CN105973845B - 光学测量装置和光学测量方法 - Google Patents

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Abstract

本发明提供一种光学测量装置和光学测量方法，抑制来自观测对象与培养容器和空气等的边界面的反射光的影响，得到观测对象的高品质的像。利用观测对象具有三维形状、边界面能够视为平面这一点，通过对参考光的光束内赋予相位或强度分布，而选择性地使来自边界面的反射光的影响衰减，从而获得高品质的OCT图像。

Description

光学测量装置和光学测量方法
技术领域
本发明涉及光学测量装置，特别涉及用于进行光层析观察的光学测量装置及其方法。
背景技术
近年来，使用光获得反映了观测对象的表面结构和内部结构的图像的光学相干层析术(OCT：Optical Coherence Tomography)受到了关注。OCT对人体不具有侵袭性，所以特别期待其应用于医疗领域和生物学领域，在眼科领域中形成眼底和角膜等的图像的装置已进入实用化阶段。OCT中，使来自光源的光分束为对观测对象照射的信号光、和不对测量对象照射而是在参考光反射镜上反射的参考光这2束，通过使从观测对象反射的信号光与参考光合束(合波)干涉而得到信号。
OCT按测量位置在光轴方向上的扫描方法，大致分为时域OCT和傅立叶域OCT。时域OCT中，光源使用低相干光源，在测量时通过使参考光反射镜扫描而进行光轴方向上的扫描。由此，仅有信号光中包括的与参考光的光程一致的成分发生干涉，对于得到的干涉信号进行包络线检波，从而解调为期望的信号。另一方面，傅立叶域OCT进而分为波长扫描型OCT和谱域OCT。波长扫描型OCT中，使用能够使出射光的波长扫描的波长扫描型光源，在测量时通过使波长扫描而进行光轴方向上的扫描，通过对检测出的干涉光强度的波长依赖性(干涉谱)进行傅立叶变换而解调为期望的信号。谱域OCT中，光源使用宽带光源，对生成的干涉光用分光器分光，检测各波长成分的干涉光强度(干涉谱)，这相当于进行光轴方向上的扫描。通过对得到的干涉谱进行傅立叶变换而解调为期望的信号。
这样，OCT中，基本上通过使信号光与参考光干涉，而能够得到反映了观测对象的内部结构的图像信息。“专利文献1”中公开了对改变信号光的相位同时获得的多个图像进行处理，增加能够观测的到达深度的技术。“专利文献2”中公开了在傅立叶域OCT中，通过基于光源的波长对参考光的相位进行调制，实质上地实施参考光的强度调整而不需要光程的微调的技术。“专利文献3”中公开了在时域OCT中，通过使用多个SLD并且改变参考光的相位，来获得由波长差异决定的观测对象的吸收分布差异的技术。“专利文献4”中公开了在时域OCT中，用白色光和SLD作为光源，通过使其切换而使深度方向的分辨率可变的技术。“专利文献5”中公开了在时域OCT中，使物镜物理地扫描，并且对于信号光与干涉光的干涉用相位条件不同的4个检测器受光，从而不需要通过反射镜的扫描进行的参考光的相位调整的技术。
现有技术文献
专利文献
专利文献1：US2014/0023255号
专利文献2：日本特开2011-196694号公报
专利文献3：日本特开2007-240453号公报
专利文献4：WO2001/42735号
专利文献5：US2014/0204388号
发明内容
发明要解决的课题
用OCT测量生物体的情况下，一般而言来自观测对象内部的反射光与在观测对象与培养容器等的边界上发生的反射光相比非常小。OCT中，通过用这些反射光的和作为信号光与参考光干涉，而得到图像信息，因此在边界上发生的反射光(以下称为边界反射光)，对于观测对象的内部反射光的观测，表现为噪声或者串扰，所以是使观测精度降低的多余光成分。这样的边界反射光导致的观测精度降低，在隔着玻璃或塑料制的培养容器观测培养中的细胞片的情况下的容器与细胞片的边界、或者用OCT观测人的皮肤的情况下的空气与皮肤表面的边界等发生。
图2是表示测量充满了培养液的透明培养容器内的细胞片的情况的示意图。设培养液或细胞质的折射率为1.33、作为细胞内组织特别大的细胞核的折射率为1.38时，根据菲涅尔公式，细胞核的反射率是约0.034％。另一方面，设典型的培养容器的折射率为1.59时，培养容器与培养液或细胞质的边界的反射率是0.79％，可知有大1个数量级的强度的多余光作为边界反射光发生。实际上，因为以细胞核为代表的生物体细胞内的结构体具有三维结构，所以信号光因其表面形状而扩散地反射，所以被1个细胞组织反射的光中作为信号光检测出的光小于0.034％，边界反射光的影响进一步增大。
以下，在本发明的记载中如附图所记载，统一为以光轴方向为z轴的坐标系进行说明。
一般而言，OCT中得到的检测信号S，在设信号光的复振幅为Esig、参考光的复振幅为Eref时能够用下式表示。
式1
S＝|Esig|2|Eref|2cos(θsig-θref) (式1)
此处，θsig和θref分别是信号光和参考光的基于光程的相位。
接着，对边界反射光的表现定量化。设光源的波长为λ、物镜的数值孔径为NA、培养容器与观测对象的边界位置为z＝0、物镜的焦点位置为z，考虑信号光中包括的离焦波前像差，实施相位分集(Phase Diversity)检测方式的情况下的检测信号S(z)可以用下式表示。
