supplied to the computer 21.
  • the computer 21 processes the digital signal of each point of the living body obtained from the A / D converter 37 by optical scanning by two-dimensional driving of the movable table 16 and displays an image on the monitor 38.
  • the signal light from the living body collected by the condenser lens 17 is amplified by the light amplifying means 32 via the multimode optical fiber 31 and then photoelectrically converted by the light detecting means 34. Therefore, even if the signal light obtained from the living body is weak, the light detection means 34 is configured by using an inexpensive photodetector without increasing the output of the semiconductor laser 26, so that the signal light is highly sensitive. Photoelectric conversion can be performed quickly.
  • the lock-in amplifier 36 can obtain a lower output voltage at the scanning point where the blood vessel is traveling in the scanning region of the fat 11 than at the scanning point where the blood vessel is not traveling.
  • FIG. 3 shows two examples of fiber type optical amplifiers that can be used as the optical amplifying means 32 shown in FIG. 2.
  • FIG. 3 (a) shows the configuration of a rare earth-doped optical fiber type optical amplifier.
  • 3 (b) shows the configuration of the Raman optical amplifier.
  • the rare earth doped optical fiber type optical amplifier shown in FIG. 3A includes a pumping light source 41, a multiplexing element 42 such as a dichroic mirror, a rare earth doped optical fiber 43, and a pumping light removing element 44, and laser oscillation of the optical amplifier.
  • optical isolators 45 and 46 are provided at the input end and the output end, respectively.
  • the rare earth doped optical fiber 43 an optical fiber added with rare earth such as Nd, Yb, Er, Tm, Pr, or the like is used.
  • the signal light having the wavelength ⁇ s input through the optical isolator 45 is combined with the pumping light having the wavelength ⁇ p emitted from the pumping light source 41 in the multiplexing element 42, and is added to the rare earth-doped optical fiber 43. Let them enter. Thereby, the signal light is amplified by using the stimulated emission in the rare earth-doped optical fiber 43 excited by the excitation light.
  • the output light of the rare earth-doped optical fiber 43 is incident on the excitation light removing element 44, where the residual excitation light is removed, only the signal light is transmitted, and the signal light transmitted through the excitation light removing element 44 is converted into an optical isolator. 46 is output.
  • the excitation light source 41 has a wavelength of 915 nm, an optical output of 50 mW, and a spectral width of 1 nm.
  • the multiplexing element 42 uses an optical fiber type wavelength multiplexing coupler.
  • the rare earth doped optical fiber 43 is a single clad / multimode Yb doped optical fiber or a single clad / single mode Yb doped optical fiber having a low Yb concentration and a length of 1 m.
  • the excitation light removing element 44 uses a dielectric multilayer filter that removes excitation light having a wavelength of 915 nm and transmits signal light having a wavelength of 980 nm.
  • the optical isolators 45 and 46 have an operating wavelength of 980 nm, an isolation band of about 30 nm, and a return loss of 30 dB. As a result, it is possible to realize a Yb-doped optical fiber type optical amplifier having a wavelength of 980 nm with low noise and high sensitivity.
  • the Raman optical amplifier shown in FIG. 3B uses a silica optical fiber 47 in place of the rare earth doped optical fiber 43 in the configuration of the rare earth doped optical fiber type optical amplifier shown in FIG.
  • the optical fiber 47 is pumped with pumping light to amplify the signal light by using the stimulated Raman scattering effect, and other configurations and operations are the same as those of the rare earth-doped optical fiber type optical amplifier. Therefore, the same components are denoted by the same reference numerals, and description thereof is omitted.
  • a signal light having a wavelength of 980 nm is amplified by this Raman optical amplifier as shown in FIG. 2, for example, a pumping light source 41 having a wavelength of 940 nm, an optical output of 300 mW, and a spectral width of 6 nm is used.
  • the silica-based optical fiber 47 uses a multimode optical fiber or a single mode optical fiber having a core diameter of 6 ⁇ m and a length of 2 km.
  • the excitation light removing element 44 uses a dielectric multilayer filter that removes excitation light having a wavelength of 940 nm and transmits signal light having a wavelength of 980 nm.
  • the other constituent elements have the characteristics described in the rare earth-doped optical fiber type optical amplifier shown in FIG. Thereby, a low-noise and high-sensitivity Raman optical amplifier with a wavelength of 980 nm can be realized.
  • the rare-earth-doped optical fiber 43 and the silica-based optical fiber 47 have a forward pumping configuration in which pumping light propagates in the same direction as the signal light.
  • a backward pumping configuration in which light is propagated in a direction opposite to the signal light or a bidirectional pumping configuration may be employed.
  • FIG. 4 is a functional block diagram showing the configuration of the optical inspection apparatus according to the second embodiment of the present invention.
  • This embodiment constitutes a laser scanning confocal fluorescence microscope 51, and has a He—Ne laser 52 that continuously oscillates at a wavelength of 543 nm as light generating means.
  • the laser light emitted from the He-Ne laser 52 is adjusted in light intensity by a light intensity adjusting device 53 such as an acousto-optic modulator (AOM), and the dichroic mirror 54, XY galvano mirror.
  • AOM acousto-optic modulator
  • the pupil projection lens 56, the imaging lens 57, and the objective lens 58 the living cell sample 60 to be examined is condensed and irradiated.
  • the light intensity adjusting device 53, the dichroic mirror 54, the XY galvanometer mirror 55, the pupil projection lens 56, the imaging lens 57, and the objective lens 58 constitute light irradiation means. is doing.
  • the XY galvano mirror 55 constitutes an optical scanning unit.
  • the living cell sample 60 an inspection object stained with a fluorescent dye or an inspection object expressing a fluorescent protein is used.
  • a test target substance in which the fluorescent protein DsRed is expressed is used. Therefore, when the live cell sample 60 is irradiated with laser light from the He—Ne laser 52, DsRed is excited and fluorescence having a wavelength of about 570 nm to 650 nm is generated.
  • Fluorescence generated from the living cell sample 60 is guided to the dichroic mirror 54 through the objective lens 58, the imaging lens 57, the pupil projection lens 56, and the XY galvanometer mirror 55.
  • the dichroic mirror 54 is configured to transmit light having a wavelength of 543 nm and reflect light having a wavelength longer than 570 nm. As a result, the fluorescence having a wavelength of about 570 nm to 650 nm generated in the living cell sample 60 is reflected by the dichroic mirror 54.
  • the fluorescence reflected by the dichroic mirror 54 is condensed by the condenser lens 62 via the optical isolator 61, amplified by the optical amplifying means 63 having a semiconductor optical amplifier or a fiber type optical amplifier, and the amplified fluorescence is converted into light.
  • Light is received by a photomultiplier tube (PMT) 64 serving as detection means, and photoelectrically converted.
  • the optical amplifying unit 63 is configured to have a gain band of about 10 dB gain and a wavelength of 620 nm to 650 nm, for example.
  • the laser scanning confocal fluorescence microscope 51 is entirely controlled by a computer 65.
  • the laser beam from the He—Ne laser 52 is deflected by the XY galvanometer mirror 55, and the living cell sample 60 is two-dimensionally scanned in a plane orthogonal to the optical axis of the objective lens 58.
  • the photoelectric conversion output obtained from the photomultiplier tube 64 is processed at a point, and a fluorescent image is displayed on the monitor 66.
  • the fluorescence generated from the living cell sample 60 is amplified by the light amplifying means 63 by the irradiation of the laser light from the He—Ne laser 52 and then photoelectrically converted by the photomultiplier tube 64.
  • the fluorescence which is the signal light obtained from the living cell sample 60
  • the fluorescence is generated using the inexpensive photomultiplier tube 64 without increasing the intensity of the laser light applied to the living cell sample 60. High sensitivity and rapid photoelectric conversion can be performed.
  • the optical isolator 61 is arranged on the input side of the optical amplification means 63, the return light to the living cell sample 60 can be blocked. Thereby, the damage by the excessive light irradiation to the living cell sample 60 and the change which acts on signal light can be prevented. The reason for this will be described below.
  • ASE spontaneous emission light noise
  • the optical isolator 61 is arranged on the incident side of the optical amplifying means 63, it is possible to prevent the return light of the ASE to the living cell sample 60, damage to the living cell sample 60 and signal light. Can be prevented.
  • FIG. 5 is a functional block diagram showing a configuration of an optical inspection apparatus according to the third embodiment of the present invention.
  • This embodiment constitutes a laser scanning multiphoton fluorescence microscope 71.
  • a titanium sapphire laser is mainly used as a light generating means.
  • the gain of the light amplifying means 63 is controlled by the computer 65 via the gain control means 73, and the dichroic mirror 54 is placed between the imaging lens 57 and the objective lens 58.
  • the difference is that the optical characteristics correspond to the wavelength of the emitted light from the titanium sapphire laser 72.
  • an ultrashort light pulse having a repetition frequency of 80 MHz, a pulse width of 150 fs, and an oscillation wavelength of 1000 nm is generated from the titanium sapphire laser 72.
  • the ultrashort light pulse from the titanium sapphire laser 72 is adjusted to an average light intensity of 500 mW by the light intensity adjusting device 53, and the XY galvanometer mirror 55, pupil projection lens 56, imaging lens 57, and dichroic mirror 54.
  • the living cell sample 60 to be examined is condensed and irradiated, and thereby, for example, DsRed in the living cell sample 60 is subjected to multiphoton excitation (for example, two-photon excitation) to generate fluorescence. .
  • Fluorescence generated from the living cell sample 60 is guided to the dichroic mirror 54 through the objective lens 58.
  • the dichroic mirror 54 is configured to transmit light having a wavelength of 1000 nm from the titanium sapphire laser 72 and to reflect light having a short wavelength of 700 nm or less. As a result, the fluorescence having a wavelength of about 570 nm to 650 nm generated in the living cell sample 60 is reflected by the dichroic mirror 54.
  • the fluorescence reflected by the dichroic mirror 54 is condensed by the condenser lens 62 via the optical isolator 61, amplified by the light amplifying means 63, and the amplified fluorescence is received by the photomultiplier tube 64, and the photoelectric Convert.
  • the fluorescence generated from the living cell sample 60 by, for example, two-photon excitation by the excitation light pulse from the titanium / sapphire laser 72 lasts for about several ns. That is, the fluorescence generated from the living cell sample 60 becomes pulse light synchronized with the excitation light pulse from the titanium sapphire laser 72. Therefore, in the present embodiment, the computer 65 is configured so that the amplification factor of the light amplifying unit 63 is increased at the timing at which the fluorescence enters in synchronization with the timing at which the pulsed fluorescence enters the light amplifying unit 63. Is controlled via the gain control means 73.
  • the amplification factor of the optical amplifying means 63 is controlled by increasing / decreasing or turning on / off the drive current when a semiconductor optical amplifier is used, and pumping from a pumping light source when using a fiber type optical amplifier. Control is performed by increasing / decreasing the light intensity or turning on / off the excitation light.
  • the fluorescence generated from the living cell sample 60 by multi-photon excitation by the excitation light pulse from the titanium sapphire laser 72 is amplified by the light amplifying means 63 and then the photomultiplier tube 64. Since photoelectric conversion is performed, an inexpensive photomultiplier tube 64 is used without increasing the intensity of the laser light applied to the living cell sample 60 even if the fluorescence that is the signal light obtained from the living cell sample 60 is weak. Fluorescence by two-photon excitation can be photoelectrically converted with high sensitivity.
  • the amplification factor of the optical amplifying unit 63 is controlled in synchronization with the incident timing of the fluorescence to the optical amplifying unit 63, the mixing of ASE noise during a period in which no fluorescence is incident can be reduced, and the S / N ratio is reduced. Can be improved.
  • FIG. 6 is a functional block diagram showing a configuration of an optical inspection apparatus according to the fourth embodiment of the present invention.
  • the present embodiment constitutes a laser scanning CARS microscope 81 and has a two-wavelength pulsed light source 82 as light generating means.
  • the two-wavelength pulse light source 82 is configured to generate, for example, light having a wavelength of 1064 nm and a wavelength of 816 nm at a pulse width of about 5 ps and a repetition frequency of 80 MHz, respectively.
  • the two-wavelength pulsed light from the two-wavelength pulse light source 82 is adjusted to an average light intensity of several tens of mW by the light intensity adjusting device 53, respectively, and the XY galvanometer mirror 55, pupil projection lens 56, imaging lens 57, and Through the objective lens 58, the unstained live cell sample 83 to be examined is condensed and irradiated, thereby generating CARS light from the live cell sample 83.
  • the transmitted light including the CARS light from the living cell sample 83 is condensed by the condenser lens 62, amplified by the light amplifying means 63, and the output light is incident on the band pass filter 84 to obtain a desired wavelength component.
  • the CARS light is extracted, and the CARS light transmitted through the bandpass filter 84 is received by the photomultiplier tube 64 and subjected to photoelectric conversion.
  • transmitted light including CARS light from the living cell sample 83 is amplified by the optical amplifying means 63 having a gain band wider than the wavelength band of the CARS light, and then desired by the bandpass filter 84.
  • the optical amplifying unit 63 changes the gain band from the wavelength 650 nm to the wavelength 670 nm and amplifies the transmitted light in the gain band by, for example, 10 dB.
  • the bandpass filter 84 is formed of a dielectric multilayer filter having a center wavelength of 660 nm and a transmission bandwidth of about 10 nm.
  • the computer 65 controls the amplification factor of the optical amplification unit 63 via the amplification factor control unit 73 so as to increase at the incident timing of the CARS light.
  • the laser scanning CARS microscope 81 is entirely controlled by the computer 65 as in the third embodiment, whereby the excitation light pulse from the two-wavelength pulse light source 82 is deflected by the XY galvanometer mirror 55. Then, the living cell sample 60 is two-dimensionally scanned in a plane orthogonal to the optical axis of the objective lens 58, and the photoelectric conversion output obtained from the photomultiplier tube 64 is processed at each scanning point, and the monitor 66 is fluorescent. Display an image.
  • the live cell sample 83 is used. Even if the CARS light, which is the signal light obtained from the above, is weak, the CARS light is photoelectrically converted with high sensitivity and high speed using the inexpensive photomultiplier tube 64 without increasing the intensity of the laser light applied to the living cell sample 83. can do.
  • the CARS light having a desired wavelength component is extracted from the output light of the optical amplification unit 63 by the bandpass filter 84, and the amplification factor of the optical amplification unit 63 is synchronized with the incident timing of the CARS light generated from the living cell sample 83.
  • the amplification factor of the optical amplification unit 63 is synchronized with the incident timing of the CARS light generated from the living cell sample 83.
  • FIG. 7 is a block diagram showing a schematic configuration of the electromagnetic wave detection device according to the fifth exemplary embodiment of the present invention.
  • This electromagnetic wave detection device is for amplifying a detected electromagnetic wave emitted from a sample to be observed and delivering it as an electric signal to a signal processing system.
  • the light generating means and the light Irradiation means is not an essential component.
  • the electromagnetic wave detection apparatus includes a mode adjustment unit 110 that adjusts the mode state of an incident multimode detected electromagnetic wave, and an amplification unit 120 that amplifies the electromagnetic wave whose mode state is adjusted by the mode adjustment unit 110. And a converting means 130 for converting the electromagnetic wave amplified by the amplifying means 120 into an electric signal and outputting it to a signal processing system.
  • the amplifying unit 120 has an amplification characteristic having an excellent SNR with respect to a specific amplification spatial mode.
  • the mode adjusting unit 110 converts a multimode incident electromagnetic wave into a mode distribution of energy, and the amplification unit 120 The mode is adjusted to substantially match the amplification space mode.
  • FIG. 8 is a diagram for explaining mode adjustment in the mode adjustment means 110.
  • the mode adjustment unit 110 allows the incidence of multi-mode electromagnetic waves on the incident side, while on the output side, the mode adjustment unit 110 substantially coincides with the amplification spatial mode of the subsequent amplification unit 120, that is, has a highly consistent energy mode distribution. It is comprised so that adjustment may be performed.
  • FIG. 8A is an example of the mode distribution of the energy of the incident electromagnetic wave on the incident side of the mode adjusting means. In this example, energy is distributed in a basic mode indicated by mode number 1 and higher-order modes indicated by mode numbers 2 to 7.
  • FIGS. 8B and 8C are diagrams showing the mode distribution of the energy of the electromagnetic wave on the emission side of the mode adjusting means 110 in different cases. In FIG.
  • FIG. 8B shows that only the two modes indicated by mode numbers 1 and 2 are allowed, and the energy of each mode on the incident side of the mode adjusting means 110 is converted into these two modes with low loss. Is done.
  • FIG. 8C shows that the mode distribution of energy on the emission side of the mode adjusting means is allowed to have the same mode numbers 1 to 7 as the incident side, but the energy mode distribution changes, An example in which the distribution of the two modes of mode numbers 1 and 2 is particularly high is shown. That is, in FIG. 8C, the number of spatial modes is reduced in a pseudo manner.
  • the mode adjusting means 110 may be either one that reduces the number of modes as shown in FIG. 8B or one that changes the energy distribution as shown in FIG. 8C.
  • the detected electromagnetic wave which is a scattered wave or a wave whose wavefront is disturbed, is incident on the mode adjusting unit 110 according to a mode allowed on the incident side of the mode adjusting unit 110.
  • the coupling efficiency between the detected electromagnetic wave and the mode adjustment unit 110 increases as more higher-order modes are allowed.
  • the detected light undergoes mode adjustment by the mode adjustment unit 110 and is emitted to the amplification unit 120.
  • the mode distribution of the energy of the detected electromagnetic wave emitted from the mode adjustment unit 110 and the amplification spatial mode by the amplification unit 120 substantially coincide with each other, so that energy loss due to mode mismatch is reduced.
  • the detected electromagnetic wave is amplified by the amplifying means 120, emitted to the converting means 130, and converted into an electric signal by the converting means 130.
  • the electrical signal output from the conversion means 130 is converted into desired data by a signal processing system following the subsequent stage.
  • the mode adjustment unit 110 that converts the multimode incident electromagnetic wave into a mode that substantially matches the amplification spatial mode by the amplification unit 120 by converting the energy mode distribution. Since the amplifying means and the converting means are arranged in front of each other, even if the detected electromagnetic wave is scattered or the electromagnetic wave has a distorted wave front, the detected electromagnetic wave can be collected with high efficiency, and it is fast and sensitive. Light detection is possible.
  • FIG. 9 is a diagram showing a schematic configuration of a rigid endoscope blood vessel imaging apparatus according to the sixth embodiment of the present invention. This apparatus detects a detected signal light obtained by irradiating a laser beam and visualizes a blood vessel position existing under fat.
  • This rigid endoscope blood vessel imaging apparatus irradiates laser light for illumination while scanning the biological sample 200, and the light reflected or scattered on the surface and inside of the biological sample 200 has the configuration shown in FIG. It is configured to detect and convert it into an electric signal by an electromagnetic wave detecting device, and process the electric signal by a signal processing system to display an image.
  • This rigid endoscope type blood vessel imaging apparatus has a single mode fiber (singlesingmode fiber: SMF) output type Er-doped fluoride fiber laser 161, an isolator 162, a single mode fiber (single mode fiber) having a wavelength of 543 nm and an output of 2 mW. SMF) 163 and a collimator 164 are provided as an illumination optical system, and laser light emitted from the Er-doped fluoride fiber laser 161 is substantially collimated by the collimator 164 via the isolator 162 and SMF 163 to a desired observation position of the biological sample 200. It is configured to be irradiated.
  • SMF single mode fiber
  • a laser driver 166 for driving the Er-doped fluoride fiber laser 161 is provided, and the Er-doped fluoride fiber laser 161 controls the entire rigid endoscope blood vessel imaging apparatus via the laser driver 166.
  • the output state is controlled by control from a computer 169 described later.
  • the rigid endoscope blood vessel imaging apparatus shown in FIG. 9 includes the mode adjustment means 110, the amplification means 120, and the conversion means 130 of the electromagnetic wave detection apparatus shown in FIG.
  • a tapered fiber 111 an Er-doped fluoride fiber type optical amplifier 121, and a silicon PIN-PD (PIN photo diode) 131 are provided.
  • an electric amplifier 167 for amplifying the electric signal output from the PIN-PD 131 and an analog-to-digital (analog-to-digital) for converting the analog electric signal amplified by the electric amplifier 167 into a digital signal are provided after the PIN-PD 131.
  • a digital: AD converter 168 is provided.
  • a tapered fiber is an optical fiber having a structure in which the diameter of a core portion where light is guided from the input side to the output side changes.
  • the incident surface of the tapered fiber 111 faces the biological sample 200 and is disposed at a position close to the collimator 164, and is fixed on the scanning mount 165 together with the collimator 164.
  • the tapered fiber 111 has a tapered shape in which the core diameter on the input side is larger than the core diameter on the output side.
  • the core diameters on the input side and output side are 50 ⁇ m and 4 ⁇ m, respectively, and the length is 1.0 m.
  • the Er-doped fluoride fiber type optical amplifier 121 includes isolators 173a and 173b, a wavelength division multiplexing (WDM) coupler 174, an Er-doped fluoride fiber 175, and an optical filter. 176, including a semiconductor laser (laser Diode: LD) 177.
  • WDM wavelength division multiplexing
  • Isolators 173a and 173b are arranged on the input side and output side of the Er-doped fluoride fiber optical amplifier 121, and suppress return light.
  • the LD 177 is an excitation light source for the Er-doped fluoride fiber 175, and uses a semiconductor laser having a wavelength of 975 nm and an output of 100 mW.
  • a driver 172 for driving the LD 177 connected to the LD 177 is provided.
  • the WDM coupler 174 is configured to combine the excitation light from the LD 177 and the signal light emitted from the incident-side isolator 173 a and output the resultant light to the Er-doped fluoride fiber 175.
  • the Er-doped fluoride fiber 175 is a single-mode Er-doped fluoride fiber having a core diameter of 4 ⁇ m, and amplifies signal light with pump light and outputs residual pump light and ASE.
  • the optical filter 176 is provided on the emission side of the Er-doped fluoride fiber 175, removes the residual excitation light and ASE, and emits only the signal light. This signal light is emitted from the Er-doped fluoride fiber amplifier 121 via the isolator 173b.
  • This Er-doped fluoride fiber optical amplifier 121 can amplify the output of the tapered fiber 111 by about 15 dB.
  • the rigid endoscope blood vessel imaging apparatus includes a computer 169 that controls each part of the apparatus and processes a digital signal output from the AD converter 168.
  • the computer 169 is connected to the laser driver 166, the driver 171 and the driver 172, and controls the Er-doped fluoride fiber laser 161, the Er-doped fluoride fiber type optical amplifier 121, and the scanning mount 165, and an AD converter 168.
  • Signal processing is performed in association with the output signal of Er, the output of the Er-doped fluoride fiber laser 161, the amplification factor of the Er-doped fluoride fiber type optical amplifier 121, and the position of the scanning mount 165, and the result is displayed on the display monitor 170. Configured to display.
  • the computer 169 scans the scanning mount 165 via the driver 171 and the laser driver.
  • the Er-doped fluoride fiber laser 161 is driven through 166 to irradiate the biological sample 200 with laser light from the collimator 164.
  • the laser light is reflected or scattered on the surface and inside of the biological sample 200 and enters the tapered fiber 111 as signal light having a wavelength of 543 nm.
  • the core diameter on the incident side of the tapered fiber 111 is 50 ⁇ m, the area of the incident surface is large compared to a fiber with a core diameter of 4 ⁇ m, and a wide range of signals can be collected in addition to many other basic modes. Higher order modes can be incident.
  • the core diameter is as small as 4 ⁇ m, and the energy distribution between modes is adjusted to concentrate on the fundamental mode.
  • the signal light subjected to the mode adjustment is incident on the Er-doped fluoride fiber optical amplifier 121, and is incident on the single mode Er-doped fluoride fiber 175 having a core diameter of 4 ⁇ m whose fundamental mode is the amplification spatial mode shown in FIG. To do. Since the mode distribution on the emission side of the tapered fiber and the amplification spatial mode of the Er-doped fluoride fiber 175 substantially coincide with each other, the coupling efficiency at the junction between the two becomes high. For this reason, the loss of energy of the signal light incident on the tapered fiber 111 can be suppressed, and the Er-doped fluoride fiber optical amplifier 121 can perform amplification in a substantially single mode, so that generation of ASE can be suppressed. , Signal light having a high SNR can be obtained.
  • the signal light emitted from the Er-doped fluoride fiber optical amplifier 121 is converted into an electric signal by the PIN-PD 131, amplified by the electric amplifier 167, and converted into a digital signal by the AD converter 168. It is converted and sent to the computer 169.
  • the computer 169 performs signal processing by associating this electrical signal with the scanning position information obtained from the driver 171, generates a blood vessel image, and displays it on the monitor 170. In this way, the blood vessel position existing under fat can be imaged at high speed.
