CN100523783C - 光图像计测装置 - Google Patents

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Abstract

本发明提供一种可有效地形成用于显示生物组织的机能信息的图像的光图像计测装置。包括：使波长不同的光束(B1，B2)周期性地进行强度调制且交互输出的光束射出部(2)、将光束(B)转换为直线偏光的偏光板(3)、将光束(B)分割为信号光(S)和参照光(R)的半透镜(6)、将参照光(R)的偏光特性进行转换的波长板(7)、使参照光(R)的频率进行位移的频率位移器(8)、使信号光(S)和参照光(R)进行重叠并生成干涉光(L)的半透镜(6)、抽出干涉光(L)的复数个偏光成分的偏光分光器(11)、对所抽出的干涉光(L)的各偏光成分进行检测的CCD(21，22)、根据关于光束(B1，B2)利用CCD(21，22)分别进行检测的干涉光(L)的各偏光成分而形成被测定物体(O)的图像的信号处理部(20)。

Description

光图像计测装置
技术领域
本发明涉及一种特别是向光散射媒质的被测定物体照射光束，并利用其反射光或透射光对被测定物体的表面形态和内部形态进行计测，且形成其图像的光图像计测装置，特别是涉及一种利用光外差检测法对被测定物体的表面形态和内部形态进行计测，并形成图像的光图像计测装置。
背景技术
近年来，利用激光光源等形成被测定物体的表面和内部的图像的光图像计测技术集中了人们的注目。该光图像计测技术因为不具有像现有习知的X射线CT(computer tomography，断层扫瞄)那样对人体的有害性，所以其在医疗领域方面的应用开展特别受到期待。
作为光图像检测技术的代表性方法的一个例子，有一种低相干(coherence)干涉法(也称作光相干断层图像化法等)。该方法利用例如超辐射发光二极管(Super Luminescent Diode；SLD)这样的具有宽光谱(spectrum)宽度的宽频带光源的低干涉性，并可对来自被测定物体的反射光和透射光，以μm级的优良的距离分解能力进行检测(参照例如下述的非专利文献1)。
作为利用了该低相干干涉法的装置的一个例子，根据麦克逊(Michelson)干涉仪的习知的光图像计测装置的基本构成如图9所示。该光图像计测装置200的构成包括宽频带光源201、镜202、分光器203及光检测器204。被测定物体205由散射媒质形成。宽频带光源201发出的光束，由分光器203被分割为朝向镜202的参照光R和朝向被测定物体205的信号光S两部分。参照光R为利用分光器203的反射光，信号光S为分光器203的透射光。
这里，如图9所示，在信号光S的行进方向上设定z轴，并将对信号光S的行进方向的直交面定义为x-y面。镜202可沿同图中的两侧箭形符号方向(z-扫描方向)进行位移。
参照光R在被反射到镜202上时，藉由该z-扫描而接受多谱勒(Doppler)频率位移。另一方面，信号光S在照射到被测定物体205上时，信号光S在其表面及内部层被反射。由于被测定物体为散射媒质，所以可认为信号光S的反射光为具有多重散射的杂乱相位的扩散波面。经由被测定物体205的信号光，和经由镜202并接受了频率位移的参照光，利用分光器203进行重叠并生成干涉光。
在利用低相干干涉方法的图像计测中，只有信号光S和参照光R的光路长差在光源的μm级的相干长度(可干涉距离)以内，且与参照光R具有相位相关的信号光S的成分，才会与参照光R产生干涉。即，只是信号光S的相干信号光成分有选择地与参照光R相互进行干涉。根据该原理，藉由对镜202的位置进行z-扫描而使参照光R的光路长变化，可对被测定物体205的内部层的光反射轮廓(profile)进行测定。另外，也对向被测定物体205所照射的信号光S沿x-y面方向进行扫描。藉由进行这种z方向及x-y面方向的扫描，并利用光检测器204检测干涉光，且对作为其检测结果被输出的电气信号(外差信号)进行解析，而取得被测定物体205的2维断层图像(参照非专利文献1)。
另外，如设利用分光器203进行重叠的参照光R及信号光S的强度分别为Ir及Is，并设两光波间的频率差及相位差分别为fif及Δθ，则从光检测器输出如下式所示的外差信号(例如参照非专利文献2)。
[数1]
i ( t ) ∝ I r + I s + 2 I r I s cos ( 2 π f if t + Δθ ) - - - ( 1 )
式(1)的右边第3项为交流电信号，其频率fif等于参照光R和信号光S的差拍(beat，拍)频率。外差信号的交流成分的频率fif被称作拍率等。而且，式(1)的右边第1项及第2项为外差信号的直流成分，并与干涉光的背景光的信号强度相对应。
但是，为了利用这种现有习知的低相干干涉法取得2维断层图像，需要藉由对被测定物体205扫描光束，从而依次检测来自被测定物体205的深度方向(z方向)及断层面方向(x-y面方向)的各部位的反射光波。因此，为了计测被测定物体205而需要较长的时间，而且考虑其计测原理可发现，难以谋求计测时间的缩短。
鉴于这些问题，研究了一种用于缩短计测时间的光图像计测装置。图10所示为这种装置的一个例子的基本构成。同图所示的光图像计测装置300的构成包括宽频带光源301、镜302、分光器303、作为光检测器的2维光传感器数组304及透镜306，307。从光源301所射出的光束，由透镜306、307而形成平行光束，且将其波束径扩大，并利用分光器303而将其分为参照光R和信号光S两部分。参照光R藉由镜302的z-扫描而被付以多谱勒频率位移。另一方面，信号光S由于其波束径扩大，所以可在x-y面的大范围内入射被测定物体305。藉此，信号光S形成含有该入射范围中的被测定物体305的表面和内部的信息的反射光。参照光R和信号光S利用分光器303进行重叠，并利用在2维光传感器数组304上所并列载置的组件(光传感器)进行检测。因此，可不对光束进行扫描，而实时取得被测定物体305的2维断层图像。
作为这种非扫描型的光图像计测装置，已知有一种非专利文献3所记述的装置。在同文献所记述的装置中，可将从2维光传感器数组所输出的复数个外差信号输入并列配置的复数个信号处理系统，并对各外差信号的振幅和相位进行检测。
但是，在该构成中，为了提高图像的空间分解能力，需要增加数组的组件数，另外，必须准备具有与该组件数相对应的信道(channel)数的信号处理系统。因此，其被认为难以在需要高分解能力的图像的医疗和工业等领域上进行实用化。
因此，本发明者们在下述的专利文献1中，提出了一种以下这样的非扫描型的光图像计测装置。关于该提案的光图像计测装置包括：光源，用于射出光束；干涉光学系统，用于将该光源所射出的光束分为经由配置有被检测体的被检测体配置位置的信号光，和经由与前述经由被检测体配置位置的光路不同的光路的参照光两部分，且将经由了前述被检测体配置位置后的信号光，和经由了前述不同的光路的参照光彼此进行重叠，而生成干涉光；频率位移器，用于将该干涉光学系统的前述信号光的频率和前述参照光的频率相对进行位移；光遮蔽装置，前述干涉光学系统为了接受前述干涉光，藉由将前述干涉光进行二分割，再对该被二分割了的干涉光进行周期性地遮蔽，而生成彼此的相位差为90度的2列干涉光脉冲；光传感器，分别接受前述2列干涉光脉冲；信号处理部，该光传感器具有空间性排列且分别独立地得到受光信号的复数个受光组件，并将前述光传感器所得到的复数个受光信号进行合并，而生成与前述被检测体配置位置上所配置的被检测体的表面或内部层的，在前述信号光的传输路径上的各关心点相对应的信号。
该光图像计测装置采用将参照光和信号光的干涉光进行二分割，并以2台光传感器(2维光传感器数组)受光，且在两传感器数组前分别配置光遮蔽装置，以对干涉光进行抽样的构成。而且，可藉由在被分割的2个干涉光的抽样周期中设置π/2的相位差，而对构成干涉光的背景光的信号光和参照光的强度、和干涉光的相位的直交成分(sin成分和cos成分)进行检测，且藉由将来自两传感器数组的输出中所包括的背景光的强度，从两传感器数组的输出中去除，而计算干涉光的2个相位直交成分，并利用该计算结果求得干涉光的振幅。
另外，作为以上那样的光图像计测装置的2维光传感器数组，广泛利用CCD(Charge-Coupled Device，电荷耦合器件)照相机等市售的影像传感器。但是，目前市售的CCD照相机，习知以来已认识到存在频率响应特性低，无法追随从数KHz到数MHz左右的外差信号的拍率的问题。可以说，由本发明者们提出的专利文献1所记述的光图像计测装置的特征在于，在充分认识该问题点后，利用其低响应特性而进行计测。
然而，如专利文献2、3等所示，光图像计测装置也可用于取得作为被测定物体的生物组织的例如血流内的血红蛋白的氧饱和度等机能信息。
专利文献2所揭示的光图像计测装置(光断层成像装置)具有至少使2个不同波长的光照射被检测体的照射装置、将照射在前述被检测体上的光中的由被检测体内部被反射的光沿其深度方向进行分离并检测的反射光检测装置、进行前述反射光检测装置的输出信号的不同深度成分间的运算的第1运算装置、进行前述反射光检测装置的输出信号的不同波长成分间的运算的第2运算装置、利用前述第1及第2运算装置的输出结果构筑断层像的图像化装置。特别是采用一种作为照射被检测体的光使用2个波长，并求其反射光强度，另外进行形成生物组织的机能信息的氧饱和度等的浓度计算的运算，且使该浓度的分布像在显示装置上进行显示的构成。
而且，专利文献3所揭示的光图像计测装置(光谱学的断层图像测定装置)采用一种包括宽频带波长光源、照射光学系统、空间延迟型斐索干涉仪、高速分光器、图像数据处理用计算机，并对来自前述空间延迟型斐索干涉仪的断层图像进行测定，且对来自前述高速分光器的散射光的波长光谱也同时进行测定的构成。
