JP2005114473A - Light detection method and biological light-measuring instrument - Google Patents

Light detection method and biological light-measuring instrument Download PDF

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Fumio Kawaguchi
Manabu Sato
学 佐藤
文男 川口
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株式会社日立メディコ
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Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To realize a method for detecting a faint light signal, with high accuracy. <P>SOLUTION: In this light detection method, high wave surface selectivity of a heterodyne system is merged with a photon measurement method for measuring light on a photon level, by noticing that the behavior of light wave as photons is dominant in the range of faint light signals due to the particulate properties of light wave. The number of photons or the physical quantity correlating with the number of photons are measured of a heterodyne beat signal, obtained by causing signal light to interfere with reference light (1, 3). The intensity of the signal light is found by a calculation, based on its measurement value (4). The change with time of the faint light is measured with sufficient accuracy, without being limited by the Schottky noise of a photodetector or without lowering the time response of a measurement system. <P>COPYRIGHT: (C)2005,JPO&NCIPI

Description

本発明は、光検出方法及びその方法を用いた生体光計測装置に係り、特に、被検体に光を照射しその透過光又は散乱光を検出用いて生体の光学特性を計測して画像化する生体光計測装置に関する。 The present invention relates to a biological optical measurement apparatus using an optical detection method and method, in particular, imaging to measure the optical characteristics of the living body with detecting transmitted light or scattered light by irradiating light to the subject about the optical measurement device.

人体などの被検体の内部を非破壊で観察できる画像診断装置として、X線CT、MRI、超音波診断など、主として生体組織の形態情報を画像化する種々の方式のものが実用化されている。 As diagnostic imaging apparatus capable of observing the inside of the subject such as a human body in a non-destructive, X-rays CT, MRI, ultrasonic diagnosis, primarily those of various systems for imaging morphological information of the living tissue has been put to practical use . また、生体の機能情報を計測して画像化することも種々提案されており、例えば、可視から近赤外の光によって生体代謝物質や血流などの機能情報を計測し、脳活動や各種疾患を簡便に計測する光イメージング装置が提案されている(特許文献1、2)。 Further, the imaging by measuring the function information of a living body have also been proposed, for example, to measure the functional information, such as a biological metabolite or blood flow by near-infrared light from the visible, brain activity and various diseases It has been proposed an optical imaging device for conveniently measuring (Patent documents 1 and 2). しかし、特許文献1、2に記載された装置は、空間的に広がる散乱光を利用しているため空間分解能が低く、組織の詳細や細胞内の構造を画像化することは困難である。 However, device described in Patent Documents 1 and 2 has low spatial resolution because it uses the scattered light spreads spatially, it is difficult to image the structure of the details and the cells of the tissue.

そこで、被検体の透過光のうちの非散乱光を選択的に検出して画像化する光干渉トモグラフィ(OCT:Optical Coherence Tomography)装置の開発が進められている。 Therefore, the optical coherence tomography to selectively detect imaged non-scattered light of the light transmitted through the subject: has been developed for (OCT Optical Coherence Tomography) apparatus. 例えば、生体にコヒーレントな光を照射し、被検体の透過光のうちの直進光のみを光ヘテロダイン法で検出して画像化するOCT装置が提案されている(特許文献3)。 For example, irradiated with coherent light to the living body, OCT apparatus for imaging is detected by the optical heterodyne method only straight light of the transmitted light of the subject has been proposed (Patent Document 3). また、生体内からの反射光を光ヘテロダイン法で検出し、特定の深さの信号のみを選択して画像化するOCT装置が提案されている(特許文献4)。 Further, the reflected light from the living body is detected by the optical heterodyne method, OCT apparatus for imaging is by selecting only signals of a specific depth has been proposed (Patent Document 4).

しかし、計測可能な非散乱光の比率は非常に小さく、さらに安全上の観点から入射光強度が制限されるため、非散乱光で生じるヘテロダイン信号の強度は非常に小さい。 However, the ratio of the measurable unscattered light is very small, because they are further limited incident light intensity from the viewpoint of safety, the intensity of the heterodyne signal caused by the unscattered light is very small. このためこれら特許文献3、4に記載されたOCT装置は、高感度の光電子増倍管やアバランシェフオトダイオードが光検出に用いられる。 Therefore OCT apparatus described in Patent Documents 3 and 4, the high sensitivity of the photomultiplier or an avalanche photodiode used in optical detection. また、光ヘテロダイン法は、照射光の一部を分岐して参照光とし、その参照光と被検体を透過又は反射した信号光との干渉現象を利用して信号光の強度を計測する。 Further, the optical heterodyne method, the reference light branches a part of the irradiation light, measuring the intensity of the signal light by using interference phenomena between the reference beam and the object transmitted through or reflected signal light. 一般に、信号光と波長シフト(周波数変調)した参照光を検出器上で重ね合わせ、両者の干渉で生ずるビート信号を計測する。 Generally, overlay the reference light signal light and the wavelength shift (frequency modulation) on the detector, for measuring a beat signal occurring in both interference. このビート信号強度は、信号光と参照光の強度の積となるため、参照光強度を高くすることによりビート信号を増幅してSNを改善するようにしている。 The beat signal intensity, since the product of the intensity of the signal light and the reference light, so as to improve the SN amplifies the beat signal by increasing the reference light intensity.