  • the tapered fiber 111 by arranging the tapered fiber 111 in the front stage of the Er-doped fluoride fiber optical amplifier 121, the light receiving surface can be widened, and further, the incident-side tolerance is allowed. Since the number of spatial modes is large, a large amount of signal light can be incident even if the signal light to be detected is scattered light or light with a disturbed wavefront.
  • the tapered fiber 111 converts the energy mode distribution to a mode that substantially coincides with the amplification spatial mode of the Er-doped fluoride fiber optical amplifier 121 having a small number of amplification spatial modes, so that ASE can be reduced. , Optical amplification with high SNR becomes possible.
  • mode adjustment can be performed with little energy loss by using the tapered fiber 111. Therefore, even if the detected signal light is scattered light or light with a disturbed wavefront, it is possible to amplify light with high signal light intensity and low noise light intensity. Therefore, by arranging this optical amplifier in front of the PIN-PD 131, light detection with high speed and high sensitivity becomes possible.
  • the tapered fiber 111 which is a kind of optical fiber as the mode adjusting means 110, a long spatial mode adjusting waveguide can be stably realized. By making the length longer, adiabatic spatial mode adjustment becomes possible, and lower-loss spatial mode adjustment can be realized.
  • the use of the optical fiber eliminates the need for fine adjustment of the spatial optical system, thereby improving the degree of freedom in use.
  • the tapered fiber 111 has a very high degree of design freedom, it is possible to realize a mode adjusting means suitable for the state of the detection light. Further, since the tapered fiber 111 can be manufactured relatively easily, a low-cost photodetector can be provided.
  • the Er-doped fluoride fiber optical amplifier 121 is used as the amplifying means 120, it is possible to perform amplification with high gain and low noise and high amplification efficiency. Furthermore, optical amplification is possible even in a wavelength band that cannot be operated with a silica-based fiber optical amplifier, and in particular, efficient optical amplification in the visible band is possible.
  • FIG. 12 is a block diagram showing a schematic configuration of the electromagnetic wave detection device according to the seventh exemplary embodiment of the present invention.
  • the electromagnetic wave detection device includes a plurality of mode adjustment units 110 and a multiplexing unit 140 between the mode adjustment unit 110 and the amplification unit 120.
  • the detected electromagnetic wave is input to the plurality of mode adjustment units 110, and the mode adjustment unit 110 adjusts the spatial mode. Thereafter, the output electromagnetic waves from the plurality of mode adjusting means 110 are input to the multiplexing means 140 and are combined.
  • the detected signal electromagnetic wave output from the combining unit 140 is amplified by the amplifying unit 120 and further converted into an electric signal by the converting unit 130.
  • the electrical signal output from the conversion means 130 is converted into desired data by a signal processing system following the subsequent stage.
  • a plurality of mode adjusting means 110 for adjusting the modes of multi-mode incident electromagnetic waves incident in parallel are provided in front of the amplifying means 120 and the converting means 130. Since they are arranged, signal waves can be collected with high efficiency even when the signal electromagnetic waves to be detected are scattered or electromagnetic waves whose wave front is disturbed, and electromagnetic waves can be detected at high speed and with high sensitivity.
  • it since it includes a multiplexing unit 140 that combines a plurality of electromagnetic waves output from the plurality of mode adjustment units 110, the operation stability of the entire apparatus is further improved by combining the incident electromagnetic waves with a reduced number of modes. Can be improved.
  • FIG. 13 is a diagram showing a schematic configuration of a rigid endoscope blood vessel imaging apparatus according to the eighth embodiment of the present invention using the electromagnetic wave detection apparatus shown in FIG.
  • This rigid endoscope blood vessel imaging apparatus uses the illumination lens 164b instead of the collimator 164a in the rigid endoscope blood vessel imaging apparatus shown in FIG. 9, and a plurality of tapered fibers 111 are provided in parallel.
  • a fiber coupler 141 is provided as a multiplexing means 140 on the emission side. Further, the illumination lens 164 b and the incident surfaces of the plurality of tapered fibers 111 are fixed to the scanning mount 165 so as to face the biological sample 200.
  • the illumination lens 164 b diffuses the laser light propagated through the SMF 163 and irradiates the region of the biological sample 200 facing the incident surface of the tapered fiber 111.
  • the laser light is reflected or scattered on the surface and inside of the biological sample 200 and enters the plurality of tapered fibers 111 as multimode light.
  • the signal light incident on each tapered fiber 111 is incident on the fiber coupler 141 as a light having a small number of modes including the fundamental mode and is multiplexed. Thereafter, the signal light combined by the fiber coupler 141 enters the Er-doped fluoride fiber type optical amplifier 121. Since other configurations and operations are the same as those of the sixth embodiment, the same components are denoted by the same reference numerals and description thereof is omitted.
  • more signal lights can be collected by having a plurality of tapered fibers 111. Also, since the operation is generally more stable with an element having a smaller number of spatial modes, the operation stability of the entire apparatus can be further improved by reducing the number of spatial modes of the signal light and using the multiplexing means. Can be improved.
  • FIG. 14 is a block diagram showing a schematic configuration of an electromagnetic wave detection device according to the ninth exemplary embodiment of the present invention.
  • This electromagnetic wave detection device is provided with a plurality of mode adjustment means 110 and amplifying means 120 in parallel in the configuration of the electromagnetic wave detection device shown in FIG. Are configured to be input to the conversion means 130 that can process these outputs in parallel.
  • the detected electromagnetic wave is input to the plurality of mode adjusting units 110, and each mode adjusting unit 110 adjusts the spatial mode. Thereafter, the output electromagnetic waves from the plurality of mode adjusting units 110 are input to the corresponding amplifying units 120 and amplified, and further converted into electric signals in parallel by the converting unit 130. The electrical signal output from the conversion means 130 is converted into desired data by a signal processing system following the subsequent stage.
  • the plurality of mode adjustment units 110 that adjust the multimode incident electromagnetic waves incident in parallel to a mode that substantially matches the amplification spatial mode by the amplification unit 120 by converting the energy mode distribution.
  • they are arranged in front of the corresponding amplification means 120 and conversion means 130, even if the detected signal electromagnetic wave is a scattered electromagnetic wave or an electromagnetic wave whose wavefront is distorted, it can be collected with high efficiency, Highly sensitive light detection is possible.
  • it has a plurality of mode adjusting means 110 and a plurality of amplifying means 120 corresponding thereto, and converts electromagnetic wave outputs from the respective amplifying means 120 into electric signals in parallel. Can be obtained.
  • FIG. 15 is a diagram showing a schematic configuration of a highly sensitive endoscope according to the tenth embodiment of the present invention using the electromagnetic wave detecting device shown in FIG.
  • This highly sensitive endoscope irradiates a laser beam for illumination, detects the light reflected or scattered on the surface and inside of the biological sample 200 by the electromagnetic wave detection device of FIG. 14, and converts it into an electrical signal.
  • An electric signal is processed by a signal processing system to display an endoscopic image.
  • an LD 180 having a wavelength of 635 nm and an output of 20 mW, an isolator 181, a multi-mode fiber (MMF) 182a, and The illumination lens 183 is provided, and the output of the LD 180 serving as the light source is output to the space from the illumination lens 183 via the isolator 181 and the MMF 182a, and is irradiated to the biological sample 200.
  • MMF multi-mode fiber
  • a laser driver 179 that drives the LD 180 is provided, and the LD 180 is configured such that the output is controlled by the computer 169 that controls the entire high-sensitivity endoscope via the laser driver 179.
  • the electromagnetic wave detection apparatus for detecting the detection light from the biological sample 200 includes 128 ⁇ 128 tapered fibers 111 as the mode adjusting means 110 and 128 ⁇ 128 semiconductors corresponding to the tapered fibers 111 as the amplifying means 120.
  • An optical amplifier (semiconductor / optical / amplifier: SOA) 122 is used, and a CCD camera 132 having 128 ⁇ 128 pixels is used as the conversion means 130, respectively.
  • an isolator 184a is provided between each tapered fiber 111 and the corresponding SOA 122, and an isolator 184b and an ASE removing optical bandpass filter (band-pass filter: BPF) are provided between each SOA 122 and the CCD camera 132. ) 185.
  • An analog-to-digital (A / D) converter 168 that converts an analog electrical signal into a digital signal is provided at the subsequent stage of the CCD camera 132.
  • the core diameters of the input side and the output side are 50 ⁇ m and 9 ⁇ m, respectively, and the length is 1.0 m.
  • the incident surface faces the biological sample 200, and the illumination lens 183 is used. Are arranged so that signal light from different positions of the biological sample 200 is incident, and is fixed to the housing 178 together with the illumination lens 183.
  • the SOA 122 is configured to be controlled by the computer 169 via the driver 186.
  • each tapered fiber 111 the signal light having a wavelength of 635 nm reflected or scattered on the surface and inside of the biological sample 200 is input to each tapered fiber 111, and the mode is adjusted.
  • Each output of the tapered fiber 111 is input to the corresponding SOA 122 via the isolator 184 and amplified by about 18 dB.
  • the output of each SOA 122 enters the corresponding BPF 185 via the corresponding isolator 184, and the ASE is removed.
  • the output of each BPF 185 is input so as to correspond to each pixel of the 128 ⁇ 128 pixel CCD camera 132 and converted into an electrical signal. Further, the signal output converted into an electric signal by the CCD camera 132 is converted into a digital signal by the AD converter 168.
  • a computer 169 that controls each part of the apparatus and processes the digital signal output from the AD converter 168 is provided.
  • the computer 169 is connected to the laser driver 179 and the driver 186 to control the LD 180 and the SOA 122, and performs signal processing by associating the output signal of the AD converter 168 with the output of the LD 180 and the amplification factor of the SOA 122.
  • the result is displayed on the display monitor 170 as, for example, an endoscopic image.
  • the same effect as that of the sixth embodiment can be obtained, and an endoscopic image can be obtained with higher speed and higher sensitivity than in the past.
  • a plurality of tapered fibers 111 and a plurality of SOAs 122 corresponding thereto are provided, and the optical output from each SOA 122 is converted into an electrical signal in parallel, thereby simultaneously providing information on a plurality of points of the biological sample 200. Can be obtained. Therefore, this is particularly effective when generating a two-dimensional image or the like.
  • the SOA 122 as the amplifying means 120, it is possible to construct a compact and low-cost photodetection system, and it is possible to integrate with other semiconductor elements such as a plurality of semiconductor optical amplifiers and photodiodes (PD). It becomes possible. It also has the advantage of requiring less power supply. Furthermore, since the SOA has a wider operating wavelength band than the fiber-type optical amplifier, it can cope with various detected lights.
  • FIG. 16 is a block diagram showing a schematic configuration of the electromagnetic wave detection device according to the eleventh embodiment of the present invention.
  • this electromagnetic wave detection device is provided with a wave collecting means 150 for collecting the detected electromagnetic waves before the mode adjustment means 110.
  • the amount of signal electromagnetic wave that can be detected can be further increased.
  • FIG. 17 is a diagram showing a schematic configuration of a rigid endoscope blood vessel imaging apparatus according to the twelfth embodiment of the present invention using the electromagnetic wave detection apparatus shown in FIG.
  • This rigid endoscope blood vessel imaging apparatus is a rigid endoscope blood vessel imaging apparatus shown in FIG. 9 in which a condensing lens 151 is provided in front of the incident surface of the tapered fiber 111.
  • a condensing lens 151 is provided in front of the tapered fiber 111.
  • FIG. 18 is a diagram showing a schematic configuration of a laser scanning multiphoton microscope according to the thirteenth embodiment of the present invention.
  • the electromagnetic wave detection apparatus shown in FIG. 16 is used for detection of signal light from a living cell sample.
  • the laser scanning multiphoton microscope includes a titanium sapphire laser 187, a light intensity modulator 188, an XY galvanometer mirror 189, a pupil projection lens 190, an imaging lens 191, Dichroic mirror 192, objective lens 193 constituting the objective optical system, isolator 202, condensing lens 152, tapered waveguide 112, SOA 123, PIN-PD 133, electric amplifier 167, AD converter 168, and amplification factor control means 203 It is comprised including.
  • the titanium sapphire laser 187 is a light source that generates an ultrashort optical pulse having a repetition frequency of 80 MHz, a pulse width of 150 fs, and an oscillation wavelength of 1060 nm.
  • the ultrashort light pulse from the titanium sapphire laser 187 is adjusted to an average light intensity of 100 mW by a light intensity adjusting device 188, and is subjected to an XY galvanometer mirror 189, a pupil projection lens 190, an imaging lens 191, a dichroic mirror 192, and Via the objective lens 193, the living cell sample 201 to be examined is condensed and irradiated.
  • the XY galvanometer mirror 189 is driven to scan the irradiation position of the laser beam on the sample.
  • red fluorescent protein for example, two-photon excitation
  • the objective lens 193 guides the fluorescence generated from the living cell sample 201 to the dichroic mirror 192.
  • the dichroic mirror 192 is configured to transmit light having a wavelength of 1060 nm from the titanium sapphire laser 187 and to reflect light having a short wavelength of 700 nm or less. As a result, the fluorescence having a wavelength of about 570 nm to 650 nm generated in the living cell sample 201 is reflected by the dichroic mirror 192.
  • the condensing lens 152, the tapered waveguide 112, the SOA 123, and the PIN-PD 133 correspond to the wave collecting means 150, the mode adjusting means 110, the amplifying means 120, and the converting means 130 of the electromagnetic wave detecting device shown in FIG.
  • the fluorescence reflected by the dichroic mirror 192 is condensed by the condenser lens 152 through the isolator 202 and input to the tapered waveguide 112.
  • the tapered waveguide 112 is configured so that the spatial mode on the incident side is 8, and the number of modes on the output side is reduced to 2 by mode adjustment.
  • the fluorescence output from the tapered waveguide 112 enters the SOA 123 controlled by the external computer 169 via the amplification factor control means 203, is amplified, and is converted into an electrical signal by the silicon PIN-PD 133.
  • the SOA 123 can amplify at a high SNR while suppressing the occurrence of ASE by reducing the number of modes of incident signal light.
  • the electric signal output from the PIN-PD 133 is amplified by the electric amplifier 167, converted into a digital signal by the AD converter 168, and transmitted to the external computer 169.
  • the computer 169 performs signal processing by associating the signal received from the AD converter 168 with the scanning position information obtained from the XY galvano mirror 189 and displays the result on the monitor 170 as a microscope image.
  • the fluorescence generated from the living cell sample 201 by being excited with two photons by the excitation light pulse from the titanium / sapphire laser 187 lasts for several ns. That is, the fluorescence generated from the living cell sample 201 becomes pulse light synchronized with the excitation light pulse from the titanium sapphire laser 187. Therefore, in the present embodiment, the computer 169 controls the amplification factor of the SOA 123 to increase at the timing at which the fluorescence enters in synchronization with the timing at which the pulsed fluorescence enters the SOA 123.
  • a mode in which the fluorescence generated from the living cell sample 201 by multi-photon excitation by the excitation light pulse from the titanium sapphire laser 187 is reduced using the tapered waveguide 112 is reduced in the number of spatial modes.
  • the amplification factor of the SOA 123 is controlled in synchronization with the timing of the fluorescence incident on the SOA 123, mixing of ASE generated by supplying power to the optical amplifier during a period when the fluorescence does not enter is reduced. And the SNR can be improved. Furthermore, the detection signal level can be easily adjusted by changing the amplification factor of the SOA 123.
  • FIG. 19 is a block diagram showing a schematic configuration of the electromagnetic wave detection device according to the fourteenth embodiment of the present invention.
  • this electromagnetic wave detection device combines a plurality of collecting means 150 and a detection electromagnetic wave from the plurality of collecting means 150 before the mode adjusting means 110.
  • the wave means 140 is provided.
  • the detected electromagnetic wave is collected by the plurality of collecting means 150 and input to the combining means 140.
  • the multiplexing unit 140 multiplexes the plurality of input light to be detected and outputs the combined light to the mode adjustment unit 110.
  • Other operations are the same as those of the electromagnetic wave detection apparatus of FIG.
  • signal electromagnetic waves from a plurality of locations can be acquired in a lump.
  • the energy of the signal electromagnetic waves input to the amplifying means 120 can be increased, and the SNR can be further improved.
  • FIG. 20 is a diagram showing a schematic configuration of a rigid endoscope blood vessel imaging device according to the fifteenth embodiment of the present invention using the electromagnetic wave detection device shown in FIG.
  • This rigid endoscope blood vessel imaging device uses an illumination lens 164b instead of the collimator 164a in the rigid endoscope blood vessel imaging device shown in FIG.
  • a condensing lens 151, a multi-mode fiber (MMF) 182 b coupled to the condensing lens 151, and a multimode fiber coupler 142 that combines signal light from each MMF 182 b are provided.
  • the condensing lens 151 and the multimode fiber coupler 142 correspond to the collecting means 150 and the combining means 140 in FIG. 19, respectively.
  • the illumination lens 164b and each condensing lens 151 are fixed to the scanning mount 165 so as to face the sample 100. Further, unlike the collimator 164a shown in FIG. 9, the illumination lens 164b diffuses the laser light that has propagated through the SMF 163 and irradiates the region of the biological sample 200 facing the incident surface of each condensing lens 151. It is configured to let you.
  • the laser light emitted from the illumination lens 164b is reflected or scattered on the surface and inside of the biological sample 200, and is collected by the plurality of condensing lenses 151, and then by the multimode fiber coupler 142 via the MMF 182b.
  • the light is multiplexed and enters the tapered fiber 111 as multimode light. Since other configurations and operations are the same as those of the sixth embodiment, the same components are denoted by the same reference numerals, and description thereof is omitted.
  • the present embodiment since a plurality of condensing lenses 151 are provided, signal light from a plurality of locations can be acquired at once, and the amount of signal light that can be detected is further increased. Is possible. Further, by combining the signal light from a plurality of places with the multi-mode fiber coupler 142, the number of the tapered fiber 111, the Er-doped fluoride fiber optical amplifier 121, and the PIN-PD 131 that follow the subsequent stage can be reduced to one. it can. In addition, the signal light energy input to the Er-doped fluoride fiber optical amplifier 121 can be increased by collecting the signal lights from a plurality of locations. Therefore, it is possible to obtain an endoscopic image at higher speed and higher sensitivity.
  • FIG. 21 is a block diagram showing a schematic configuration of the electromagnetic wave detection device according to the sixteenth embodiment of the present invention.
  • This electromagnetic wave detection apparatus is configured by providing a wave collecting means 150 in front of each mode adjusting means 110 in the structure of the electromagnetic wave detection apparatus shown in FIG.
  • a wave collecting means 150 in front of each mode adjusting means 110 in the structure of the electromagnetic wave detection apparatus shown in FIG.
  • FIG. 22 is a diagram showing a schematic configuration of a rigid endoscope blood vessel imaging device according to the seventeenth embodiment of the present invention using the electromagnetic wave detection device shown in FIG.
  • This rigid endoscope blood vessel imaging apparatus is the rigid endoscope blood vessel imaging apparatus according to the tenth embodiment shown in FIG. 15, in which a condensing lens 152 is provided in front of a plurality of tapered fibers 111. It is. By providing the condensing lens 152 in front of the tapered fiber 111, a larger portion of the light reflected or scattered on the surface and inside of the biological sample 200 can be taken into each tapered fiber 111. Since other configurations and operations are the same as those of the tenth embodiment, the same components are denoted by the same reference numerals and description thereof is omitted.
  • the condensing lens 152 is provided in front of the tapered fiber 111, it is possible to further increase the amount of signal that can be detected. Therefore, it is possible to obtain an endoscopic image at higher speed and higher sensitivity.
  • the present invention is not limited to the above embodiment, and many variations or modifications are possible.
  • the laser scanning confocal fluorescence microscope 51 shown in the second embodiment and the laser scanning multiphoton fluorescence microscope 71 shown in the third embodiment are not limited to the reflection type, but are configured as a transmission type. You can also.
  • the laser scanning CARS microscope 81 shown in the fourth embodiment is not limited to the transmission type, and can be configured as a reflection type.
  • the tapered fiber 111 or the tapered waveguide 112 is used.
  • the invention is not limited to this, and a tapered photonic crystal waveguide, a long-period fiber Bragg grating, a refractive index modulation planar waveguide, or the like is used. Can do.
  • a gradient index waveguide having a nonuniform refractive index distribution in the longitudinal direction of the waveguide is used, or in the longitudinal direction of the waveguide.
  • Waveguides that provide a non-uniform stress distribution or a non-uniform temperature distribution can be used.
  • energy exchange occurs between the spatial modes due to the refractive index, stress, or temperature fluctuation in the optical waveguide.
  • an Er-doped fluoride fiber type optical amplifier or SOA is used, but is not limited thereto.
  • fiber-type optical amplifiers using the stimulated Raman scattering effect can be used instead of these amplifiers.
  • the operating wavelength band of rare-earth doped fiber optical amplifiers is very discrete, so there is a wavelength range where the optical amplification effect cannot be obtained, but the stimulated Raman scattering effect does not select the operating wavelength band, so use this
  • optical amplification can be performed in an arbitrary wavelength region.
  • other fiber type optical amplifiers such as a fiber type Brillouin optical amplifier, a fiber type parametric optical amplifier, etc. can be used.
  • dye amplifiers can be used.
  • the dye amplification band is wide, and therefore, using a dye amplifier makes it possible to amplify a broadband signal. Furthermore, depending on the design of the dye, light amplification at various wavelengths becomes possible.
  • the PIN-PD or CCD camera is used as the conversion means 130, the present invention is not limited to this.
  • an APD, PMT, CMOS, EM-CCD or EB-CCD can be used.
  • a fiber coupler or a multi-mode fiber coupler is used, but is not limited to this.
  • a planar waveguide type optical coupler, a spatial beam combiner, a polarization combining coupler, a wavelength combining coupler, or the like is used. You can also.
  • a condensing lens is used, but is not limited thereto.
  • a GRIN (Gradient Index) lens or a lensed fiber can be used.
  • the present invention is not limited to the imaging apparatus and endoscope shown in the above embodiment, but also when the above-described flow cytometer and optical measurement methods such as FCS, SPR, LPIA, and FIA are performed. It can be applied effectively.
  • the inventions according to the sixteenth to thirty-eighth aspects of the present application have the following effects.
  • the mode adjustment means for adjusting the incident mode electromagnetic wave to a mode that substantially matches the amplification spatial mode by the amplification means by converting the mode distribution of energy, Because it is placed in front of the amplifying means and the converting means, even if the detected electromagnetic wave is scattered or the electromagnetic wave has a distorted wave front, the detected electromagnetic wave can be collected with high efficiency, and the electromagnetic wave is fast and highly sensitive. Detection is possible.
  • the mode adjustment means reduces the number of spatial modes of the incident electromagnetic wave. Therefore, the amplification means can amplify the electromagnetic wave with high SNR.
  • the energy ratio between the spatial modes of the incident electromagnetic wave is changed, so the energy ratio between the spatial modes is changed. Can be made. As a result, by concentrating a large amount of energy on a part of the spatial modes, a reduction in the number of spatial modes can be realized in a pseudo manner.
  • a highly stable spatial mode change is realized by using a waveguide for the mode adjusting means. it can.
  • the long spatial mode adjusting waveguide can be stably formed by using the optical fiber as the waveguide. realizable. By making the length longer, adiabatic spatial mode adjustment becomes possible, and lower-loss spatial mode adjustment can be realized.
  • the use of optical fiber eliminates the need for fine adjustment of the spatial optical system, thereby improving the degree of freedom in use.
  • a tapered optical fiber having a very high degree of design freedom is used as the mode adjusting means.
  • the tapered fiber can be manufactured relatively easily, a low-cost photodetector can be provided.
  • the refractive index, stress, or temperature fluctuation is intentionally given in the optical waveguide, thereby Changes in the energy ratio between modes can be induced.
  • the twenty-fourth aspect of the present invention in addition to the effect of the twenty-third aspect, by using a rare earth-doped fiber type optical amplifier as a fiber type optical amplifier, high gain, low noise, and Highly efficient optical amplification becomes possible.
  • Optical amplification can be performed even in a wavelength band that cannot be operated by a fiber-type optical amplifier. In particular, efficient optical amplification in the visible band becomes possible.
  • any fiber-type amplifier using the stimulated Raman scattering effect can be arbitrarily used as a fiber-type amplifier. Can be amplified in the wavelength region.
  • a compact and low-cost photodetection system is constructed by using a semiconductor optical amplifier as an amplifying means. It becomes possible.
  • a wideband signal can be amplified by using an optical amplifier including a dye as an amplifying means. It becomes possible. Furthermore, depending on the design of the dye, light amplification at various wavelengths becomes possible.
  • the amplifying means changes the amplification factor according to the incident timing of the incident electromagnetic wave,
  • the optical amplifier can be turned on / off in synchronization with the signal light to prevent excessive noise from being mixed.
  • the amount of incident electromagnetic waves that can be detected can be further increased by using the wave collecting means before the mode adjusting means. It can be further enhanced.