专利文献2的光图像计测装置要对由透镜进行聚焦并照射被测定物体的信号光，沿与其照射方向直交的方向(1维)进行扫描(参照同文献说明书段落[0019])，所以为了形成被测定物体的2维图像和3维图像，需要进行庞大的扫描处理和信号处理。因此，难以实现由本发明者们所提出的专利文献1所示那样的有效的图像形成。
另一方面，在专利文献3的光图像计测装置中，也同样地对进行了聚焦的信号光进行扫描，进行被测定物体的图像形成，所以难以谋求测定的效率化。而且，该装置只可应用斐索型的干涉仪，所以使装置设计的自由度受到限制。
另外，在习知的血红蛋白的氧饱和度的测定中，主要使用专利文献4、5所述那样的脉冲式氧计量器。这种脉冲式氧计量器可使所计算的氧饱和度的值在显示器上进行显示，或利用打印机在用纸上进行记录，而不是将氧饱和度形成图像进行显示。
[专利文献1]日本专利早期公开的特开2001-330558号公报(权利要求项，说明书段落[0068]-[0084]，第1图)
[专利文献2]日本专利早期公开的特开平6-165784号公报(权利要求项，说明书段落[0019]，[0048]，第1图)
[专利文献3]日本专利早期公开的特开2001-272335号公报(权利要求项，说明书段落[0026]，[0027]，第8图)
[专利文献4]日本专利早期公开的特开平4-15046号公报
[专利文献5]日本专利早期公开的特开平7-171140号公报(说明书段落[0022])
[非专利文献1]丹野直弘，《光学》(日本光学杂志)，第28卷第3号，116(1999)
[非专利文献2]吉泽、濑田编，《光外差技术(修订版)》，新技术通讯(2003)，p.2
[非专利文献3]K.P.Chan，M.Yamada，H.Inaba，[ElectronicsLetters]，Vol.30，1753，(1994)
发明内容
本发明的目的在于，提供一种鉴于以上问题的，可有效地形成用于显示例如血红蛋白的氧饱和度等生物组织的机能信息的图像的光图像计测装置。
为了达到上述目的，本发明的第一发明提供一种光图像计测装置，包括：光束输出装置，使复数个不同波长的光束分别周期性地进行强度调制，并转换输出；第1转换装置，将前述光束的偏光特性转换为直线偏光；分割装置，将前述光束分割为经由被测定物体的信号光和经由参照物体的参照光；第2转换装置，将直线偏光的前述信号光或前述参照光的偏光特性进行转换；频率位移装置，使前述参照光的频率进行位移；重叠装置，使分别经由了前述被测定物体和前述参照物体的前述信号光和前述参照光进行重叠，并生成干涉光；抽出装置，抽出前述生成的前述干涉光的不同的复数个偏光成分；2维检测装置，对前述抽出的前述干涉光的各偏光成分进行检测；图像形成装置，根据利用前述检测装置分别对前述复数个不同波长内的至少2个波长的光束所进行的检测结果，形成前述被测定物体的图像。
而且，本发明的第二发明提供一种光图像计测装置，其特征在于：利用前述光束输出装置所输出的前述光束的波长转换周期性地进行，利用前述检测装置的检测以设定的时间间隔进行，且前述光束的波长转换周期和利用前述检测装置的检测的前述时间间隔彼此同步。
而且，本发明的第三发明提供一种光图像计测装置，其特征在于：前述光束输出装置包括射出波长不同的光束的复数个光源、藉由分别独立地驱动前述复数个光源而将前述输出的前述光束进行转换的光源驱动装置。
而且，本发明的第四发明提供一种光图像计测装置，其特征在于：前述光束输出装置包括射出波长不同的光束的复数个光源、藉由有选择地遮蔽从前述复数个光源所输出的复数个前述光束，而将前述所输出的前述光束进行转换的光束遮蔽装置。
而且，本发明的第五发明提供一种光图像计测装置，其特征在于：具有根据利用前检测装置的检测结果而计算前述干涉光的强度或相位的运算装置，且前述被测定物体的图像根据前述计算的前述干涉光的强度或相位而形成。
而且，本发明的第六发明提供一种光图像计测装置，其特征在于：前述被测定物体为生物组织；前述至少2个波长的光束包括具有使氧化血红蛋白较还原血红蛋白被吸收得较多的波长区域的中心波长的第1光束、使还原血红蛋白较氧化血红蛋白被吸收得较多的波长区域的中心波长的第2光束；前述图像形成装置根据利用前述检测装置对基于前述第1光束的前述干涉光所进行的检测结果、利用前述检测装置对基于前述第2光束的前述干涉光所进行的检测结果，形成用于显示前述生物组织中的血红蛋白氧饱和度的分布的图像。
本发明的第一发明提供的光图像计测装置，由于构成包括：光束输出装置，使复数个不同波长的光束分别周期性地进行强度调制，并转换输出；第1转换装置，将光束的偏光特性转换为直线偏光；分割装置，将光束分割为经由被测定物体的信号光和经由参照物体的参照光；第2转换装置，将直线偏光的信号光或参照光的偏光特性进行转换；频率位移装置，使参照光的频率进行位移；重叠装置，使分别经由了被测定物体和参照物体的信号光和参照光进行重叠，并生成干涉光；抽出装置，抽出所生成的干涉光的不同的复数个偏光成分；2维检测装置，对所抽出的干涉光的各偏光成分进行检测；图像形成装置，根据利用检测装置分别对复数个不同波长内的至少2个波长的光束所进行的检测结果，形成被测定物体的图像，所以藉由酌情设定图像形成所使用的光束的复数个波长，可取得用于显示例如血红蛋白的氧饱和度等机能信息的图像。此时，因为利用2维检测装置可有效地检测干涉光的各偏光成分，所以即使不对信号光进行扫描，也可同时取得被测定物体的某深度上的2维图像。因此，由于没有必要象习知技术那样进行用于取得2维图像的扫描，所以能够有效地形成用于显示生物组织的机能信息的图像。
附图说明
图1所示为关于本发明的光图像计测装置的第1实施形态的光学系统构成的一个例子的概略图。
图2所示为关于本发明的光图像计测装置的第1实施形态的光学系统构成的一个例子的概略图。
图3所示为关于本发明的光图像计测装置的第1实施形态的控制系统构成的一个例子的概略图。
图4为用于说明在本发明的光图像计测装置的第1实施形态中，分别驱动2个宽频带光源的光源驱动信号的生成处理的一个例子。图4(A)所示为与光束的强度调制的频率相对应的第1脉冲信号的时间波形。图4(B)所示为利用CCD的干涉光的检测的帧间隔。图4(C)所示为与将2个宽频带光源的输出进行转换的频率相对应的第2脉冲信号的时间波形。图4(D)所示为输出到2个宽频带光源的一个的第1光源驱动信号的时间波形，图4(E)所示为输出到另一宽频带光源的第2光源驱动信号的时间波形。
图5为用于说明关于本发明的光图像计测装置的第1实施形态的干涉光的检测形态的一个例子的标绘图。图5(A)所示为频率进行强度调制并从宽频带光源输出的光束的时间波形。图5(B)所示为从宽频带光源所输出的光束为连续光时的干涉光的S偏光成分的时间波形。图5(C)所示为从宽频带光源所输出的光束为连续光时的干涉光的P偏光成分的时间波形。图5(D)所示为从宽频带光源所输出的光束进行强度调制的情况下的干涉光的S偏光成分的时间波形。图.5(E)所示为从宽频带光源所输出的光束进行强度调制的情况下的干涉光的P偏光成分的时间波形。
图6所示为关于本发明的光图像计测装置的第2实施形态的光学系统的构成的一个例子的概略图。
图7所示为关于本发明的光图像计测装置的第2实施形态的控制系统的构成的一个例子的概略图。
图8为用于说明关于本发明的光图像计测装置的第2实施形态的利用强度调制装置(遮光器)的干涉光抽样动作的标绘图。图8(A)所示为干涉光的时间波形。图8(B)所示为通过强度调制装置的一个进行受光的干涉光的时间波形。图8(C)所示为通过强度调制装置的另一个进行受光的干涉光的时间波形。
图9所示为现有习知的光图像计测装置的构成的概略图。
图10所示为现有习知的光图像计测装置的构成的概略图。
1：光图像计测装置                    2：光束射出部
2A、2B：宽频带光源                   2C：分光器
2D：反射镜                           3：偏光板
4、5：透镜                           6：半透镜
7：波长板                            8：频率位移器
9：参照镜                            9A：压电元件
10：成像用透镜群                     11：偏光分光器
12：分光器                           20：信号处理部
20A：运算部                          20B：图像形成部
21、22：CCD                          31：光源
32：分光器                           33：反射镜
34：光电探测器(PD)                   35：光源驱动部
36：显示装置                         37：控制部
38：压电驱动器                       39：分光器
41、42：遮光器                       50：脉冲信号发生器
51、52：相位位移器             100：光图像计测装置
B、B1、B2：光束                L：干涉光
L1：S偏光成分                  L2：P偏光成分
M1、M2：干涉光                 O：被测定物体
S：信号光                      R：参照光
具体实施方式
对关于本发明的光图像计测装置的较佳的实施形态，参照图示详细地进行说明。下面，对利用光的偏光特性进行图像计测的第1实施形态，和藉由利用遮光器的抽样而进行图像计测的第2实施形态，分别进行说明。光图像计测装置在例如医疗领域，可用于生物组织等(被测定物体)的断层图像和表面图像的计测。
(第1实施形态)
(装置构成)