特開昭57−115232号 JP-A-57-115232 特開昭63−275323号 JP-A-63-275323 特開平2−110345号 JP-A-2-110345 特開平8−86745号 Japanese Unexamined Patent Publication No. 8-86745

しかしながら、OCT装置により被検体の透過光を計測する場合、被検体の厚みが増すと検出信号の強度が急激に減少する。 However, when measuring the light transmitted through the subject by the OCT apparatus, the intensity of the detection signal thickness of the subject increases rapidly decreases. 例えば、約15cm程度の成人頭部を被検体とし、800nm付近の波長の近赤外光を用いて計測する場合、被検体を透過して対向面へ到達する透過光の割合は、検出器面積が1cm の場合、10 −15程度に減衰する。 For example, if approximately 15cm approximately adult head and the object is measured using a near-infrared light of around 800 nm, the percentage of transmitted light that reaches to the opposite surface transmitted through the object, the detector area If is 1cm 2, it decays to about 10 -15. つまり、入射光強度が1mWの場合、検出される光の強度は10 −18 Wになる。 That is, when the incident light intensity is 1 mW, the intensity of the detected light becomes 10 -18 W. これを、光子数に換算すると約60カウント/秒となり、光子の粒子性が支配的になり、計測信号ノイズは統計ゆらぎ優位になる。 This, in terms of the number of photons is about 60 counts / sec, becomes particulate photons dominant, the measurement signal noise becomes dominant statistical fluctuations. この場合、まず検出器のショットノイズの影響を抑えるため、参照光レベルを上げる必要があるが、参照光レベルを上げてヘテロダインビート信号の増大を図っても、信号光の統計ゆらぎの影響でSN比は一定以上改善されない。 SN In this case, first, in order to suppress the influence of the shot noise of the detector, it is necessary to increase the reference light level, also aim to increase the heterodyne beat signal by raising the reference light level, the influence of statistical fluctuations of the signal light the ratio is not improved certain level. 特に、診断に有効な画像を得るためには一定以上のSNが必要であるから、被検体への照射光強度を増すか、又は時間帯域幅を狭くしてゆらぎを小さくする必要がある。 In particular, since in order to obtain an effective image for diagnosis is required constant over SN, it is necessary to reduce or increase the irradiation light intensity of the subject, or the time the bandwidth narrowing to fluctuations.

一方、医療応用では照射光強度は安全のために一定レベル以下に制限されているから、検出光量を増すことは困難である。 Meanwhile, in the medical applications because irradiation light intensity is limited below a certain level for safety, it is difficult to increase the amount of detected light. したがって、従来のヘテロダイン方式では時間応答を遅くして信号帯域幅を狭くする必要がある。 Therefore, in the conventional heterodyne system it is necessary to narrow the signal bandwidth and slow time response. 例えば、参照周波数変調50Hzで光検出に光電子増倍管(像倍率10 )を用いた場合、入射光子数が50カウント/秒の光子領域では定常的な電流は80pAで電気的には計測可能である。 For example, when using a photomultiplier tube (image magnification 107) to the light detector by the reference frequency modulation 50 Hz, constant current number of incident photons in the photon area of 50 counts / second is electrical The measurable with 80pA it is. しかし、50Hzのビート信号を得るためには、回路の時定数を10ms程度以下にする必要がある。 However, in order to obtain a beat signal of 50Hz, it is necessary that the time constant of the circuit in the following order of 10 ms. この場合、入力光子計数率が回路の応答時間と同程度になり、入射光子の時間ゆらぎのためにビート信号の精度が得られなくなる。 In this case, to the same extent as the response time of the input photon count rate circuits, the accuracy of the beat signal due to the time fluctuation of the incident photons can not be obtained. そのため、このような低信号領域では、ヘテロダインの変調周波数を入射光子数がその周期内に十分入る程度に低くする必要があるが、変調周波数を低くすると計測応答時間がそれに応じて遅くなるから、臨床応用では生体の時間変化に十分追随できなくなるという問題がある。 Therefore, in such a low signal area, the number of incident photons modulation frequency of the heterodyne needs to low enough to sufficiently enter the cycle, because the measured response time to lower the modulation frequency is delayed accordingly, in clinical applications there is a problem that can not be sufficiently follow the time variation of the living body.

このように、従来のヘテロダイン方式では被検体サイズが大きいと、十分な光量の信号光を得ることができないから、有効な診断画像が得られないという問題がある。 Thus, in the conventional heterodyne system is large subject size, can not be obtained a signal light of sufficient light amount, there is a problem that effective diagnostic image can not be obtained. また、有効な診断画像を得ようとすると、被検体の大きさに応じて変調周波数及び回路時定数を適宜変更する必要があり、装置の構成が複雑で操作が煩雑になるという問題がある。 Further, in order to obtain a valid diagnostic image, it is necessary to appropriately change the modulation frequency and the circuit time constant in accordance with the size of the subject, there is a problem that the structure of the apparatus is complicated and the operation becomes complicated.

また、参照光の変調周波数がある程度以上低くなると、光学的、電気的などの外乱ノイズの除去が困難になり精度の確保が難しくなる。 Also, when the modulation frequency of the reference light becomes lower than a certain, optical, to ensure the accuracy becomes difficult to remove the external noise such as electrical difficult. また、反射方式のOCT装置の場合、計測深度を深く設定すると反射光の減衰が大きくなるため、光検出器への入射量が著しく減少し、透過方式と同様に信号精度が十分得られなくなるという問題点がある。 Further, in the case of the OCT apparatus of the reflection type, since the attenuation of the reflected light and deep set the measurement depth increases, that reduces significantly the amount of incident to the photodetector, the transmission system as well as the signal accuracy sufficiently obtained not there is a problem.