式2
图3表示边界反射的影响的计算结果。此处基于(式1)，设光源的波长λ＝780nm、物镜的数值孔径NA＝0.52，使用以上所示的各折射率，计算不存在观测对象(容器内仅充满了培养液)的条件下得到的检测信号S。图中的横轴表示物镜的焦点位置z。如图所示，边界反射光的影响不仅限于边界，也按sinc函数扩大至生物体细胞构成的观测区域，可知发生相对于来自生物体细胞的反射信号较大的串扰。以下，只要没有特别提示，就统一为光源波长780nm、物镜数值孔径0.52进行说明。
“专利文献1”～“专利文献5”中公开的技术中，公开了改变信号光和参考光的基于光程的相位的技术，但因为得到与来自观测对象的反射光量相应的检测信号，所以不能够减少此处指出的边界反射光的影响。
用于解决课题的技术方案
本发明为了解决上述课题，着眼于观测对象具有三维形状但边界能够近似为平面这一点，通过对参考光赋予与光轴正交的方向的相位分布，提供一种能够选择性地衰减或者除去边界反射光的光学测量方法和装置。
本发明中，以下为了简化说明而记载了用“专利文献5”中记载的所谓相位分集检测方式得到检测信号的情况，但本发明的技术只要考虑参考光和信号光的基于光路差的相位，就能够容易地扩展到其他检测方式。
在OCT装置中采用使信号光与参考光合束之后、用检测透镜在光检测器上聚光的光学系统。如上所述以光轴方向为z轴时，检测透镜的孔径在x-y平面上形成。设物镜的焦点的z坐标为z、检测透镜的z坐标为z0，将信号光与参考光的干涉形式化为检测透镜的孔径上的各点(x，y，z0)处的干涉的叠加时，检测信号S能够用下式表示。
式3
(式3)是为了描述检测透镜孔径上的信号光的空间分布和参考光的空间分布而一般化的表示。“专利文献1”～“专利文献5”中，是设参考光为平面波而仅考虑了基于光程的相位的技术，所以设振幅A、光程L为常数、i为虚数单位，使用下式表示的参考光。
式4
此处，(2π/λ)L是参考光的基于光程的相位。
另外，信号光可以作为边界反射光与来自多个生物体细胞的反射光的和用下式表示。
式5
此处，右侧第一项表示考虑了离焦波前像差的平面状的边界反射光，Eb是振幅反射率，R是检测透镜的孔径半径。右侧第二项表示来自生物体内各组织的反射光的和，是反映了各组织具有三维形状、与边界反射光相比具有更多的波数成分的波。(式4)(式5)中，用相位分集方式检测的情况下，能够设L＝0。此时，设(式5)的右侧第二项为零，将(式4)、(式5)代入(式3)，将Eb改写为Esig并整理，结果与(式2)一致。
然后，返回(式3)，考虑积分的内容，可知这求出了信号光与参考光的相关系数。即，如以“专利文献1”～“专利文献5”为代表的现有的OCT一般，使用平面波作为参考光的情况下，仅提取信号光中包括的平面波的成分得到检测信号。另一方面，因为作为观测对象的生物体细胞具有三维状的立体形状，所以反射光不仅包括来自与光轴垂直的平面的反射成分，也包括等价于来自与光轴倾斜的多个平面的反射的成分。即，使用平面波作为参考光的情况下，提取来自生物体组织的反射光的一部分进行检测。从而，可知在边界能够近似为与光轴垂直的平面的情况下，存在以使与其反射光的相关性减小的方式，对参考光的光束内赋予相位分布，从而能够减少边界反射的影响的可能性。
研究对参考光的光束内赋予的相位分布的情况下，换言之，适当控制参考光的波前的情况下，为了推敲具体的波前形状，需要数值地解出(式3)的方法。此处，考虑(1)生物体细胞的代表尺寸是10至30μm程度的立体，(2)使用具有可见至近红外的波长的激光器或SLD作为光源，(3)尽可能缩短计算时间，此处开发了以应用蒙特卡罗方法的光线追踪法为基础的模拟方法。基本而言，作为各光线中附带的信息，在位置和速度信息之外，计算与光程相应的相位信息和与振幅相应的强度信息，从而能够在检测透镜的孔径以数值解出(式3)。用本方法，计算出物体表面的折射引起的光线矢量的变化，和符合菲涅尔定律的入射角度和依赖于偏振的振幅反射率和透过率。以下将本方法称为波动光线追踪法。
为了验证波动光线追踪法的计算精度，准备与“专利文献5”的图4相同的光学系统的OCT装置(波长780nm，物镜数值孔径0.52)，和使用市售的聚苯乙烯制的模拟血球(折射率约1.59)的2种试样作为测量样本。模拟血球虽然折射率不同，但具有与以上叙述的细胞核同等的大小。另外，参考光是光束内没有相位分布的平面波。
图4是关于X-Y像对模拟结果和OCT装置的测量结果进行比较的图。此处，使用了在玻璃基板与盖玻片之间分散了水和单层模拟血球的样本。模拟是将模拟血球视为直径10μm的球体、在规则地配置13个模拟血球的条件下实施的，示出了对100×100μm的区域以0.5μm间隔的网格点改变物镜的焦点位置同时计算检测信号强度的结果。各网格点的计算中使用的光线数是100万。如图所示，可知计算结果与实验结果大致一致。
图5是关于X-Z像对模拟结果和OCT装置的测量结果进行比较的图。此处，使用在玻璃基板上形成了约100μm厚度的分散了体积分数10％模拟血球的UV树脂(折射率1.51)层的样本。观测是从图中的基板一侧照射激光的情况下的结果。模拟是在从玻璃基板的界面起隔开10μm配置1个模拟血球的条件下实施的，示出了对40×80μm的区域以0.5μm间隔的网格点改变物镜的焦点位置同时进行计算的结果。如图所示，可知计算结果与实验结果大致一致。