首先，对本发明的第1实施形态的光图像计测装置的构成，请参阅图1～图4详细地进行说明。图1所示为关于本实施形态的光图像计测装置的(主体)光学系统的构成的一个例子。图2所示为光图像计测装置1的光学系统的光束射出部2的构成的一个例子。图3所示为光图像计测装置1的控制系统的构成的一个例子。图4用于说明生成光图像计测装置1的光束射出部2的驱动信号的处理的一个例子。
(光学系统的构成)
如图1所示，光图像计测装置1包括：使复数个不同波长的光束周期性地进行强度调制且转换输出的光束射出部2、将从该光束射出部2所射出的光束B的偏光特性转换为直线偏光的偏光板3、使光束B形成平行光束且扩大其波束径的透镜4，5、将光束B分割为信号光S和参照光R且将它们进行重叠而生成干涉光L的半透镜6、将参照光R的偏光特性从直线偏光转换为圆偏光的波长板7、使参照光R的频率进行位移的频率位移器8、利用对参照光R的行进方向直交的反射面而使参照光R进行全反射的参照镜9、在参照镜9的反射面的背面所设置的压电元件9A。
光束射出部2如图2所示，包括输出低相干的光束的宽频带光源2A、2B。从宽频带光源2A、2B所输出的光束B1、B2，具有彼此不同的波长，并使光束B1、B2的(中心)波长分别为λ1、λ2。
这里，光束B1、B2的波长λ1、λ2分别被设定在例如氧化血红蛋白的吸收特性和还原血红蛋白的吸收特性相交差的805nm附近的前后(例如λ1<805nm且λ2>805nm)。即，光束B1、B2形成具有使氧化血红蛋白较还原血红蛋白被吸收得较多的波长区域的中心波长的本发明的“第1光束”、具有使还原血红蛋白较氧化血化蛋白被吸收得较多的波长区域的中心波长的本发明的“第2波长”。在这种情况下，作为波长λ1、λ2，以使它们之间的氧化血红蛋白及还原血红蛋白的吸收特性的差增大的波长为佳。
宽频带光源2A、2B相当于本发明中所说的“复数个光源”，分别由SLD和LED(发光二极管)等构成。另外，市售的近红外区SLD的相干长为30μm左右，在LED的情况下为10μm左右。
另外，在光束射出部2中设置有分光器2C和反射镜2D。分光器2C由在来自宽频带光源2A的光束B1的光路上所倾斜设置的半透镜等构成。而且，反射镜2D由在来自宽频带光源2B的光束B2的光路上所倾斜设置的全反射镜构成。由反射镜2D被反射的光束B2入射分光器2C。另外，由于光束B1、B2被控制而交互射出，所以在任意的瞬间从光束射出部2所输出的光束B，被作为光束B1或光束B2的任一个，详细内容将在后面进行说明。
图1中所示的xyz座标系统将从宽频带光源2所输出的光束B的行进方向作为z轴方向，并将与其直交的光束B的振动面定义为xy平面。x轴方向、y轴方向被定义为与光束B的电场成分的振动面、磁场成分的振动面分别一致。
偏光板3相当于本发明中所说的“第1转换装置”，为使来自光束射出部2的光束B的设定方向的振动成分透过的偏光转换元件。本实施形态的偏光板3采用使对上述xy平面的x轴(及y轴)形成45°的角度方向的振动成分透过的构成。藉此，透过了偏光板3的光束B具有角度45°的直线偏光。因此，所说的光束B的x轴方向及y轴方向的偏光成分，分别具有相等的振幅。换言之，光束B的P偏光成分和S偏光成分分别具有相等的振幅。
半透镜6将形成平行光束的直线偏光的光束B，分割为朝向被测定物体O的信号光S和朝向参照镜9的参照光R的本发明的“分割装置”。半透镜6使光束B的一部分(一半)透过形成信号光S，并将剩余的光束进行反射形成参照光R。
而且，半透镜6构成本发明的“重叠装置”，藉由将经由被测定物体O的信号光S的一部分进行反射且使经由参照镜9的参照光R的一部分透过，而使信号光S和参照光R进行重叠生成干涉光L。
另外，在本实施形态中，因为利用由作为反射体的被测定物体O及参照镜9、半透镜6所形成的米切尔森型的干涉仪，所以使分割装置和重叠装置由相同的半透镜6(的不同的反射面)构成。另一方面，在利用马赫-曾德型等其它干涉仪的情况下，分割装置和重叠装置也可分别由不同的光学元件构成。而且，作为分割装置及重叠装置，可应用对光束B、信号光S、参照光R的偏光特性不施加影响的无偏光型的任意的分光器。
而且，在信号光S的光路(半透镜6和被测定物体O之间)上，也可配置相位修正用的1/2波长板。特别是在信号光S的光路上，最好以使偏光轴沿45°的角度方向进行配置的形态设置偏光板。这样一来，当经由被测定物体O时，在信号光S产生相位差，且其偏光轴发生变化，藉此，即使后述的干涉光L的S偏光成分L1和P偏光成分L2的比率产生变化，也可藉由利用1/2波长板使信号光S的偏光轴(特别是沿45°的角度方向)进行旋转，而效率良好地进行计测。
波长板7构成本发明的“第2转换装置”，为将直线偏光的参照光R的偏光特性进行转换的偏光转换元件。作为本实施形态的波长板7，采用1/8波长板。藉此，参照光R在通过波长板7时，其P偏光成分和S偏光成分间被付以相位差π/4。参照光R在由半透镜6朝向参照镜9时，和被参照镜9反射而再次入射半透镜6时，分别被付以该相位差，所以结果被付以相位差π/2。因此，对具有45°的直线偏光的参照光R，与1/4波长板同样地进行作用，所以再次入射半透镜6的参照光R被转换为圆偏光。另外，在如上述那样利用马赫-曾德型等其它干涉仪的情况下，可应用1/4波长板。
频率位移器8构成本发明中所说的“频率位移装置”，对反射到参照镜9上的前后的参照光R分别付以频率位移。该频率位移器8由例如电光调制器和声光调制器等构成。另外，作为关于本发明的光图像计测装置，也可采用不包含频率位移器8的构成。在这种情况下，使参照镜9进行移动(z-扫描)，并使参照光R的频率进行位移。
参照镜9构成本发明的“参照物体”，藉由沿参照光R的光路方向进行移动，而抽出在被测定物体O的各种深度(z座标)所形成的信号光S的反射光。更具体地进行说明，因为来自光束射出部2的光束B为低相干光，所以只有与参照光R经由大致相等距离的信号光S有助于干涉光L的生成。即，对半透镜6，只有来自与参照镜9大致相等距离的被测定物体O的z位置的反射光，与参照光R进行干涉而形成干涉光L。因此，藉由使参照镜9的位置移动(z-扫描)，可依次抽出来自被测定物体O的各种z座标区域即深区域的反射光。
而且，参照镜9利用压电元件9A而沿参照光R的光路方向进行移动，并如上述那样进行被测定物体O的深度方向的扫描。另外，如使参照镜9连续地进行移动，则参照光R的频率发生位移。有时将利用这种参照镜9的移动而付与的频率位移，称作多谱勒频率位移。此时，参照镜9和压电元件9A构成本发明的“频率位移装置”。
在光图像计测装置1中，还设置有：使利用作为重叠装置的半透镜6所生成的干涉光L进行成像的成像用透镜群10、将干涉光L的光路依据偏光特性进行分割的偏光分光器11、在分割了的干涉光L的各光路上所设置的CCD(照相机)21，22。由各CCD21、22所形成的检测结果被发送到信号处理部20。
偏光分光器11构成抽出干涉光L的不同的复数个偏光成分的本发明中所说的“抽出装置”。更具体地说，偏光分光器11起到将干涉光L的S偏光成分L1进行反射并入射CCD21，且使P偏光成分L2透过并入射CCD22的作用。在这里，干涉光L的S偏光成分L1及P偏光成分L2，具有彼此相等的振幅(即最大强度)。
CCD21、22构成本发明中所说的“(2维)检测装置”，为具有2维的受光面的干涉光检测用的积蓄型的2维光传感器数组。CCD21藉由对利用偏光分光器11所反射的干涉光L的S偏光成分L1进行检测，并进行光电转换而生成检测信号，且将其输出到信号处理部20。同样，CCD22藉由对透过了偏光分光器11的干涉光L的P偏光成分L2进行检测，并进行光电转换而生成检测信号，且将其输出到信号处理部20。从各CCD21、22所输出的检测信号为前述的外差信号。
信号处理部20根据从CCD21、22所分别输出的检测信号，执行后述的运算处理。另外，信号处理部20藉由对该运算处理的结果进行解析，而进行形成被测定物体O的2维和3维的断层图像等各种图像，并使显示器装置等显示装置(参照图3)进行显示的处理。该信号处理部20由含有例如用于存储设定的运算程序的ROM等存储装置、用于执行该运算程序的CPU等运算控制装置的计算机等构成。信号处理部20构成本发明的“图像形成装置”。
另外，光图像计测装置1形成一种监视对参照光R的频率位移量，且将来自光束射出部2的光束B依据该监视结果进行周期性的调制的构成，包括光源31、分光器32、反射镜33、光电探测器(PD)34及光源驱动部35。
光源31由与光束射出部2相比，发出具有长相干长度的激光光的激光二极管等构成。分光器32将光源31发出的激光光，分割为经由频率位移器8及参照镜9的第1激光光(反射光)和经由固定配置的反射镜33的第2激光光(透过光)，且将利用频率位移器8等而受到了频率位移的第1激光光和由反射镜33被反射的第2激光光进行重叠，生成干涉光(称作辅助干涉光)。
光电探测器34对该辅助干涉光进行检测，并将与其拍率相等的频率的电气信号输出到光源驱动部35。这里，辅助干涉光的拍率由于与对参照光R的频率位移量相等，所以与干涉光L的拍率相等。
光源驱动部35构成本发明的“光源驱动装置”，生成与从光电探测器34所输出的电气信号相等频率的脉冲信号，另外还进行对该脉冲信号进行加工，并形成将各宽频带光源2A、2B分别独立地进行驱动的光源驱动信号的处理。
另外，该光源驱动信号为一种包括与该脉冲信号的频率，即干涉光L的拍率相等的频率成分、与CCD21，22所进行的检测的时间间隔(帧间隔、帧延迟)同步的频率成分的信号，后面将作详细说明。前者的频率成分与输出的光束B1、B2的强度调制的频率相对应(称作强度调制频率成分)。而且，后者的频率成分用于使将光束B1和B2交互转换输出时的转换周期与利用CCD21、22所进行的检测的时间间隔同步，所以换言之，用于使光束B1、B2的转换周期与CCD21、22的帧延迟同步(称作波长转换频率成分)。
光源驱动信号对各宽频带光源2A、2B输出，且分别对宽频带光源2A、2B所输出的光源驱动信号，被付与基于CCD21、22的检测间隔(帧间隔；本发明的“设定的时间间隔”)的相位差。