  • the thirty-second aspect of the present invention in addition to the effect of the invention according to the thirty-first aspect, by combining the incident electromagnetic waves from a plurality of places by the combining means, the mode adjusting means following the latter stage, The number of amplification means and conversion means can be reduced. Moreover, the energy of the incident electromagnetic wave input to the amplification means can be increased by collecting the incident electromagnetic waves from a plurality of locations.
  • a plurality of parallel incident multi-mode electromagnetic waves are converted to a mode that substantially matches the amplification spatial mode by the amplification means by converting the energy mode distribution. Since the mode adjusting means is arranged in front of the amplifying means and the converting means, signal waves can be collected with high efficiency, even if the incident electromagnetic waves are scattered or the wave front is disturbed, and the high speed and high speed. Sensitive light detection is possible. Furthermore, since it has a multiplexing means for multiplexing a plurality of electromagnetic waves output from a plurality of mode adjustment means, the operation stability of the entire apparatus can be further improved by reducing the number of modes for multiplexing. .
  • a plurality of parallel incident electromagnetic waves that are incident in parallel are converted into a mode that substantially matches the amplification spatial mode by the amplification means by converting the energy mode distribution. Since the mode adjusting means are arranged in front of the corresponding amplifying means and converting means, even if the incident electromagnetic waves are scattered electromagnetic waves or the wave front is disturbed, the signal waves can be collected with high efficiency. Light detection with high speed and high sensitivity becomes possible. Furthermore, it has a plurality of mode adjusting means and a plurality of amplifying means corresponding thereto, and converts the electromagnetic wave output from each of the amplifying means into an electric signal in parallel to simultaneously obtain information on a plurality of points such as image information. Can do.
  • the multi-mode incident electromagnetic wave is adjusted to a mode that substantially matches the amplification spatial mode in the amplification step by converting the mode distribution of energy. Even a scattered electromagnetic wave or an electromagnetic wave with a disturbed wavefront can collect the incident electromagnetic wave with high efficiency, and can detect the electromagnetic wave at high speed and with high sensitivity.
  • the detected electromagnetic wave obtained from the living body is detected by the electromagnetic wave detection device according to any one of claims 16 to 35, the detected electromagnetic wave is scattered. Even electromagnetic waves with disturbed wave fronts can be collected with high efficiency, and living body observation by high-speed and high-sensitivity electromagnetic wave detection becomes possible.
  • the electromagnetic wave detection device since the electromagnetic wave detection device according to any one of claims 16 to 35 is provided, the detected electromagnetic wave is scattered or the wave front is disturbed. Even if it exists, this can be collected with high efficiency and the microscope observation by the electromagnetic wave detection with high speed and high sensitivity is attained.
  • the electromagnetic wave detection device since the electromagnetic wave detection device according to any one of claims 16 to 35 is used, the electromagnetic wave in which the electromagnetic wave to be detected is scattered or the wave surface is disturbed. Even so, these can be collected with high efficiency, and an endoscopic image can be generated by electromagnetic wave detection with high speed and high sensitivity.
  • FIG. 23 is a functional block diagram showing a basic configuration of the optical tomographic image generation device according to the first reference example of the present application.
  • This optical tomographic image generation apparatus includes a wavelength variable light source unit 301 that can control the wavelength of emitted light.
  • the wavelength tunable light source unit 301 is controlled by the image processing unit 302 having a personal computer via the wavelength control unit 303, whereby the light intensity change is smooth from the wavelength tunable light source unit 301 as shown in FIG. The light whose wavelength changes with time is emitted.
  • the wavelength variable light source unit 301 is connected to one end of the optical multiplexing / demultiplexing unit 305.
  • the optical demultiplexing unit 305 demultiplexes the light from the wavelength variable light source unit 301 into two, one is made incident on the reference side optical transmission unit 306 as reference light, and the other is made the inspection side optical transmission unit 307 as inspection light.
  • the reference light incident on the reference-side light transmission unit 306 is emitted from the reference-side light transmission unit 306, reflected by the light reflection unit 309 through the lens 308, and the reflected reference light passes through the lens 308 again to transmit the reference-side light.
  • the light is transmitted through the unit 306 and is incident on the optical multiplexing / demultiplexing unit 305.
  • the inspection light demultiplexed by the optical multiplexing / demultiplexing unit 305 and incident on the inspection-side optical transmission unit 307 is emitted from the inspection-side optical transmission unit 307 and irradiated to the inspection object 311 such as a living body through the lens 310.
  • the inspection light applied to the inspection object 311 is reflected and scattered on the surface and inside of the object. A portion of the reflected / scattered inspection light passes through the lens 310 as a reflected inspection light and is incident on the inspection-side light transmission unit 307 again, propagates through the inspection-side light transmission unit 307, and is again optically multiplexed.
  • the light is incident on the unit 305.
  • the optical multiplexing / demultiplexing unit 305 combines the reflected reference light and the reflected inspection light incident from the reference-side optical transmission unit 306 and the inspection-side optical transmission unit 307, respectively, to generate interference light as shown in FIG.
  • the interference light generated by the optical multiplexing / demultiplexing unit 305 is received by the photoelectric conversion unit 312 and subjected to photoelectric conversion.
  • the photoelectric conversion signal output from the photoelectric conversion unit 312 is supplied to the analog signal processing unit 313, and the analog signal processing unit 313 attenuates the low frequency component of the photoelectric conversion signal relative to the high frequency component. That is, in the analog signal processing unit 313, for example, the low-frequency component of the photoelectric conversion signal is removed by a high-pass filter (HPF) or a band-pass filter (Band-Pass Filter: BPF), or only the high-frequency component is removed. Amplification is performed by a high frequency amplifier, or low frequency components are reduced and high frequency components are amplified.
  • the analog output signal of the analog signal processing unit 313 is converted into a digital signal by an analog-digital (A / D) conversion unit 314 and supplied to the image processing unit 302.
  • the image processing unit 302 performs a Fourier transform on the digital output signal from the A / D conversion unit 314 to convert the frequency into a spatial distance. Therefore, this information corresponds to the optical signal reflected and scattered at each depth at the position where the inspection light is irradiated from the inspection-side optical transmission unit 307 to the inspection object 311.
  • the image processing unit 302 obtains information from each depth as described above at each position whenever the position where the inspection light is irradiated from the inspection-side light transmission unit 307 to the inspection target 311 changes.
  • the tomographic image of the inspection object 311 is generated based on the above and displayed on the display unit 315.
  • the analog signal processing unit 313 converts the photoelectric conversion signal of the interference light of the reflected reference light and the reflection inspection light obtained from the photoelectric conversion unit 312 into a digital signal by the A / D conversion unit 314.
  • the analog output signal of the analog signal processing unit 313 is converted into a digital signal by the A / D conversion unit 314, the information from the deep part of the inspection target 311 is not buried in the quantization noise. Since it can be converted into a digital signal with high accuracy, the depth of the tomogram can be improved.
  • FIG. 24 is a functional block diagram showing a configuration of the optical tomographic image generation device according to the first reference example of the present invention.
  • a frequency domain mode-locked laser (Fourier domain locked mode: FDML) 321 is used as the wavelength variable light source unit.
  • This FDML 321 includes, for example, a semiconductor optical amplifier (SOA), a fiber Fabry-Perot wavelength tunable filter, as disclosed in US 2006/0187537. : FFPTF), an optical isolator, a single-mode fiber (SMF), and an output optical fiber coupler.
  • SOA semiconductor optical amplifier
  • FFPTF fiber Fabry-Perot wavelength tunable filter
  • SMF single-mode fiber
  • a plurality of types of SMFs are used so that the total length is about 4.3 km and the chromatic dispersion of the entire laser resonator is almost zero.
  • the FPTTF of the FDML 321 is controlled by the image processing unit 322 having a personal computer via the filter control unit 323, whereby the sweep wavelength range from 1010 nm to 1090 nm, the repetition frequency of 50 kHz, and the average light intensity of about FDML 321. Outputs 5 mW of light.
  • the output terminal of the FDML 321 is connected to the first port 24a of the optical circulator 324 having the first port 24a to the third port 24c.
  • the optical circulator 324 outputs the light input from the first port 24a to the second port 24b, and outputs the light input to the second port 24b from the third port 24c.
  • the second port 324b of the optical circulator 324 is connected to the first port 325a of the 3 dB coupler 325 as an optical multiplexing / demultiplexing unit having the first port 325a to the fourth port 325d, and is input to the first port 325a.
  • the light is demultiplexed by the 3 dB coupler 325 to the third port 325c and the fourth port 325d at an intensity ratio of 50:50, respectively.
  • the third port 325c of the 3 dB coupler 325 is connected to a single-mode fiber (SMF) 326 serving as a reference-side optical transmission unit, and the light demultiplexed by the 3 dB coupler 325 is used as reference light for the SMF 326.
  • SMF single-mode fiber
  • a polarization controller 327 is arranged in the middle of the SMF 326 to adjust the polarization direction of the reference light.
  • the reference light propagated through the SMF 326 is converted into parallel light by the lens 328 and emitted into the air.
  • the emitted reference light is attenuated to a desired light intensity by the optical attenuator 329 and then reflected by the reflecting mirror 330. Let The reference light reflected by the reflecting mirror 330 is incident again on the SMF 326 via the optical attenuator 329 and the lens 328 as reflected reference light, and is input to the third port 325c of the 3 dB coupler 325.
  • the fourth port 325d of the 3 dB coupler 325 is connected to the SMF 331 as an inspection-side optical transmission unit, and the light demultiplexed by the 3 dB coupler 325 is input to the SMF 331 as inspection light.
  • the inspection light propagated through the SMF 331 is converted into parallel light by the lens 332 and emitted into the air.
  • the emitted inspection light is two-dimensionally scanned in the propagation direction by the galvano scanner mirror 333, and the lens 334.
  • the light is condensed on the inspection object 335 such as a living body.
  • the galvano scanner mirror 333 is controlled by the image processing unit 322 via the scanner driver 336.
  • the inspection light reflected and scattered on the surface and inside of the inspection object 335 propagates again as reflected inspection light through the lens 334, the galvano scanner mirror 333, the lens 332, and the SMF 331, and is input to the fourth port 325d of the 3 dB coupler 325. To do.
  • the reflected reference light input to the third port 325c of the 3 dB coupler 325 and the reflected inspection light input to the fourth port 325d are interfered by the 3 dB coupler 325 and output from the first port 325a and the second port 325b as interference light.
  • the interference light output from the first port 325a and the interference light output from the second port 325b are in opposite phases.
  • the interference light output from the first port 325a of the 3 dB coupler 325 passes through the second port 324b and the third port 324c of the optical circulator 324, and passes through the first of a dual-balanced receiver 337 serving as a photoelectric conversion unit. Input to port 337a. Further, the interference light output from the second port 325 b of the 3 dB coupler 325 is input to the second port 337 b of the dual balance receiver 337. As a result, the dual balance receiver 337 photoelectrically converts the interference light input to the first port 337a and the second port 337b, respectively, and obtains an analog signal with only the interference component (AC component) canceled from the DC component.
  • AC component interference component
  • the dual balance receiver 337 one having an electrical response band of, for example, 80 MHz is used.
  • the polarization controller 327 provided in the reference side optical transmission unit is configured so that the analog signal obtained from the dual balance receiver 337 becomes large, that is, the reflected reference light and the reflected inspection light appropriately interfere with each other. Adjust the polarization direction of the reference beam.
  • the analog signal output from the dual balance receiver 337 is input to a high pass filter (HPF) 338 serving as an analog signal processing unit to remove low frequency components.
  • HPF high pass filter
  • the analog output signal from the HPF 338 is amplified by about 10 dB by the amplifier 339 and then input to the A / D conversion unit 340 to be converted into a digital signal.
  • the A / D converter 340 is, for example, a 14-bit, 100 MS / s one.
  • the digital output signal of the A / D conversion unit 340 is input to the image processing unit 322.
  • the image processing unit 322 calculates a power spectrum by performing a Fourier transform on the digital output signal from the A / D conversion unit 340, and the frequency is a spatial distance in the depth direction of the inspection target 335 from the wavelength sweep speed of the FDML 321.
  • the electric power is converted into reflected / scattered light intensity at each depth in the inspection object 335.
  • the image processing unit 322 determines the spatial distance in the depth direction ⁇ the reflected / scattered light intensity for each set value of the galvano scanner mirror 333, that is, for each irradiation position of the inspection light to the inspection object 335.
  • the distribution is calculated and acquired, and a tomographic image of the inspection object 335 is generated based on these data and displayed on the monitor 341.
  • the photoelectric conversion signal of the interference light of the reflected reference light and the reflected inspection light obtained from the dual balance receiver 337 is input to the HPF 338 to remove the low frequency component, and the low frequency component is Since the removed analog output signal is amplified by the amplifier 339 and converted into a digital signal by the A / D converter 340, the information from the deep part of the inspection target 335 is emphasized without being buried in the quantization noise. Thus, it can be converted into a digital signal, and the depth of the tomogram can be improved.
  • FIG. 25 is a functional block diagram showing a configuration of an optical tomographic image generation device according to the eighteenth embodiment of the present invention.
  • the present embodiment amplifies the reflected inspection light obtained from the inspection object 335 and then interferes with the reflected reference light.
  • the optical demultiplexing unit is configured by an optical demultiplexing 3 dB coupler 345 and an optical demultiplexing 3 dB coupler 346.
  • elements having the same functions as those shown in FIG. 24 are denoted by the same reference numerals, and detailed description thereof is omitted.
  • the output terminal of the FDML 321 is connected to the first port 345a of the 3 dB coupler 345 for optical demultiplexing, and the light from the FDML 321 input to the first port 345a is transmitted to the third port by the 3 dB coupler 345.
  • 345c and the fourth port 345d are demultiplexed into reference light and inspection light at an intensity ratio of 50:50, respectively.
  • the third port 345 c of the 3 dB coupler 345 is connected to the first port 347 a of the optical circulator 347 and outputs the reference light from the 3 dB coupler 345 from the second port 347 b of the optical circulator 347.
  • the fourth port 345 d of the 3 dB coupler 345 is connected to the first port 348 a of the optical circulator 348, and the inspection light from the 3 dB coupler 345 is output from the second port 348 b of the optical circulator 348. Note that the second port 345b of the 3 dB coupler 345 is free.
  • the second port 347b of the optical circulator 347 on the reference light side is connected to the SMF 326, and the polarization direction of the reference light output from the second port 347b is changed by the polarization controller 327 as in the first reference example.
  • the light is reflected by the reflecting mirror 330 via the lens 328 and the optical attenuator 329.
  • the reflected reference light reflected by the reflecting mirror 330 is incident on the SMF 326 again via the optical attenuator 329 and the lens 328, and is input to the second port 347 b of the optical circulator 347. Output from port 347c.
  • the second port 348b of the optical circulator 348 on the inspection light side is connected to the SMF 331, and the inspection light output from the second port 348b via the SMF 331 is transmitted to the lens 332, the galvanoscope as in the first reference example.
  • the light is condensed on the inspection object 335 through the scanner mirror 333 and the lens 334.
  • the inspection light reflected and scattered by the inspection object 335 due to the inspection light irradiating the inspection object 335 is used as a part of the reflected inspection light, and the lens 334, the galvano scanner mirror 333, the lens 332, and the SMF 331 are used again. Then, it inputs into the 2nd port 348b of the optical circulator 348, and outputs from the 3rd port 348c of this optical circulator 348.
  • the reflected inspection light from the inspection object 335 output from the third port 348c of the optical circulator 348 is amplified by the optical amplifier 351, for example, by 10 dB.
  • the optical amplifier 351 uses a fiber type optical amplifier such as a rare earth doped optical fiber type optical amplifier using a rare earth doped optical fiber, a Raman optical amplifier using a silica based optical fiber, or a semiconductor optical amplifier.
  • the third port 347c of the optical circulator 347 on the reference light side is connected to the first port 346a of the 3 dB coupler 346 for optical multiplexing.
  • the third port 348c of the optical circulator 348 on the inspection light side is connected to the second port 346b of the 3 dB coupler 346 for optical multiplexing.
  • the third port 346c and the fourth port 346d of the 3 dB coupler 346 are connected to the first port 337a and the second port 337b of the dual balance receiver 337, respectively, and the interference component (AC is canceled by the dual balance receiver 337). Component) only analog signal is obtained.
  • Other configurations and operations are the same as those of the first reference example.
  • the reflected inspection light obtained from the inspection object 335 is amplified by the optical amplifier 351 and then interfered with the reflected reference light, so that the information from the deep part of the inspection object 335 is increased. Extraction can be performed with sensitivity, and the depth of the tomographic image can be further improved.
  • FIG. 26 is a functional block diagram showing the configuration of the optical tomographic image generation device according to the nineteenth embodiment of the present invention.
  • an optical bandpass filter (BPF) 352 is provided between the optical amplifier 351 and the second port 346b of the 3 dB coupler 346 for optical multiplexing.
  • the optical BPF 352 has, for example, a dielectric multilayer film with a transmission wavelength bandwidth of 1 nm, and the transmission center wavelength is variably configured by changing the angle of the dielectric multilayer film with respect to the incident optical axis.
  • This optical BPF 352 controls the angle of the dielectric multilayer film with respect to the incident optical axis by the image processing unit 322 via the filter control unit 353 to change the transmission center wavelength to the temporal change of the sweep wavelength output from the FDML 321. Change synchronously. That is, the transmission center wavelength of the optical BPF 352 is controlled to be the same wavelength as the wavelength that is swept from the FDML 321 and output. Since the other configuration and operation are the same as those in the eighteenth embodiment, elements having the same functions as those shown in FIG. 25 are denoted by the same reference numerals, and detailed description thereof is omitted.
  • the reflected inspection light obtained from the inspection object 335 is amplified by the optical amplifier 351, only the reflected inspection light having the swept wavelength is passed by the light BPF 352 having a variable transmission wavelength. As a result, the noise of the reflected inspection light combined with the reflected reference light can be reduced. Therefore, information from the deep part of the inspection object 335 can be extracted with higher accuracy.
  • the amplifier 339 can be disposed between the dual balance receiver 337 and the HPF 338.
  • the analog signal processing unit is not limited to the HPF 338 but can be configured using a BPF.
  • a high frequency amplifier instead of the HPF 338 and the amplifier 339, a high frequency amplifier having a low amplification factor in the low frequency band and a high amplification factor in the high frequency band may be used.
  • the photoelectric conversion signal of the interference light between the reflected inspection light and the reflected reference light by SSOCT is converted into an analog signal.
  • the analog signal processing unit attenuates the low frequency component of the photoelectric conversion signal relative to the high frequency component, and then converts it to a digital signal by the analog-digital conversion unit to generate an optical tomographic image
  • information from the deep part of the inspection target such as a living body can be converted into a digital signal with high accuracy without being buried in the quantization noise, and the depth of the tomographic image can be improved.