根据图4和图5所示的结果，考虑模拟血球的大小的平均和扫描平面与模拟血球的中心的偏差等的影响时，可以认为波动光线追踪法对于比波长大的以细胞核为代表的细胞组织的OCT测量，能够以必要充分的精度进行分析。
图6是表示检测透镜孔径上的信号光的振幅分布的模拟结果的一例。此处，对于在培养液中(折射率1.33)配置模拟单一的模拟血球的球体，物镜的焦点从中心起偏离至x方向的情况，将信号光的实部的绝对值作为浓淡信息示出。对于作为观测对象的球体，从下侧照射激光的情况下，在球体的下半球反射的信号光具有1次反射历史，在球体的上半球反射的信号光在1次反射之外还具有2次透过和折射的历史，所以能够将它们分离为不同的波。如图所示，在球体的上表面和下表面反射的信号光，与物体表面的曲率相应地具有不同的振幅分布，因为物镜具有有限的直径，所以被检测的光是反射的信号光的一部分，可知发生了所谓渐晕。图中的浓淡的间隔表示孔径内(光束内)的相位有1/2波长的偏差。被平面状的物体反射的信号光，振幅在检测透镜的孔径上一定，具有与离焦波前像差相应的旋转对象的相位分布，这一点是周知的，所以可知被球状的观测对象反射的信号光具有明显不同的孔径内(光束内)的相位分布。作为实际观测对象的生物体细胞和内部组织结构，具有更复杂的三维形状，这一点也是周知的，所以基于以上讨论，通过对参考光的光束内赋予相位分布，能够减少边界反射光的影响，这是因为仅有检测透镜的孔径内的相位分布有助于提高检测信号的品质。
作为对于减少边界反射光的影响有效的参考光的光束内的相位分布的一例，在图7中示出使用与检测透镜的半径成比例的圆锥型的相位分布的情况下的基于边界反射光的检测信号的模拟结果。圆锥型的相位分布将(式4)扩展而用下式表示。
式6
此处，φ0是赋予的相位的最大值，R是检测透镜孔径的半径。图中的模拟结果比较了φ0＝0(平面波)的情况、与φ0＝4π(圆锥型的相位分布)的情况。如图所示，可知通过使用圆锥型的相位分布作为参考光的光束内的相位分布，边界反射光产生的检测信号在z>0的观测对象区域相反的一侧平移一定量，并且基于sinc函数的检测信号的周期性强度变化的振幅也减小。对于将生物体细胞模型化的模拟生成的x-z像的结果，在实施例中叙述。
根据图6和图7所示的结果，表明了通过适当选择对参考光的光束内赋予的相位分布，能够减少边界反射光的影响。
发明效果
根据本发明，能够提供一种光学测量方法和装置，其能够减少在将生物体组织作为观测对象时与保持观测对象的基板或培养容器的边界、或者空气与人体的边界等的边界反射的影响，能够高精度地观测生物体组织。上述以外的课题、结构和效果，将通过以下实施例的说明而说明。
其中，在“专利文献1”～“专利文献5”中，也有关于对参考光的相位进行调制的技术的公开，但需要注意它们是(式4)所示的基于光轴方向的光程的相位，而本发明中公开的参考光的相位如(式3)、(式6)所示，主要是光束内的相位分布。
附图说明
图1是表示本发明的OCT装置结构的示意图。
图2是表示用OCT装置测量的信号光的示意图。
图3是因边界反射发生的检测信号的计算结果。
图4(a)、(b)是关于X-Y像对模拟结果和OCT装置的测量结果进行比较的图。
图5(a)、(b)是关于X-Z像对模拟结果和OCT装置的测量结果进行比较的图。
图6是表示检测透镜孔径上的信号光的振幅分布的模拟结果的一例。
图7是基于具有圆锥型的相位分布的参考光和平面波参考光引起的边界反射的检测信号的模拟结果。
图8(a)、(b)是对具有圆锥型的相位分布的参考光和平面波参考光生成的x-z像进行比较的模拟结果。
图9是表示反射光中包括的相位成分的谱的示意图。
图10是表示具有依赖于检测透镜的半径的相位分布的多个参考光的示意图。
图11(a)至(f)是表示基于具有依赖于检测透镜的半径的相位分布的多个参考光引起的边界反射的检测信号的模拟结果。
图12是表示基于在光束内具有旋转对象的相位分布的参考光引起的边界反射的检测信号的平均值与半径的次数的关系的模拟结果。
图13(a)至(d)是表示在光束内具有阶跃状的相位分布的参考光的示意图。
图14(a)、(b)是表示在光束内具有阶跃状的相位分布的参考光和平面波参考光生成的x-z像的差异的模拟结果。
图15(a)至(e)是表示在光束内具有阶跃状的强度分布的参考光的示意图。
图16是表示根据使用在光束内具有不同的相位分布的参考光观测得到的多个图像信息，合成图像并将其显示的方法的流程图。
图17(a)、(b)是表示对参考光的光束内赋予相位分布的反射型的光学元件的示意图。
图18是表示用于在参考光的光束内形成任意的相位分布的反射型空间相位调制器的结构的示意图。
图19(a)、(b)是示意性地表示本发明的参考光与现有的参考光的差异的图。
图20是表示用于对参考光的光束内赋予与半径的平方成比例的相位分布的反射型的光学元件的示意图。
图21是本发明的参考光决定的OTF的计算结果。
图22(a)、(b)是表示对参考光的光束内赋予任意的相位分布的情况下的在x-y方向上获得的观测图像的示意图。