光束射出部2由光源驱动部35所输出的驱动信号被驱动，并利用与该波长转换频率成分相等的频率将光束B1和光束B2交互进行转换，且以与强度调制频率成分相等的频率使各光束B1、B2进行强度调制并输出。
另外，光束射出部2与光源驱动部35构成本发明中所说的“光束输出装置”。
(控制系统的构成)
下面，请参阅图3及图4所示，对光图像计测装置1的控制系统进行说明。
光图像计测装置1的控制系统的构成如图3所示，包括驱动宽频带光源2的光源驱动器35、显示由信号处理部20所形成的图像的显示装置36及进行装置各部的控制的控制部37。
(控制部)
对控制部37，输入由光电探测器34产生的检测信号、由信号处理部20所形成的图像(图像信号)等。而且，控制部37进行对CCD21、22的检测的时间间隔(即帧间隔或帧延迟)进行设定的处理。各CCD21、22的帧延迟被设定得相等(例如30帧/秒等)。而且，虽然实质上相同，但也可设定帧间隔(例如30毫/秒等)。另外，在CCD21、22的帧延迟(帧间隔)一定的情况下，使该帧延迟(帧间隔)的值保存在控制部37中(或保存在利用控制部37可访问的存储器等中)。而且，控制部37对驱动压电元件9A的压电驱动部(省略图示)进行控制，并使参照镜9的位置移动。
(光源驱动部)
光源驱动器35在控制部37的控制下，生成用于分别独立地驱动宽频带光源2A、2B的前述光源驱动信号。因此，光源驱动部35首先生成与光电探测器34所输出的电气信号同步的频率(例如与该电气信号相等频率)的脉冲信号(第1脉冲信号)。该第1脉冲信号相当于上述的强度调制频率成分。图4(A)所示为该第1脉冲信号的概要。
而且，光源驱动部35根据利用控制部37的CCD21、22的帧延迟(或帧间隔；以下相同)的设定信息，生成与该帧延迟同步的频率的脉冲信号(第2脉冲信号)。该第2脉冲信号相当于上述的波长转换频率成分。图4(B)以时序列表示利用CCD21、22的检测时序，并使其帧间隔为T(秒)。而且，在图4(C)中，作为第2脉冲信号的一个例子，显示CCD21、22的帧间隔的2倍，即该帧延迟的2分之1的频率的信号概要。
另外，光源驱动部35形成将第1脉冲信号和第2脉冲信号进行合成(相乘)的信号。该合成信号的概要如图4(D)所示。该信号是抽出第1脉冲信号的各脉冲中的，只与第2脉冲信号的脉冲部分相对应的部分。该信号被用作将宽频带光源2A进行驱动的第1光源驱动信号。
而且，光源驱动部35生成使所形成的第1光源驱动信号的相位只位移与CCD21、22的帧间隔相对应的量(参照图4(E))。该信号被用作对宽频带光源2B进行驱动的第2光源驱动信号。
光源驱动部35将以上所得到的第1光源驱动信号和第2光源驱动信号，分别输出到光束射出部2的宽频带光源2A、2B。
(显示装置)
显示装置36由例如液晶显示器和CRT显示器等显示器装置构成，并根据控制部37所输出的图像信号显示图像。
(信号处理部)
信号处理部20包括根据利用CCD21，22的检测结果，计算干涉光L的信号强度和相位的运算部20A(运算装置)、根据利用该运算部20A的计算结果，形成被测定物体O的断层图像等的图像形成部20B。对运算部20A及图像形成部20B执行的处理，在后面进行说明。
(测定形态)
接着，对利用本实施形态的光图像计测装置1所执行的干涉光L的信号强度和相位的空间分布的测定处理，还有被测定物体O的图像形成处理进行说明。以下所详细说明的信号处理，利用图1和图3所示的信号处理部20而执行。
光图像计测装置1的特征在于：藉由形成偏光特性不同的信号光S和参照光R，并将它们的干涉光L作为外差信号进行检测，而得到被测定物体O的表面图像和断层图像。
(测定原理)
首先，对藉由光图像计测装置1的测定的基本原理进行说明。从光束射出部2所输出的光束，由偏光板3而转换为对上述x轴形成45°的角度方向的直线偏光，并利用透镜4、5扩大波束径，且形成平行光束而入射半透镜6，被二分为信号光S和参照光R。
信号光S入射由散射媒质构成的被测定物体O，并由其表面和各种深度的断层面被反射。来自被测定物体O的反射光波的一部分，由半透镜6被反射，并传送到成像用透镜群10。
另一方面，参照光R通过波长板7向参照镜9被传送。此时，参照镜9利用压电元件9A而沿参照光R的光路方向被驱动(z-扫描)。而且，参照光R由频率位移器8而接受设定量的频率位移。来自参照镜9的反射光波，接受伴随参照镜9的z-扫描的多谱勒频率位移以及利用频率位移器8的频率位移，并通过波长板7。这里，参照光R的偏光特性为角度45°的直线偏光，波长板7为1/8波长板，所以2次通过波长板7的参照光R的偏光特性可被转换为圆偏光。形成圆偏光的参照光R的一部分透过半透镜6，而被传送到成像用透镜群10。
此时，半透镜6将由被测定物体O所反射的直线偏光的信号光S，和频率进行位移并转换为圆偏光的参照光R进行重叠而生成干涉光L。该干涉光L经由成像用透镜群10，被传送到偏光分光器11。
偏光分光器11起到将干涉光L的S偏光成分L1进行反射，并透过P偏光成分L2的作用。干涉光L的S偏光成分L1由CCD21被检测，P偏光成分L2由CCD22被检测。这里，干涉光L的S偏光成分L1包括信号光S的S偏光成分Ess、参照光R的S偏光成分Ers，且干涉光L的P偏光成分L2包括信号光S的P偏光成分Esp、参照光R的P偏光成分Erp。信号光S的S偏光成分Ess及P偏光成分Esp、参照光R的S偏光成分Ers及P偏光成分Erp，如下式所示。
[数2]
Ess = I ss sin ( 2 &pi;ft + &phi; ) - - - ( 2 )
Esp = I rp sin ( 2 &pi;ft + &phi; ) - - - ( 3 )
Ers = I rs sin [ 2 &pi; ( f + f D ) t + &phi; &prime; ) - - - ( 4 )
Figure C200510108468D00204
这里，分别以f表示从光束射出部2所输出的光束的频率，fD表示频率位移，φ表示信号光S的初期相位，φ’表示参照光R的初期相位。另外，将信号光S和参照光R的初期相位的差表示为Δφ(＝φ-φ’)。参照式(2)～(5)可知，干涉光的S偏光成分L1和P偏光成分L2利用CCD21、22，分别作为下式那样的外差信号i1、i2被检测。
[数3]
i 1 &Proportional; | E ss + E rs | 2 &Proportional; I rs + I ss + 2 I rs I ss cos ( 2 &pi; f D t + &Delta;&phi; ) - - - ( 6 )
i 2 &Proportional; | E sp + E rp | 2 &Proportional; I rp + I sp + 2 I rp I sp sin ( 2 &pi; f D t + &Delta;&phi; ) - - - ( 7 )
比较式(6)、(7)可知，因为各式的第3项的交流信号为同相位的cos函数和sin函数，所以具有90°的相位差。光图像计测装置1藉由利用该特征且将周期性强度调制的光束作为测定光使用，可实现不利用基于遮光器的抽样处理的光外差检测，并藉此对干涉光L的信号强度及相位的空间分布进行测定。在习知的光图像计测技术中，藉由将单一的干涉光以相位不同的复数个函数进行抽样，可对其cos成分和sin成分进行检测，但本发明的特征在于：采用将参照光R和信号光S的偏光特性进行转换而生成相位不同的复数个(在这里为2个)干涉光，并对它们分别进行检测的构成。
而且，光图像计测装置1藉由利用光源31、分光器32、反射镜33、光电探测器(PD)34及光源驱动器35，而从光束射出部2输出以与干涉光L的拍率同步的频率进行强度调制的光束。
从光源31所输出的激光光，由分光器32被分割为参照镜9方向的光路(反射光)和反射镜33方向的光路(透过光)。参照镜9方向的光路的激光光，可经由频率位移器8和参照镜9，并接受因它们所产生的频率位移且再次入射分光器32。另一方面，反射镜33方向的光路的激光光，作为由反射镜33所产生的反射光(不使频率进行位移)而再次入射分光器32。经由两光路的激光光利用分光器32被重叠而形成辅助干涉光。辅助干涉光由光电探测器34被检测。
由光电探测器34所检测的辅助干涉光，与参照光R同样地，接受利用频率位移器8和频率位移和利用参照镜9所形成的多谱勒频率位移，所以与参照光R接受(大致)同量的频率位移。因此，该辅助干涉光具有与信号光S和参照光R所形成的干涉光L(大致)相等的频率及波长。
光电探测器34将与所检测的辅助干涉光相对应的电气信号输出到光源驱动器35。该电气信号具有与式(1)所示的外差信号同样的直流成分和交流成分，且其交流成分的频率如上面所说明的，与干涉光L的拍率大致相等。
光源驱动器35参照图4如前面所说明的那样，根据来自光电探测器34的电气信号，生成第1光源驱动信号及第2光源驱动信号，并输出到光束射出部2。光束射出部2的宽频带光源2A由第1光源驱动信号被驱动，并输出波长λ1的脉冲形的光束B1，另一方面，宽频带光源2B由第2光源驱动信号被驱动，并输出波长λ2的脉冲形的光束B2。
另外，由图4(D)、(E)所示的第1、2光源驱动信号的相位差可知，光束B1和光束B2被分别交互转换输出。而且，该转换频率与CCD21、22的帧延迟同步(在本例中为一例)。因此，各CCD21、22对基于光束B1的干涉光L、基于光束B2的干涉光L在每一帧交互进行检测。另外，光束B1、B2以与干涉光L的拍率同步的频率进行强度调制(在本例中为转换输出ON/OFF)。
另外，也可取代使光束B1、B2的输出强度在0和100间进行调制，而将例如输出强度在50和100之间进行调制。即，因为这里重要的并不是光束B1、B2的强度调制的程度，而是使该强度调制的频率与干涉光L的拍率大致相等。