Abstract

　光発生手段２と、光発生手段２から発生された光を検査対象４に照射する光照射手段３と、光照射手段３による光の照射により検査対象４から得られる信号光を光電変換する光検出手段６とを有し、光検出手段６の出力に基づいて検査対象４を検査する光学的検査装置１において、検査対象４から得られる信号光を増幅する光増幅手段５を設ける。これにより、検査対象に照射する光の強度を高めたり、高価な低雑音高感度の光検出器を用いたりすることなく、安価な構成で、検査対象からの信号光を高感度かつ迅速に光電変換できる光学的検査装置を提供する。

Description

光学的検査装置、電磁波検出方法、電磁波検出装置、生態観察方法、顕微鏡、および、内視鏡並びに光断層画像生成装置 関連出願の相互参照
　本出願は、２００８年５月２日に出願された日本国特許出願２００８－１２０３３１号、２００８年５月２日に出願された日本国特許出願２００８－１２０２９３号および２００９年３月４日に出願された日本国特許出願２００９－０５１１７２号の優先権を主張するものであり、これらの先の出願の開示全体をここに参照のために取り込む。
　本発明は、光学的検査装置、電磁波検出方法、電磁波検出装置、生態観察方法、顕微鏡、および、内視鏡等に関する。さらに、本発明は、波長が時間的に変化する光を検査対象に照射して、検査対象の断層画像を生成する光断層画像生成装置に関するものである。
　一般に、画像観察、センサ、セキュリティ、レーザレーダ等の光を利用する様々なシステムにおいて、所望の光を検出する技術はその性能を大きく左右する基本的かつ重要な要素となっている。特に、高速かつ高感度な検出技術に対するニーズは高い。
　例えば、生体に光を照射し、その透過光、反射光、あるいは散乱光を検出して、検出された信号光から生体内の情報を抽出するという光学的検査方法は、古くから広く行われてきている。なかでも、検査部位を光により２次元走査して、得られた信号光の情報を画像として表示する光学イメージング技術は、医学分野に多大な貢献をもたらしている。
　また、近年では、レーザ技術の発展に伴い、レーザ走査型顕微鏡やレーザ走査型顕微内視鏡などのレーザ走査型イメージングを用いた生物学・医学の研究が活発になっている。特に、レーザ走査型蛍光イメージング法は、高い信号対雑音比で生細胞の経時的な観察を可能にすることから、生物学・医学の研究にとって必要不可欠なツールになっている。なかでも、蛍光を得る際に多光子励起を用いる多光子蛍光イメージング法は、生体の深部観察を可能とすることから、新しい蛍光イメージング法として注目を集めている（例えば、非特許文献１，２参照）。
　また、最近では、コヒーレント・アンチ－ストークス・ラマン散乱（Coherent anti-Stokes Raman Scattering：ＣＡＲＳ）イメージング（例えば、非特許文献３参照）や、高周波発生イメージング（非特許文献４参照）などの生体中での非線形光学効果を利用したレーザ走査型イメージング法の研究開発も盛んになり始めている。この非線形光学効果を利用したレーザ走査型イメージング法は、蛍光イメージング法と比較して、蛍光タンパクや蛍光色素などといった蛍光物質で観察試料を染色する必要がないので、生体本来の状態を観察できる利点がある。
　ところで、生体を対象とする、レーザ走査型イメージングを含む光学イメージングでは、生体試料中における光散乱効果や光吸収効果の影響などにより、生体試料から得られる光信号は、通常は微弱である。特に、多光子蛍光イメージングやＣＡＲＳイメージングなどの非線形光学効果を利用するイメージング法では、励起光から信号光への変換効率が本質的に低いため、生体から得られる光信号は非常に微弱である。このため、明瞭な画像を得ることが困難である。
　この問題を解決する方法として、生体に照射する励起光強度を高くすることが考えられる。しかしながら、生体に過度に高強度な光を照射すると、生体に損傷を与えるおそれがあることから、励起光強度には上限がある。このため、多くの場合、明瞭な画像を得ることが難しい。
　そこで、通常は、低雑音で高感度の光検出器を用いて、より明瞭な画像を得るようにしている。
　現在用いられている代表的な光検出素子には、ＰＭＴ（Photo multiplier tube）、ＡＰＤ（Avalanche photo diode）、ＰＤ（Photo diode）がある。ＰＭＴおよびＡＰＤは、検出素子内にて電子増倍を行うので、高感度な光検出を実現できる。一方、ＰＤは、非常に高速な応答速度を実現できるものの、検出素子内に電子増倍機能を持たないため、通常は、電気増幅器を用いて信号を増幅するようにしている。つまり、ＰＭＴ、ＡＰＤ、ＰＤは、いずれの素子も電気段にて信号増幅を行い、感度の向上を図っている。
　また、代表手的な二次元光検出器として、ＣＣＤ（Charged coupled device）、ＣＭＯＳ（complementary metal Oxide semiconductor）、ＥＭ－ＣＣＤ（Electron multiplying-CCD）、ＥＢ－ＣＣＤ（Electron bombardment-CCD）、Ｉ－ＣＣＤ（Intensified-CCD）がある。ＣＣＤまたはＣＭＯＳを用いて微弱光を検出する際には感度向上のために、ＰＤと同様に後段に電気増幅器を配置する必要がある。ＥＭ－ＣＣＤおよびＥＢ－ＣＣＤは、ＡＰＤと同様に検出素子内に電子増倍機能を持ち、高感度化を実現している。Ｉ－ＣＣＤは、ＣＣＤの前に光増幅器（Image intensifier、以下Ｉ．Ｉ．とする）を配置した構成をとる。Ｉ．Ｉ．は、入射光信号を一旦電気信号に変換し、Ｉ．Ｉ．に内蔵されているＭＣＰ（Micro channel plate）内において電子増倍を行った後、増倍された電子を蛍光板に衝突させることにより、増倍電子信号を再度光に変換するものである。つまりＩ－ＣＣＤも電気段にて信号増幅を行うことで高感度な光検出を実現している。
　しかし、低雑音かつ高感度な光検出器は、特殊なものであり、非常に高価である。また、上述の電気段での信号増幅を用いる従来型の光検出技術では、光検出器から発生する雑音の大きさと、光検出器による信号光の積算時間は反比例の関係、すなわち、トレードオフの関係にあり、低雑音の検出信号を得るためには、十分長い積算時間が必要となる。その結果、微弱な信号光を検出して明瞭な画像を得ようとすると、十分長い積算時間を要することとなって、画像取得時間が長くなる。このため、時々刻々と変化する生体の様子を正しく観察したいというニーズに対しては、リアルタイム性に欠け、光学イメージング利用者の基本的な要求を阻害することが懸念される。従って、現状では、検出速度と検出感度とのいずれかを犠牲にして光検出を行わざるをえない状況にある。
　なお、このような問題は、光学イメージング法に限らず、流体中の微細な粒子を光学的に分析するフローサイトメータや、溶液中の蛍光標識された生体分子の運動を光学的に分析する蛍光相関分光法（ＦＣＳ）や、固体基板表面上に固定された生体関連分子同士の結合状態を光学的に分析する表面プラズモン共鳴法（ＳＰＲ）や、溶液中の生体関連分子同士の結合状態を光学的に分析するラテックス免疫凝集検定法（ＬＰＩＡ）や、溶液中の免疫反応を蛍光標識の有無により検出する蛍光免疫測定法（ＦＩＡ）といった、光学的測定方法においても、同様に生じるものである。
　一方、従来、長距離光通信分野を中心に、光ファイバを光伝達手段として用いる光増幅器の開発が盛んに進められてきている。電気増幅器と比較すると、光増幅器は非常に高速・広帯域な動作が可能なうえ、構成によっては、非常に低雑音で高利得な光増幅が可能になるという特性を有している。そこで、このような光増幅器を高速な光電変換素子の前段に配置することで、高速かつ高感度な光検出ができることが期待される（例えば、特許文献１参照）。
　特許文献１の要旨は、所定の角度に配置された２本の光ファイバの一方のファイバから光照射し、他方のファイバから光検出することにより、観察対象の深度方向の分解能（axial resolution)を向上するというものである。
　また、光増幅器からは、ＡＳＥ（Amplified spontaneous emission）が発生し、これが光増幅器を用いた場合の光検出時の支配的な雑音原因になる。そのため、光増幅器を用いた高速・高感度光検出を実現するためには、光増幅器が低雑音であることが必須である。光増幅器は、入力される信号光強度が高ければ高い程、光増幅後の信号対雑音比（signal to noise ratio、以下ＳＮＲとする）が向上し、光検出感度が向上する。
　また、長距離光通信分野で用いられる低雑音光増幅器は、単一モード光ファイバで構成されている。この単一モード光ファイバの構成が用いられる理由は、伝送路との整合性が優れていること等に加え、光増幅器の雑音が光増幅器を構成する利得ファイバの伝播モードに比例して増大することにある。このため、長距離光通信分野では、利得ファイバとして単一モード光ファイバを利用することが光増幅器の低雑音性に大きく寄与している。
　しかしながら、このような単一モード光ファイバから成る長距離光通信用の低雑音光増幅器でさえ、光電変換素子の前段に用いるには、次のような課題がある。すなわち、生体観察、センサ、セキュリティ、レーザレーダ等の分野で検出される信号光は散乱光である場合や、波面が乱れた光である場合がほとんどである。このような光は、単一モードファイバへの結合効率が非常に低く、光増幅器に取り込むことのできる光信号は、全体の中の限られた一部分の微弱な信号となる。このため、ＳＮＲが劣化するので高い受光感度を得ることができない。
　これに対し、散乱光や波面が乱れた光を高効率で集めるため、コア径の大きな多モード光ファイバ増幅器を光電変換素子直前に配置することも考えられる。しかし、コア径を大きくしたことによる空間モード数の増大に伴い、光増幅器中で発生する光雑音が増大してしまうため、この場合もＳＮＲが劣化するので高い受光感度を得ることはできない。
　なお、上記において、光を検出する場合を例に取り説明したが、ミリ波やマイクロ波等の光以外の電磁波を検出する場合も、同様の課題を有すると考えられる。
　一方、従来光コヒーレンストモグラフィ（Optical coherence tomography:ＯＣＴ）と呼ばれる光を用いた生体断層画像計測技術が知られている（例えば、非特許文献５参照）。このＯＣＴ技術によると、生体の深さ１ｍｍ～２ｍｍまでの断層画像を、解像度１μｍ～１０μｍ程度で計測することが可能である。
　ＯＣＴ技術は、大別して、時間領域（Time-domain：ＴＤ）ＯＣＴ、周波数領域（Frequency-domain：ＦＤ）ＯＣＴ（例えば、非特許文献６参照）、波長走査（Swept source：ＳＳ）ＯＣＴ（例えば、非特許文献７参照）の三つの手法がある。なかでも、波長が時間的に変化する光を用いるＳＳＯＣＴは、もっとも高速かつ高感度に生体断層画像の計測が可能であり、現在活発に技術開発が進められている。
　しかしながら、ＯＣＴで得られる断層像の深達度は、現状では、高々１ｍｍ～２ｍｍ程度であるため、例えば、癌の早期発見に欠かせない癌の浸潤度診断では、性能が不十分である。そのため、適用範囲が限定的となっている。
　ＯＣＴの深達度が向上しない原因は、生体中における光散乱効果や光吸収効果の影響によって、生体深部から体表へと戻ってくる光信号が微弱であるために、検出過程で生じるショット雑音、熱雑音、量子化雑音などの雑音に、生体深部からの信号が埋もれてしまうことに起因する。特に、ＳＳＯＣＴの場合は、アナログ－デジタルコンバータ（ＡＤＣ）における量子化雑音（量子化誤差）が、深達度制限要因になっている。
　すなわち、ＳＳＯＣＴでは、光電変換後のアナログ信号は、生体深部では高周波数となり、生体浅部では低周波数となるが、その信号強度は、通常、生体浅部からの信号の方が、生体深部からの信号よりも桁違いに高い。このため、このような信号をＡＤＣで量子化すると、例えば１４ビットの比較的広いダイナミックレンジを有するＡＤＣを用いても、生体深部からの情報を持った微小な振幅を持つ高周波成分は、量子化雑音に埋没して、深部情報を取り出すことができなくなってしまう。
米国特許第６４２３９５６ W. Denk et al., Science 248, 73 (1990) J. Jung and M. J. Schnitzer, Opt. Lett. 28, 902 (2003) A. Zumbusch et al., Phys. Rev. Lett. 82, 4142 (1999) I. Freund et al., Biophys. J. 50, 693 (1986) D.Huang et al.,Science 254,1178(1991) R.Leitgeb et al.,Opt.Lett.25,820(2000) S.R.Chinn et al.,Opt.Lett.22,340(1997)
　したがって、上述した点に鑑みてなされた本発明の目的は、観察対象に照射する光の強度を高めたり、高価な低雑音高感度の光検出器を用いたりすることなく、安価な構成で、対象から届く被検出信号が微弱な場面であっても、低雑音な検出信号を高効率で収集することができる光学的検査装置を提供することにある。また、本発明の目的は、被検出電磁波（非検出信号）が生体等により散乱された電磁波や、波面が乱れた電磁波であっても、高速かつ高感度に検出することができる電磁波検出方法および電磁波検出装置、並びに、生体観察方法、顕微鏡および内視鏡を提供することにある。
　さらに、本発明の目的は、ＳＳＯＣＴによる検査対象の深部からの情報を、量子化雑音に埋没することなく、高精度でデジタル信号に変換でき、断層像の深達度を向上できる光断層画像生成装置を提供することにある。
　本願発明では、非検出信号、または、非検出電磁波を電気段で増幅するのではなく、それら信号を光または電磁波から電気信号に変換する前に、光増幅手段または電磁波増幅手段により増幅をするという基本的な構成に基づくものである。また、本発明の複数の観点においては、増幅手段の前段にモード調整手段を設けて、非検出信号または非検出電磁波の信号モードを増幅手段の増幅空間モードと略一致させる。さらに、本発明の他の複数の観点では、光増幅手段を用いる本願の光学的検査装置の構成を、光断層画像生成装置に適用する。以下に、本願の各観点に係る課題を解決するための手段を説明する。
　上記目的を達成する第１の観点に係る光学的検査装置の発明は、光発生手段と、該光発生手段から発生された光を検査対象に照射する光照射手段と、該光照射手段による光の照射により前記検査対象から得られる信号光を光電変換する光検出手段とを有し、前記光検出手段の出力に基づいて前記検査対象を検査する光学的検査装置において、
　前記検査対象から得られる信号光を増幅する光増幅手段を設けた、ことを特徴とするものである。
　第２の観点に係る発明は、第１の観点に係る光学的検査装置において、前記光増幅手段は、導波路型光増幅器を有する、ことを特徴とするものである。
　第３の観点に係る発明は、第２の観点に係る光学的検査装置において、前記導波路型光増幅器は、半導体光増幅器からなる、ことを特徴とするものである。
　第４の観点に係る発明は、第２の観点に係る光学的検査装置において、前記導波路型光増幅器は、ファイバ型光増幅器からなる、ことを特徴とするものである。
　第５の観点に係る発明は、第１～４の観点いずれかに係る光学的検査装置において、前記光増幅手段は、前記信号光として、前記検査対象に照射する光の波長とは異なる波長の光を増幅する、ことを特徴とするものである。
　第６の観点に係る発明は、第５の観点に係る光学的検査装置において、前記光増幅手段は、前記信号光として、前記検査対象から発生する蛍光または燐光を増幅する、ことを特徴とするものである。
　第７の観点に係る発明は、第５の観点に係る光学的検査装置において、前記光増幅手段は、前記信号光として、前記検査対象中における非線形光学効果によって発生する光を増幅する、ことを特徴とするものである。
　第８の観点に係る発明は、第１～７の観点のいずれかに係る光学的検査装置において、前記光増幅手段への前記信号光の入射タイミングに同期して、該光増幅手段の増幅率を制御する増幅率制御手段を有する、ことを特徴とするものである。
　第９の観点に係る発明は、第１～８の観点のいずれかに係る光学的検査装置において、前記光増幅手段は、増幅する光の波長帯域が、入射する前記信号光の波長帯域よりも狭い、ことを特徴とするものである。
　第１０の観点に係る発明は、第１～９の観点のいずれかに係る光学的検査装置において、前記光増幅手段の入力側に、該光増幅手段から前記検査対象への戻り光を防止する戻り光防止手段を設けた、ことを特徴とするものである。
　第１１の観点に係る発明は、第１～１０の観点のいずれかに係る光学的検査装置において、前記光増幅手段と前記光検出手段との間に、前記光検出手段で光電変換する信号光の波長を選択する波長選択手段を設けた、ことを特徴とするものである。
　第１２の観点に係る発明は、第１～１１の観点のいずれかに係る光学的検査装置において、前記検査対象と前記光増幅手段とを光学的に共役に結合する光学系を有する、ことを特徴とするものである。
　第１３の観点に係る発明は、第１～１２の観点のいずれかに係る光学的検査装置において、前記検査対象は生体であり、前記光増幅手段は、前記信号光として、前記生体で変調された光を増幅する、ことを特徴とするものである。
　第１４の観点に係る発明は、第１～１３の観点のいずれかに係る光学的検査装置において、前記光発生手段はレーザ光を発生する、ことを特徴とするものである。
　第１５の観点に係る発明は、第１～１４の観点のいずれかに係る光学的検査装置において、
　前記光検出手段の出力に基づいて画像を表示する画像表示手段を有し、
　前記光照射手段は、前記検査対象に照射する光を、少なくとも２次元方向に走査する光走査手段を有し、
　前記光検出手段の出力に基づいて、前記光走査手段による前記検査対象の走査領域の画像を前記画像表示手段に表示する、ことを特徴とするものである。
　上記目的を達成する第１６の観点に係る電磁波検出装置の発明は、
　多モードの入射電磁波のモード状態を調整するモード調整手段と、
　前記モード調整手段から出力される前記モード状態が調整された前記電磁波を増幅する増幅手段と、
　前記増幅手段から出力される前記増幅された電磁波を電気信号に変換する変換手段とを備え、
　前記モード調整手段は、前記多モードの入射電磁波を、エネルギーのモード分布を変換して、前記増幅手段による増幅空間モードと略一致するモードに調整するように構成されていることを特徴とするものである。
　第１７の観点に係る発明は、第１６の観点に係る電磁波検出装置において、
前記モード調整手段は、入射電磁波の空間モード数を減らすように構成されていることを特徴とするものである。
　第１８の観点に係る発明は、第１６の観点に係る電磁波検出装置において、
　前記モード調整手段は、入射電磁波の空間モード間のエネルギー比率を変化させるように構成されていることを特徴とするものである。
　第１９の観点に係る発明は、第１６の観点に係る電磁波検出装置検出装置において、
　前記入射電磁波は光であり、前記モード調整手段は、光導波路で構成されることを特徴とするものである。
　第２０の観点に係る発明は、第１９の観点に係る電磁波検出装置において、
　前記光導波路は、光ファイバで構成されることを特徴とするものである。
　第２１の観点に係る発明は、第２０の観点に係る電磁波検出装置において、
　前記光ファイバは、テーパード光ファイバで構成されることを特徴とするものである。
　第２２の観点に係る発明は、第１９の観点に係る電磁波検出装置において、
　前記光導波路は、光導波路長手方向に不均一な屈折率分布を有する屈折率分布型導波路で構成されるか、または、光導波路長手方向に不均一な応力分布、若しくは、不均一な温度分布の印加により、前記モード状態の調整を行うように構成されていることを特徴とするものである。
　第２３の観点に係る発明は、第１６の観点に係る電磁波検出装置において、
　前記入射電磁波は光であり、前記増幅手段は、ファイバ型光増幅器であることを特徴とするというものである。
　第２４の観点に係る発明は、第２３の観点に係る電磁波検出装置において、
　前記ファイバ型光増幅器は、希土類添加ファイバ型光増幅器であることを特徴とするものである。
　第２５の観点に係る発明は、第２４の観点に係る電磁波検出装置において、
　前記希土類添加ファイバ型光増幅器は、希土類添加フッ化物ファイバ型光増幅器であることを特徴とするものである。
　第２６の観点に係る発明は、第２３の観点に係る電磁波検出装置において、
　前記ファイバ型光増幅器は、誘導ラマン散乱効果を利用したファイバ型光増幅器であることを特徴とするものである。
　第２７の観点に係る発明は、第１６の観点に係る電磁波検出装置において、
　前記入射電磁波は光であり、前記増幅手段は、半導体型光増幅器であることを特徴とするものである。
　第２８の観点に係る発明は、第１６の観点に係る電磁波検出装置において、
　前記入射電磁波は光であり、前記増幅手段は、色素を含む光増幅器であることを特徴とするものである。
　第２９の観点に係る発明は、第１６の観点に係る電磁波検出装置において、
　前記増幅手段は、前記入射電磁波の入射するタイミングに応じて、増幅率を変化させることを特徴とするものである。
　第３０の観点に係る発明は、第１６の観点に係る電磁波検出装置において、
　前記電磁波検出手段は、前記モード調整手段の前段に、前記入射電磁波を集波させて前記モード調整手段に入射させる集波手段を備えることを特徴とするものである。
　第３１の観点に係る発明は、第３０の観点に係る電磁波検出装置において、
　前記電磁波検出手段は、前記モード調整手段の前段に、前記入射電磁波を並列的に集波させて前記モード調整手段に入射させる複数の集波手段を備えることを特徴とするものである。
　第３２の観点に係る発明は、第３１の観点に係る電磁波検出装置において、
　前記複数の集波手段から出力される複数の電磁波を合波する合波手段を備え、該合波手段から出力される電磁波が前記モード調整手段に入力されることを特徴とするものである。
　上記目的を達成する第３３の観点に係る電磁波検出装置の発明は、
　並列的に入射する多モードの入射電磁波のモード状態をそれぞれ調整する複数のモード調整手段と、
　前記複数のモード調整手段から出力される前記モード状態が調整された複数の電磁波を合波する合波手段と、
　前記合波手段から出力される前記複数の電磁波が合波された電磁波を増幅する増幅手段と、
　前記増幅手段から出力される前記増幅された電磁波を電気信号に変換する変換手段とを備え、
　前記モード調整手段は、前記多モードの入射電磁波を、エネルギーのモード分布を変換して、前記増幅手段による増幅空間モードと略一致するモードに調整するように構成されていることを特徴とするものである。
　上記目的を達成する第３４の観点に係る電磁波検出装置の発明は、
　並列的に入射する多モードの入射電磁波のモード状態をそれぞれ調整する複数のモード調整手段と、
　前記それぞれのモード調整手段から出力される前記モード状態が調整された複数の前記電磁波を増幅する複数の増幅手段と、
　前記複数の増幅手段のそれぞれから出力される前記増幅された複数の電磁波を並列に電気信号へ変換する並列変換手段とを備え、
　前記モード調整手段は、前記多モードの入射電磁波を、エネルギーのモード分布を変換して、前記増幅手段による増幅空間モードと略一致するモードに調整するように構成されていることを特徴とするものである。
　上記目的を達成する第３５の観点に係る電磁波検出方法の発明は、
　多モードの入射電磁波のモード状態を調整するモード調整ステップと、
　前記モード状態が調整された前記電磁波を増幅する増幅ステップと、
　前記増幅された前記電磁波を電気信号に変換する変換ステップとを含み、
　前記調整ステップは、前記多モードの入射電磁波を、エネルギーのモード分布を変換して、前記増幅ステップにおける増幅空間モードと略一致するモードに調整することを特徴とするものである。
　上記目的を達成する第３６の観点に係る生体観察方法の発明は、
　電磁波を生体に照射する照射ステップと、
　前記電磁波の照射により前記生体から得られる被検出電磁波を、請求項１６乃至３５のいずれか一項に記載の電磁波検出装置で検出する検出ステップとを含み、
　前記検出ステップで得られる電気信号に基づいて前記生体を観察することを特徴とするものである。
　上記目的を達成する第３７の観点に係る顕微鏡の発明は、
　観察試料からの被検出電磁波を検出する顕微鏡であって、
　請求項１６乃至３５のいずれか一項に記載の電磁波検出装置を有し、
　前記観察試料からの前記被検出電磁波を前記電磁波検出装置により検出するように構成したことを特徴とするものである。
　上記目的を達成する第３８の観点に係る内視鏡の発明は、
　体腔内からの被検出電磁波を検出して、前記体腔内を観察する内視鏡であって、
　請求項１６乃至３５のいずれか一項に記載の電磁波検出装置を有し、
　前記体腔内からの前記被検出電磁波を前記電磁波検出装置により検出するように構成したことを特徴とするものである。
　第３９の観点に係る発明は、第１の観点に係る光学的検査装置において、