本発明は、微弱な光信号を高精度で検出する方法を実現すること、及びその検出方法を用いて計測深度を増大させた生体光計測装置を提供することを課題とする。 The present invention, weak light signals to realize a method for detecting with high precision, and it is an object to provide a biological optical measurement device with increased measurement depth by using the detection method.

上記の課題を解決する本発明の光検出方法の原理は、微弱な光信号の領域における光波は、光波の粒子性のために光子としての振る舞いが支配的になることに着目し、ヘテロダイン方式の高い波面選択性と、光子レベルで光を計測する光子計測法とを融合させたことを特徴とする。 The principle of light detection method of the present invention to solve the above problems, the light wave in the region of weak light signals, attention is focused on the fact that the behavior of the photon is dominant for particle of light waves, the heterodyne high wavefront selectivity, characterized in that fused a photon counting method to measure the light photons level. つまり、信号光と参照光のヘテロダインビート信号の振幅を光子計測法を用いて計測することにより、微弱ないし極微弱な光信号を高感度で計測することにより、微弱な光信号を高精度で検出可能にした。 In other words, by measuring the amplitude of the heterodyne beat signal of the signal light and reference light by using a photon counting method, by to weak not to measure the very weak optical signal with high sensitivity, detecting weak light signals with high precision It was possible.

具体的には、信号光と参照光とを干渉させたヘテロダインビート信号の光子数又は光子数に相関する物理量を計測し、その計測値に基づいて信号光の強度を演算して求めることを特徴とする。 Specifically, characterized in that measuring a physical quantity correlating to the number of photons or photon number of the signal light and the reference light and the heterodyne beat signal by interfering the obtained by calculating the intensity of the signal light based on the measurement value to. これにより、光検出器のショットキーノイズに制限されることなく、かつ計測系の時間応答を低下させずに、微弱光の時間変化を十分な精度で計測することが可能となる。 Thus, without being limited to the Schottky noise of the photodetector, and without decreasing the time response of the measurement system, the time change of the weak light can be measured with sufficient accuracy.

また、計測対象に照射した照射光の透過光又は反射光を信号光とし、該信号光と前記照射光の周波数を変調した参照光とのヘテロダインビート信号を形成し、該ヘテロダインビート信号の光子数又は光子数に相関する物理量を計測し、その計測値に基づいて信号光の強度を演算により求めるようにすることもできる。 Further, the signal light transmitted or reflected light of the illumination light irradiated onto the target object to form a heterodyne beat signal and reference light by modulating the frequency of the irradiated light and the signal light, the photon number of the heterodyne beat signal or a physical quantity correlated to the number of photons measured, it is also possible to seek by calculation the intensity of the signal light based on the measured value.

これらの場合において、光子数を連続して計数してもよいが、連続して計数しても必ずしも計測精度が向上するものではない。 In these cases, it may be counted continuously photon number, but do not necessarily improve the measurement accuracy even counted continuously. そこで、時間軸方向に離散的に設定された一定時間幅の複数の計測ゲートごとに行うことが好ましい。 Therefore, it is preferable to carry out for each of the plurality of measurement gates of discretely set predetermined time width along the time axis. この計測ゲートは、ヘテロダインビート信号の信号周期を複数を区間に分け、その区間ごとに一定時間のサンプリング時間を設定すればよい。 The measurement gate divides the plurality of signal periods of the heterodyne beat signal in the interval may be set the sampling time of the predetermined time for each the section. 例えば、計測ゲートは、ヘテロダインビート信号の信号周期の3以上の整数分の1とすることができる。 For example, the measurement gate may be one of three or more integral fraction of the signal period of the heterodyne beat signal.

上記の光検出法を用いた本発明の生体光計測装置は、計測対象に照射する光を発生する光源と、該光源の出射光を分岐して周波数変調した参照光を生成する変調手段と、前記計測対象の透過光又は反射光の信号光と前記参照光とを干渉させてなるヘテロダインビート信号を形成する光学手段と、前記ヘテロダインビート信号を入射して光子を電気パルスに変換する光電変換手段と、該光電変換手段で変換された電気パルスを設定時間幅ごとに計数する計数手段と、該計数手段により計数された電気パルス数に基づいて前記信号光の強度を求める演算手段と、該演算手段により求めた前記信号光の強度に基づいて画像を生成する画像生成手段を有して構成することができる。 Living body light measuring device of the present invention using the above-described optical detection method includes a modulating means for generating a light source for generating light to be irradiated onto the target object, the reference light frequency modulated branched light emitted light source, optical means for forming a heterodyne beat signal formed by interference between the measurement target of the transmitted light or the reference light and the signal light of the reflected light, photoelectric conversion means for converting the photons incident said heterodyne beat signal into an electrical pulse When, counting means for counting the converted electrical pulses in the photoelectric conversion means for each set duration, and calculating means for calculating an intensity of the signal light based on the electric pulse number counted by the regimen number means, the operational it can be configured to have an image producing means for producing an image based on the intensity of the signal light obtained by means.

これによれば、計測対象の厚みのある被検体を透過した微弱な光、あるいは微弱な散乱光ないし非散乱光を高精度で計測することができるから、分解能を向上させた光計測画像を生成することができ、診断に寄与することができる。 According to this, since it is possible to measure weak light transmitted through the subject with a thickness of the measurement object, or weak scattered light or non-scattered light with high accuracy, generates an optical measurement image with improved resolution it can be, it is possible to contribute to the diagnosis.