图23是表示改变参考光的强度分布或相位分布同时获得要求的图像的本发明的光学测量方法的流程图。
图24是表示本发明的OCT装置结构的其他实施例。
图25是表示本发明的OCT装置结构的其他实施例。
图26是表示本发明的OCT装置结构的其他实施例。
具体实施方式
以下参考附图说明本发明的实施方式。
【实施例1】
图8是对本发明的具有圆锥型的相位分布的参考光和现有的平面波参考光生成的x-z像进行比较的模拟结果。此处，对于用培养液(折射率1.33)充满培养容器(折射率1.59)的内部、使模拟细胞核的直径10μm的球体(折射率1.37)与培养容器的底面接触地配置从而将生物体细胞模型化的样本，实施波动光线追踪法的模拟，计算使物镜的焦点位置在x-z方向上扫描时得到的检测信号并图像化。图像的增益以检测信号相当于反射率0.05％的检测信号成为最大亮度水平255的方式归一化。图8(a)是使用平面波作为参考光的情况下的结果。可知图5所示的模拟血球的情况下球体的折射率是1.59、较大，所以边界反射的影响相对较小，但模拟生物体细胞的情况下，将细胞核模型化的球体的折射率是1.37，培养液的折射率是1.33，两者的差异较小，所以边界反射的影响变大。如图所示，可知边界反射的影响反映了(式2)所示的结果，反复符合sinc函数的振动，对于从观测对象即模拟细胞核的球体得到的检测信号成为较大的串扰。另一方面，图8(b)是对参考光的光束内赋予(式6)所示的圆锥型的相位分布的情况下的结果。与上述条件同样，赋予的相位的最大值是φ0＝4π。可知边界反射光的影响反映了图7所示的结果，偏移至实际的边界位置的下方，并且观测对象即生物体细胞区域中的因sinc函数引起的强度的振动也减小，因来自将细胞核模型化的球体的反射光而发生的检测信号变得清晰。图8(a)和(b)以相同的增益归一化，所以基于来自将细胞核模型化的球体的反射光的检测信号的大小大致一定，这一点也是重要的结果。这是因为如图6所示，反映了观测对象为三维形状的反射光与平面反射具有不同的相位分布，(式3)所示的检测信号是求反射光(信号光)与参考光的相关性的光学操作而得到的结果。根据本发明，表明了即使参考光不是平面波，只要适当地选择对光束内赋予的相位分布的值，就能够减小来自生物体细胞核的反射光的检测信号的强度的衰减，同时选择性地使边界反射的影响衰减，提高通过观测得到的结果的精度。
图9是表示反射光中包括的相位成分的谱的示意图。物镜的焦点对焦在边界面上的情况下，如图所示，来自边界的反射光在检测透镜的孔径上是平面波，所以相位在x-y面内不具有分布，但因为生物体组织具有三维结构，所以相位分布具有较宽范围。从而，参考光不是平面波的情况下，能够选择性地减少检测信号中包括的边界反射的影响。
图10是表示具有依赖于检测透镜的半径的相位分布的多种参考光的示意图。设参考光的光束内的相位分布为检测透镜的孔径(开口)的半径的函数时，能够按以下形式赋予相位分布。
式7
式8
此处，归一化半径r由(式8)定义，由检测透镜的孔径内的位置(x，y)和检测透镜的孔径半径R决定。(式7)使用归一化半径r将(式6)一般化，次数a＝0时参考光是平面波，a＝1时参考光成为以上示出的圆锥型。如图所示，此处考虑a＝0.5、1、2、3、4的情况。
图11是基于具有依赖于检测透镜的半径的相位分布的多个参考光引起的边界反射的检测信号的模拟的结果。
结果是表示具有依赖于检测透镜的半径的相位分布的多个参考光的示意图。设参考光的光束内的相位分布为检测透镜的孔径的半径的函数时，能够按以下形式赋予相位分布。图11(a)表示a＝0(平面波)，(b)表示a＝0.5，(c)表示a＝1(圆锥型参考光)，(d)表示a＝2(离焦波前像差型参考光)，(e)表示a＝3，(f)表示a＝4的情况。模拟条件与图7所示的结果相同，固定为φ0＝4π。使图11(a)与(c)重合的结果与图7一致。着眼于z>0的生物体试样区域中的基于sinc函数的振动时，可知在次数a＝0.5、1的情况下，与a＝0(平面波)的情况相比，检测信号的振动振幅明显减小，具有观测到的图像的振动成分减少的优点。另外，着眼于检测信号的峰值时，可知在次数a＝3、4的情况下，与a＝0(平面波)的情况相比，检测信号的峰值明显减小，峰值的形状变得平坦，具有能够缓和光检测器的输出饱和的发生条件、对于放大器噪声和电路噪声在S/N比的方面可以得到有利的条件的优点。
图12是在图11的结果中，对基于生物体试样的区域(z>0)中的边界反射的检测信号的平均值与次数a的关系进行整理的结果。如图所示，可知在生物体试样的区域中，与现有的平面波参考光(a＝0)相比，本发明的参考光(a>0)的情况下，平均值减小，减少了边界反射的影响。如图所示，可知该平均值在a＝0～1的范围中具有极小值，具有能够提高基于边界反射的检测信号的品质的优点。