　前記光発生手段からの光を検査光と参照光とに分波して、前記検査光を前記光照射手段により前記検査対象に照射し、前記参照光を光反射部に導くとともに、前記検査光が前記検査対象で反射・散乱されて得られる反射検査光を、前記光増幅手段により増幅し、該増幅された反射検査光と前記参照光が前記光反射部で反射されて得られる反射参照光とを合波して干渉光を生成する光分合波部と、
　前記光検出手段から得られる光電変換信号の低周波成分を、高周波成分に対して相対的に減衰するアナログ信号処理部と、
　前記アナログ信号処理部のアナログ出力信号をデジタル信号に変換するアナログ－デジタル変換部と、
　前記アナログ－デジタル変換部のデジタル出力信号を処理して光断層画像を生成する画像処理部とを備え、
　前記光発生手段は、波長が時間的に変化する光を出射する波長可変光源部であり、
　前記光検出手段は、前記光分合波部で生成された干渉光を受光して光電変換する光電変換部であることを特徴とするものである。
　第４０の観点に係る発明は、第３９の観点に係る光学的検査装置において、
　前記光増幅手段と前記光分合波部との間に、光雑音を除去する光フィルタを設けたことを特徴とするものである。
　第４１の観点に係る発明は、第４０の観点に係る光学的検査装置において、
　前記光フィルタは、透過中心波長が可変のバンドパスフィルタからなり、前記透過中心波長を、前記波長可変光源部から出射される光の波長の時間的変化と同期して変化させるように構成したことを特徴とするものである。
　上記目的を達成する第４２の観点に係る光断層画像生成装置の発明は、
　請求項３９乃至４１のいずれか一項に記載の前記光学的検査装置を有することを特徴とするものである。
　本発明によれば、検査対象から得られる信号光を光増幅手段で増幅してから、光検出手段で光電変換するので、検査対象に照射する光の強度を高めたり、光検出手段として高価な低雑音高感度の光検出器を用いたりすることなく、安価な構成で、検査対象からの信号光を高感度かつ迅速に光電変換することが可能となる。
本発明の光学的検査装置の基本的構成を示す機能ブロック図である。 本発明の第１実施の形態に係る光学的検査装置の構成を示す機能ブロック図である。 図２に示した光増幅手段として使用可能なファイバ型光増幅器の二つの例を示す図である。 本発明の第２実施の形態に係る光学的検査装置の構成を示す機能ブロック図である。 本発明の第３実施の形態に係る光学的検査装置の構成を示す機能ブロック図である。 本発明の第４実施の形態に係る光学的検査装置の構成を示す機能ブロック図である。 本発明の第５実施の形態に係る電磁波検出装置の概略構成を示すブロック図である。 モード調整手段におけるモードの調整を説明する図である。 本発明の第６実施の形態に係る硬性内視鏡型血管イメージング装置の概略構成を示す図である。 テーパードファイバのコア部分縦断面の概略形状を示す図である。 Ｅｒ添加フッ化物ファイバ型光増幅器の概略構成図である。 本発明の第７実施の形態に係る電磁波検出装置の概略構成を示すブロック図である。 本発明の第８実施の形態に係る硬性内視鏡型血管イメージング装置の概略構成を示す図である。 本発明の第９実施の形態に係る電磁波検出装置の概略構成を示すブロック図である。 本発明の第１０実施の形態に係る高感度内視鏡の概略構成を示す図である。 本発明の第１１実施の形態に係る電磁波検出装置の概略構成を示すブロック図である。 本発明の第１２実施の形態に係る硬性内視鏡型血管イメージング装置の概略構成を示す図である。 本発明の第１３実施の形態に係る電磁波検出装置を用いたレーザ走査型多光子蛍光顕微鏡の概略構成を示す図である。 本発明の第１４実施の形態に係る電磁波検出装置の概略構成を示すブロック図である。 本発明の第１５実施の形態に係る硬性内視鏡型血管イメージング装置の概略構成を示す図である。 本発明の第１６実施の形態に係る電磁波検出装置の概略構成を示すブロック図である。 本発明の第１７実施の形態に係る硬性内視鏡型血管イメージング装置の概略構成を示す図である。 本発明の第１参考例に係る光断層画像生成装置の基本的構成を示す機能ブロック図である。 本発明の第１参考例に係る光断層画像生成装置の構成を示す機能ブロック図である。 本発明の第１８実施の形態に係る光断層画像生成装置の構成を示す機能ブロック図である。 本発明の第１９実施の形態に係る光断層画像生成装置の構成を示す機能ブロック図である。
符号の説明
　１　光学的検査装置
　２　光発生手段
　３　光照射手段
　４　検査対象
　５　光増幅手段
　６　光検出手段
　１１　脂肪
　１２　血管
　１５　可動台
　１６　投光レンズ
　１７　集光レンズ
　２１　コンピュータ
　２２　可動台制御装置
　２５　単一モード光ファイバ
　２６　半導体レーザ（ＬＤ）
　２７　ファンクションジェネレータ
　２８　ＬＤドライバ
　３１　多モード光ファイバ
　３２　光増幅手段
　３３　バンドパスフィルタ
　３４　光検出手段
　３５　トランスインピーダンス増幅器
　３６　ロックインアンプ
　３７　アナログ－デジタル（Ａ／Ｄ）変換器
　３８　モニタ
　４１　励起光源
　４２　合波素子
　４３　希土類添加光ファイバ
　４４　励起光除去素子
　４５，４６　光アイソレータ
　４７　石英系光ファイバ
　５１　レーザ走査型共焦点蛍光顕微鏡
　５２　Ｈｅ－Ｎｅレーザ
　５３　光強度調整装置
　５４　ダイクロイックミラー
　５５　Ｘ－Ｙガルバノミラー
　５６　瞳投影レンズ
　５７　結像レンズ
　５８　対物レンズ
　６０　生細胞試料
　６１　光アイソレータ
　６２　集光レンズ
　６３　光増幅手段
　６４　光電子増倍管
　６５　コンピュータ
　６６　モニタ
　７１　レーザ走査型多光子蛍光顕微鏡
　７２　チタン・サファイヤレーザ
　７３　増幅率制御手段
　８１　レーザ走査型ＣＡＲＳ顕微鏡
　８２　２波長パルス光源
　８３　生細胞試料
　８４　バンドパスフィルタ
　１１０　モード調整手段
　１１１　テーパードファイバ
　１１１ａ　テーパードファイバのコア部分
　１１２　テーパード導波路
　１２０　増幅手段
　１２１　Ｅｒ添加フッ化物ファイバ型光増幅器
　１２２　半導体光増幅器（ＳＯＡ）
　１２３　半導体光増幅器（ＳＯＡ）
　１３０　変換手段
　１３１　ＰＩＮ－ＰＤ
　１３２　ＣＣＤカメラ
　１３３　ＰＩＮ－ＰＤ
　１４０　合波手段
　１４１　ファイバカプラ
　１４２　多モードファイバカプラ
　１５０　集波手段
　１５１　集光用レンズ
　１５２　集光用レンズ
　１６１　Ｅｒ添加フッ化物ファイバレーザ
　１６２　アイソレータ
　１６３　ＳＭＦ
　１６４ａ　コリメータ
　１６４ｂ　照明用レンズ
　１６５　走査マウント
　１６６　レーザドライバ
　１６７　電気増幅器
　１６８　ＡＤ変換器
　１６９　コンピュータ
　１７０　表示モニタ
　１７１　ドライバ
　１７２　ドライバ
　１１７３ａ、１７３ｂ　アイソレータ
　１７４　ＷＤＭカプラ
　１７５　Ｅｒ添加フッ化物ファイバ
　１７６　光フィルタ
　１７７　ＬＤ
　１７８　ハウジング
　１７９　レーザドライバ
　１８０　ＬＤ
　１８１　アイソレータ
　１８２ａ、１８２ｂ　ＭＭＦ
　１８３　照明用レンズ
　１８４ａ、１８４ｂ　アイソレータ
　１８５　ＢＰＦ
　１８６　ドライバ
　１８７　チタン・サファイヤレーザ
　１８８　光強度調整装置
　１８９　Ｘ－Ｙガルバノミラー
　１９０　瞳投影レンズ
　１９１　結像レンズ
　１９２　ダイクロイックミラー
　１９３　対物レンズ
　２００　生体試料
　２０１　生細胞試料
　２０２　アイソレータ
　２０３　増幅率制御手段
　３０１　波長可変光源部
　３０２　画像処理部
　３０３　波長制御部
　３０５　光分合波部
　３０６　参照側光伝送部
　３０７　検査側光伝送部
　３０８，３１０　レンズ
　３０９　光反射部
　３１１　検査対象
　３１２　光電変換部
　３１３　アナログ信号処理部
　３１４　アナログ－デジタル（Ａ／Ｄ）変換部
　３１５　表示部
　３２１　周波数領域モード同期レーザ（ＦＤＭＬ）
　３２２　画像処理部
　３２３　フィルタ制御部
　３２４　光サーキュレータ
　３２５　３ｄＢカプラ
　３２６，３３１　単一モード光ファイバ（ＳＭＦ）
　３２７　偏波制御器
　３２８，３３２，３３４　レンズ
　３２９　光減衰器
　３３０　反射鏡
　３３３　ガルバノスキャナミラー
　３３５　検査対象
　３３６　スキャナドライバ
　３３７　デュアルバランスレシーバ
　３３８　ハイパスフィルタ（ＨＰＦ）
　３３９　増幅器
　３４０　Ａ／Ｄ変換部
　３４１　モニタ
　３４５，３４６　３ｄＢカプラ
　３４７，３４８　光サーキュレータ
　３５１　光増幅器
　３５２　光バンドパスフィルタ（ＢＰＦ）
　３５３　フィルタ制御部
　先ず、本発明の実施の形態の説明に先立って、本発明の光学的検査装置の基本的構成について説明する。
　図１は、本発明の光学的検査装置の基本的構成を示す機能ブロック図である。本発明の光学的検査装置１は、光発生手段２、光照射手段３、光増幅手段５および光検出手段６を有する。光発生手段２は、検査対象から信号光を得るための光を発生するもので、検査の種別に応じて所定の波長の光、あるいは所定波長帯域の光を発生する。この光発生手段２で発生された光は、光照射手段３により検査対象４に照射し、これにより検査対象４から信号光を発生させる。ここで、検査対象４への光照射によって、検査対象４から発生させる信号光は、検査の種別に応じて、例えば、照射光の透過光や反射光、照射光により励起して発生させる蛍光や燐光、あるいは非線形光学効果によって発生させる光がある。
　光増幅手段５は、検査対象４から得られる検査種別に応じた信号光を入力し、その入力信号光を増幅して、光検出手段６に出力する。光検出手段６は、光増幅手段５で増幅された信号光を受光して光電変換する。この光検出手段６で光電変換された電気信号は、図示しない信号処理回路において検査種別に応じて処理し、これにより検査対象４を検査する。
　このように、検査対象４から得られる信号光を、光増幅手段５で増幅してから、光検出手段６で光電変換するようにすれば、検査対象４から得られる信号光が微弱であっても、検査対象４に照射する光の強度を高めたり、光検出手段６を高価な低雑音高感度の光検出器を用いて構成したりすることなく、信号光を高感度で、かつ迅速に光電変換することができる。
　次に、本発明の実施の形態について、図を参照して説明する。
　（第１実施の形態）
　図２は、本発明の第１実施の形態に係る光学的検査装置の構成を示す機能ブロック図である。この光学的検査装置は、硬性内視鏡を体内に挿入し、脂肪に覆われた胃などの臓器へアプローチする際に、脂肪１１に埋まった血管１２の走行状態を可視化する装置である。これにより、血管１２の誤切断による出血を避けながらの鏡視下手術を可能とする。
　このため、図２に示す光学的検査装置では、図示しない硬性内視鏡の挿入先端部に、挿入方向と直交する平面内で２次元方向に移動可能に可動台１５を設け、この可動台１５に検査対象へ光を照射するための投光レンズ１６および検査対象からの信号光を集光するための集光レンズ１７を、例えば約１０ｍｍ程度の間隔で設ける。可動台１５は、コンピュータ２１により可動台制御装置２２を介して２次元方向に駆動して、検査対象に照射する光を走査する。したがって、本実施の形態では、可動台１５、コンピュータ２１、および可動台制御装置２２により光走査手段を構成している。
　投光レンズ１６は、単一モード光ファイバ２５を介して光発生手段である半導体レーザ（ＬＤ）２６に結合する。半導体レーザ２６は、例えば、出力５０ｍＷ、スペクトル幅１ｎｍ、中心波長９８０ｎｍの光を発生するものを用いる。なお、波長９８０ｎｍの光は、生体の脂肪１１では光吸収率が低く、赤血球中のヘモグロビンでは光吸収が高い光である。この半導体レーザ２６は、ファンクションジェネレータ２７からの周波数ｆｍの正弦波変調信号に基づいてＬＤドライバ２８により駆動する。これにより、半導体レーザ２６から周波数ｆｍで強度変調された光を発生させ、この強度変調された光を、単一モード光ファイバ２５を介して投光レンズ１６に導き、投光レンズ１６で平行光にして生体に照射する。したがって、この光学的検査装置では、単一モード光ファイバ２５および投光レンズ１６により光照射手段を構成している。
　投光レンズ１６により生体に照射された光は、脂肪１１中で、透過、反射もしくは散乱し、脂肪１１中に血管１２が走行している場合は、血管１２中を流れる赤血球で吸収されて振幅変調される。このように、半導体レーザ２６からの光を生体に照射することによって、生体から得られる信号光は、集光レンズ１７により集光し、その集光した信号光を、多モード光ファイバ３１を介して光増幅手段３２で増幅する。光増幅手段３２は、本実施の形態では、半導体光増幅器あるいはファイバ型光増幅器等の導波路型光増幅器を用いて、波長９８０ｎｍ帯において、増幅帯域３ｎｍ、利得約１３ｄＢを有するように構成し、これにより、受光した信号光の光強度を約２０倍まで増幅して出力する。
　光増幅手段３２で増幅した信号光は、バンドパスフィルタ３３を経て光検出手段（ＰＤ）３４で受光し、光電変換する。バンドパスフィルタ３３は、例えば、中心波長９８０ｎｍ、通過帯域幅約１ｎｍの誘電体多層膜型のものを用い、光検出手段３４は、例えば、ＩｎＧａＡｓ／ＰＩＮフォトダイオードを用いる。
　光検出手段３４で光電変換した出力は、トランスインピーダンス増幅器３５で電圧に変換して、ロックインアンプ３６に入力する。ロックインアンプ３６は、ファンクションジェネレータ２７からの周波数ｆｍの正弦波変調信号を参照信号として、トランスインピーダンス増幅器３５からの入力電圧信号から、参照信号に同期した電圧信号を抽出する。このロックインアンプ３６で抽出されたアナログ出力信号は、アナログ－デジタル（Ａ／Ｄ）変換器３７でデジタル信号に変換してコンピュータ２１に供給する。
　コンピュータ２１は、可動台１６の２次元駆動による光走査によって、Ａ／Ｄ変換器３７から得られる生体の各点のデジタル信号を処理して、モニタ３８に画像を表示する。
　本実施の形態によると、集光レンズ１７で集光される生体からの信号光を、多モード光ファイバ３１を介して光増幅手段３２で増幅してから、光検出手段３４で光電変換するようにしたので、生体から得られる信号光が微弱であっても、半導体レーザ２６の出力を高めることなく、光検出手段３４を安価な光検出器を用いて構成して、信号光を高感度かつ迅速に光電変換することができる。そして、ロックインアンプ３６からは、脂肪１１の走査領域内において、血管が走行している走査点では、血管が走行していない走査点におけるよりも、低い出力電圧が得られる。これにより、例えば、脂肪厚４ｍｍの下に埋まっている直径約３ｍｍの血管の走行を可視化することができる。したがって、モニタ３８に表示された画像を観察することにより、血管を避けながら、すなわち血管切断による出血を防止しながら、鏡視下手術が可能になる。
　図３は、図２に示した光増幅手段３２として使用可能なファイバ型光増幅器の二つの例を示すもので、図３（ａ）は、希土類添加光ファイバ型光増幅器の構成を示し、図３（ｂ）は、ラマン光増幅器の構成を示す。
　図３（ａ）に示す希土類添加光ファイバ型光増幅器は、励起光源４１、ダイクロイックミラー等の合波素子４２、希土類添加光ファイバ４３、および励起光除去素子４４を有するとともに、光増幅器のレーザ発振を防止するために、入力端および出力端にそれぞれ光アイソレータ４５および４６を有する。希土類添加光ファイバ４３は、光ファイバに、Ｎｄ，Ｙｂ，Ｅｒ，ＴｍやＰｒなどの希土類を添加したものを用いる。
　図３（ａ）において、光アイソレータ４５を経て入力される波長λｓの信号光は合波素子４２において、励起光源４１から発せられる波長λｐの励起光と合波して、希土類添加光ファイバ４３に入力させる。これにより、励起光によって励起された希土類添加光ファイバ４３中の誘導放出を利用して、信号光を増幅する。希土類添加光ファイバ４３の出力光は、励起光除去素子４４に入射させ、ここで残留励起光を除去して、信号光のみを透過させ、励起光除去素子４４を透過した信号光を、光アイソレータ４６を介して出力する。
　この希土類添加光ファイバ型光増幅器により、図２に示したように、波長９８０ｎｍの信号光を増幅する場合は、各構成要素として、例えば以下の特性のものを用いる。すなわち、励起光源４１は、波長９１５ｎｍ、光出力５０ｍＷ、スペクトル幅１ｎｍのものを用いる。合波素子４２は、光ファイバ型波長多重カプラを利用する。希土類添加光ファイバ４３は、Ｙｂ添加量が低濃度で、長さが１ｍのシングルクラッド・多モードＹｂ添加光ファイバまたはシングルクラッド・単一モードＹｂ添加光ファイバを使用する。励起光除去素子４４は、波長９１５ｎｍの励起光を除去し、波長９８０ｎｍの信号光を透過させる誘電体多層膜フィルタを利用する。光アイソレータ４５および４６は、動作波長９８０ｎｍ、アイソレーション帯域３０ｎｍ程度、反射減衰量３０ｄＢのものを用いる。これにより、低雑音で高感度な波長９８０ｎｍ帯のＹｂ添加光ファイバ型光増幅器を実現することができる。
　図３（ｂ）に示すラマン光増幅器は、図３（ａ）に示した希土類添加光ファイバ型光増幅器の構成において、希土類添加光ファイバ４３に代えて石英系光ファイバ４７を用い、この石英系光ファイバ４７を励起光で励起することにより、誘導ラマン散乱効果を利用して信号光を増幅するようにしたもので、その他の構成および動作は、希土類添加光ファイバ型光増幅器と同様である。したがって、同一構成要素には、同一参照符号を付して説明を省略する。
　このラマン光増幅器により、図２に示したように、波長９８０ｎｍの信号光を増幅する場合は、例えば、励起光源４１は、波長９４０ｎｍ、光出力３００ｍＷ、スペクトル幅６ｎｍのものを用いる。石英系光ファイバ４７は、コア径６μｍ、長さ２ｋｍの多モード光ファイバまたは単一モード光ファイバを利用する。また、励起光除去素子４４は、波長９４０ｎｍの励起光を除去し、波長９８０ｎｍの信号光を透過させる誘電体多層膜フィルタを利用する。その他の構成要素は、図３（ａ）に示した希土類添加光ファイバ型光増幅器で説明した特性のものを用いる。これにより、低雑音で高感度な波長９８０ｎｍ帯のラマン光増幅器を実現することができる。
　なお、図３（ａ）および（ｂ）に示した構成では、希土類添加光ファイバ４３および石英系光ファイバ４７中を、励起光を信号光と同方向に伝搬させる前方励起構成としたが、励起光を信号光と対向する方向に伝搬させる後方励起構成、もしくは双方向励起構成とすることもできる。
　（第２実施の形態）
　図４は、本発明の第２実施の形態に係る光学的検査装置の構成を示す機能ブロック図である。本実施の形態は、レーザ走査型共焦点蛍光顕微鏡５１を構成するもので、光発生手段として波長５４３ｎｍで連続発振するＨｅ－Ｎｅレーザ５２を有する。Ｈｅ－Ｎｅレーザ５２から出射されたレーザ光は、例えば音響光学変調器（acousto-optic modulator:ＡＯＭ）等の光強度調整装置５３により光強度を調整して、ダイクロイックミラー５４、Ｘ－Ｙガルバノミラー５５、瞳投影レンズ５６、結像レンズ５７および対物レンズ５８を経て、検査対象である生細胞試料６０に集光して照射する。したがって、このレーザ走査型共焦点蛍光顕微鏡５１では、光強度調整装置５３、ダイクロイックミラー５４、Ｘ－Ｙガルバノミラー５５、瞳投影レンズ５６、結像レンズ５７および対物レンズ５８により、光照射手段を構成している。また、Ｘ－Ｙガルバノミラー５５は、光走査手段を構成する。
　なお、生細胞試料６０として、蛍光色素で染色された検査対象物や、蛍光タンパクが発現している検査対象物を用いる。ここでは、蛍光タンパクＤｓＲｅｄが発現している検査対象物質を用いるものとする。したがって、Ｈｅ－Ｎｅレーザ５２からのレーザ光が、生細胞試料６０に照射されると、ＤｓＲｅｄが励起されて波長約５７０ｎｍ～６５０ｎｍの蛍光が発生する。
　生細胞試料６０から発生した蛍光は、対物レンズ５８、結像レンズ５７、瞳投影レンズ５６およびＸ－Ｙガルバノミラー５５を経てダイクロイックミラー５４に導く。ダイクロイックミラー５４は、波長５４３ｎｍの光は透過させ、波長５７０ｎｍより長波長の光は反射させるように構成する。これにより、生細胞試料６０で発生した波長約５７０ｎｍ～６５０ｎｍの蛍光を、ダイクロイックミラー５４で反射させる。
　ダイクロイックミラー５４で反射された蛍光は、光アイソレータ６１を経て集光レンズ６２により集光して、半導体光増幅器またはファイバ型光増幅器を有する光増幅手段６３で増幅し、その増幅された蛍光を光検出手段である光電子増倍管（photomultiplier tube:ＰＭＴ）６４で受光して、光電変換する。光増幅手段６３は、例えば、利得約１０ｄＢ、波長６２０ｎｍ～６５０ｎｍの利得帯域を有するように構成する。
　レーザ走査型共焦点蛍光顕微鏡５１は、全体をコンピュータ６５で制御する。これにより、Ｈｅ－Ｎｅレーザ５２からのレーザ光を、Ｘ－Ｙガルバノミラー５５により偏向して、生細胞試料６０を対物レンズ５８の光軸と直交する平面内で２次元走査し、その各走査点において光電子増倍管６４から得られる光電変換出力を処理して、モニタ６６に蛍光画像を表示する。
　本実施の形態によれば、Ｈｅ－Ｎｅレーザ５２からのレーザ光の照射によって、生細胞試料６０から発生する蛍光を、光増幅手段６３で増幅してから、光電子増倍管６４で光電変換するようにしたので、生細胞試料６０から得られる信号光である蛍光が微弱でも、生細胞試料６０に照射するレーザ光の強度を高めることなく、安価な光電子増倍管６４を用いて、蛍光を高感度かつ迅速に光電変換することができる。
　しかも、光増幅手段６３の入力側には、光アイソレータ６１を配置したので、生細胞試料６０への戻り光を阻止することができる。これにより、生細胞試料６０への過剰な光照射による損傷や信号光へ及ぼす変化を防止することができる。この理由を以下に述べる。一般に、光増幅器を用いて光を増幅する場合、自然放出光ノイズ（amplified spontaneous emission(ＡＳＥ)noise）の付加が避けられない。このため、図４の構成の場合は、光増幅手段６３で発生したＡＳＥの一部が生細胞試料６０側に戻り、その過剰な光照射によって生細胞試料６０を損傷したり、生細胞試料６０から発せられる信号光に変化を及ぼしたりするおそれがある。しかし、本実施の形態では、光増幅手段６３の入射側に光アイソレータ６１を配置したので、ＡＳＥの生細胞試料６０への戻り光を防止することができ、生細胞試料６０の損傷や信号光の変化を防止することができる。
　（第３実施の形態）
　図５は、本発明の第３実施の形態に係る光学的検査装置の構成を示す機能ブロック図である。本実施の形態は、レーザ走査型多光子蛍光顕微鏡７１を構成するもので、図４に示したレーザ走査型共焦点蛍光顕微鏡５１の構成と比較して、主として、光発生手段としてチタン・サファイヤレーザ７２を用いた点、光増幅手段６３の増幅率をコンピュータ６５により増幅率制御手段７３を介して制御するようにした点、および、ダイクロイックミラー５４を結像レンズ５７と対物レンズ５８との間に配置するとともに、その光学特性をチタン・サファイヤレーザ７２からの出射光の波長に対応させた点が異なるものである。
　本実施の形態では、チタン・サファイヤレーザ７２から、繰り返し周波数８０ＭＨｚ、パルス幅１５０ｆｓ、発振波長１０００ｎｍの超短光パルスを発生させる。このチタン・サファイヤレーザ７２からの超短光パルスは、光強度調整装置５３により平均光強度を５００ｍＷに調整して、Ｘ－Ｙガルバノミラー５５、瞳投影レンズ５６、結像レンズ５７、ダイクロイックミラー５４および対物レンズ５８を経て、検査対象である生細胞試料６０に集光して照射し、これにより生細胞試料６０中の例えばＤｓＲｅｄを多光子励起（例えば、２光子励起）して蛍光を発生させる。
　生細胞試料６０から発生した蛍光は、対物レンズ５８を経てダイクロイックミラー５４に導く。ダイクロイックミラー５４は、チタン・サファイヤレーザ７２からの波長１０００ｎｍの光は透過させ、波長７００ｎｍ以下の短波長の光は反射させるように構成する。これにより、生細胞試料６０で発生した波長約５７０ｎｍ～６５０ｎｍの蛍光を、ダイクロイックミラー５４で反射させる。
　ダイクロイックミラー５４で反射された蛍光は、光アイソレータ６１を経て集光レンズ６２により集光して、光増幅手段６３で増幅し、その増幅された蛍光を光電子増倍管６４で受光して、光電変換する。
　ここで、チタン・サファイヤレーザ７２からの励起光パルスにより、例えば２光子励起されて生細胞試料６０から発生する蛍光は、数ｎｓ程度持続する。すなわち、生細胞試料６０から発生する蛍光は、チタン・サファイヤレーザ７２からの励起光パルスに同期したパルス光となる。そこで、本実施の形態では、このパルス状の蛍光が、光増幅手段６３に入射するタイミングに同期して、光増幅手段６３の増幅率を、蛍光が入射するタイミングで大きくするように、コンピュータ６５により増幅率制御手段７３を介して制御する。
　なお、光増幅手段６３の増幅率は、半導体光増幅器を用いた場合は、その駆動電流を増減またはオン／オフして制御し、ファイバ型光増幅器を用いた場合には、励起光源からの励起光の強度を増減したり、励起光をオン／オフしたりして制御する。
　本実施の形態によれば、チタン・サファイヤレーザ７２からの励起光パルスにより多光子励起されて生細胞試料６０から発生する蛍光を、光増幅手段６３で増幅してから、光電子増倍管６４で光電変換するようにしたので、生細胞試料６０から得られる信号光である蛍光が微弱でも、生細胞試料６０に照射するレーザ光の強度を高めることなく、安価な光電子増倍管６４を用いて、２光子励起による蛍光を高感度かつ迅速に光電変換することができる。