この場合において、光電変換手段から出力される電気パルスを検出時刻とともに記憶する記憶手段を備えることにより、事前に計測ゲートを設定することなく、計算機処理のみでビート信号強度を抽出することができる。 In this case, by providing a storage means for storing the electrical pulses output from the photoelectric conversion means together with detection time, without setting in advance measurement gate, only a computer process can extract a beat signal intensity.

なお、本発明の光検出方法を、従来レベルの光信号が得られるOCT装置に適用すれば、信号光の光子の直進成分の選択によりノイズを低減できるから、感度を著しく向上させて、空間分解能を一層向上させることができる。 Incidentally, the light detection method of the present invention, when applied to a conventional level OCT apparatus optical signal is obtained, and because the noise can be reduced by selection of the rectilinear component of the photons of the signal light, and significantly improve the sensitivity, spatial resolution the can be further improved. また、十分な強度の光信号を得られる場合は従来の光検出方式を適用し、微弱な光信号を計測する場合に本発明の光検出方法を切り替えて適用することにより、計測対象に応じた適切な分解能の診断画像を得ることができる。 Also, if the obtained optical signal of sufficient strength by applying by switching the light detection method of the present invention when applied to conventional optical detection method, to measure weak light signals, corresponding to the measurement object it is possible to obtain a diagnostic image of the appropriate resolution.

本発明によれば、微弱な光信号を高精度で検出する方法を実現できる。 According to the present invention, it is possible to realize a method for detecting a weak optical signal with high accuracy. また、本発明の光検出方法を用いることにより、計測深度を増大させた生体光計測装置を実現できる。 Further, by using the optical detection method of the present invention, it is possible to realize a biological optical measurement instrument having an increased measurement depth.

以下、本発明を実施の形態に基づいて詳細に説明する。 It will be described in detail the present invention based on the embodiments.

実施の形態1 Embodiment 1

図1に、本発明の光検出方法を適用してなる光子計数検出装置の一実施形態のブロック構成図を示す。 Figure 1 shows a block diagram of an embodiment of a photon counting detector formed by applying the optical detection method of the present invention. 図示のように、光子計数検出装置は光検出器1を備え、この光検出器1には、計測対象の信号光と参照光とを干渉させたヘテロダインビート信号が入射される。 As shown, the photon counting detector includes an optical detector 1, in this optical detector 1, the heterodyne beat signal by interfering the reference light and signal light to be measured is incident. この光検出器1は、入射されるヘテロダインビート信号の光子を検出して電気パルス(以下、単にパルスという。)に変換する光電変換手段であり、例えば高増倍率で高速応答の光電子増倍管を適用する。 The optical detector 1, electrical pulses (hereinafter, simply referred to. Pulse) detecting the photons of the heterodyne beat signal that enters a photoelectric conversion means for converting the photomultiplier fast response, for example high multiplication factor to apply. 光検出器1から出力されるパルス列は、光検出器1に入射される光子数又は光子数に相関する物理量である。 Pulse train output from the optical detector 1 is a physical quantity that correlates with the number of photons or photon number is incident on the photodetector 1. そのパルス列は波高弁別器2に入力されてショットキーノイズなどの非光子信号が除去される。 The pulse train is non-photon signals, such as Schottky noise is input to the pulse height discriminator 2 is removed. これにより、波高弁別器2からは、各光子の入力時刻を示す定型のパルス列が出力される。 Thereby, the wave height discriminator 2, a pulse train of fixed indicating an input time of each photon is output. この定型パルス列は、光検出器1に入射する光の強度に比例した時間密度を有するパルス列である。 The fixed pulse train, a pulse train having a time density which is proportional to the intensity of light incident on the photodetector 1. 波高弁別器2から出力される定型パルス列は計数器3に入力され、ここにおいて設定された一定時間幅のサンプリングゲートごとにパルス数が計数され、設定時間幅ごとのヒストグラムに変換される。 Fixed pulse train output from the pulse height discriminator 2 is input to the counter 3, the number of pulses for each sampling gate of the set predetermined time width wherein is counted, and converted into a histogram for each predetermined time width. 計数器3から出力されるパルス数のヒストグラムはコンピュータにより構成される演算処理装置4に入力される。 Pulse number of the histogram outputted from the counter 3 is input to the configured processing unit 4 by a computer. 演算処理装置は、パーソナルコンピュータ等のコンピュータを用いて構成され、演算結果を画像表示する表示モニタを備えている。 Processor is configured using a computer such as a personal computer, a display monitor for image display calculation results. 演算処理装置4は、パルス数のヒストグラムに基づいてヘテロダインビート信号の強度を計算し、これに基づいて信号光の強度を求め、結果を表示モニタに出力表示する。 Processor 4 calculates the intensity of the heterodyne beat signal based on the histogram of the number of pulses, which the sought intensity of the signal light on the basis of outputs displays the result on the display monitor.

すなわち、図1の光子計数検出装置は、微弱な光信号の光波は光子としての振る舞いが支配的になることに着目し、ヘテロダイン方式の高い波面選択性と、光子レベルで光を計測する光子計測法とを融合させたことを特徴とする。 That is, the photon counting detector of FIG. 1, the light wave of weak optical signal is focused on the fact that the behavior of the photon becomes dominant, high wavefront selectivity of heterodyne method, photon counting to measure the light photon level wherein the fused and law. つまり、信号光を周波数変調した参照光と信号光とを干渉させたヘテロダインビート信号の光子数の時間分布を計測して、ヘテロダインビート信号の振幅を計測することにより、微弱ないし極微弱な光信号を高感度で計測するようにしたのである。 In other words, by measuring the number of photons time distribution of the heterodyne beat signal by interfering the reference light and signal light frequency-modulated signal light, by measuring the amplitude of the heterodyne beat signal, weak to very weak optical signal the it is to that as measured with high sensitivity.