下面，参照图5所示的标绘图，对本实施形态的光图像计测装置1的干涉光L的检测形态进行说明。以下，将从光束射出部2所输出的光束B(光束B1/B2；参照图2等)的强度调制频率设为fm。而且，如前面所说明的，fD表示被付与参照光R的频率位移(干涉光L的拍率)，光束B的调制频率fm为与频率位移fD相等或与其接近的值。
图5(A)所示为由频率fm进行强度调制并从光束射出部2所输出的光束B的时间波形。图5(B)所示为假设光束B为连续光，由此使参照光R和信号光S都为连续光的情况下的干涉光L的S偏光成分L1(拍率fD)的时间波形。图5(C)所示为假设参照光R和信号光S都为连续光的情况下的干涉光L的P偏光成分L2的时间波形。这里，S偏光成分L1和P偏光成分L2的相位差可任意地进行设定，而图5(B)、(C)所示的该相位差为90°。
而且，图5(D)所示为来自光束射出部2的光束B如图5(A)那样进行强度调制的情况下的干涉光L的S偏光成分L1的时间波形(与图5(B)对应)。图5(E)所示为光束B如图5(A)那样进行强度调制的情况下的干涉光L的P偏光成分L2的时间波形(与图5(C)对应)。图5(D)、(E)所示的S偏光成分L1和P偏光成分L2具有90°的相位差。
CCD21对图5(D)所示的时间波形的S偏光成分L1进行检测。来自光束射出部2的光束B为频率fm的光脉冲，且当其调制频率fm和干涉光L的拍率fD之差δf＝|fm-fD|，与作为积蓄型光传感器的CCD21的响应频率相比足够小时，从CCD21所输出的S偏光成分L1的检测信号与检测时间内所积蓄的光电荷量成比例，可如下式那样得到。(参照例如M.Akiba.K.P.Chan，N.Tanno.Japanese　Journal of AppliedPhysics，Vol.39，L1194(2000))。
[数4]
S 1 ( t ) = &lang; K 1 m ( t ) i 1 ( t ) &rang;
= K 1 [ 1 2 I ss + 1 2 I rs + 2 &pi; I ss I rs cos ( 2 &pi;&delta;ft + &beta; ) ] - - - ( 8 )
这里，<·>表示基于CCD21的积蓄效果的时间平均，K1表示包含偏光分光器11的反射率和CCD21的光电转换率的光检测效率，m(t)表示对光束射出部2的输出进行强度调制的函数(表示光源驱动信号的函数)，而且β表示测定中的初期相位值。由式(8)可知，在CCD21所输出的检测信号中，除了关于信号光S和参照光R的强度的项(背景光成分)以外，还包括关于干涉光L的S偏光成分L1的振幅
Figure C200510108468D00233
(IssIrs)及相位2π δft+β的项。
同样，CCD22检测图5(E)所示的时间波形的P偏光成分L2，并输出下式那样的检测信号。
[数5]
S 2 ( t ) = K 2 [ 1 2 I sp + 1 2 I rp + 2 &pi; I sp I rp sin ( 2 &pi;&delta;ft + &beta; ) ] - - - ( 9 )
这里，K2表示包含偏光分光器11的反射率和CCD22的光电转换率的光检测效率。
下面，对根据从CCD21、22所分别输出的检测信号(8)、(9)的干涉光L的信号强度计算处理的一个例子进行说明。该计算处理由信号处理部20的运算部20A执行。
由于参照光R由波长板7被转换为圆偏光，所以可认为其S偏光成分Ers的强度Irs和P偏光成分Erp的强度Irp相等(表示为Irs＝Irp＝Ir)。
另一方面，关于信号光S，因为来自被测定物体O的反射光被认为并不显著依存于入射光的偏光特性，所以可认为其S偏光成分Ess的强度Iss和P偏光成分Esp的强度Isp大致相等或为接近值(表示为Iss＝Isp＝Is)。而且，因为信号光S由被测定物体O被散射、吸收，所以其强度在通常情况下可认为较参照光R足够小(Is<<Ir)。
而且，式(8)及式(9)的右边的第1项和第2项表示背景光的强度，其值可在事前或另外的进行测定。例如，藉由利用光束射出部2输出连续光的光束，并对届时的干涉光利用CCD21等进行检测，且将其只积分1波长量(或其整数倍)并取消第3项(交流成分；相位直交成分)，可取得背景光的强度(背景光成分)。
藉由从来自各CCD21、22的检测信号的强度除去所取得的背景光成分，而计算各检测信号的相位直交成分，即干涉光L的S偏光成分L1及P偏光成分L2的相位直交成分S1’(t)、S2’(t)(参照下式)。
[数6]
S &prime; 1 ( t ) = K 1 2 &pi; I s I r cos ( 2 &pi;&delta;ft + &beta; ) - - - ( 10 )
S &prime; 2 ( t ) = K 2 2 &pi; I s I r sin ( 2 &pi;&delta;ft + &beta; ) - - - ( 11 )
如利用这些式(10)、(11)，干涉信号(外差信号)的振幅如下式所示。
[数7]
I s I r &Proportional; S 1 12 + S 2 12 - - - ( 12 )
另外，光图像计测装置1例如下面那样，使干涉光L的相位的空间分布图像化。
在某测定时间t＝t1，当干涉光L的S偏光成分L1的相位直交成分S1’(t1)由CCD21被检测，P偏光成分L2的相位直交成分S2’(t1)由CCD22被检测时，取这两相位直交成分的比，得到以下那样的信号。
[数8]
S 3 = S &prime; 2 ( t 1 ) S &prime; 1 ( t 1 ) = tan ( 2 &pi;&delta; ft 1 + &beta; ) - - - ( 13 )
可知该式(13)所示的信号S3，不依存于干涉光L的振幅，而只由相位信息构成。在本实施形态中，由于利用具有复数个像素呈2维排列的受光面的CCD21、22，对S偏光成分L1和P偏光成分L2进行检测，所以在各像素所检测的信号的相位β(x、y、t1)，如下式那样进行表示(在这里，(x、y)表示在各像素的受光面上的座标)。
[数9]
&beta; ( x , y , t 1 ) = tan - 1 [ s &prime; 2 ( x , y , t 1 ) s &prime; 1 ( x , y , t 1 ) ] - 2 &pi;&delta; ft 1 - - - ( 14 )
该式(14)的第2项为具有0或大致为0的频率δf(≈0)的交流信号在测定时间t1的瞬时相位值，所以可认为与CCD21、22的像素的位置即座标x、y无关而为均匀值。因此，如以在例如位于CCD21、22的受光面上的某一特定点(x＝x1，y＝y1)上的像素所检测的相位Φ(x1、y1、t1)作为基准，求在各像素所检测的检测信号的相位差，则可使外差信号的相位差的空间分布，即干涉光L的相位差的空间分布图像化。
另一方面，也可由干涉光L的相位信息取得其频率信息。如使在2个测定时间t＝t1及t＝t2的干涉光L的S偏光成分L1及P偏光成分L2的相位分别为β(x、y、t1)及β(x、y、t2)，则干涉光L的拍率fD与来自光束射出部2的光束的调制频率fm之差δf，如下式所示。
[数10]
&delta;f = 1 2 &pi; | &beta; ( x , y , t 1 ) - &beta; ( x , y , t 2 ) t 1 - t 2 | - - - ( 15 )
在这里，由于光束的调制频率fm为己知，所以由式(10)和式(11)可计算外差频率即干涉光L的拍率fD。
(生物组织的机能信息的图像化)
对以上述那种光图像计测装置1的测定原理为基础所执行的关于本发明的测定形态，即含有生物组织的机能信息的图像的形成处理进行说明。以下所说明的运算处理由信号处理部20的运算部20A执行，且根据其运算结果的图像形成处理由图像形成部20B执行。下面，作为生物组织的机能信息的一个例子而对血红蛋白的氧饱和度加以考虑。
如前所述，光图像计测装置1将在氧化血红蛋白的吸收特性和还原血红蛋白的吸收特性进行交差的波长的前后所分别设定的波长λ1的光束B1和波长λ2的光束B2，利用与CCD21、22的帧延迟同步的频率交互转换输出。这里，将光束B1的波长λ1作为使氧化血红蛋白更加吸收的波长(例如840nm)，将光束B2的波长λ2作为使还原血红蛋白更加吸收的波长(例如760nm)。
使光束B1、B2的最大强度相等。届时，设入射被测定物体(生物组织)O的信号光S的强度为Iin。而且，设被测定物体O的散射·吸收系数为σ＝σ(λ)，与参照光R进行干涉的信号光S由被测定物体O内被反射的深度(即，有关干涉光L的生成的信号光S在被测定物体O内进行传送的距离的一半)为1。此时，根据光束B1(波长λ1)的信号光S从被测定物体O射出时的强度Iout、1，根据光束B2(波长λ2)的信号光S从被测定物体O射出时的强度Iout、2，分别由下式表示。
[数11]
Iout，1＝Iinexp{-2σ(λ1)l}       (16)
Iout，2＝Iinexp{-2σ(λ2)l}       (17)
取这些各式(16)、(17)的两边的对数并进行整理，导出下式。
[数12]
T 1 = log I in , 1 I out , 1 = 2 &sigma; ( &lambda; 1 ) l - - - ( 18 )
T 2 = log I in , 2 I out , 2 = 2 &sigma; ( &lambda; 2 ) l - - - ( 19 )
然后，由这些式(18)、(19)得到以下的关系。
[数13]
(T1-T2)/2l＝σ(λ1)-σ(λ2)                (20)
该式(20)的右边，表示与利用氧化血红蛋白为主所吸收的波长λ1相对应的散射·吸收系数σ(λ1)，和与利用还原血红蛋白为主所吸收的波长λ2相对应的散射·吸收系数σ(λ2)的差。藉此，使该差的值为血红蛋白的氧饱和度对应。因此，藉由求取CCD21、CCD22的各像素的检测结果，可形成用于显示被测定物体O的该测定区域(信号光S所照射的xy区域且z座标＝1的区域)的氧饱和度分布状态的图像。