　しかも、光増幅手段６３の増幅率を、光増幅手段６３への蛍光の入射タイミングに同期して制御するようにしたので、蛍光が入射しない期間でのＡＳＥノイズの混入を低減でき、Ｓ／Ｎを向上することができる。
　（第４実施の形態）
　図６は、本発明の第４実施の形態に係る光学的検査装置の構成を示す機能ブロック図である。本実施の形態は、レーザ走査型ＣＡＲＳ顕微鏡８１を構成するもので、光発生手段として、２波長パルス光源８２を有する。２波長パルス光源８２は、例えば、波長１０６４ｎｍおよび波長８１６ｎｍの光を、それぞれパルス幅約５ｐｓ、繰り返し周波数８０ＭＨｚで発生するように構成する。２波長パルス光源８２からの２波長のパルス光は、光強度調整装置５３により、それぞれ平均光強度を数１０ｍＷに調整して、Ｘ－Ｙガルバノミラー５５、瞳投影レンズ５６、結像レンズ５７および対物レンズ５８を経て、検査対象である無染色の生細胞試料８３に集光して照射し、これにより生細胞試料８３からＣＡＲＳ光を発生させる。
　生細胞試料８３からのＣＡＲＳ光を含む透過光は、集光レンズ６２により集光して、光増幅手段６３で増幅し、その出力光をバンドパスフィルタ８４に入射させて、所望の波長成分のＣＡＲＳ光を抽出し、このバンドパスフィルタ８４を透過したＣＡＲＳ光を光電子増倍管６４で受光して、光電変換する。
　すなわち、本実施の形態では、生細胞試料８３からのＣＡＲＳ光を含む透過光を、ＣＡＲＳ光の波長帯域よりも広い利得帯域を持つ光増幅手段６３で増幅し、その後、バンドパスフィルタ８４で所望の波長成分のＣＡＲＳ光を抽出して、光電子増倍管６４で受光する。例えば、生細胞試料８３から発生するＣＡＲＳ光の波長が約６６０ｎｍの場合は、光増幅手段６３は、その利得帯域を波長６５０ｎｍから波長６７０ｎｍとして、当該利得帯域の透過光を例えば１０ｄＢ増幅するように構成し、バンドパスフィルタ８４は、中心波長が６６０ｎｍで透過帯域幅が約１０ｎｍの誘電体多層膜フィルタで構成する。また、生細胞試料８３から発生するＣＡＲＳ光は、２波長パルス光源８２からの励起光パルス列と同じ繰り返し周波数で、数ｐｓ程度の持続時間で発生するので、ＣＡＲＳ光の発生タイミングに同期して、第３実施の形態と同様にして、光増幅手段６３の増幅率を、ＣＡＲＳ光の入射タイミングで大きくするように、コンピュータ６５により増幅率制御手段７３を介して制御する。
　なお、レーザ走査型ＣＡＲＳ顕微鏡８１は、第３実施の形態と同様に、全体をコンピュータ６５で制御し、これにより、２波長パルス光源８２からの励起光パルスを、Ｘ－Ｙガルバノミラー５５により偏向して、生細胞試料６０を対物レンズ５８の光軸と直交する平面内で２次元走査し、その各走査点において光電子増倍管６４から得られる光電変換出力を処理して、モニタ６６に蛍光画像を表示する。
　本実施の形態によれば、無染色の生細胞試料８３から発生するＣＡＲＳ光を、光増幅手段６３で増幅してから、光電子増倍管６４で光電変換するようにしたので、生細胞試料８３から得られる信号光であるＣＡＲＳ光が微弱でも、生細胞試料８３に照射するレーザ光の強度を高めることなく、安価な光電子増倍管６４を用いて、ＣＡＲＳ光を高感度かつ迅速に光電変換することができる。
　しかも、光増幅手段６３の出力光からバンドパスフィルタ８４により所望の波長成分のＣＡＲＳ光を抽出するとともに、光増幅手段６３の増幅率を、生細胞試料８３から発生するＣＡＲＳ光の入射タイミングに同期して制御するようにしたので、光増幅手段６３の利得帯域内で、かつ所望の波長帯域外の不所望なＡＳＥノイズを効果的に除去することができ、Ｓ／Ｎを向上することができる。
　（第５実施の形態）
　図７は、本発明の第５実施の形態に係る電磁波検出装置の概略構成を示すブロック図である。この電磁波検出装置は、観察対象の試料から放出される被検出電磁波を増幅して、電気信号として信号処理系へ受け渡すためのものである。本実施の形態では、生物発光、化学発光、生物発光エネルギー転移による蛍光等の自然放出される電磁波の観察にも用いられるので、第１～第４実施の形態とは異なり、光発生手段および光照射手段は必須の構成要件ではない。
　本実施の形態に係る電磁波検出装置は、入射した多モードの被検出電磁波のモード状態を調整するモード調整手段１１０と、モード調整手段１１０でモード状態を調整された電磁波を増幅する増幅手段１２０と、増幅手段１２０により増幅された電磁波を電気信号に変換して信号処理系へ出力する変換手段１３０とを備える。増幅手段１２０は、特定の増幅空間モードに対して、ＳＮＲの優れた増幅特性を有し、モード調整手段１１０は、多モードの入射電磁波を、エネルギーのモード分布を変換して、増幅手段１２０による増幅空間モードと略一致するモードに調整する。
　図８は、モード調整手段１１０におけるモードの調整を説明する図である。モード調整手段１１０は、入射側において多モードの電磁波の入射を許容し、一方、出射側では、後段の増幅手段１２０の増幅空間モードと略一致した、すなわち、整合性の高いエネルギーのモード分布となるように調整を行うように構成されている。図８（ａ）は、モード調整手段の入射側における入射電磁波のエネルギーのモード分布の例である。この例では、モード番号１で示される基本モードと、モード番号２～７で示される高次モードにエネルギーが分布している。図８（ｂ）および図８（ｃ）は、それぞれ異なるケースにおけるモード調整手段１１０の出射側における電磁波のエネルギーのモード分布を示す図である。図８（ｂ）では、許容されるモードはモード番号１および２で示される２つのモードのみであり、モード調整手段１１０の入射側における各モードのエネルギーが、低損失でこれら２つのモードに変換される。また、図８（ｃ）は、モード調整手段の出射側でのエネルギーのモード分布として、入射側と同じモード番号１～７の各モードが許容されるが、エネルギーのモード分布が変化して、モード番号１および２の２つのモードの分布が特に高くなる例を示している。すなわち、図８（ｃ）では、擬似的に空間モード数を低減している。モード調整手段１１０は、図８（ｂ）のようにモード数そのものを減少させるものと、図８（ｃ）のようにエネルギーの分布を変化させるものとのいずれであっても良い。
　図７の概略構成により、散乱波または波面が乱れた波である被検出電磁波は、モード調整手段１１０の入射側で許容されるモードに従ってモード調整手段１１０に入射する。その際、より多くの高次モードが許容されるほど、被検出電磁波とモード調整手段１１０との結合効率が高くなる。その後、被検出光は、モード調整手段１１０によるモード調整を受け、増幅手段１２０に出射される。このとき、モード調整手段１１０から出射される被検出電磁波のエネルギーのモード分布と、増幅手段１２０による増幅空間モードとは略一致するので、モードの不整合によるエネルギーの損失が低減される。さらに、被検出電磁波は、増幅手段１２０により増幅されて変換手段１３０に出射され、変換手段１３０で電気信号に変換される。変換手段１３０から出力される電気信号は、後段に続く信号処理系により所望のデータに変換される。
　以上説明したように、本実施の形態によれば、多モードの入射電磁波を、エネルギーのモード分布を変換して、増幅手段１２０による増幅空間モードと略一致するモードに調整するモード調整手段１１０を、増幅手段及び変換手段の前に配置したので、被検出電磁波が散乱された電磁波や波面の乱れた電磁波であっても、この被検出電磁波を高効率で集めることができ、高速かつ高感度な光検出が可能になる。
　（第６実施の形態）
　図９は、本発明の第６実施の形態に係る硬性内視鏡型血管イメージング装置の概略構成を示す図である。この装置は、レーザ光を照射して得られる被検出信号光を検出して、脂肪下に存在する血管位置を可視化するものである。
　この硬性内視鏡型血管イメージング装置は、生体試料２００を走査しつつ照明用のレーザ光を照射し、生体試料２００の表面及び内部で反射または散乱された光を、図７に示した構成を有する電磁波検出装置により検出して電気信号に変換し、この電気信号を信号処理系により処理して画像を表示するように構成されている。
　この硬性内視鏡型血管イメージング装置は、波長５４３ｎｍ、出力２ｍＷの単一モードファイバ（single mode fiber: ＳＭＦ）出力型Ｅｒ添加フッ化物ファイバレーザ１６１、アイソレータ１６２、単一モードファイバ（single mode fiber: ＳＭＦ）１６３およびコリメータ１６４を照明光学系として備え、Ｅｒ添加フッ化物ファイバレーザ１６１を出射したレーザ光が、アイソレータ１６２およびＳＭＦ１６３を介してコリメータ１６４により略平行光として生体試料２００の所望の観察位置へ照射されるように構成されている。
　さらに、Ｅｒ添加フッ化物ファイバレーザ１６１を駆動するレーザドライバ１６６が設けられており、Ｅｒ添加フッ化物ファイバレーザ１６１は、このレーザドライバ１６６を介して、この硬性内視鏡型血管イメージング装置全体を制御する後述するコンピュータ１６９からの制御により、出力状態を制御されるように構成されている。
　また、生体試料２００からの信号光を検出するため、図９に示した硬性内視鏡型血管イメージング装置は、図７に示す電磁波検出装置のモード調整手段１１０、増幅手段１２０および変換手段１３０のそれぞれに対応する構成として、テーパードファイバ１１１、Ｅｒ添加フッ化物ファイバ型光増幅器１２１およびシリコンＰＩＮ－ＰＤ（PIN photo diode）１３１を備える。さらに、ＰＩＮ－ＰＤ１３１の後段には、ＰＩＮ－ＰＤ１３１から出力された電気信号を増幅する電気増幅器１６７、電気増幅器１６７で増幅されたアナログ電気信号をデジタル信号に変換するアナログ－デジタル（analog-to-digital: ＡＤ）変換器１６８を設けている。
　テーパードファイバとは、入力側から出力側にかけて光が導波するコア部分の径が変化する構造を有する光ファイバのことである。テーパードファイバ１１１の入射面は、生体試料２００に面してコリメータ１６４と近接した位置に配置され、コリメータ１６４とともに走査マウント１６５上に固定される。図１０にコア部分の縦断面の概略形状を示すように、テーパードファイバ１１１は、入力側のコア径が出力側のコア径よりも大きなテーパ状となっている。本実施の形態では、入力側及び出力側のコア径が、それぞれ５０μｍおよび４μｍで、長さが１．０ｍのものを使用する。
　また、Ｅｒ添加フッ化物ファイバ型光増幅器１２１は、構成図を図１１に示すように、アイソレータ１７３ａ、１７３ｂ、波長分割多重（wavelength divisional multiplexing:ＷＤＭ）カプラ１７４、Ｅｒ添加フッ化物ファイバ１７５、光フィルタ１７６、半導体レーザ（laser Diode: ＬＤ）１７７を含んで構成する。
　アイソレータ１７３ａおよび１７３ｂは、Ｅｒ添加フッ化物ファイバ型光増幅器１２１の入力側および出力側に配置され、戻り光を抑止する。ＬＤ１７７は、Ｅｒ添加フッ化物ファイバ１７５の励起光源であり、波長９７５ｎｍ、出力１００ｍＷの半導体レーザを使用する。また、ＬＤ１７７に接続されたＬＤ１７７を駆動するドライバ１７２が設けられている。ＷＤＭカプラ１７４は、ＬＤ１７７からの励起光と入射側のアイソレータ１７３ａを出射した信号光とを合波し、Ｅｒ添加フッ化物ファイバ１７５へ出力するように構成される。Ｅｒ添加フッ化物ファイバ１７５は、コア径４μｍの単一モードＥｒ添加フッ化物ファイバであり、励起光により信号光を増幅するとともに、残留励起光およびＡＳＥを出力する。光フィルタ１７６は、Ｅｒ添加フッ化物ファイバ１７５の出射側に設けられ、残留励起光及びＡＳＥを除去して信号光のみを出射する。この信号光は、アイソレータ１７３ｂを介してＥｒ添加フッ化物ファイバ型光増幅器１２１から出射される。このＥｒ添加フッ化物ファイバ型光増幅器１２１は、テーパードファイバ１１１の出力を約１５ｄＢ増幅することができる。
　また、本実施の形態の硬性内視鏡型血管イメージング装置は、図９に示すように、装置各部を制御するとともに、ＡＤ変換器１６８から出力されたデジタル信号の処理を行うコンピュータ１６９を備える。コンピュータ１６９は、レーザドライバ１６６、ドライバ１７１およびドライバ１７２と接続され、それぞれＥｒ添加フッ化物ファイバレーザ１６１、Ｅｒ添加フッ化物ファイバ型光増幅器１２１、および、走査マウント１６５を制御するとともに、ＡＤ変換器１６８の出力信号とＥｒ添加フッ化物ファイバレーザ１６１の出力、Ｅｒ添加フッ化物ファイバ型光増幅器１２１の増幅率および走査マウント１６５の位置の各情報とを関連付けて信号処理を行い、その結果を表示モニタ１７０に表示するように構成される。
　以上のような構成によって、本実施の形態に係る硬性内視鏡型血管イメージング装置では、生体試料の観察を行う際、コンピュータ１６９は、ドライバ１７１を介して走査マウント１６５を走査させるとともに、レーザドライバ１６６を介して、Ｅｒ添加フッ化物ファイバレーザ１６１を駆動して、コリメータ１６４から生体試料２００にレーザ光を照射させる。このレーザ光は、生体試料２００の表面及び内部で反射または散乱されて、波長５４３ｎｍの信号光としてテーパードファイバ１１１に入射する。
　ここで、テーパードファイバ１１１の入射側のコア径は５０μｍなので、４μｍのコア径のファイバと比べると、入射面の面積が大きく空間的に広範囲の信号を集めることができるとともに、基本モードの他多くの高次モードが入射することができる。一方、テーパードファイバの出射側では、コア径が４μｍと小さく、モード間のエネルギーの分布が調整されて基本モードに集中する。
　モード調整を受けた信号光は、Ｅｒ添加フッ化物ファイバ型光増幅器１２１に入射し、図１１に示した増幅空間モードが基本モードであるコア径４μｍの単一モードＥｒ添加フッ化物ファイバ１７５に入射する。テーパードファイバの出射側のモード分布と、Ｅｒ添加フッ化物ファイバ１７５の増幅空間モードとが、略一致しているので、両者の接合部分における結合効率が高くなる。このため、テーパードファイバ１１１に入射した信号光のエネルギーの損失を抑えることができ、かつ、Ｅｒ添加フッ化物ファイバ型光増幅器１２１において略単一モードでの増幅ができるので、ＡＳＥの発生が抑えられ、ＳＮＲの高い信号光を得ることができる。
　さらに、Ｅｒ添加フッ化物ファイバ型光増幅器１２１を出射した信号光は、図９に示すように、ＰＩＮ－ＰＤ１３１で電気信号に変換され、電気増幅器１６７で増幅され、ＡＤ変換器１６８でデジタル信号に変換され、コンピュータ１６９に送信される。コンピュータ１６９は、この電気信号とドライバ１７１から得られる走査位置情報等とを関連づけることにより信号処理を行い、血管画像を生成してモニタ１７０に表示する。このようにして、脂肪下に存在する血管位置を高速度に画像化することが可能になる。
　以上説明したように、本実施の形態によれば、テーパードファイバ１１１をＥｒ添加フッ化物ファイバ型光増幅器１２１の前段に配置することで、受光面を広くすることができ、さらに、入射側の許容空間モード数が大きいので、被検出信号光が散乱光や波面の乱れた光であっても、多くの信号光を入射させることができる。また、テーパードファイバ１１１により、増幅空間モード数の少ないＥｒ添加フッ化物ファイバ型光増幅器１２１の増幅空間モードと略一致するモードに、エネルギーのモード分布を変換させたので、ＡＳＥを低減することができ、ＳＮＲの高い光増幅が可能になる。さらに、テーパードファイバ１１１を用いたことによって、少ないエネルギー損失でモード調整を行うことができる。したがって、被検出信号光が散乱光や波面の乱れた光であっても、信号光強度は高く、雑音光強度は低い光増幅が可能になる。従って、この光増幅器をＰＩＮ－ＰＤ１３１の前に配置することで高速かつ高感度な光検出が可能になる。
　また、モード調整手段１１０として、光ファイバの一種であるテーパードファイバ１１１を利用することで、長尺な空間モード調整導波路を安定的に実現することができる。長尺化することにより、断熱的な空間モード調整が可能になり、より低損失な空間モード調整を実現することができる。また、光ファイバを用いることにより空間光学系の微調整などが不要になるため、使用上の自由度が向上する。さらに、テーパードファイバ１１１は、設計の自由度が非常に高いので、検出光の状態に適したモード調整手段を実現することが可能になる。また、テーパードファイバ１１１は比較的容易に作製可能なため、低価格な光検出装置を提供することができる。
　また、増幅手段１２０として、Ｅｒ添加フッ化物ファイバ型光増幅器１２１を用いたので、高利得および低雑音性で高い増幅効率の増幅をすることができる。さらに、石英系ファイバ型光増幅器では動作できない波長帯域でも光増幅が可能になり、特に、可視帯での効率的な光増幅が可能になる。
　（第７実施の形態）
　図１２は、本発明の第７実施の形態に係る電磁波検出装置の概略構成を示すブロック図である。この電磁波検出装置は、図７に記載の電磁波検出装置の構成において、モード調整手段１１０を複数設けるとともに、モード調整手段１１０と増幅手段１２０との間に、合波手段１４０を設けている。
　この構成により、被検出電磁波は、複数のモード調整手段１１０に入力され、それぞれのモード調整手段１１０において、空間モードの調整が行われる。その後、複数のモード調整手段１１０からの出力電磁波は、合波手段１４０に入力され、合波される。合波手段１４０より出力された被検出信号電磁波は増幅手段１２０によって増幅され、さらに変換手段１３０によって電気信号に変換される。変換手段１３０から出力される電気信号は後段に続く信号処理系にて所望のデータに変換される。
　本実施の形態によれば、第一実施の形態の効果に加え、並列に入射する多モードの入射電磁波のモード調整を行う複数のモード調整手段１１０を、増幅手段１２０及び変換手段１３０の前に配置したので、被検出信号電磁波が散乱された電磁波や波面の乱れた電磁波であっても、信号波を高効率で集めることができ、高速かつ高感度な電磁波検出が可能になる。さらに、複数のモード調整手段１１０から出力される複数の電磁波を合波する合波手段１４０を備えるので、入射電磁波をモード数を少なくして合波させることにより、装置全体の動作安定性を更に向上させることができる。
　（第８実施の形態）
　図１３は、図１２に示した電磁波検出装置を用いた本発明の第８実施の形態に係る硬性内視鏡型血管イメージング装置の概略構成を示す図である。この硬性内視鏡型血管イメージング装置は、図９に示した硬性内視鏡型血管イメージング装置において、コリメータ１６４ａに代えて、照明用レンズ１６４ｂを使用するとともに、テーパードファイバ１１１を並列に複数本設け、それらの出射側に合波手段１４０としてファイバカプラ１４１を設けている。また、走査マウント１６５に照明用レンズ１６４ｂと複数のテーパードファイバ１１１の入射面とが、生体試料２００に面するように固定されている。
　照明用レンズ１６４ｂは、図９に示したコリメータ１６４ａとは異なり、ＳＭＦ１６３を伝播してきたレーザ光を拡散させて、テーパードファイバ１１１の入射面に面した生体試料２００の領域に照射させる。このレーザ光は、生体試料２００の表面及び内部で反射または散乱されて、複数のテーパードファイバ１１１に多モードの光として入射する。各テーパードファイバ１１１に入射した信号光は、モード間のエネルギー分布が調整された後、基本モードを含む少ないモード数の光としてファイバカプラ１４１に入射して合波される。その後、ファイバカプラ１４１で合波された信号光は、Ｅｒ添加フッ化物ファイバ型光増幅器１２１に入射する。その他の構成および作用は第６実施の形態と同様であるので、同一構成要素には同一参照符号を付して説明を省略する。
　以上説明したように、本実施の形態によれば、第６実施の形態の効果に加え、テーパードファイバ１１１を複数有することにより、より多くの信号光を集光することができる。また、一般に、空間モード数の少ない素子ほど動作が安定しているので、信号光の空間モード数を少なくして合波手段を使用して合波させることにより、装置全体の動作安定性を更に向上させることができる。
　（第９実施の形態）
　図１４は、本発明の第９実施の形態に係る電磁波検出装置の概略構成を示すブロック図である。この電磁波検出装置は、図７に記載の電磁波検出装置の構成において、モード調整手段１１０と増幅手段１２０とを、各１個を一組として複数並列に設けるとともに、それぞれの増幅手段１２０からの出力を、これら出力を並列に処理することのできる変換手段１３０に入力されるように構成したものである。
　上記の構成において、被検出電磁波は、複数のモード調整手段１１０に入力され、それぞれのモード調整手段１１０において、空間モードの調整が行われる。その後、複数のモード調整手段１１０からの出力電磁波は、対応する増幅手段１２０に入力されて増幅され、さらに変換手段１３０によって並列に電気信号に変換される。変換手段１３０から出力される電気信号は後段に続く信号処理系にて所望のデータに変換される。
　本実施の形態によれば、並列に入射する多モードの入射電磁波を、エネルギーのモード分布を変換して、増幅手段１２０による増幅空間モードと略一致するモードに調整する複数のモード調整手段１１０を、それぞれ対応する増幅手段１２０及び変換手段１３０の前に配置したので、被検出信号電磁波が散乱された電磁波や波面の乱れた電磁波であっても、これを高効率で集めることができ、高速かつ高感度な光検出が可能になる。さらに、複数のモード調整手段１１０及びそれに対応する複数の増幅手段１２０を有し、それぞれの増幅手段１２０からの電磁波出力を並列に電気信号に変換することで、同時に画像情報等の複数点の情報を得ることができる。
　（第１０実施の形態）
　図１５は、図１４に示した電磁波検出装置を用いた本発明の第１０実施の形態に係る高感度内視鏡の概略構成を示す図である。この高感度内視鏡は、照明用のレーザ光を照射し、生体試料２００の表面及び内部で反射または散乱された光を、図１４の電磁波検出装置により検出して電気信号に変換し、この電気信号を信号処理系により処理して内視鏡画像を表示するように構成されている。
　生体試料２００に照明用のレーザ光を照射する光学系として、この高感度内視鏡では、波長６３５ｎｍ、出力２０ｍＷのＬＤ１８０、アイソレータ１８１、多モードファイバ（multi-mode fiber: MMF）１８２ａ、および、照明用レンズ１８３を備え、光源であるＬＤ１８０の出力はアイソレータ１８１およびＭＭＦ１８２ａを介して、照明用レンズ１８３から空間に出力され、生体試料２００へ照射されるように構成される。
　また、ＬＤ１８０を駆動するレーザドライバ１７９が設けられ、ＬＤ１８０は、レーザドライバ１７９を介して、この高感度内視鏡の全体を制御するコンピュータ１６９によって、出力を制御されるように構成されている。
　また、生体試料２００からの被検出光を検出する電磁波検出装置は、モード調整手段１１０として１２８×１２８本のテーパードファイバ１１１を、増幅手段１２０として各テーパードファイバ１１１に対応する１２８×１２８個の半導体光増幅器（semiconductor optical amplifier：ＳＯＡ）１２２を、変換手段１３０として１２８×１２８個の画素を有するＣＣＤカメラ１３２を、それぞれ用いる。また、各テーパードファイバ１１１と対応するＳＯＡ１２２との間には、それぞれアイソレータ１８４ａを、各ＳＯＡ１２２とＣＣＤカメラ１３２との間にはアイソレータ１８４ｂとＡＳＥ除去用の光バンドパスフィルタ(band-pass filter: ＢＰＦ)１８５とを設ける。ＣＣＤカメラ１３２の後段には、アナログ電気信号をデジタル信号に変換するアナログ-デジタル（analog-to-digital: ＡＤ）変換器１６８を設ける。
　なお、テーパードファイバ１１１としては、入力側及び出力側のコア径がそれぞれ５０μｍ及び９μｍで、長さは１．０ｍのものを用い、その入射面は、生体試料２００に面し、照明用レンズ１８３からのレーザ光の照射により、生体試料２００のそれぞれ異なる位置からの信号光が入射するように配置され、照明用レンズ１８３とともにハウジング１７８に固定される。また、ＳＯＡ１２２は、ドライバ１８６を介してコンピュータ１６９にて制御されるように構成されている。
　これによって、生体試料２００の表面及び内部で反射もしくは散乱された波長６３５ｎｍの信号光は、各テーパードファイバ１１１に入力され、モードが調整される。テーパードファイバ１１１のそれぞれの出力はアイソレータ１８４を介して対応するＳＯＡ１２２へ入力され、約１８ｄＢ増幅される。各ＳＯＡ１２２の出力は、対応するアイソレータ１８４を経由して対応するＢＰＦ１８５に入射してＡＳＥが除去される。各ＢＰＦ１８５の出力は、１２８×１２８ピクセルのＣＣＤカメラ１３２の各ピクセルに対応するように入力され、電気信号に変換される。さらに、ＣＣＤカメラ１３２により電気信号に変換された信号出力は、ＡＤ変換器１６８においてデジタル信号へ変換される。
　また、本実施の形態に係る高感度内視鏡では、装置各部を制御するとともに、ＡＤ変換器１６８から出力されたデジタル信号の処理を行うコンピュータ１６９が設けられている。コンピュータ１６９は、レーザドライバ１７９、および、ドライバ１８６とそれぞれ接続されて、ＬＤ１８０およびＳＯＡ１２２を制御するとともに、ＡＤ変換器１６８の出力信号とＬＤ１８０の出力およびＳＯＡ１２２の増幅率とを関連付けて信号処理を行い、その結果を表示モニタ１７０に、例えば、内視鏡画像として表示する。