以上は、光検出器1に入射されるヘテロダインビート信号に基づいて、リアルタイムで信号光の強度を検出する場合について説明したが、オフラインで信号光の強度を検出することもできる。 Above, based on the heterodyne beat signal that is incident on the photodetector 1, has been described for detecting the intensity of the signal light in real time, it is also possible to detect the intensity of the signal light offline. この場合は、図1に示すように、光検出器1から出力されるパルス列を、時間判別器5に入力してパルス列の検出時刻を判別し、検出時刻とともにパルス列をメモリ6に記憶するようにする。 In this case, as shown in FIG. 1, a pulse train output from the optical detector 1, to determine the detection time of the pulse train input to the time discriminator 5, to store along with the detection time of the pulse train in the memory 6 to. これによれば、演算処理手段は、メモリ6からパルス列を読み出し、任意に定めた設定時間幅ごとのヒストグラムを求めてテロダインビート信号の強度を抽出することができる。 According to this, the arithmetic processing unit reads out the pulse train from the memory 6, it is possible to extract the intensity of the heterodyne beat signal a histogram for each predetermined time width determined arbitrarily.

以上説明したように、図1の実施の形態によれば、光検出器1のショットキーノイズに制限されることなく、かつ計測系の時間応答を低下させずに、微弱光ないし極微弱光の時間変化を十分な精度で計測できる。 As described above, according to the embodiment of FIG. 1, without being limited to the Schottky noise photodetector 1, and without decreasing the time response of the measurement system, the weak light to very weak light time change can be measured with sufficient accuracy.

実施の形態2 Embodiment 2

図2に、図1の光子計数検出装置を適用した生体光計測装置の一実施の形態の概念構成図を示す。 Figure 2 shows a conceptual diagram of an embodiment of a living body light measuring device according to the photon counting detector of FIG. 光源7から射出される周波数foの照射光は、ビームスプリッター8に入射され、設定された割合で分割されて被検体9に照射されるようになっている。 Irradiating light of a frequency fo emitted from the light source 7 is incident on the beam splitter 8, is divided at a ratio that has been set is adapted to be applied to the specimen 9. この分岐の比率は、例えば被検体9を通過することによる減衰を考慮し、被検体9である生体への許容照射量を超えない光量に設定すれば良好なSNが得られる。 The ratio of this branch, for example, taking into account the attenuation due to passing through the subject 9, good SN is obtained by setting the amount of light that does not exceed the allowable dose to the organism which is the subject 9. そして、被検体9を透過した信号光はハーフミラー10を透過して光子計数検出装置11の光検出器1に入射されるようになっている。 Then, so that the signal light transmitted through the subject 9 is incident after passing through the half mirror 10 to the photodetector 1 of the photon counting detector 11. 一方、ビームスプリッター8により分岐された参照光は光変調器12に入射されて、変調周波数fsによる変調(エネルギーシフト)を受ける。 On the other hand, the reference light split by the beam splitter 8 is incident on the light modulator 12, receives modulation (energy shift) due to the modulation frequency fs. これにより、照射光と参照光は同一光源から出力されながら、fsの周波数差をもつことになる。 Thus, the reference light and the irradiating light while being outputted from the same source, will have a frequency difference fs. この周波数シフト、例えば超音波を利用したAOM素子を用いることで実現できる。 This frequency shift can be realized by using the AOM device using, for example ultrasound. 周波数変調された参照光は、可動ミラー13を介してミラー14に導かれ、さらにミラー15を介してハーフミラー10に導かれ、信号光と重ね合わされて光検出器1に入射されるようになっている。 The reference light frequency modulation, is guided to the mirror 14 via a movable mirror 13, is guided to the half mirror 10 and further through the mirror 15, it is superimposed with the signal light so as to be incident on the photodetector 1 ing. このとき,信号光と参照光との間で干渉が生ずるように、可動ミラー13、ミラー14,15及びハーフミラー10の位置が調整される。 At this time, as the interference between the signal light and the reference light is generated, the position of the movable mirror 13, mirrors 14 and 15 and the half mirror 10 is adjusted.

光源7は、可視から赤外の波長領域中の光(例えば、830nm付近)を放射する半導体レーザで構成することができる。 Source 7 may be a semiconductor laser that emits light in the infrared wavelength region (e.g., 830 nm near) visible. なお、照射光の波長は計測物質の光学特性に適した光波長を選択する。 The wavelength of the irradiated light selecting light wavelength suitable for optical properties of the measuring substance. 例えば、血流計測を目的とした血中ヘモグロビンによる吸収変化の大きい波長として830nmを選択できるが、これに限定されるものではなく、さらには2以上の波長を選択してもよい。 For example, although a 830nm as a large wavelength of the absorption changes due to the blood hemoglobin for the purpose of blood flow measurements can be selected is not limited thereto, and further may be selected more than one wavelength.