因此，考虑式(16)～(20)可知，只要取得对被测定物体O的信号光S的入射时的强度Iin、根据光束B1的信号光S的射出时的强度Iout，1、根据光束B2的信号光S的射出时的强度Iout，2及有关干涉光L的生成的信号光S在被测定物体O被反射的深度1就足够了。
首先，信号光S的入射时的强度Iin可由宽频带光源2A、2B的输出光量和半透镜6的透过率求取。另外，在可以无视因偏光板3和透镜4、5所造成的光量衰减的情况下，也可考虑它们。
而且，关于根据光束B1、B2的信号光S从被测定物体O射出时的强度Iout，1、Iout，2，可由CCD21、22所检测的干涉光L的S偏光成分L1和P偏光成分L2求取。
而且，信号光S的反射位置的深度1可由参照镜9的位置轻松地求取。例如，如以从半透镜6到参照镜9的距离与从半透镜6到被测定物体O的距离一致时的参照镜9的位置为基准，则信号光S的反射位置的深度1可作为测定时的参照镜9从该基准位置的位移量而得到。另外，如前所述，由于参照镜9的移动由控制部37被控制，所以运算部20A可参照控制部37所把握的参照镜9的位置信息而求深度1。
光图像计测装置1可如上述那样，形成用于表示被测定物体O(生物组织)的散乱·吸收系数的分布的图像。该散乱·吸收系数的分布图像用于显示被测定物体O中的血红蛋白氧饱和度的分布状态。
[作用·效果]
如象这样利用这种本实施形态的光图像计测装置1，则对被测定物体O即使不扫描信号光S，也可取得被测定物体O某深度上的2维图像，而且，只使参照镜进行z-扫描即可取得被测定物体O的3维图像，所以能够有效地形成用于显示血红蛋白氧饱和度的图像。
而且，藉由依据目的任意地设定被转换输出的光束B1、B2的波长λ1、λ2的值，也可有效地形成用于显示生物组织的其它机能信息的图像。
[变形例]
用于使宽频带光源2A、2B交互进行转换动作的方法，并不限定于利用光源驱动部35所进行的光束射出部2的脉冲驱动。例如，藉由利用发出连续的光束(连续光)B1、B2的光源作为宽频带光源2A、2B，且设置有选择地(即交互地)将该连续的光束B1、B2进行遮蔽的遮蔽装置(光束遮蔽装置)，也可使光束B1、B2交互进行转换输出。在这种情况下，本发明的“光束输出装置”的构成包括光束射出部2和该光束遮蔽装置。
而且，在上述的构成中，作为用于对参照光R付以频率位移的构成，考虑的是频率位移器8和参照镜9及压电元件9A这两者的情况，但也可只具有它们中的一个。但即使采用例如形成不具有频率位移器8的光图像计测装置，并只利用参照镜9的z-扫描而对参照光R付以频率位移的构成，也可实行同样的测定。而且，在利用频率位移器8的情况下，也可设置在信号光S的光路上。这是因为，在关于本发明的图像计测中，使重叠时的信号光S的频率和参照光R的频率相对地进行位移就足够了。
而且，在上述构成中，是将来自光束射出部2的光束首先形成直线偏光，然后再分割为信号光S和参照光R，但也可在光束的分割后将信号光S和参照光R分别转换为直线偏光。但是，在这种情况下，需要在信号光S和参照光R双方的光路上设置偏光板，形成较上述构成多少有些复杂的构成，所以在实用上认为以上述构成较为适当。
而且，在上述构成中，是使参照光R的偏光特性转换为圆偏光，但也可使信号光S转换为圆偏光，并与保持直线偏光的参照光进行重叠。但是，如上所述，由于信号光S的因被测定物体O所形成的反射光，与参照光R相比较为微弱，所以如在信号光S的光路上设置波长板，则在通过它们时信号光S会变弱。象这样含有被测定物体O的信息的信号光S的强度减弱，有可能对测定的灵敏度带来不良影响。因此，可以说象上述构成那样将参照光R的偏光特性进行转换的较为有利。另外，关于频率位移器的配置也是同样的。
而且，在上述构成中，设置对参照光R的频率的位移量进行监视的光源31、分光器32、反射镜33及光电探测器34，并将其监视结果反馈到光束的强度调制中，但在例如对付与参照光R的频率位移量进行设定等时，也可设置自发地生成与该位移量(大致)相等频率的脉冲信号的光源驱动器35，并控制光束的强度调制。
在以上的说明中，是对一种使参照镜9进行z-扫描并取得被测定物体O的各种深度的断层像的计测形态进行了说明，但藉由固定参照镜9的位置并进行计测，可精度良好地求取在被测定物体O的某一深度的静止图像和动态图像。
而且，藉由在信号光S的光路上，即半透镜6和被测定物体O之间设置波长板(1/2波长板)，可对因经由被测定物体O时的相位的变化所造成的信号光S的偏光方向的倾斜进行修正。
而且，光图像计测装置1的检测装置，并不限定于前述的CCD，也可为例如具有积算电路的线路传感器等，具有检测干涉光并进行光电转换的机能、将所检测的电荷进行积蓄的机能这两项机能的检测装置。
而且，虽然是对具有麦克逊型(Michelson)的干涉仪的光图像计测装置1进行了说明，但当然也可采用例如马赫-曾德型(Mach-Zehuder)和斐索型等其它形态的干涉仪(例如，参照本发明者们所提供的日本专利第3245135号)。
而且，藉由在干涉仪的一部分上设置光纤(束)而作为导光构件使用，可提高装置设计上的自由度，或谋求装置的简洁化(compact)，或提高被测定物体的配置自由度(例如，参照上述的日本专利第3245135号)。
(第2实施形态)
接着，对关于本发明的光图像计测装置的第2实施形态进行说明。本实施形态采用如前述那样，利用遮光器进行干涉光L的抽样的构成。
[装置的构成]
首先，对本实施形态的光图像计测装置的构成进行说明。图6所示为本实施形态的光图像计测装置的(主体)光学系统的构成，图7所示为其控制系统的构成。下面，对与第1实施形态相同的构成部分，付以相同的符号进行说明。
[光学系统的构成]
本实施形态的光图像计测装置100的构成如图6所示，包括：与第1实施形态同样的光束射出部2、将来自该光束射出部2的光束B形成平行光束且扩大其波束径的透镜4，5、将光束B分割为信号光S和参照光R且将它们进行重叠而生成干涉光M的半透镜6(分割装置、重叠装置)、频率位移器8(频率位移装置)、由全反射镜构成的参照镜9(参照物体)、使该参照镜9沿参照光R的光路方向进行移动的压电元件9A。
光束射出部2的构成如第1实施形态的图2所示，包括输出(中心)波长λ1的光束B1的宽频带光源2A、输出波长λ2的光束B2的宽频带光源2B。而且，压电元件9A也可起到使参照镜9振动的作用。
而且，也可取代利用频率位移器8，或除了频率位移器8以外，利用参照镜9的z-扫描使参照光R的频率进行位移。
而且，在光图像计测装置100中，设置有使利用半透镜6所生成的干涉光M进行成像的成像用透镜群10、将该干涉光M分割为2个干涉光M1，M2的分光器12(光路分割装置)、作为干涉光检测用的积蓄型的2维光传感器数组的CCD21，22(检测装置)、由配置在这些CCD的面前，对干涉光M1，M2分别进行周期性遮蔽的液晶遮光器等高速遮光器等构成的遮光器41，42。利用CCD21、22的检测结果被输出到信号处理部20(图像形成装置)。
另外，遮光器41、42可不必分别配置在CCD21、22的面前，而设置在从分光器12所形成的干涉光M1、M2的分支点与CCD21、22连结的各光路上的任意的位置上。即，使遮光器41、42配置在可切换各干涉光M1、M2的遮断与通过，而使利用CCD21、22的受光光量在0和100间进行切换的位置上即可。
另外，光图像计测装置100具有产生遮光器驱动用的脉冲信号的脉冲信号发生器50、使该脉冲信号发生器50所产生的脉冲信号的相位进行位移并分别供给到遮光器41，42的相位位移器51，52。遮光器41、42将来自相位位移器51、52的脉冲信号作为时序信号，分别独立地切换干涉光M1、M2的遮蔽/通过。
各遮光器41、42藉由根据来自相位移位器51、52的时序信号，以设定的频率将干涉光M1、M2分别周期性地进行遮蔽，而对各干涉光M1、M2进行抽样。藉此，CCD21、22分别周期性地接受对应的干涉光M1、M2并进行光电转换，且将其转换结果即外差信号输出到信号处理部20。信号处理部20与第1实施形态同样地，进行后述的运算处理且进行形成被测定物体O的图像的处理。
这里，相位位移器51、52对遮光器41、42的开关动作付以设定的相位差。该相位差既可例如与第1实施形态相同为90°(π/2)，也可为180°(π)(可任意地进行设定)。藉此，也可不必在遮光器41、42两者的前面设置相位位移器，而只在其一个的前面设置。例如可不在遮光器41的前面配置相位位移器，而只在遮光器42的前面配置相位位移器。
另外，遮光器41、42构成本发明的“强度调制装置”。另外，关于本发明的强度调制装置并不限定于将干涉光M1、M2完全遮蔽的遮光器，也可利用例如使干涉光M1、M2的50％透过(透过率50％)那样的滤波器等。如将这种滤波器等在干涉光M1、M2的光路上进行插拔，则可使干涉光M1、M2的强度在100％和50％之间进行调制。
从光束射出部2所射出的光束B，由透镜4、5而扩大其光束径，并利用半透镜6而分割为信号光S和参照光R。信号光S入射被测定物体O，并作为含有其表面形态及内部形态的信息的反射光波，而再次入射半透镜6。
另一方面，参照光R利用频率位移器8而使频率进行位移，且经由利用压电元件9A进行振动的参照镜9，而再次入射半透镜6。
来自被测定物体O的信号光S的一部分由半透镜6被反射，与此同时，接受了频率位移的参照光R的一部分透过半透境6。藉此，使信号光S和参照光R进行重叠，而生成干涉光M。干涉光M经由成像用透镜群10，向分光器12传送。
干涉光M利用分光器12而使其光路被分割为2部分。利用分光器12被反射的干涉光M1，通过遮光器51而由CCD21被检测。而且，透过了分光器12的干涉光M2，通过遮光器42而由CCD22被检测。
另外，最好使利用分光器12的干涉光的分割率，即被反射的干涉光M1和透过的干涉光M2的强度比为1:1。藉此，利用各CCD21、22被检测的干涉光M1、M2，分别形成相等的强度水平，适于进行后述的运算处理。但是，进行分割的干涉光的强度比并不限定于此，可酌情进行设定。