　以上説明したように、本実施の形態によれば、第６実施の形態と同様の効果を得ることができ、従来よりも高速かつ高感度に内視鏡画像を得ることができる。また、本実施の形態では、複数のテーパードファイバ１１１及びそれに対応する複数のＳＯＡ１２２を設け、それぞれのＳＯＡ１２２からの光出力を並列に電気信号に変換することにより、同時に生体試料２００の複数点に関する情報を得ることができる。したがって、特に二次元画像などを生成する際に有効である。
　さらに、増幅手段１２０としてＳＯＡ１２２を用いることでコンパクトかつ低価格な光検出系を構築することが可能になるうえ、複数の半導体光増幅器やフォトダイオード（ＰＤ）など他の半導体素子との集積化が可能になる。また、供給電力が少なくてよいという利点も兼ね備えている。さらに、ＳＯＡは、ファイバ型光増幅器と比較すると、動作波長帯域が広いため、様々な被検出光に対応することができる。
　（第１１実施の形態）
　図１６は、本発明の第１１実施の形態に係る電磁波検出装置の概略構成を示すブロック図である。この電磁波検出装置は、図７に記載の電磁波検出装置の構成において、モード調整手段１１０の前に、被検出電磁波を集めるための集波手段１５０を設けている。これによって、請求項１６に記載の発明の効果に加えて、検出できる信号電磁波の量をより一層高めることができる。
　（第１２実施の形態）
　図１７は、図１６に示した電磁波検出装置を用いた本発明の第１２実施の形態に係る硬性内視鏡型血管イメージング装置の概略構成を示す図である。この硬性内視鏡型血管イメージング装置は、図９に示した硬性内視鏡型血管イメージング装置において、テーパードファイバ１１１の入射面の前に集光用レンズ１５１を設けたものである。テーパードファイバ１１１の前に集光用レンズ１５１を設けることにより、生体試料２００の表面及び内部で反射または散乱された光の中の、より多くの部分をテーパードファイバ１１１に取り込むことができる。また、検出対象の深部ないし遠方に存在する被検物質に対しても、高感度かつ高いＳＮＲで検出できるという利点を有する。
　（第１３実施の形態）
　図１８は、本発明の第１３実施の形態に係るレーザ走査型多光子顕微鏡の概略構成を示す図である。本実施の形態は、レーザ走査型多光子顕微鏡において、図１６に示した電磁波検出装置を、生細胞試料からの信号光の検出に使用したものである。
　図１８に示すように、本実施の形態に係るレーザ走査型多光子顕微鏡は、チタン・サファイヤレーザ１８７、光強度変調装置１８８、Ｘ－Ｙガルバノミラー１８９、瞳投影レンズ１９０、結像レンズ１９１、ダイクロイックミラー１９２、対物光学系を構成する対物レンズ１９３、アイソレータ２０２、集光用レンズ１５２、テーパード導波路１１２、ＳＯＡ１２３、ＰＩＮ－ＰＤ１３３、電気増幅器１６７、ＡＤ変換器１６８、および、増幅率制御手段２０３を含んで構成されている。
　チタン・サファイヤレーザ１８７は、繰り返し周波数８０ＭＨｚ、パルス幅１５０ｆｓ、発振波長１０６０ｎｍの超短光パルスを発生させる光源である。このチタン・サファイヤレーザ１８７からの超短光パルスは、光強度調整装置１８８により平均光強度を１００ｍＷに調整され、Ｘ－Ｙガルバノミラー１８９、瞳投影レンズ１９０、結像レンズ１９１、ダイクロイックミラー１９２および対物レンズ１９３を経て、検査対象である生細胞試料２０１に集光して照射されるように構成される。その際、Ｘ－Ｙガルバノミラー１８９を駆動して、レーザ光の試料上の照射位置を走査させる。これにより生細胞試料２０１中の所望の領域において、例えば赤色蛍光タンパク質（DsRed）を多光子励起（例えば、２光子励起）して蛍光を発生させることができる。
　また、対物レンズ１９３は、生細胞試料２０１から発生した蛍光を、ダイクロイックミラー１９２に導く。ダイクロイックミラー１９２は、チタン・サファイヤレーザ１８７からの波長１０６０ｎｍの光は透過させ、波長７００ｎｍ以下の短波長の光は反射させるように構成される。これにより、生細胞試料２０１で発生した波長約５７０ｎｍ～６５０ｎｍの蛍光を、ダイクロイックミラー１９２で反射させる。
　集光用レンズ１５２、テーパード導波路１１２、ＳＯＡ１２３およびＰＩＮ－ＰＤ１３３は、それぞれ、図１６に示した電磁波検出装置の集波手段１５０、モード調整手段１１０、増幅手段１２０および変換手段１３０に相当する。ダイクロイックミラー１９２で反射された蛍光は、アイソレータ２０２を経て集光用レンズ１５２により集光され、テーパード導波路１１２へ入力される。テーパード導波路１１２は、入射側の空間モードが８であり、モード調整によって出射側のモード数が２まで減少するように構成されている。テーパード導波路１１２から出力された蛍光は、増幅率制御手段２０３を介して外部のコンピュータ１６９により制御されるＳＯＡ１２３に入射して増幅され、シリコンＰＩＮ－ＰＤ１３３により電気信号に変換される。ＳＯＡ１２３は、入射する信号光のモード数を減じたことにより、ＡＳＥの発生を抑制して高いＳＮＲで増幅することができる。
　さらに、ＰＩＮ－ＰＤ１３３から出力された電気信号は電気増幅器１６７で増幅され、ＡＤ変換器１６８でデジタル信号に変換され、外部のコンピュータ１６９に送信される。コンピュータ１６９は、ＡＤ変換器１６８から受信した信号と、Ｘ－Ｙガルバノミラー１８９から得られる走査位置情報等とを関連付けて信号処理を行い、その結果をモニタ１７０に顕微鏡画像として表示する。
　なお、上記のレーザ走査型多光子蛍光顕微鏡では、チタン・サファイヤレーザ１８７からの励起光パルスにより、例えば、２光子励起されて生細胞試料２０１から発生する蛍光は、数ｎｓ程度持続する。すなわち、生細胞試料２０１から発生する蛍光は、チタン・サファイヤレーザ１８７からの励起光パルスに同期したパルス光となる。そこで、本実施の形態では、このパルス状の蛍光がＳＯＡ１２３に入射するタイミングに同期させて、ＳＯＡ１２３の増幅率を、蛍光が入射するタイミングで大きくするように、コンピュータ１６９により制御する。
　本実施の形態によれば、チタン・サファイヤレーザ１８７からの励起光パルスにより多光子励起されて生細胞試料２０１から発生する蛍光を、テーパード導波路１１２を用いて空間モード数を減少させるようにモード調整を行い、ＳＯＡ１２３で増幅してから、シリコンＰＩＮ－ＰＤ１３３で光電変換するようにしたので、生細胞試料２０１に照射するレーザ光の強度を過度に高めることなく、生細胞試料２０１から得られる信号光である蛍光が微弱でも、２光子励起による蛍光を高感度かつ高速に光電変換することができる。
　また、ＳＯＡ１２３の増幅率を、ＳＯＡ１２３への蛍光の入射タイミングに同期して制御するようにしたので、蛍光が入射しない期間に光増幅器に電力を供給することにより発生するＡＳＥの混入を低減することができ、ＳＮＲを向上することができる。さらに、ＳＯＡ１２３の増幅率を変化させることによって、検出信号レベルを簡単に調整することができる。
　（第１４実施の形態）
　図１９は、本発明の第１４実施の形態に係る電磁波検出装置の概略構成を示すブロック図である。この電磁波検出装置は、図７に記載の電磁波検出装置の構成において、モード調整手段１１０の前段に、複数の集波手段１５０と、該複数の集波手段１５０からの検出電磁波を合波する合波手段１４０とを設けたものである。
　上記の構成において、被検出電磁波は、複数の集波手段１５０によって集光され、合波手段１４０に入力される。合波手段１４０は、入力された複数の被検出光を合波し、モード調整手段１１０に出力する。その他の作用は、図７の電磁波検出装置と同様である。
　本実施の形態によれば、請求項１６に記載の発明の効果に加えて、複数の集波手段１５０を備えることによって、複数箇所からの信号電磁波を一括で取得することができ、さらに、複数箇所からの信号電磁波を合波手段１４０でまとめることにより、増幅手段１２０に入力される信号電磁波のエネルギーを増大させ、ＳＮＲをさらに向上させることができる。
　（第１５実施の形態）
　図２０は、図１９に示した電磁波検出装置を用いた本発明の第１５実施の形態に係る硬性内視鏡型血管イメージング装置の概略構成を示す図である。この硬性内視鏡型血管イメージング装置は、図９に示した硬性内視鏡型血管イメージング装置において、コリメータ１６４ａに代えて、照明用レンズ１６４ｂを使用するとともに、テーパードファイバ１１１の前段に、複数の集光用レンズ１５１とこの集光用レンズ１５１に結合した多モードファイバ（multi-mode fiber: ＭＭＦ）１８２ｂと、各ＭＭＦ１８２ｂからの信号光を合波する多モードファイバカプラ１４２とを設けている。なお、集光用レンズ１５１および多モードファイバカプラ１４２は、それぞれ、図１９の集波手段１５０および合波手段１４０に相当する。
　また、走査マウント１６５に、照明用レンズ１６４ｂと各集光用レンズ１５１とが、試料１００に面するように固定されている。さらに、照明用レンズ１６４ｂは、図９に示したコリメータ１６４ａとは異なり、ＳＭＦ１６３を伝播してきたレーザ光を拡散させて、各集光用レンズ１５１の入射面に面した生体試料２００の領域に照射させるように構成されている。
　これにより、照明用レンズ１６４ｂを出射したレーザ光は、生体試料２００の表面及び内部で反射または散乱されて、複数の集光用レンズ１５１で集光され、ＭＭＦ１８２ｂを介して多モードファイバカプラ１４２で合波され、テーパードファイバ１１１に多モードの光として入射する。その他の、構成および作用は第６実施の形態と同様であるので、同一構成要素には同一参照符号を付して説明を省略する。
　以上説明したように、本実施の形態によれば、複数の集光用レンズ１５１を設けたので、複数箇所からの信号光を一括で取得することができ、検出できる信号光量をより一層高めることが可能になる。また、複数箇所からの信号光を多モードファイバカプラ１４２でまとめることにより、後段に続くテーパードファイバ１１１、Ｅｒ添加フッ化物ファイバ型光増幅器１２１、および、ＰＩＮ－ＰＤ１３１の数量を一つに減らすことができる。また、複数箇所からの信号光をまとめることで、Ｅｒ添加フッ化物ファイバ型光増幅器１２１に入力される信号光エネルギーを増大させることができる。したがって、より高速かつ高感度に内視鏡画像を得ることが可能になる。
　（第１６実施の形態）
　図２１は、本発明の第１６実施の形態に係る電磁波検出装置の概略構成を示すブロック図である。この電磁波検出装置は、図１４に記載の電磁波検出装置の構成において、各モード調整手段１１０の前段に、集波手段１５０を設けたものである。これによって、第９実施の形態に係る電磁波検出装置の有する効果に加え、より多くの被検出電磁波を、モード調整手段１１０に導くことが可能になる。
　（第１７実施の形態）
　図２２は、図２１に示した電磁波検出装置を用いた本発明の第１７実施の形態に係る硬性内視鏡型血管イメージング装置の概略構成を示す図である。この硬性内視鏡型血管イメージング装置は、図１５に示した第１０実施の形態に係る硬性内視鏡型血管イメージング装置において、複数のテーパードファイバ１１１の前に集光用レンズ１５２を設けたものである。テーパードファイバ１１１の前に集光用レンズ１５２を設けることにより、生体試料２００の表面及び内部で反射または散乱された光の中の、より多くの部分を各テーパードファイバ１１１に取り込むことができる。その他の構成および作用は、第１０実施の形態と同様であるので、同一構成要素には同一参照符号を付して説明を省略する。
　以上説明したように、本実施の形態によれば、テーパードファイバ１１１の前に集光用レンズ１５２を設けたので、検出できる信号光量をより一層高めることが可能になる。したがって、より高速かつ高感度に内視鏡画像を得ることが可能になる。
　なお、本発明は、上記実施の形態にのみ限定されるものではなく、幾多の変形または変更が可能である。例えば、第２実施の形態に示したレーザ走査型共焦点蛍光顕微鏡５１および第３実施の形態に示したレーザ走査型多光子蛍光顕微鏡７１は、それぞれ反射型に限らず、透過型として構成することもできる。同様に、第４実施の形態に示したレーザ走査型ＣＡＲＳ顕微鏡８１は、透過型に限らず、反射型として構成することもできる。
　また、モード調整手段としては、テーパードファイバ１１１またはテーパード導波路１１２を使用したが、これに限られず、テーパードフォトニック結晶導波路、長周期ファイバブラッググレーティングや屈折率変調平面導波路などを使用することができる。
　例えば、第１３実施の形態において、テーパード導波路１１２に代えて、導波路長手方向に不均一な屈折率の分布を有する屈折率分布型導波路等を使用するか、または、導波路長手方向に不均一な応力の分布もしくは不均一な温度の分布を与えた導波路を使用することができる。この場合、光導波路中の屈折率、応力、もしくは温度の揺らぎにより、空間モード間においてエネルギーのやり取りが発生する。この屈折率、応力、もしくは温度の揺らぎを意図的に光導波路中に与えることにより、空間モード間のエネルギー比率の変化を誘導することができる。
　また、第５～第１７実施の形態における増幅手段１２０としては、Ｅｒ添加フッ化物ファイバ型光増幅器またはＳＯＡを使用したがこれに限られない。例えば、これらの増幅器に代えて、誘導ラマン散乱効果を利用したファイバ型光増幅器を使用することができる。希土類添加ファイバ型光増幅器の動作波長帯域は非常に離散的なため、光増幅効果を得ることができない波長領域が存在するが、誘導ラマン散乱効果は動作波長帯域を選ばないため、これを利用することで、任意の波長領域において光増幅が可能になる。また、他のファイバ型光増幅器、例えば、ファイバ型ブリルアン光増幅器、ファイバ型パラメトリック光増幅器などを使用することもできる。さらに、色素増幅器を使用することもできる。ファイバ型光増幅器や半導体光増幅器と比較すると、色素の増幅帯域は広いので、色素増幅器を使用すると、広帯域な信号を増幅することが可能になる。さらに色素の設計次第で、様々な波長での光増幅が可能になる。
　また、変換手段１３０としては、ＰＩＮ－ＰＤまたはＣＣＤカメラを使用したが、これに限られず、たとえば、ＡＰＤ、ＰＭＴ、ＣＭＯＳ、ＥＭ－ＣＣＤまたはＥＢ－ＣＣＤを使用することもできる。
　合波手段１４０としては、ファイバカプラまたは多モードファイバカプラを使用したがこれに限られず、例えば、平面導波路型光カプラ、空間型ビームコンバイナ、偏波合成カプラ、波長合成カプラなどを使用することもできる。
　集波手段としては、集光用レンズを使用したがこれに限られず、例えば、ＧＲＩＮ（Gradient Index）レンズや、レンズドファイバなどを使用することもできる。
　また、本発明は、上記実施の形態で示したイメージング装置や内視鏡等に限らず、上述したフローサイトメータや、ＦＣＳ、ＳＰＲ、ＬＰＩＡ、ＦＩＡ等の光学的測定方法を実施する場合にも有効に適用することができる。
　なお、上記第５～第１７実施の形態で説明したように、本願の第１６～３８の観点に係る発明は、以下の効果を有している。
　また、本願の第１６の観点に係る発明によれば、多モードの入射電磁波を、エネルギーのモード分布を変換して、増幅手段による増幅空間モードと略一致するモードに調整するモード調整手段を、増幅手段及び変換手段の前に配置したので、被検出電磁波が散乱された電磁波や波面の乱れた電磁波であっても、この被検出電磁波を高効率で集めることができ、高速かつ高感度な電磁波検出が可能になる。
　さらに、本願の第１７の観点に係る発明によれば、請求項１６に記載の発明の効果に加えて、モード調整手段が入射電磁波の空間モード数を減らすので、低損失にて空間モード数を減らすことができ、増幅手段にて高いＳＮＲの電磁波増幅が可能になる。
　また、本願の第１８の観点に係る発明によれば、請求項１６に記載の発明の効果に加えて、入射電磁波の空間モード間のエネルギー比率を変化させるので、空間モード間のエネルギー比率を変化させることができる。これにより、一部の空間モードに多くのエネルギーを集中させることで、擬似的に空間モード数の低減を実現することができる。
　さらに、本願の第１９の観点に係る発明によれば、請求項１６に記載の発明の効果に加えて、モード調整手段に導波路を利用することで、安定度の高い空間モードの変化を実現できる。
　また、本願の第２０の観点に係る発明によれば、請求項１９に記載の発明の効果に加えて、導波路を光ファイバとすることで、長尺な空間モード調整導波路が安定的に実現できる。長尺化することで、断熱的な空間モード調整が可能になり、より低損失な空間モード調整が実現できる。また、光ファイバ化することで空間光学系の微調整などが不要になるため、使用上の自由度が向上する。
　さらに、本願の第２１の観点に係る発明によれば、請求項２０に記載の発明の効果に加えて、光ファイバとして、設計の自由度が非常に高いテーパード光ファイバをモード調整手段として用いることで、検出光の状態に適したモード調整手段を実現することが可能になる。また、テーパードファイバは、比較的容易に作製可能なため、低価格な光検出装置を提供できる。
　また、本願の第２２の観点に係る発明によれば、請求項１９に記載の発明の効果に加えて、屈折率、応力、もしくは温度の揺らぎを意図的に光導波路中に与えることにより、空間モード間のエネルギー比率の変化を誘導することができる。
　さらに、本願の第２３の観点に係る発明によれば、請求項１６に記載の発明の効果に加えて、ファイバ型光増幅器を増幅手段として用いることで、高利得かつ低雑音な光増幅が可能になる。
　また、本願の第２４の観点に係る発明によれば、請求項２３に記載の発明の効果に加えて、ファイバ型光増幅器として希土類添加ファイバ型光増幅器を用いることで、高利得、低雑音そして高効率な光増幅が可能になる。
　さらに、本願の第２５の観点に係る発明によれば、請求項２４に記載の発明の効果に加えて、希土類添加ファイバ型光増幅器として希土類添加フッ化物ファイバ型光増幅器を用いることで、石英系ファイバ型光増幅器では動作できない波長帯域でも光増幅を行うことが可能になる。特に、可視帯での効率的な光増幅が可能になる。
　また、本願の第２６の観点に係る発明によれば、請求項２３に記載の発明の効果に加えて、ファイバ型増幅器として誘導ラマン散乱効果を利用したファイバ型光増幅器を使用することによって、任意の波長領域において光増幅が可能になる。
　さらに、本願の第２７の観点に係る発明によれば、請求項１６に記載の発明の効果に加えて、増幅手段として半導体光増幅器を用いることで、コンパクトかつ低価格な光検出系を構築することが可能になる。
　また、本願の第２８の観点に係る発明によれば、請求項１６に記載の発明の効果に加えて、増幅手段として色素を含む光増幅器を使用することによって、広帯域な信号を増幅することが可能になる。さらに色素の設計次第で、様々な波長での光増幅が可能になる。
　さらに、本願の第２９の観点に係る発明によれば、請求項１６に記載の発明の効果に加えて、入射電磁波の入射するタイミングに応じて、増幅手段が、増幅率を変化させることによって、間欠的な信号光を検出する場合に、その信号光に同期して光増幅器をオン／オフして過剰雑音の混入を防ぐことができる。
　また、本願の第３０の観点に係る発明によれば、請求項１６に記載の発明の効果に加えて、モード調整手段の前に集波手段を用いることで、検出できる入射電磁波の量をより一層高めることができる。
　さらに、本願の第３１の観点に係る発明によれば、請求項１６に記載の発明の効果に加えて、複数の集波手段を備えることによって、複数箇所からの入射電磁波を一括で取得することができ、検出できる入射電磁波の量をより高めることが可能になる。
　また、本願の第３２の観点に係る発明によれば、請求項３１に記載の発明の効果に加えて、複数箇所からの入射電磁波を合波手段でまとめることにより、後段に続くモード調整手段、増幅手段、そして変換手段の数量を減らすことができる。また、複数箇所からの入射電磁波をまとめることで、増幅手段に入力される入射電磁波のエネルギーを増大させることができる。
　さらに、本願の第３３の観点に係る発明によれば、並列に入射する多モードの入射電磁波を、エネルギーのモード分布を変換して、増幅手段による増幅空間モードと略一致するモードに調整する複数のモード調整手段を、増幅手段及び変換手段の前に配置したので、入射電磁波が散乱された電磁波や波面の乱れた電磁波であっても、信号波を高効率で集めることができ、高速かつ高感度な光検出が可能になる。さらに、複数のモード調整手段から出力される複数の電磁波を合波する合波手段を備えるので、モード数を少なくして合波させることにより、装置全体の動作安定性を更に向上させることができる。
　また、本願の第３４の観点に係る発明によれば、並列に入射する多モードの入射電磁波を、エネルギーのモード分布を変換して、増幅手段による増幅空間モードと略一致するモードに調整する複数のモード調整手段を、それぞれ対応する増幅手段及び変換手段の前に配置したので、入射電磁波が散乱された電磁波や波面の乱れた電磁波であっても、信号波を高効率で集めることができ、高速かつ高感度な光検出が可能になる。さらに、複数のモード調整手段及びそれに対応する複数の増幅手段を有し、それぞれの増幅手段からの電磁波出力を並列に電気信号に変換することで、同時に画像情報等の複数点の情報を得ることができる。
　さらに、本願の第３５の観点に係る発明によれば、多モードの入射電磁波を、エネルギーのモード分布を変換して、増幅ステップにおける増幅空間モードと略一致するモードに調整するので、入射電磁波が散乱された電磁波や波面の乱れた電磁波であっても、この入射電磁波を高効率で集めることができ、高速かつ高感度な電磁波の検出が可能になる。
　また、本願の第３６の観点に係る発明によれば、生体から得られる被検出電磁波を請求項１６乃至３５のいずれか一項に記載の電磁波検出装置で検出するので、被検出電磁波が散乱された電磁波や波面の乱れた電磁波であっても、これを高効率で集めることができ、高速かつ高感度な電磁波検出による生体観察が可能になる。
　さらに、本願の第３７の観点に係る発明によれば、請求項１６乃至３５のいずれか一項に記載の電磁波検出装置を有するので、被検出電磁波が散乱された電磁波や波面の乱れた電磁波であっても、これを高効率で集めることができ、高速かつ高感度な電磁波検出による顕微鏡観察が可能になる。
　また、本願の第３８の観点に係る発明によれば、請求項１６乃至３５のいずれか一項に記載の電磁波検出装置を使用するので、被検出電磁波が散乱された電磁波や波面の乱れた電磁波であっても、これを高効率で集めることができ、高速かつ高感度な電磁波検出による内視鏡画像の生成が可能になる。
　以下において、本願の第１の観点に係る光学的検査装置を光断層画像生成装置に適用する例について説明する。まず、本願発明に係る光断層画像生成装置の説明に先立ち、本願発明と共に開発した光断層生成装置の参考例について説明する。
　（第１参考例）
　図２３は、本願の第１参考例に係る光断層画像生成装置の基本的構成を示す機能ブロック図である。この光断層画像生成装置は、射出する光の波長を制御可能な波長可変光源部３０１を有する。波長可変光源部３０１は、パーソナルコンピュータを有する画像処理部３０２により、波長制御部３０３を介して制御し、これにより波長可変光源部３０１から、図２３に示すように、光強度変化が滑らかで、波長が時間的に変化する光を出射させる。
　波長可変光源部３０１は、光分合波部３０５の一端に接続する。光分合波部３０５は、波長可変光源部３０１からの光を２つに分波し、一方は参照光として参照側光伝送部３０６に入射させ、他方は検査光として検査側光伝送部３０７に入射させる。参照側光伝送部３０６に入射させた参照光は、参照側光伝送部３０６から出射させてレンズ３０８を経て光反射部３０９で反射させ、その反射参照光は再びレンズ３０８を経て参照側光伝送部３０６を伝搬させて光分合波部３０５に入射させる。
　一方、光分合波部３０５で分波して検査側光伝送部３０７に入射させた検査光は、検査側光伝送部３０７から出射させて、レンズ３１０を経て生体等の検査対象３１１に照射する。検査対象３１１に照射された検査光は、対象表面および内部にて反射・散乱される。この反射・散乱される検査光は、その一部を反射検査光としてレンズ３１０を経て再び検査側光伝送部３０７に入射させて、該検査側光伝送部３０７を伝搬させ、再び光分合波部３０５へ入射させる。
　光分合波部３０５は、参照側光伝送部３０６および検査側光伝送部３０７からそれぞれ入射する反射参照光および反射検査光を合波して、図２３に示すような干渉光を生成する。この光分合波部３０５で生成された干渉光は、光電変換部３１２で受光して光電変換する。
　光電変換部３１２から出力される光電変換信号は、アナログ信号処理部３１３に供給し、該アナログ信号処理部３１３において、光電変換信号の低周波成分を、高周波成分に対して相対的に減衰する。すなわち、アナログ信号処理部３１３において、例えば、光電変換信号の低周波成分をハイパスフィルタ（High-Pass Filter:ＨＰＦ）やバンドパスフィルタ（Band-Pass Filter:ＢＰＦ）により除去したり、高周波成分のみを高周波増幅器により増幅したり、あるいは、低周波成分を低減するとともに高周波成分を増幅したり、する。このアナログ信号処理部３１３のアナログ出力信号は、アナログ－デジタル（Ａ／Ｄ）変換部３１４でデジタル信号に変換して画像処理部３０２に供給する。