このように構成される本実施の形態の動作を次に説明する。 This will be explained the operation of the embodiment constructed. 被検体9を通過した信号光の強度をIs(t)、参照光の強度をIr(t)とすると、両者は次式の数1、2により表せる。 The intensity of the signal light that has passed through the subject 9 Is (t), the intensity of the reference light when the Ir (t), both expressed by the number 1, 2 the following equation. ここで、Is、Irは波高値、δは両者の位相差である。 Here, Is, Ir is the peak value, [delta] is the phase difference between them.

(数1) (Number 1)
Is(t)=Is・cos{2πfo・t+δ} Is (t) = Is · cos {2πfo · t + δ}

(数2) (Number 2)
Ir(t)=Ir・cos{2π(fo+fs)t} Ir (t) = Ir · cos {2π (fo + fs) t}
光検出器1に入射されるヘテロダインビート信号の光強度Ihb(t)は、次式の数3になり、図3(a)に示す波形となる。 Light intensity of the heterodyne beat signal that is incident on the photodetector 1 Ihb (t) will become the number 3 of the following formula, a waveform shown in FIG. 3 (a).

(数3) (Number 3)
Ihb(t)=Ir+Is+2√(Ir・Is)・cos2π(fs・t+δ) Ihb (t) = Ir + Is + 2√ (Ir · Is) · cos2π (fs · t + δ)
ここで、光検出器1の検出効率をαとすると、光検出器1により検出される光子のパルス数Nhb(t)は、次式の数4で表せ、図3(b)に示すパルス列となる。 Here, if the detection efficiency of the photodetector 1 and alpha, photon pulses Nhb detected by the optical detector 1 (t) is expressed by the number 4 in the following equation, and the pulse train shown in FIG. 3 (b) Become.

(数4) (Number 4)
Nhb(t)=α(Ir+Is)+2α√(Ir・Is)・cos2π(fs・t+δ) Nhb (t) = α (Ir + Is) + 2α√ (Ir · Is) · cos2π (fs · t + δ)
このように計測されるパルス列に基づいて、ヘテロダインビート信号の時間変化を検出すれば、簡便に信号光の強度を計測できる。 Thus based on the pulse train to be measured, by detecting the time change of the heterodyne beat signal can be easily measured intensity of the signal light. そこで、図3(c)に示すように、変調周波数fsの位相に同期させて時間軸方向に離散させて複数の計測ゲートτi(i=0,1,2)を設定し、その各計測ゲートにおけるパルス数を計数器3で計数する。 Therefore, as shown in FIG. 3 (c), in synchronization with the phase of the modulation frequency fs by discrete along the time axis and set a plurality of measurement gate τi (i = 0,1,2), the respective measurement gate counted by the counting device 3 the number of pulses in. この計測ゲートτiは、時間幅は同一で、変調周波数fsの位相を基準として、例えば3個の時間幅τ0、τ1、τ2を変調波の周期を元に図3(c)のように設定する。 The measurement gate τi is the time width is the same, based on the phase of the modulation frequency fs, for example, three times the width .tau.0, .tau.1, set as shown in FIG. 3 (c) based on the period of the modulation wave τ2 . 図示のように、各計測ゲートの位相遅れφi(i=0,1,2)の間隔は、2π/3・fsであり、それぞれφ1=0、φ2=2π/3・fs、φ3=4π/3・fsである。 As shown, the spacing of the phase delay φi of each measurement gate (i = 0, 1, 2) is 2π / 3 · fs, respectively φ1 = 0, φ2 = 2π / 3 · fs, φ3 = 4π / a 3 · fs. 位相遅れφiを時間軸tiで表すと、ti=φi/2πfsとなり、t1=0、t2=1/3fs、t3=2/3fsとなる。 When representing the phase lag .phi.i time axis ti, a ti = φi / 2πfs next, t1 = 0, t2 = 1 / 3fs, t3 = 2 / 3fs.

このように設定された計測ゲートτiに合わせて計数器3によりパルス列のパルス数を計数することにより、パルス数の時間密度の変化を表すヒストグラムが得られる。 By counting the number of pulses of the pulse train by counter 3 in accordance with the thus set measurement gate .tau.i, histogram representing the change in the number of pulses time density. 各計測ゲートτiにおける計数値Si(i=0,1,2)は、次式の数5になる。 It counts Si at each measurement gate τi (i = 0,1,2) will the number 5 in the following equation.

(数5) (Number 5)
この計数値Siに基づいてヘテロダインビートの各周期におけるビート振幅を、ビート各周期でのビート振幅を容易に求めることができる。 The beat amplitude at each period of the heterodyne beat on the basis of the count value Si, can be easily obtained the beat amplitude beat each period. そして、求めたビート強度に基づいて、次式の数6により信号光の強度Isを求める。 Then, based on the beat intensity obtained, obtains the intensity Is of the signal light by the number 6 in the following equation.

(数6) (Number 6)
演算処理装置4は、計数器3から出力される計数値Siに基づいてオンライン処理により信号光の強度Isを求めてもよいが、演算処理装置4内のメモリにパルス数のヒストグラムを格納しておき、オフラインで信号光の強度Isを求めてもよい。 Processor 4 may obtain the intensity Is of the signal light by an on-line processing on the basis of the count value Si which is output from the counter 3, but stores the histogram of the number of pulses in the memory of the arithmetic processing unit 4 Place may be obtained intensity Is of the signal light offline. 特に、オンライン処理する場合は、専用のソフトを組み込んだDSP(ディジタル・シグナル・プロセッサ)を用いることで、高速処理を並行して行えることから、安価なPC(パーソナル・コンピュータ)を用いて小型安価な装置を構成することができる。 In particular, if the online processing, the use of the DSP incorporating dedicated software (digital signal processor), since it allows parallel high-speed processing, a small inexpensive with cheap PC (Personal Computer) it can be configured Do apparatus.