对参考光的光束内赋予相位分布的本发明的光学测量方法中，也能够赋予其他形式的相位分布。图13是表示光束内具有阶跃状的相位分布的参考光的示意图。图中有影线的区域表示在参考光的光束内赋予了λ/2(+π)的相位差的区域。图13(a)表示将光束在x方向上分割为2部分并对左侧赋予相位差的情况，具有例如使物镜在y方向上扫描，在检测透镜孔径上参考光的相位分布也不变化的特性。图13(b)表示将光束在y方向上分割为2部分并对下侧赋予相位差的情况，具有例如使物镜在x方向上扫描，在检测透镜孔径上参考光的相位分布也不变化的特性。图13(c)表示将光束在x、y方向上分割为4部分并对右下和左上的区域赋予相位差的情况，具有例如使物镜在x、y方向分别扫描，在检测透镜孔径上参考光的相位分布也不变化的特性。图13(d)表示将光束分割为内周侧和外周侧这2个区域并对内圈侧的区域赋予相位差的情况，表示赋予与周知的光学超分辨相同的相位分布，能够按照(式3)用相关积分提取信号光中包括的光学超分辨成分，所以具有能够提高x、y方向的分辨能力的特性。如边界反射光的(式2)所示，基本而言仅是检测透镜孔径内的半径的函数，具有旋转对称的相位分布。此处所示的阶跃状的相位分布在检测透镜孔径内赋予的相位为零(复振幅+1)和λ/2(复振幅-1)的区域的面积大致相等。从而，基于(式3)，包括边界反射的平面的反射光的检测信号为零。
图14是对本发明的具有阶跃状的相位分布的参考光和现有的平面波参考光生成的x-z像进行比较的模拟结果。模拟条件基本而言与图8所示的相同，但此处示出了在z方向上配置2个模拟细胞核的直径10μm的球体的情况下的结果。图14(a)是用现有的平面波参考光得到的x-z像。可知相对于来自观测对象即模拟生物体核的2个球体的检测信号，边界反射光的影响较大，发生了串扰。图14(b)是使用光束内具有图13(c)所示的阶跃状的相位分布的情况下的x-z像。可知如上所述，边界反射光完全成为零，用图像得到了基于来自2个球体的反射光的检测信号。图14(b)中，在2个球体的中心轴上，图像变暗，这是用该参考光反映了在检测透镜的孔径内信号光的复振幅分布相对于透镜中心对称的情况下，检测信号成为零的结果。此处所示的阶跃状的参考光的光束内的相位分布，在减少边界反射的影响的意义上与基于(式7)的依赖于半径的相位分布相比更优秀，但观测对象是球体这样具有对称性的形状的情况下，具有其中央部的检测信号减小的缺点。实际的生物体细胞组织中，不是此处所示的完美的球体而是具有非对称的结构，所以能够期待中央部分的检测信号的降低被缓和，但本发明的光学测量方法中，考虑这些特性与观测对象相应地适当选择对参考光的光束内赋予的相位分布这一点是重要的。
以上叙述了对参考光的光束内赋予特定的相位分布的本发明的光学测量方法。但是，如果基于(式3)，也能够对参考光的光束内赋予特定的强度分布。图15是表示光束内具有阶跃状的强度分布的参考光的示意图。图中涂黑的区域示意性地表示参考光的强度为零的区域。如图6所示，来自模拟细胞核的球体的反射光在检测透镜的孔径上具有在一部分区域中局部存在地分布的特性。图15(a)～(e)示出了应对这一事实，使参考光在检测透镜的一部分中分布的情况。通过使用这样的参考光，能够相对强调地获得基于来自生物体组织的反射光的检测信号。图15(d)中，特别具有强调检测透镜的外圈侧、即因观测对象发生的光的反射光以较大角度反射的情况的效果，例如具有强调生物体细胞内的较小结构来获得检测信号的效果。图15(e)中，特别具有强调检测透镜的中圈区域、即来自比图15(d)所示的略大的结构的反射光来获得检测信号的效果。这些效果一般称为光学超分辨，不仅限于此处所示的强度分布，赋予同样的相位分布也可以得到，所以能够与用途相应地适当选择。
图21是作为光学超分辨的例子，在对参考光赋予图15(d)所示的强度分布的情况下，计算表示光学分辨能力的OTF(Optical Transfer Function：光学传递函数)的结果。此处，使光束直径的80％以下的强度为零。如图所示，通过对参考光赋予强度分布，能够使高频率一侧的信号强度放大，同时使低频率一侧的信号强度降低。由此，能够明亮地观测尺寸特别小的观测对象。一般而言的光学超分辨是对于对观测对象照射的光赋予强度和相位分布、提高分辨能力的技术。但是，此处如OCT一般使信号光与参考光干涉的测量系统的情况下，表现出了对参考光赋予强度和相位分布，也能够同样地提高分辨能力。特别是在生物体测量系统中，对于能够对观测对象照射的光的能量出于安全上的考虑必须严格地设置上限进行控制。如现有一般改变对观测对象照射的光的强度和相位分布的方法中，存在发生照射的光的能量的总量的变化、或者焦点上的最大功率的变化的问题。如本发明一般通过对参考光赋予相位和强度分布，而使对观测对象照射的光一定，所以在安全上的观点上，本发明的技术也是优秀的。其中，此处示出了对参考光的光束内赋予强度分布的例子，但众所周知，对光束内赋予相位分布的情况下也能够得到同样的效果。
图16是表示根据使用光束内具有相位分布的参考光观测得到的多个图像信息，合成图像而将其显示的本发明的光学测量方法的流程图。此处示出了获得N次图像的情况。首先进行装置和测量条件的初始化(S11)对参考光的光束内赋予规定的相位分布(S12)。按照该参考光的条件使物镜的焦点扫描而根据检测信号获得图像(S13)。反复N次(S14)之后，适当提取、合成得到的N个图像(S15)，并显示(S16)。本方法中，例如(1)使用图10所示的6种依赖于半径的相位分布而设N＝6，根据得到的图像用图像处理例如提取对比度最大的锐利的图像而将其显示的方法，(2)使用图13所示的4种依赖于半径的相位分布而设N＝4，对得到的图像通过平均化处理进行合成而将其显示的方法，(3)选择图8(b)所示的圆锥型的相位分布和图14(b)所示的阶跃型的相位分布，设N＝2，基于用阶跃型的相位分布获得的图像判定细胞核等生物体组织的形状，对于其中央部的检测信号较小的区域，置换为用圆锥型的相位分布获得的图像而合成而将其显示的方法，(4)如图15(e)示意性所示，用具有环带状的强度分布的多种参考光获得图像，提取注目的生物体细胞内的组织、或者强调规定的多个结构，将其合成并显示等是有效的。