另外，光图像计测装置100包括由发出激光光的激光二极管等所构成的光源31、使该光源31所发出的激光光的一部分透过的分光器32、将透过了该分光器32的激光光分割为经由频率位移器8及参照镜9的第1激光光和朝向反射镜33的第2激光光，且使第1、2激光光进行重叠而生成辅助干涉光的分光器39、接受所生成的辅助干涉光的光电探测器(PD)34。这里，分光器39和参照镜9之间的距离，被设定得与分光器39和反射镜33之间的距离大致相等。
从光源31所输出的激光光，其一部分透过分光器32，并利用下一分光器39被分割为朝向参照镜9方向的第1激光光和朝向反射镜33方向的第2激光光。
在参照镜9方向的光路上传送的第1激光光，藉由频率位移器8和利用压电元件9A进行移动的参照镜9而接受频率位移，并再次入射分光器39。此时，对第1激光光的频率位移，形成与对参照光R的频率位移相等的位移量。
另一方面，在反射镜33方向的光路上进行传送的第2激光光，由反射镜33被反射而再次入射分光镜39。
利用参照镜9被反射的第1激光光的一部分，由分光器39被反射，并向分光器32行进。而且，利用反射镜33被反射的第2激光光的一部分，透过分光器39并向分光器32行进。此时，两激光光由分光器39被重叠，生成辅助干涉光。该辅助干涉光具有与干涉光M相等的频率。
利用分光器39所生成的辅助干涉光，由分光器32使其一部分被反射，并使光电探测器34受光。光电探测器34输出与接受了的干涉光对应的电气信号。该电气信号与式(1)所示的外差信号同样地具有直流成分和交流成分。该交流成分的频率如上述那样，与干涉光M的拍率相等。
(控制系统的构成)
下面，请参阅图7所示，对光图像计测装置100的控制系统的构成进行说明。光图像计测装置100的控制系统的构成包括：分别独立地驱动光束射出部2的宽频带光源2A、2B的光源驱动部35、显示图像的显示装置36、进行装置各部的控制的控制部37、具有运算部20A及图像形成部20B的信号处理部20、CCD21，22。
对控制部37，输入由光电探测器34所形成的检测信号，和由信号处理部20所形成的图像(图像信号)。
光源驱动部35在控制部37的控制下，生成用于分别独立地驱动宽频带光源2A、2B的前述的光源驱动信号。因此，光源驱动部35根据利用控制部37的CCD21、22的帧延迟(帧间隔)的设定信息，生成与该帧延迟同步的频率的脉冲信号。该脉冲信号被用作驱动宽频带光源2A的第1光源驱动信号。
而且，光源驱动部35使所形成的第1光源驱动信号的相痊，只位移与CCD21、22的帧间隔相对应的量，生成用于驱动宽频带光源2B的第2光源驱动信号。光源驱动部35将如上述那样得到的第1光源驱动信号和第2光源驱动信号，分别输出到光束射出部2的宽频带光源2A、2B。
在光图像计测装置100上，还设置有用于驱动压电元件9A的压电驱动器38、用于驱动遮光器41，42的脉冲信号发生器50。
压电驱动器38在控制部37的控制下，以生成具有与从光电探测器34所输出的电气信号同步的频率(例如与该电气信号相等的频率)，且使压电元件9A的振动的振幅形成该电气信号的波长的例如2分之1这种振幅的电气信号，并输出到压电元件9的形态而进行动作。这里，被送到压电元件9A的电气信号的振幅和压电元件9A的振动的振幅的关系已知，且压电驱动器38将由该关系所求得的振幅的电气信号输出到压电元件9A。藉此，参照镜9以与干涉光M的频率同步的频率进行振动，且其振幅为干涉光M的波长的2分之1。
而且，脉冲信号发生器50在控制部37的控制下，生成与光电探测器34所输出的电气信号同步的频率(例如与该电气信号相等的频率)的脉冲信号，并分别输出到相位位移器51、52。相位位移器51、52使该脉冲信号的相位相对地进行位移，并分别输出到遮光器41、42。遮光器41、42由相位相对位移的脉冲信号被驱动，并以与该脉冲信号相等的频率反复进行开关动作。藉此，CCD21、22可以与干涉光M的频率同步的频率，分别接受干涉光M、M2。
[测定形态]
接着，对利用本实施形态的光图像计测装置100的被测定物体O的测定形态进行说明。以下，首先对利用光图像计测装置100的测定原理进行说明，然后对生物组织的机能信息的图像化处理进行说明。
从光源31所射出的激光光，由分光器39被分割为参照镜9方向的光路和反射镜33方向的光路，且彼此重叠生成辅助干涉光，并由光电探测器34受光。光电探测器34输出与接受的辅助干涉光的频率同步的频率的电气信号。
脉冲信号发生器50根据来自光电探测器34的电气信号，产生与该电气信号同步的频率的脉冲信号，并发送到各相位位移器51、52。相位位移器51、52使该脉冲信号的相位进行位移，并分别输出到遮光器41、42。遮光器41、42由该脉冲信号的频率而切换开放/遮蔽。
而且，压电驱动器38生成与来自光电探测器34的电气信号同步的频率的，且为使压电元件9A的振动的振幅为该电气信号的波长的2分之1这种振幅的电气信号，并输出到压电元件9A。藉此，参照镜9利用压电元件9A，以与干涉光L的频率同步的频率及干涉光L的波长的2分之1的振幅进行振动。另外，参照镜9的振幅并不限定为干涉光L的波长的2分之1，可任意地进行设定。
这样，在本实施形态中，可对被付与到参照光R的频率位移的位移量进行监视，并利用与该位移量(＝干涉光L的频率)同步的频率，使遮光器41、42开关并进行干涉光M1、M2的抽样，且以与干涉光L同步的频率及干涉光L的波长的2分之1的振幅，使参照镜9进行振动。
用于控制遮光器41的开关时序的抽样函数m1(t)，由例如50％duty的矩形波的信号列构成。这里，如来自光源31的激光光和来自光束射出部2的光束B的中心波长大致相同，则抽样函数m1(t)的频率(抽样函数)fsm与式(1)所示的拍率fif相等，或形成与其接近的值(即fsm＝fit或fsm≈fif)。抽样函数m1(t)的频率fsm和式(1)所示的外差信号的拍率fif之差表示为δf＝|fif-fsm|。该δf与CCD21的响应频率相比，被设定得足够小。藉此，在干涉光M1的各周期可使大致相同相位的部分被抽样。此时，来自接受了干涉光M1的CCD21的输出i1(t)，与在测定时间内于CCD21上所积蓄的光电荷量成比例，具体可由下式得到(例如参照M.Akiba，K.P.Chan，N.Tanno，[Optics Letters]，Vo1.28，816(2003))。
[数14]
i 1 ( t ) = &lang; K 1 i ( t ) m 1 ( t ) &rang;
= K 1 [ 1 2 I s + 1 2 I r + 2 &pi; I s I r cos ( 2 &pi;&delta;ft + &Phi; ) ] - - - ( 21 )
这里，<->表示利用CCD21的积蓄效果的时间平均。而且，φ表示测定的初期相位值，K1表示包括分光器12的反射率和CCD21的光电转换率的光检测效率。
同样，遮光器42依据基于从脉冲信号发生器50以频率fsm输出的脉冲信号的抽样函数m2(t)，控制其开关时序，并执行干涉光M2的抽样。利用遮光器42进行抽样的干涉光M2，由CCD22进行检测。抽样函数m2(t)与对干涉光M1进行抽样的抽样函数m1(t)具有相同的频率fsm，并具有50％duty的矩形列的波形。而且，抽样函数m2(t)对抽样函数m1(t)，具有相位差Δθ1，2(例如180°、90°等)。该相位差Δθ1，2藉由预先设定利用相位位移器51、52的相位的位移量而生成。在以上那种条件下，可利用与式(21)同样的原理，从CCD22得到以下那种输出i2(t)。
[数15]
i 2 = K 2 [ 1 2 I s + 1 2 I r + 2 &pi; I s I r cos ( 2 &pi;&delta;ft + &Phi; + &Delta;&theta; 1,2 ) ] - - - ( 22 )
但是，K2为包含分光器12的透过率和CCD22的光电转换率的光检测效率。
由式(21)和式(22)可知，在来自CCD21、22的输出中，分别包含信号光S和参照光R的强度Is、Ir的项，以及关于干涉光M1、M2的振幅(IsIr)及相位(2π δft+Φ)、(2π δft+Φ1，2)的项。
图8为用于说明当使50％duty的抽样函数m1(t)和m2(t)的相位差Δθ1，2为180°(π)时，利用遮光器41、42所形成的干涉光M1、M2的抽样动作。图8(A)所示为干涉光M的时间波形。图8(B)所示为通过遮光器41而使CCD21受光的干涉光M1的时间波形。图8(C)所示为通过遮光器42而使CCD22受光的干涉光M2的时间波形。
由同图可知，遮光器41可在干涉光M的相位为0°时被放开，而在其相位为180°时被遮蔽，且干涉光M1(干涉光M)的相位0°～180°的部分可由CCD21进行检测。而且，遮光器42可在干涉光M的相位为180°时被放开，而在其相位为360°＝0°时被遮蔽，且干涉光M2(干涉光M)的相位180°～360°的部分可由CCD22进行检测。
这里，为了取得高精度的图像，如图8(B)所示，使利用CCD21所检测的干涉光M1的一部分，含有该干涉光M1的“波峰”部分即强度极大的部分，且如图8(C)所示，使利用CCD22所检测的干涉光M2的一部分，含有该干涉光M2的“波谷”部分即强度极小的部分为佳。另外，反之，也可对干涉光M1的“波谷”的部分及干涉光M2的“波峰”的部分进行检测。
信号处理部20的运算部20A由利用各CCD21、22的检测结果，求干涉光M的信号强度和相位的空间分布。另外，图像形成部20B藉由根据利用运算部20A的计算结果，形成与各CCD21、22的检测结果对应的图像，且求它们的图像的差分，而形成表示干涉光M的强度分布和相位分布的图像，即表示被测定物体O的表面形态或内部形态的图像。所形成的图像利用控制部37而作为图像信号被输出到显示装置36，并进行图像显示。