このようにして被検体9を通過する信号光強度の2次元分布を求めて画像化し、あるいは信号光強度の3次元分布を求めて画像化し、その画像を表示モニタに表示する。 Thus it imaged seeking a two-dimensional distribution of the signal light intensity that passes through the subject 9, or imaged seeking three-dimensional distribution of the signal light intensity, displays the image on the display monitor. これにより、被検体9内の例えば特定物質の濃度を計測して、濃度分布の画像を得ることができる。 Thus, by measuring the concentration of a specific substance for example in the subject 9, it is possible to obtain an image of the density distribution.

なお、パルス数の計測は、変調周波数fsの全てのサイクルで行う必要はなく、必要な応答時間に合わせて例えばN周期(N=2,3、・・・)ごとに行ってもよい。 The measurement of the number of pulses does not need to be performed in every cycle of the modulation frequency fs, in accordance with the response time required for example N cycles (N = 2,3, · · ·) may be carried out for each. また、各周期内の計測ゲートτiの設定数iは、図3(c)の3個より大きく設定することもできる。 Further, the set number i of measurements gate τi in each period can also be set larger than three in FIG. 3 (c). 各周期内の計測ゲートの設定数を多くすれば、ビート振幅計測の精度を向上することができる。 By increasing the set number of measurement gates in each cycle, it is possible to improve the accuracy of the beat amplitude measurement. ただし、計測ゲートの設定数が多ければ多いほど精度が向上するものではなく、計測信号の光子計測数の時間密度との関係から、最適数を勘案することによって効率のよい計測を実現できる。 However, it is not intended to improve the accuracy the greater the set number of measurement gate, the relation between the photon counting number of times the density of the measurement signal, can realize a measurement of efficiency by taking into account the optimal number.

また、本実施の形態では、パルス計数を実時間(リアルタイム)で実施しているが、必ずしも実時間でおこなう必要はなく、十分高速な時間計測回路を用いれば各光子パルスごとの入力時刻を計測して計数値を記憶したリストを作成しておくことによって、オフラインで任意の計測ゲートを設定して計測を実行することができる。 Further, in the present embodiment, the pulse count is performed in real time (real-time), it is not always necessary to perform in real time, measures the input time of each photon pulse With the fast enough time measuring circuit by keeping to create a list that stores the count value and can perform the measurement set any measurement gate offline. これにより、入力光子の時間密度に応じた最適な計測ゲート幅や位相を任意に設定できる。 This enables arbitrarily setting the optimum measurement gate width and phase corresponding to the time density of the input photon. また、リスト方式で得たデータを用いれば計測ゲートごとの計数値ヒストグラムを用いることなく、適当なビート波形のモデル関数との最適フィッティングからビート信号の振幅を求めることが可能になる。 Further, without using the count value histogram for each measurement gate by using the data obtained by the list method, it is possible to determine the amplitude of the beat signal from the optimal fitting the model function suitable beat waveform.

ここで、光検出器1に入射される光子の時間密度が高くなると、例えば光電子増倍管のアノード出力において電気パルスが重なり、計数器3においていわゆる数え落としが生ずるおそれがある。 Here, when the time density of photons incident on the photodetector 1 is increased, for example, electrical pulses overlap at the anode output of the photomultiplier tube is a so-called counting loss is a risk occurring in counter 3. また、一般に、計測信号の強度が大きくなるにつれて計数効率αが小さくなる傾向がある。 In general, there is a tendency for counting efficiency α decreases as the intensity of the measurement signal increases. この点、本実施の形態のように、ほぼ一様の時間密度で光子が入力する場合、光子の入力時間間隔は統計的な分布となり、パルス波形から数えおとしを推定できる。 In this respect, as in the present embodiment, when the input photon at substantially uniform time density, photon input time interval becomes statistical distribution can be estimated burnished counted from the pulse waveform. そこで、パルスの計測密度に応じて計数率を補正する計算処理を加えることにより、広い計数範囲で精度のよい計測を可能にできる。 Therefore, by adding the calculation process of correcting the count rate in accordance with the measured density of the pulse, it can enable good measurement accuracy in a wide counting range.

また、さらに光量が増加し計数効率が低下した場合は、光源7の強度を低下するか、あるいは光検出器1の入力部に適当な減衰率を有する光学フィルタを挿入することで対処できる。 Also, if the further quantity of light is increased counting efficiency decreased, it can be addressed by either reducing the intensity of the light source 7, or to insert an optical filter having an appropriate attenuation rate to an input of the photodetector 1. また、装置構成が大型になるが、高い光量時は従来方式のアナログヘテロダイン方式を用いて計測し、光子計測に適した微弱光になった場合に本実施の形態の光子計数検出装置に切える構成にしてもよい。 Although the apparatus configuration becomes large, when a high amount of light is measured using an analog heterodyne method of the conventional type, obtaining the switching to the photon counting detector of this embodiment if it becomes weak light suitable for photon counting configuration may be. これにより、ダイナミックレンジの大きなヘテロダイン式光計測装置が実現できるため、以下で示す断層画像装置(OCT装置)に適用することが容易になる。 Accordingly, since a large heterodyne optical measuring apparatus of the dynamic range can be realized, it is easy to apply to the tomographic imaging apparatus (OCT apparatus) shown below.