图19是示意性地表示本发明的参考光与现有的参考光的差异的图。图19(a)是表示现有的平面波参考光的示意图，从光源501出射的激光被准直透镜502变换为平行光20。实际的参考光分离地使用光束的一部分。如图所示，光束内的等相位面21是平坦的，光束内不具有相位分布。另一方面，图19(b)是表示本发明的参考光的示意图。与上述同样，从光源501出射的激光被准直透镜502变换为平行光20。平行光20透过光学元件100，从而对光束内赋予相位分布，所以等相位面21具有在光束内不均的分布。此处，示出了透过型的用于控制参考光的光束内的相位分布的光学元件100，但它不限于透过型，也可以使用反射型的光学元件。
图17是表示对参考光的光束内赋予相位分布的反射型的光学元件的示意图。图中，反射型的光学元件100是在基板101上使金属反射层102和透明电介体层103顺次叠层之后，用半导体工艺的蚀刻技术和纳米压印技术以使电介体层103具有特定的厚度分布的方式加工而成的。对这样的反射型的光学元件100照射参考光20时，反射的参考光被赋予与电介体层103的厚度分布相应的相位分布。该元件中，如图17(b)中概观所示，具有成半径的函数的表面形状。能够对参考光赋予图10所示的相位分布。
图1是表示本发明的光学测量装置的基本的实施方式的示意图。图中，从光源501出射的激光被准直透镜502变换为平行光，用能够调整光学轴方向的λ/2波片503使偏振旋转之后，被偏振分束器504分束为信号光和参考光这2束。被偏振分束器504反射的信号光透过光学轴方向设定为相对于水平方向约22.5°的λ/4波片505，偏振状态从s偏振变换为圆偏振之后，被物镜506聚光照射在观测对象508上。此处，物镜506能够通过对音圈型的物镜致动器507通电的电流量的控制而在x-z方向上扫描，观测对象508能够通过未图示的可动平台而在y方向上移动。通过这样的结构使物镜的焦点位置相对于观测对象进行x-y-z方向的扫描。从观测对象反射的信号光透过物镜506，用λ/4波片505使偏振状态从圆偏振变换为p偏振，对偏振分束器504入射。另一方面，参考光透过λ/4波片509，偏振状态从p偏振变换为圆偏振，对反射型光学元件100入射并反射，对光束内赋予相位或强度分布之后，用λ/4波片509使偏振状态从圆偏振变换为s偏振并对偏振分束器504入射。信号光与参考光被偏振分束器504合束，生成合成光。合成光被导向由半反射分束器512、λ/2波片513、λ/4波片514、聚光透镜515、516、沃拉斯顿棱镜517、518构成的干涉光学系统511。入射至干涉光学系统511的合成光，被半反射分束器512分束为透射光和反射光这2束。透射光透过光学轴设定为相对于水平方向约22.5°的λ/2波片513之后，被检测透镜515聚光，被沃拉斯顿棱镜517偏振分离从而生成相位关系相差180度的第一干涉光和第二干涉光。第一干涉光和第二干涉光被电流差动型的光检测器519检测，输出与其强度的差成比例的差动输出信号521。另一方面，反射光透过光学轴设定为相对于水平方向约45度的λ/4波片514之后，被检测透镜516聚光，被沃拉斯顿棱镜518偏振分离从而生成相位关系相差约180度的第三干涉光和第四干涉光。此处，第三干涉光相对于第一干涉光相位相差约90度。第三干涉光和第四干涉光被电流差动型的光检测器520检测，输出与其强度的差成比例的差动输出信号522。这样生成的差动输出信号521、522(以下称为I、Q)对信号处理部523输入，实施运算处理。基于图像化信号524形成的观测对象的层析图像在图像显示部525上显示。以假想孔径表示将检测透镜515和516的孔径投影在被偏振分束器504合束后的信号光和参考光的光束中得到的没有实体的假想的检测透镜孔径，与上述检测透镜孔径等价。
干涉光学系统511的工作原理实现了“专利文献5”中记载的所谓相位分集检测法，为了简化说明而省略详细内容，但差动信号I和Q可以用以下形式表示。
式9
式10
此处，x、y表示假想孔径上的位置，Esig表示从观测对象508反射的信号光的复电场振幅，Eref表示参考光的复电场振幅，φsig和φref表示与从光源501到假想孔径的光程对应的信号光和参考光的相位，积分含义是假想孔径上的信号光与参考光的相关积分。
使用它们时，检测信号S能够不依赖于φsig、φref地用下式求出。
式11
S＝|Esig|2|Eref|2＝I2+Q2 (式11)
显然(式11)与(式3)等价。
本实施例中，如果使用图17或图20所示的反射型光学元件100，就能够对于生物体试样得到高品质的观测结果。
图26是用光纤1107、1103、1108使信号测量部1101与检测系统1104连接的例子。适于想要使信号测量部小型化、可动的情况。