(生物组织的机能信息的图像化)
对以上述那种光图像计测装置100的测定原理为基础所执行的关于本发明的测定形态，即含有生物组织的机能信息的图像的形成处理进行说明。以下所说明的运算处理由信号处理部20的运算部20A执行，且根据其运算结果的图像形成处理由图像形成部20B执行。
下面，作为生物组织的机能信息的一个例子而对血红蛋白的氧饱和度加以考虑。光束B1、B2的(中心)波长λ1、λ2与第1实施形态同样地，分别被设定在氧化血红蛋白的吸收特性和还原血红蛋白的吸收特性进行交差的波长的前后。例如，将光束B1的波长λ1作为使氧化血红蛋白更加吸收的波长(例如840nm)，将光束B2的波长λ2作为使还原血红蛋白更加吸收的波长(例如760nm)。
光图像计测装置100将波长λ1的光束B1和波长λ2的光束B2，以与CCD21、22的帧延迟同步的频率进行转换输出，取得与各波长相对应的图像。
这里，使光束B1、B2的最大强度相等，并设入射被测定物体(生物组织)O的信号光S的强度为Iin，而且，设被测定物体O的散射·吸收系数为σ＝σ(λ)，与参照光R进行干涉的信号光S由被测定物体O内被反射的深度(即，有关干涉光L的生成的信号光S在被测定物体O内进行传送的距离的一半)为1。此时，根据光束B1(波长λ1)的信号光S从被测定物体O射出时的强度Iout、1，根据光束B2(波长λ2)的信号光S从被测定物体O射出时的强度Iout、2，分别由上述的[数11]的式(16)、(17)表示。由这些式子，可得到[数13]所示的式(20)的关系。
因此，可与第1实施形态同样地，形成用于表示被测定物体O(生物组织)的散乱·吸收系数的分布的图像。该散乱·吸收系数的分布图像用于显示被测定物体O中的血红蛋白氧饱和度的分布状态。
[作用·效果]
如象这样利用本实施形态的光图像计测装置100，则对被测定物体O即使不扫描信号光S，也可取得被测定物体O某深度上的2维图像，而且，只使参照镜9进行z-扫描即可取得被测定物体O的3维图像，所以能够有效地形成用于显示血红蛋白氧饱和度的图像。
而且，藉由依据目的任意地设定被转换输出的光束B1、B2的波长λ1、λ2的值，也可有效地形成用于显示生物组织的其它机能信息的图像。
[变形例]
以上所说明的光图像计测装置100采用将干涉光进行2分割并分别检测的构成，但干涉光的分割后的光路数是任意的。例如，如本发明者们所提出的日本专利的特申2004-100741所示，可采用将干涉光分割为3部分并分别进行检测的构成。在这种情况下，于分割后的各光路上设置检测装置(CCD)。而且，对干涉光进行强度调制的强度调制装置(遮光器)，分别设置在被分割后的干涉光的光路内的多个位置。例如，在设置有干涉光的背景光(直流成分)的强度测定专用检测装置的情况下，没有必要在该检测装置前设置强度调制装置。
而且，在本发明中，使参照镜9进行振动的构成并不是必须的，在例如将干涉光分割为3个以上的光路进行检测的情况下，该构成并不需要。
而且，如第1实施形态的变形例所说明的，作为用于将光束B1、B2交互进行转换并输出的构成，也可采用包含光束遮蔽装置的构成。
(各种变形例)
以上所详细说明的各实施形态，只不过是用于实施关于本发明的光图像检测装置的构成的一个例子。因此，在本发明的要旨范围内可施以各种变形。
光束射出部2所包含的宽频带光源的个数是任意的。一般而言，在光束射出部2中可设置n个宽频带光源2-1、2-2、...、2-n(n≥2)。这些宽频带光源2-1～2-n，分别输出不同中心波长的光束(另外，即使有相同波长的也没有关系)。藉此，可形成用于显示生物组织的复数个种类的机能信息的图像。即，在以上的各实施形态中，由于利用2个波长的光束，所以只可取得用于显示1种机能信息(血红蛋白的氧饱和度)的图像，但藉由利用3个以上的波长的光束，可取得用于显示2种以上的机能信息的图像。
而且，将波长不同的复数个光束进行转换输出的方法，并不限定于将上述光源进行脉冲驱动的方法和将光束以遮光器周期性地进行遮蔽的方法，可应用任意的方法。

Claims (16)

1、一种光图像计测装置，其特征在于其包括：
光束输出装置，使复数个不同波长的光束分别周期性地进行强度调制，并转换输出；
第1转换装置，将前述光束的偏光特性转换为直线偏光；
分割装置，将前述光束分割为经由被测定物体的信号光和经由参照物体的参照光；
第2转换装置，将直线偏光的前述信号光或前述参照光的偏光特性进行转换；
频率位移装置，使前述参照光的频率进行位移；
重叠装置，使分别经由了前述的被测定物体和前述的参照物体的前述信号光和前述的参照光进行重叠，并生成干涉光；
抽出装置，抽出前述生成的前述干涉光的不同的复数个偏光成分；
2维检测装置，对前述抽出的前述干涉光的各偏光成分进行检测；
图像形成装置，根据利用前述的检测装置分别对前述复数个不同波长内的至少2个波长的光束所进行的检测结果，形成前述的被测定物体的图像。
2、根据权利要求1所述的光图像计测装置，其特征在于：
利用前述光束输出装置所输出的前述光束的波长的转换，周期性地进行，
利用前述检测装置的检测，以设定的时间间隔进行，
前述光束的波长转换周期和利用前述检测装置的检测的前述时间间隔，彼此同步。
3、根据权利要求2所述的光图像计测装置，其特征在于：
具有根据利用前述检测装置所进行的检测结果，计算前述干涉光的强度或相位的运算装置，
前述被测定物体的图像根据前述计算的前述干涉光的强度或相位而形成。
4、根据权利要求3所述的光图像计测装置，其特征在于：
前述被测定物体为生物组织，
前述至少2个波长的光束包括具有使氧化血红蛋白较还原血红蛋白被吸收得较多的波长区域的中心波长的第1光束、使还原血红蛋白较氧化血红蛋白被吸收得较多的波长区域的中心波长的第2光束，
前述图像形成装置根据利用前述检测装置对基于前述第1光束的前述干涉光所进行的检测结果、利用前述检测装置对基于前述第2光束的前述干涉光所进行的检测结果，形成用于显示前述生物组织中的血红蛋白氧饱和度的分布的图像。
5、根据权利要求1所述的光图像计测装置，其特征在于：
前述光束输出装置包括
射出波长不同的光束的复数个光源、
藉由分别独立地驱动前述复数个光源，而转换前述被输出的前述光束的光源驱动装置。
6、根据权利要求2所述的光图像计测装置，其特征在于：
前述光束输出装置包括
射出波长不同的光束的复数个光源、
藉由分别独立地驱动前述复数个光源，而转换前述被输出的前述光束的光源驱动装置。
7、根据权利要求1所述的光图像计测装置，其特征在于：
前述光束输出装置包括
射出波长不同的光束的复数个光源、
藉由有选择地遮蔽从前述复数个光源所输出的复数个前述光束，而转换前述被输出的前述光束的光束遮蔽装置。
8、根据权利要求2所述的光图像计测装置，其特征在于：
前述光束输出装置包括
射出波长不同的光束的复数个光源、
藉由有选择地遮蔽从前述复数个光源所输出的复数个前述光束，而转换前述被输出的前述光束的光束遮蔽装置。
9、根据权利要求1所述的光图像计测装置，其特征在于：
具有根据利用前述检测装置所进行的检测结果而计算前述干涉光的强度或相位的运算装置，
前述被测定物体的图像根据前述计算的前述干涉光的强度或相位而形成。
10、根据权利要求5所述的光图像计测装置，其特征在于：
具有根据利用前述检测装置所进行的检测结果而计算前述干涉光的强度或相位的运算装置，
前述被测定物体的图像根据前述计算的前述干涉光的强度或相位而形成。
11、根据权利要求6所述的光图像计测装置，其特征在于：
具有根据利用前述检测装置所进行的检测结果而计算前述干涉光的强度或相位的运算装置，
前述被测定物体的图像根据前述计算的前述干涉光的强度或相位而形成。
12、根据权利要求7所述的光图像计测装置，其特征在于：
具有根据利用前述检测装置所进行的检测结果而计算前述干涉光的强度或相位的运算装置，
前述被测定物体的图像根据前述计算的前述干涉光的强度或相位而形成。
13、根据权利要求8所述的光图像计测装置，其特征在于：
具有根据利用前述检测装置所进行的检测结果而计算前述干涉光的强度或相位的运算装置，
前述被测定物体的图像根据前述计算的前述干涉光的强度或相位而形成。
14、根据权利要求1所述的光图像计测装置，其特征在于：
前述被测定物体为生物组织，
前述至少2个波长的光束包括具有使氧化血红蛋白较还原血红蛋白被吸收得较多的波长区域的中心波长的第1光束、使还原血红蛋白较氧化血红蛋白被吸收得较多的波长区域的中心波长的第2光束，
前述图像形成装置根据利用前述检测装置对基于前述第1光束的前述干涉光所进行的检测结果、利用前述检测装置对基于前述第2光束的前述干涉光所进行的检测结果，形成用于显示前述生物组织中的血红蛋白氧饱和度的分布的图像。
15、根据权利要求2所述的光图像计测装置，其特征在于：
前述被测定物体为生物组织，
前述至少2个波长的光束包括具有使氧化血红蛋白较还原血红蛋白被吸收得较多的波长区域的中心波长的第1光束、使还原血红蛋白较氧化血红蛋白被吸收得较多的波长区域的中心波长的第2光束，
前述图像形成装置根据利用前述检测装置对基于前述第1光束的前述干涉光所进行的检测结果、利用前述检测装置对基于前述第2光束的前述干涉光所进行的检测结果，形成用于显示前述生物组织中的血红蛋白氧饱和度的分布的图像。
16、根据权利要求9所述的光图像计测装置，其特征在于：
前述被测定物体为生物组织，
前述至少2个波长的光束包括具有使氧化血红蛋白较还原血红蛋白被吸收得较多的波长区域的中心波长的第1光束、使还原血红蛋白较氧化血红蛋白被吸收得较多的波长区域的中心波长的第2光束，
前述图像形成装置根据利用前述检测装置对基于前述第1光束的前述干涉光所进行的检测结果、利用前述检测装置对基于前述第2光束的前述干涉光所进行的检测结果，形成用于显示前述生物组织中的血红蛋白氧饱和度的分布的图像。
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