　画像処理部３０２は、Ａ／Ｄ変換部３１４からのデジタル出力信号をフーリエ変換して、周波数を空間的距離に変換する。したがって、この情報は、検査側光伝送部３０７から検査対象３１１に検査光が照射された位置において、各深さで反射・散乱された光信号に対応する。画像処理部３０２は、検査側光伝送部３０７から検査対象３１１へ検査光が照射される位置が変化する毎に、各位置において、上述のように各深さからの情報を得、それらの情報に基づいて検査対象３１１の断層画像を生成し、表示部３１５に表示する。
　このように、光電変換部３１２から得られる反射参照光および反射検査光の干渉光の光電変換信号を、Ａ／Ｄ変換部３１４でデジタル信号に変換するのに先立って、アナログ信号処理部３１３で低周波成分を高周波成分に対して相対的に減衰することにより、検査対象３１１の深部からの情報を強調することができる。したがって、その後、アナログ信号処理部３１３のアナログ出力信号を、Ａ／Ｄ変換部３１４でデジタル信号に変換する際に、検査対象３１１の深部からの情報を、量子化雑音に埋没することなく、高精度でデジタル信号に変換することができるので、断層像の深達度を向上することができる。
　次に、第１参考例の具体的な実施の形態について、図を参照して説明する。
　図２４は、本発明の第１参考例に係る光断層画像生成装置の構成を示す機能ブロック図である。本実施の形態では、波長可変光源部として、周波数領域モード同期レーザ（Fourier domain mode locked laser:ＦＤＭＬ）３２１を用いる。このＦＤＭＬ３２１は、例えば米国特許第２００６／０１８７５３７号明細書に開示されているように、半導体光増幅器（semiconductor optical amplifier：ＳＯＡ）、ファイバ・ファブリ・ペロー型波長可変フィルタ（fiber Fabry-Perot wavelength tunable filter：ＦＦＰＴＦ）、光アイソレータ、単一モード光ファイバ（single-mode fiber：ＳＭＦ）および出力用光ファイバカプラから構成する。ＳＭＦは、複数種類使用して、合計長を約４．３ｋｍとし、かつレーザ共振器全体の波長分散はほぼ零になるように構成する。
　本実施の形態では、パーソナルコンピュータを有する画像処理部３２２によりフィルタ制御部３２３を介して、ＦＤＭＬ３２１のＦＦＰＴＦを制御し、これによりＦＤＭＬ３２１から、掃引波長範囲１０１０ｎｍ～１０９０ｎｍ、繰り返し周波数５０ｋＨｚ、平均光強度約５ｍＷの光を出力する。
　ＦＤＭＬ３２１の出力端は、第１ポート２４ａ～第３ポート２４ｃを有する光サーキュレータ３２４の第１ポート２４ａに接続する。光サーキュレータ３２４は、第１ポート２４ａから入力された光を、第２ポート２４ｂへ出力し、第２ポート２４ｂに入力された光を第３ポート２４ｃから出力する。
　光サーキュレータ３２４の第２ポート３２４ｂは、第１ポート３２５ａ～第４ポート３２５ｄを有する光分合波部としての３ｄＢカプラ３２５の第１ポート３２５ａに接続して、該第１ポート３２５ａに入力された光を、３ｄＢカプラ３２５により、第３ポート３２５ｃおよび第４ポート３２５ｄにそれぞれ強度比５０：５０で分波する。
　３ｄＢカプラ３２５の第３ポート３２５ｃは、参照側光伝送部としての単一モード光ファイバ（sigle-mode fiber：ＳＭＦ）３２６に接続して、３ｄＢカプラ３２５で分波された光を参照光としてＳＭＦ３２６に入力する。ＳＭＦ３２６には、途中に、偏波制御器３２７を配置して、参照光の偏波方向を調整する。ＳＭＦ３２６を伝搬した参照光は、レンズ３２８により平行光に変換して空気中に射出し、その射出された参照光を、光減衰器３２９で所望の光強度に減衰した後、反射鏡３３０で反射させる。この反射鏡３３０で反射された参照光は、反射参照光として、再び光減衰器３２９およびレンズ３２８を介してＳＭＦ３２６に入射させて、３ｄＢカプラ３２５の第３ポート３２５ｃに入力する。
　一方、３ｄＢカプラ３２５の第４ポート３２５ｄは、検査側光伝送部としてのＳＭＦ３３１に接続して、３ｄＢカプラ３２５で分波された光を検査光としてＳＭＦ３３１に入力する。ＳＭＦ３３１を伝搬した検査光は、レンズ３３２で平行光に変換して空気中に射出し、その射出された検査光を、ガルバノスキャナミラー３３３で、伝搬方向を二次元的にスキャンして、レンズ３３４により生体等の検査対象３３５上に集光させる。なお、ガルバノスキャナミラー３３３は、画像処理部３２２によりスキャナドライバ３３６を介して制御する。検査対象３３５の表面および内部で反射・散乱された検査光は、反射検査光として、再びレンズ３３４、ガルバノスキャナミラー３３３、レンズ３３２およびＳＭＦ３３１を伝搬させて、３ｄＢカプラ３２５の第４ポート３２５ｄに入力する。
　３ｄＢカプラ３２５の第３ポート３２５ｃに入力する反射参照光および第４ポート３２５ｄに入力する反射検査光は、３ｄＢカプラ３２５において干渉させて、干渉光として第１ポート３２５ａおよび第２ポート３２５ｂから出力する。ここで、第１ポート３２５ａから出力される干渉光と、第２ポート３２５ｂから出力される干渉光とは、逆位相となる。
　３ｄＢカプラ３２５の第１ポート３２５ａから出力される干渉光は、光サーキュレータ３２４の第２ポート３２４ｂおよび第３ポート３２４ｃを経て、光電変換部としてのデュアルバランスレシーバ（Dual-balanced receiver）３３７の第１ポート３３７ａに入力する。また、３ｄＢカプラ３２５の第２ポート３２５ｂから出力される干渉光は、デュアルバランスレシーバ３３７の第２ポート３３７ｂに入力する。これにより、デュアルバランスレシーバ３３７で、第１ポート３３７ａおよび第２ポート３３７ｂにそれぞれ入力する干渉光を光電変換して、直流成分をキャンセルした、干渉成分（交流成分）のみのアナログ信号を得る。デュアルバランスレシーバ３３７は、電気応答帯域が、例えば８０ＭＨｚのものを用いる。なお、参照側光伝送部に設けた偏波制御器３２７は、デュアルバランスレシーバ３３７から得られるアナログ信号が大きくなるように、すなわち、反射参照光と反射検査光とが適切に干渉するように、参照光の偏波方向を調整する。
　デュアルバランスレシーバ３３７から出力されるアナログ信号は、アナログ信号処理部としてのハイパスフィルタ（ＨＰＦ）３３８に入力して低周波成分を除去する。このＨＰＦ３３８からのアナログ出力信号は、増幅器３３９で約１０ｄＢ増幅した後、Ａ／Ｄ変換部３４０に入力してデジタル信号に変換する。なお、Ａ／Ｄ変換部３４０は、例えば、１４ビット、１００ＭＳ／ｓのものを用いる。
　Ａ／Ｄ変換部３４０のデジタル出力信号は、画像処理部３２２に入力する。画像処理部３２２は、Ａ／Ｄ変換部３４０からのデジタル出力信号をフーリエ変換して電力スペクトルを算出し、その周波数は、ＦＤＭＬ３２１の波長掃引速度から検査対象３３５の深さ方向の空間的距離に変換し、電力は、検査対象３３５中の各深度における反射・散乱光強度に変換する。このようにして、画像処理部３２２は、ガルバノスキャナミラー３３３の設定値毎、ずなわち、検査対象３３５への検査光の照射位置毎に、深さ方向の空間的距離－反射・散乱光強度分布を計算して取得し、これらのデータに基づいて検査対象３３５の断層画像を生成して、モニタ３４１に表示する。
　このように、本実施の形態では、デュアルバランスレシーバ３３７から得られる反射参照光および反射検査光の干渉光の光電変換信号を、ＨＰＦ３３８に入力して低周波成分を除去し、その低周波成分が除去されたアナログ出力信号を増幅器３３９で増幅してＡ／Ｄ変換部３４０でデジタル信号に変換するようにしたので、検査対象３３５の深部からの情報を、量子化雑音に埋没することなく、強調してデジタル信号に変換することができ、断層像の深達度を向上することができる。
　（第１８実施の形態）
　図２５は、本発明の第１８実施の形態に係る光断層画像生成装置の構成を示す機能ブロック図である。本実施の形態は、第１参考例において、検査対象３３５から得られる反射検査光を増幅してから、反射参照光と干渉させるようにしたものである。このため、本実施の形態では、図２４に示した構成において、光分合波部を、光分波用の３ｄＢカプラ３４５と、光合波用の３ｄＢカプラ３４６とにより構成する。以下の説明では、図２４に示した要素と同一作用を成す要素には、同一参照符号を付して、詳細な説明を省略する。
　図２５において、ＦＤＭＬ３２１の出力端は、光分波用の３ｄＢカプラ３４５の第１ポート３４５ａに接続して、該第１ポート３４５ａに入力するＦＤＭＬ３２１からの光を、３ｄＢカプラ３４５により、第３ポート３４５ｃおよび第４ポート３４５ｄにそれぞれ強度比５０：５０で参照光と検査光とに分波する。
　３ｄＢカプラ３４５の第３ポート３４５ｃは、光サーキュレータ３４７の第１ポート３４７ａに接続して、３ｄＢカプラ３４５からの参照光を光サーキュレータ３４７の第２ポート３４７ｂから出力する。また、３ｄＢカプラ３４５の第４ポート３４５ｄは、光サーキュレータ３４８の第１ポート３４８ａに接続して、３ｄＢカプラ３４５からの検査光を、光サーキュレータ３４８の第２ポート３４８ｂから出力する。なお、３ｄＢカプラ３４５の第２ポート３４５ｂは、フリーとする。
　参照光側の光サーキュレータ３４７の第２ポート３４７ｂは、ＳＭＦ３２６に接続して、第２ポート３４７ｂから出力される参照光を、第１参考例と同様に、偏波制御器３２７で偏波方向を調整して、レンズ３２８および光減衰器３２９を経て反射鏡３３０で反射させる。この反射鏡３３０で反射された反射参照光は、再び光減衰器３２９およびレンズ３２８を介してＳＭＦ３２６に入射させて、光サーキュレータ３４７の第２ポート３４７ｂに入力して、該光サーキュレータ３４７の第３ポート３４７ｃから出力する。
　一方、検査光側の光サーキュレータ３４８の第２ポート３４８ｂは、ＳＭＦ３３１に接続して、第２ポート３４８ｂからＳＭＦ３３１を介して出力される検査光を、第１参考例と同様に、レンズ３３２、ガルバノスキャナミラー３３３およびレンズ３３４を経て検査対象３３５に集光する。また、検査対象３３５への検査光の照射により、検査対象３３５で反射・散乱された検査光は、その一部を反射検査光として、再び、レンズ３３４、ガルバノスキャナミラー３３３、レンズ３３２およびＳＭＦ３３１を経て、光サーキュレータ３４８の第２ポート３４８ｂに入力して、該光サーキュレータ３４８の第３ポート３４８ｃから出力する。
　本実施の形態では、光サーキュレータ３４８の第３ポート３４８ｃから出力される検査対象３３５からの反射検査光を、光増幅器３５１で、例えば１０ｄＢ増幅する。光増幅器３５１は、希土類添加光ファイバを用いる希土類添加光ファイバ型光増幅器や、石英系光ファイバを用いるラマン光増幅器等のファイバ型光増幅器、あるいは、半導体光増幅器を用いる。
　参照光側の光サーキュレータ３４７の第３ポート３４７ｃは、光合波用の３ｄＢカプラ３４６の第１ポート３４６ａに接続する。また、検査光側の光サーキュレータ３４８の第３ポート３４８ｃは、光合波用の３ｄＢカプラ３４６の第２ポート３４６ｂに接続する。これにより、光合波用の３ｄＢカプラ３４６において、第１ポート３４６ａに入力する反射参照光と、第２ポート３４６ｂに入力する反射検査光とを干渉させて、第３ポート３４６ｃおよび第４ポート３４６ｄから出力する。
　３ｄＢカプラ３４６の第３ポート３４６ｃおよび第４ポート３４６ｄは、デュアルバランスレシーバ３３７の第１ポート３３７ａおよび第２ポート３３７ｂにそれぞれ接続して、デュアルバランスレシーバ３３７により直流成分をキャンセルした、干渉成分（交流成分）のみのアナログ信号を得る。その他の構成および動作は、第１参考例と同様である。
　本実施の形態によれば、検査対象３３５から得られる反射検査光を、光増幅器３５１で増幅してから、反射参照光と干渉させるようにしたので、検査対象３３５の深部からの情報をより高感度で抽出することができ、断層像の深達度を更に向上することができる。
　（第１９実施の形態）
　図２６は、本発明の第１９実施の形態に係る光断層画像生成装置の構成を示す機能ブロック図である。本実施の形態は、図２５に示した第１８実施の形態の構成において、光増幅器３５１と、光合波用の３ｄＢカプラ３４６の第２ポート３４６ｂとの間に、光バンドパスフィルタ（ＢＰＦ）３５２を配置する。光ＢＰＦ３５２は、例えば、透過波長帯域幅が１ｎｍの誘電体多層膜を有し、入射光軸に対する該誘電体多層膜の角度を変化させることにより、透過中心波長を可変に構成する。この光ＢＰＦ３５２は、画像処理部３２２によりフィルタ制御部３５３を介して、入射光軸に対する誘電体多層膜の角度を制御して、透過中心波長を、ＦＤＭＬ３２１から出力される掃引波長の時間的変化に同期して変化させる。すなわち、光ＢＰＦ３５２の透過中心波長を、ＦＤＭＬ３２１から掃引されて出力される波長と同じ波長となるように制御する。その他の構成および動作は、第１８実施の形態と同様であるので、図２５に示した要素と同一作用を成す要素には、同一参照符号を付して、詳細な説明を省略する。
　このように、本実施の形態では、検査対象３３５から得られる反射検査光を、光増幅器３５１で増幅した後、透過波長が可変の光ＢＰＦ３５２により、掃引される波長の反射検査光のみを通過させるようにしたので、反射参照光と合波させる反射検査光の低雑音化が可能となる。したがって、検査対象３３５の深部からの情報を、より高精度で抽出することができる。
　なお、第１８および第１９実施の形態において開示した本願発明は、幾多の変形または変更が可能である。例えば、増幅器３３９は、デュアルバランスレシーバ３３７とＨＰＦ３３８との間に配置することができる。また、アナログ信号処理部は、ＨＰＦ３３８に限らず、ＢＰＦを用いて構成することもできる。さらに、第１～３実施の形態において、ＨＰＦ３３８および増幅器３３９に代えて、低周波帯域では増幅率が低く、高周波帯域では増幅率が高い高周波増幅器を用いることもできる。
　また、上記第１８および第１９実施の形態で説明したように、本願の第３９の観点に係る発明によれば、ＳＳＯＣＴによる反射検査光と反射参照光との干渉光の光電変換信号をアナログ信号処理部に供給し、該アナログ信号処理部で光電変換信号の低周波成分を高周波成分に対して相対的に減衰してから、アナログ－デジタル変換部でデジタル信号に変換して光断層画像を生成するようにしたので、生体等の検査対象の深部からの情報を、量子化雑音に埋没することなく、高精度でデジタル信号に変換でき、断層像の深達度を向上することができる。

Claims (42)

  1. 　光発生手段と、該光発生手段から発生された光を検査対象に照射する光照射手段と、該光照射手段による光の照射により前記検査対象から得られる信号光を光電変換する光検出手段とを有し、前記光検出手段の出力に基づいて前記検査対象を検査する光学的検査装置において、
    　前記検査対象から得られる信号光を増幅する光増幅手段を設けた、ことを特徴とする光学的検査装置。
  2. 　前記光増幅手段は、導波路型光増幅器を有する、ことを特徴とする請求項１に記載の光学的検査装置。
  3. 　前記導波路型光増幅器は、半導体光増幅器からなる、ことを特徴とする請求項２に記載の光学的検査装置。
  4. 　前記導波路型光増幅器は、ファイバ型光増幅器からなる、ことを特徴とする請求項２に記載の光学的検査装置。
  5. 　前記光増幅手段は、前記信号光として、前記検査対象に照射する光の波長とは異なる波長の光を増幅する、ことを特徴とする請求項１～４のいずれか一項に記載の光学的検査装置。
  6. 　前記光増幅手段は、前記信号光として、前記検査対象から発生する蛍光または燐光を増幅する、ことを特徴とする請求項５に記載の光学的検査装置。
  7. 　前記光増幅手段は、前記信号光として、前記検査対象中における非線形光学効果によって発生する光を増幅する、ことを特徴とする請求項５に記載の光学的検査装置。
  8. 　前記光増幅手段への前記信号光の入射タイミングに同期して、該光増幅手段の増幅率を制御する増幅率制御手段を有する、ことを特徴とする請求項１～７のいずれか一項に記載の光学的検査装置。
  9. 　前記光増幅手段は、増幅する光の波長帯域が、入射する前記信号光の波長帯域よりも狭い、ことを特徴とする請求項１～８のいずれか一項に記載の光学的検査装置。
  10. 　前記光増幅手段の入力側に、該光増幅手段から前記検査対象への戻り光を防止する戻り光防止手段を設けた、ことを特徴とする請求項１～９のいずれか一項に記載の光学的検査装置。
  11. 　前記光増幅手段と前記光検出手段との間に、前記光検出手段で光電変換する信号光の波長を選択する波長選択手段を設けた、ことを特徴とする請求項１～１０のいずれか一項に記載の光学的検査装置。
  12. 　前記検査対象と前記光増幅手段とを光学的に共役に結合する光学系を有する、ことを特徴とする請求項１～１１のいずれか一項に記載の光学的検査装置。
  13. 　前記検査対象は生体であり、前記光増幅手段は、前記信号光として、前記生体で変調された光を増幅する、ことを特徴とする請求項１～１２のいずれか一項に記載の光学的検査装置。
  14. 　前記光発生手段はレーザ光を発生する、ことを特徴とする請求項１～１３のいずれか一項に記載の光学的検査装置。
  15. 　前記光検出手段の出力に基づいて画像を表示する画像表示手段を有し、
    　前記光照射手段は、前記検査対象に照射する光を、少なくとも２次元方向に走査する光走査手段を有し、
    　前記光検出手段の出力に基づいて、前記光走査手段による前記検査対象の走査領域の画像を前記画像表示手段に表示する、ことを特徴とする請求項１～１４のいずれか一項に記載の光学的検査装置。
  16. 　多モードの入射電磁波のモード状態を調整するモード調整手段と、
    　前記モード調整手段から出力される前記モード状態が調整された前記電磁波を増幅する増幅手段と、
    　前記増幅手段から出力される前記増幅された電磁波を電気信号に変換する変換手段とを備え、
    　前記モード調整手段は、前記多モードの入射電磁波を、エネルギーのモード分布を変換して、前記増幅手段による増幅空間モードと略一致するモードに調整するように構成されていることを特徴とする電磁波検出装置。
  17. 　前記モード調整手段は、入射電磁波の空間モード数を減らすように構成されていることを特徴とする請求項１６に記載の電磁波検出装置。
  18. 　前記モード調整手段は、入射電磁波の空間モード間のエネルギー比率を変化させるように構成されていることを特徴とする請求項１６に記載の電磁波検出装置。
  19. 　前記入射電磁波は光であり、前記モード調整手段は、光導波路で構成されることを特徴とする請求項１６に記載の電磁波検出装置検出装置。
  20. 　前記光導波路は、光ファイバで構成されることを特徴とする請求項１９に記載の電磁波検出装置。
  21. 　前記光ファイバは、テーパード光ファイバで構成されることを特徴とする請求項２０に記載の電磁波検出装置。
  22. 　前記光導波路は、光導波路長手方向に不均一な屈折率分布を有する屈折率分布型導波路で構成されるか、または、光導波路長手方向に不均一な応力分布、若しくは、不均一な温度分布の印加により、前記モード状態の調整を行うように構成されていることを特徴とする請求項１９に記載の電磁波検出装置。
  23. 　前記入射電磁波は光であり、前記増幅手段は、ファイバ型光増幅器であることを特徴とする請求項１６に記載の電磁波検出装置。
  24. 　前記ファイバ型光増幅器は、希土類添加ファイバ型光増幅器であることを特徴とする請求項２３に記載の電磁波検出装置。
  25. 　前記希土類添加ファイバ型光増幅器は、希土類添加フッ化物ファイバ型光増幅器であることを特徴とする請求項２４に記載の電磁波検出装置。
  26. 　前記ファイバ型光増幅器は、誘導ラマン散乱効果を利用したファイバ型光増幅器であることを特徴とする請求項２３に記載の電磁波検出装置。
  27. 　前記入射電磁波は光であり、前記増幅手段は、半導体型光増幅器であることを特徴とする請求項１６に記載の電磁波検出装置。
  28. 　前記入射電磁波は光であり、前記増幅手段は、色素を含む光増幅器であることを特徴とする請求項１６に記載の電磁波検出装置。
  29. 　前記増幅手段は、前記入射電磁波の入射するタイミングに応じて、増幅率を変化させることを特徴とする請求項１６に記載の電磁波検出装置。
  30. 　前記電磁波検出手段は、前記モード調整手段の前段に、前記入射電磁波を集波させて前記モード調整手段に入射させる集波手段を備えることを特徴とする請求項１６に記載の電磁波検出装置。
  31. 　前記電磁波検出手段は、前記モード調整手段の前段に、前記入射電磁波を並列的に集波させて前記モード調整手段に入射させる複数の集波手段を備えることを特徴とする請求項１６に記載の電磁波検出装置。
  32. 　前記複数の集波手段から出力される複数の電磁波を合波する合波手段を備え、該合波手段から出力される電磁波が前記モード調整手段に入力されることを特徴とする請求項３１に記載の電磁波検出装置。
  33. 　並列的に入射する多モードの入射電磁波のモード状態をそれぞれ調整する複数のモード調整手段と、
    　前記複数のモード調整手段から出力される前記モード状態が調整された複数の電磁波を合波する合波手段と、
    　前記合波手段から出力される前記複数の電磁波が合波された電磁波を増幅する増幅手段と、
    　前記増幅手段から出力される前記増幅された電磁波を電気信号に変換する変換手段とを備え、
    　前記モード調整手段は、前記多モードの入射電磁波を、エネルギーのモード分布を変換して、前記増幅手段による増幅空間モードと略一致するモードに調整するように構成されていることを特徴とする電磁波検出装置。
  34. 　並列的に入射する多モードの入射電磁波のモード状態をそれぞれ調整する複数のモード調整手段と、
    　前記それぞれのモード調整手段から出力される前記モード状態が調整された複数の前記電磁波を増幅する複数の増幅手段と、
    　前記複数の増幅手段のそれぞれから出力される前記増幅された複数の電磁波を並列に電気信号へ変換する並列変換手段とを備え、
    　前記モード調整手段は、前記多モードの入射電磁波を、エネルギーのモード分布を変換して、前記増幅手段による増幅空間モードと略一致するモードに調整するように構成されていることを特徴とする電磁波検出装置。
  35. 　多モードの入射電磁波のモード状態を調整するモード調整ステップと、
    　前記モード状態が調整された前記電磁波を増幅する増幅ステップと、
    　前記増幅された前記電磁波を電気信号に変換する変換ステップとを含み、
    　前記調整ステップは、前記多モードの入射電磁波を、エネルギーのモード分布を変換して、前記増幅ステップにおける増幅空間モードと略一致するモードに調整することを特徴とする電磁波検出方法。
  36. 　電磁波を生体に照射する照射ステップと、
    　前記電磁波の照射により前記生体から得られる被検出電磁波を、請求項１６乃至３５のいずれか一項に記載の電磁波検出装置で検出する検出ステップとを含み、
    　前記検出ステップで得られる電気信号に基づいて前記生体を観察することを特徴とする生体観察方法。
  37. 　観察試料からの被検出電磁波を検出する顕微鏡であって、
    　請求項１６乃至３５のいずれか一項に記載の電磁波検出装置を有し、
    　前記観察試料からの前記被検出電磁波を前記電磁波検出装置により検出するように構成したことを特徴とする顕微鏡。
  38. 　体腔内からの被検出電磁波を検出して、前記体腔内を観察する内視鏡であって、
    　請求項１６乃至３５のいずれか一項に記載の電磁波検出装置を有し、
    　前記体腔内からの前記被検出電磁波を前記電磁波検出装置により検出するように構成したことを特徴とする内視鏡。
  39. 　前記光発生手段からの光を検査光と参照光とに分波して、前記検査光を前記光照射手段により前記検査対象に照射し、前記参照光を光反射部に導くとともに、前記検査光が前記検査対象で反射・散乱されて得られる反射検査光を、前記光増幅手段により増幅し、該増幅された反射検査光と前記参照光が前記光反射部で反射されて得られる反射参照光とを合波して干渉光を生成する光分合波部と、
    　前記光検出手段から得られる光電変換信号の低周波成分を、高周波成分に対して相対的に減衰するアナログ信号処理部と、
    　前記アナログ信号処理部のアナログ出力信号をデジタル信号に変換するアナログ－デジタル変換部と、
    　前記アナログ－デジタル変換部のデジタル出力信号を処理して光断層画像を生成する画像処理部とを備え、
    　前記光発生手段は、波長が時間的に変化する光を出射する波長可変光源部であり、
    　前記光検出手段は、前記光分合波部で生成された干渉光を受光して光電変換する光電変換部である請求項1に記載の光学的検査装置。
  40. 　前記光増幅手段と前記光分合波部との間に、光雑音を除去する光フィルタを設けたことを特徴とする請求項３９に記載の光学的検査装置。
  41. 　前記光フィルタは、透過中心波長が可変のバンドパスフィルタからなり、前記透過中心波長を、前記波長可変光源部から出射される光の波長の時間的変化と同期して変化させるように構成したことを特徴とする請求項４０に記載の光学的検査装置。
  42. 　請求項３９乃至４１のいずれか一項に記載の前記光学的検査装置を有する光断層画像生成装置。
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