【实施例2】
实施例1叙述了对参考光的光路内赋予规定的(一定的)相位分布或强度分布的情况下的本发明的光检测方法，但此处示出使用多种相位分布或强度分布的其他实施例。
图18是表示用于在参考光的光束内形成任意的相位分布的反射型的光学元件的示意图。反射型的光学元件100由在基板100上二维阵列状地形成的反射型相位赋予元件110构成。能够将使用了液晶矩阵的空间光调制器用作这样的阵列状的反射型相位赋予元件。通过使用这样的反射型的光学元件100，基于未图示的阵列状的控制信号，使参考光反射的情况下，能够对光束内赋予任意的相位分布。
图20是表示对参考光的光束内赋予与半径的平方成比例的相位分布的反射型的光学元件的示意图。图中，反射型的光学元件100由透镜110、致动器111和反射镜112构成。该元件中通过用致动器111使透镜110在x方向上移动，能够控制在反射镜112上聚光的参考光的离焦状态。众所周知，离焦的波前像差具有与半径的平方成比例的相位分布，所以通过利用这一点，能够对被反射镜反射的参考光赋予离焦像差。另外，赋予的相位的大小能够与致动器的移动量成比例地控制。由此，即使不使用图18所示的空间相位调制器，使用廉价的部件，也能够提供使对参考光赋予的相位分布可变的反射型光学元件。
图22是表示对参考光的光束内赋予了任意的相位分布的情况下的x-y方向上获得的观测图像的示意图。本发明中，使用空间光调制器等变更对参考光的光束内赋予的相位分布同时进行对象物的观察也是有效的。图22(a)是表示在标准的条件下获得的生物体细胞的x-y像的示意图。可以得到各细胞600的中央部分的细胞核601的亮度较高的像。这是因为相对于光的波长(大致0.4～2μm)，细胞核的尺寸较大(约10μm)，正反射成分与漫反射成分相比更大。另一方面，图22(b)中，是表示为了提高物镜焦点上的光斑的空间分辨能力而改变空间光调制器的条件，强调来自更细微的组织的反射光而获得的x-y图像的示意图。如图所示，能够获得细胞内小器官602(线粒体、高尔基体等)的亮度相对地比细胞核601更高的图像。
图23是表示改变参考光的强度分布或相位分布同时获得图像的本发明的光学测量方法的流程图。此处示出了N次获得图像的情况。首先进行装置和测量条件的初始化(S21)对参考光的光束内赋予规定的相位分布(S22)。按照该参考光的条件使物镜的焦点扫描而根据检测信号获得图像(S23)。反复N次(S24)之后，显示得到的N个图像(S25)。本方法中，能够自动地获得多个图22所示的图像等。另外，例如想要获得如图22(b)所示的强调细胞内小器官的图像的情况下，测量者从得到的n幅图像中判断最佳的图像，将其作为初始条件支持赋予其他的相位或强度分布的参数，反复测量，从而最终能够得到最佳的图像。
另外，通过使用图18所示的光学元件作为图1的测量装置中的反射型光学元件100，对于生物体试样，能够得到更高适应性的观测结果。
如上所述，本发明中，通过对参考光的光束内赋予相位分布，能够减少边界反射的影响(图8)，通过对参考光的光束内赋予强度分布，能够控制测量分辨能力(图21)。本发明中，也可以容易地将其组合，通过对参考光的光束内赋予相位分布和强度分布，能够同时得到以上示出的效果，且将检测的光信号的大小控制为规定的量等。
【实施例3】
实施例1、2说明了图1所示的光学测量装置，但对于驱动光学系统整体的例子，用图24进行说明。
图24是表示本发明的光学测量装置的实施方式的其他示意图。与图1的实施方式的不同，在于本实施方式中，不使用致动器507，而是用步进电机600使光学系统500移动同时进行测量这一点。本实施例中，与图1的实施方式相比可动部的重量增加，测量时间增加，在这一点上较差，但因为光学系统500是一体的，所以机械刚性高，并且内部的光程不变化，所以在能够获得S/N比优良的高品质的图像的方面优秀。
此处示出了使光学系统500作为整体移动同时进行测量的例子，但使光学系统500固定、用未图示的步进电机使观测对象508同样地移动同时进行测量也是容易的。测量对象小且轻的情况下，这样在缩短测量时间的方面优秀。
【实施例4】
实施例1中说明了使用相位分集零差(Phase Diversity Homodyne)的例子，但本实施例中说明应用于通常的OCT装置的例子。
图25是表示本发明的光学测量装置的实施方式的其他示意图。与图1的实施方式的不同，在于本实施方式中，不使用致动器507，而是使用透镜550、552、553、光纤551、光检测器554代替相位分集零差光学系统，直接测量信号光与参考光的干涉强度这一点。本结构中，光源501使用与激光相比相干长度更短的SLD等低相干光源，通过用未图示的步进电机使反射型光学元件100沿移动方向555进行位置调整，而实施测量。此时，来自观测对象508的反射光中，在光检测器554上与参考光的光程的差比规定长度短的成分，因干涉而被强调。信号处理部523中，通过对用光检测器554变换为电信号的干涉信号实施包络检波处理，能够实施测量。本结构中，因为不使用相位分集零差法，所以不能够得到来自观测对象的反射光的相位信息，但是光学系统的结构变得简单，在装置的低成本化的方面优秀。
其中，本发明不限定于上述实施例，包括各种变形例。例如，上述实施例是为了易于理解地说明本发明而详细说明的，并不限定于必须具备说明的所有结构。另外，能够将某个实施例的结构的一部分置换为其他实施例的结构，或者在某个实施例的结构上添加其他实施例的结构。另外，对于各实施例的结构的一部分，能够追加、删除、置换其他结构。
符号说明
100：反射型光学元件
101：基板
102：金属层
103：电介体层
110：阵列状的反射型相位赋予元件
500：光学系统
501：光源
502：准直透镜
503、513：λ/2波片
504：偏振分束器
505、509、514：λ/4波片
506：物镜
507：物镜致动器
508：观测对象
511：干涉光学系统
512：半反射分束器
515、516：聚光透镜
517、518：沃拉斯顿棱镜
519、520：电流差动型的光检测器
523：信号处理部
525：图像显示部。

Claims (15)

1.一种光学测量装置，其特征在于，包括：
出射激光的光源；
使从所述光源出射的激光分束为信号光和参考光的光分束部；
将所述信号光会聚在观测对象上的聚光单元；
使所述参考光不为平面波，而是在所述参考光的光束内赋予与行进方向垂直的方向上的规定的相位分布和强度分布中的至少一者的单元，其中被赋予了所述规定的相位分布和强度分布中的至少一者的参考光用于与被所述观测对象反射的信号光干涉而生成被检测为1个检测信号的干涉光；
使被所述观测对象反射的信号光与被赋予了所述规定的相位分布和强度分布中的至少一者的参考光合束而生成干涉光的单元；
检测所述干涉光的检测器；和
在改变所述信号光在所述观测对象上的聚光位置的同时，基于来自所述检测器的信号生成所述观测对象的层析图像的图像处理部。
2.如权利要求1所述的光学测量装置，其特征在于：
所述赋予相位分布和强度分布中的至少一者的单元是赋予圆锥型的相位分布的单元。
3.如权利要求1所述的光学测量装置，其特征在于：
所述赋予相位分布和强度分布中的至少一者的单元是赋予用下式表示的相位分布的单元：
其中，φ0是赋予的相位的最大值，R是检测透镜孔径的半径，(2π/λ)L是参考光的基于光程的相位，A是振幅，x和y是检测透镜的孔径上的各个点。
4.如权利要求1所述的光学测量装置，其特征在于：
所述赋予相位分布和强度分布中的至少一者的单元是赋予用下式表示的相位分布的单元：
其中，φ0是赋予的相位的最大值，R是检测透镜孔径的半径，(2π/λ)L是参考光的基于光程的相位，A是振幅，r是由检测透镜的孔径内的位置(x，y)和检测透镜的孔径半径R决定的归一化半径，a表示归一化半径的次数。
5.如权利要求1所述的光学测量装置，其特征在于：
所述赋予相位分布和强度分布中的至少一者的单元是赋予阶跃状的相位分布的单元。
6.如权利要求5所述的光学测量装置，其特征在于：
所述赋予阶跃状的相位分布的单元将所述参考光的光束分为内周侧和外周侧并对所述内周侧赋予相位差。
7.如权利要求5所述的光学测量装置，其特征在于：
所述阶跃状的相位分布中，在检测透镜孔径内赋予的相位为零的区域和赋予的相位为λ/2的区域的面积大致相等。
8.如权利要求1所述的光学测量装置，其特征在于：
所述赋予相位分布和强度分布中的至少一者的单元是赋予阶跃状的强度分布的单元。
9.如权利要求1所述的光学测量装置，其特征在于：
所述赋予相位分布和强度分布中的至少一者的单元是赋予多个相位分布和/或多个强度分布的空间光调制器。
10.如权利要求1所述的光学测量装置，其特征在于：
所述赋予相位分布和强度分布中的至少一者的单元是改变所述参考光的离焦状态的单元。
11.如权利要求1所述的光学测量装置，其特征在于：
所述干涉光是相位关系互不相同的4束干涉光，各干涉光被所述检测器检测。
12.如权利要求1所述的光学测量装置，其特征在于：
包括驱动部，其将所述光源、所述光分束部、所述聚光单元、所述生成干涉光的单元和所述检测器作为一体进行驱动。
13.一种光学测量方法，其特征在于：
使激光分束为信号光和参考光，
经由能够视为平面的边界面将所述信号光聚光照射到三维形状的观察对象，
使从所述观察对象反射的信号光与不是平面波而是在光束内被赋予了与行进方向垂直的方向上的规定的相位分布和强度分布中的至少一者的、用于与从所述观察对象反射的信号光干涉而生成被检测为1个检测信号的干涉光的所述参考光发生干涉，
检测进行了所述干涉而得到的干涉光，
在改变所述信号光在所述观察对象上的聚光位置的同时，基于进行所述检测而检测出的1个检测信号生成所述观察对象的层析像。
14.如权利要求13所述的光学测量方法，其特征在于，多次反复进行以下步骤来合成所述层析像：
对所述参考光赋予相位分布的步骤；和
从使用赋予了所述相位分布的参考光而生成的所述干涉光的检测信号获得图像的步骤。
15.如权利要求13所述的光学测量方法，其特征在于，改变所述相位分布或强度分布的同时多次反复进行以下步骤来合成所述层析像：
对所述参考光赋予相位分布和强度分布中的至少一者的步骤；和
从使用赋予了所述相位分布和强度分布中的至少一者的参考光而生成的所述干涉光的检测信号获得图像的步骤。
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