実施の形態3 Embodiment 3

図4に、本発明の光子計数検出装置と従来のナログヘテロダイン方式の光検出装置を適用した生体光計測装置の実施の形態を示す。 Figure 4 shows an embodiment of a photon counting detector and applying the light detecting device of a conventional burner log heterodyne biological light measuring apparatus of the present invention. 本実施の形態は、散乱体中の任意断層における光学特性分布を計測し、これに基づいて3次元画像を得るOCT装置であり、例えば皮膚や眼の網膜の断層画像化に適用できる。 This embodiment, an optical characteristic distribution in any fault in the scatterer is measured and an OCT apparatus to obtain a three-dimensional image based on this, for example, can be applied to the tomographic imaging of the retina of the skin and eyes. 図において、図1,2の実施の形態と同一符号を付したものは同一の機能構成を有するものとする。 In the figure, those designated by the same reference numerals as in the embodiment of FIGS. 1 and 2 are intended to have the same function and structure.

光源7は、コヒーレント時間が非常に短くかつ波面の揃ったSLD(Super Luminescence Diode)が用いられている。 Light source 7, SLD coherent time of uniform very short and wavefront (Super Luminescence Diode) is used. 光源7から射出される照射光は光ファイバ21を介してマイケルソン型の光干渉器(OC:Optical Coupler)22に導かれる。 Illumination light emitted from the light source 7 through the optical fiber 21 Michelson optical interferometer: led to (OC Optical Coupler) 22. この光干渉器22において光源1からの照射光は被検体9への照射光と参照光に分岐される。 Irradiating light from the light source 1 in the optical interferometer 22 is branched into a reference beam and irradiating light to the subject 9. 被検体9への照射光は光ファイバ23を介してコリメータ24に導かれ、レンズ25を介して被検体9に照射されるようになっている。 Irradiating light to a subject 9 is guided to the collimator 24 via the optical fiber 23, and is irradiated onto the subject 9 via the lens 25. 被検体9に照射された光は、被検体9の深度位置に応じて一部がコヒーレントな反射を受け、その反射光がファイバ23を介して光干渉器22に再度入射する。 Light applied to the subject 9, part depending on the depth position of the object 9 is subjected to coherent reflections, the reflected light is again incident on the optical interferometer 22 via the fiber 23.

一方、光干渉器22で分岐された参照光は、光ファイバ26を介して光変調器12に導かれて周波数変調を受けた後、レンズ27を介して可動ミラー28に照射されるようになっている。 On the other hand, the reference light split by the optical interferometer 22 is subjected to a frequency modulation is guided to the optical modulator 12 through the optical fiber 26, so as to be irradiated to the movable mirror 28 through the lens 27 ing. 可動ミラー28は、参照光に適当な時間遅れを持たせて光干渉器22に戻すためのもので、レンズ27との間隔を調整することができるようになっている。 The movable mirror 28 is made to have an appropriate time delay to the reference light intended to return to the optical interferometer 22, thereby making it possible to adjust the distance between the lens 27. 可動ミラー28により反射された参照光は、レンズ27、光変調器12及び光ファイバ26を通って光干渉器22に再度入射する。 The reference light reflected by the movable mirror 28, lens 27, again enters the optical interferometer 22 passes through the optical modulator 12 and the optical fiber 26.

ここで、被検体9の計測位置の深さをdとし、被検体中の光速をcとすると、被検体9への照射光に対して2dcの時間遅れを持った信号光が光干渉器22に戻る。 Here, the depth of the measurement position of the object 9 is d, when the speed of light in the subject is c, the signal light optical interferometer having a time delay 2dc the irradiation light to the subject 9 22 Back to. この信号光と参照光が光干渉器22で重ね合わされ、光ファイバ29を介して光検出器1に入射する。 The signal light and reference light are superposed in the optical interferometer 22, via the optical fiber 29 and enters the optical detector 1. このとき、光源7のコヒーレント時間が非常に短いため、信号光と参照光の位相が一致する範囲で干渉が起こり、参照光の変調周波数fsでビートが生ずる。 At this time, since the coherent time of the light source 7 is very short, interference occurs in a range in which the reference light phase with the signal light coincides, beat occurs at the reference light modulation frequency fs. また、可動ミラー28の位置を走査することにより、ミラー位置に対応した深さの異なる層からの後方散乱光が干渉しビート信号を発生させる。 Further, by scanning the position of the movable mirror 28, the light backscattered from different layers of depth corresponding to the mirror position to generate interference beat signal.

光検出器1から出力されるビート信号は、信号線30を介してスイッチ31に導かれる。 Beat signal outputted from the optical detector 1 is guided to the switch 31 via a signal line 30. 光スイッチ31は、光検出器1の出力を信号線32を介して波高弁別器2に導くか、信号線33を介して復調器34に導くかを、切り替えるようになっている。 The optical switch 31, or the output of the photodetector 1 via the signal line 32 leads to a pulse height discriminator 2, or via a signal line 33 leads to a demodulator 34, and is switched. 波高弁別器2から出力されるビート信号は、計数器3に入力されてパルス数が計数され、その計数値はスイッチ35を介して演算処理装置4に入力される。 Beat signal outputted from the pulse height discriminator 2 is inputted counted number of pulses counter 3, the count value is input to the arithmetic processing unit 4 via the switch 35. 一方、復調器34に入力されたビート信号は、従来のアナログヘテロダイン方式のとおり、復調器34と低域通過フィルタ(LPF)36により選択されビート信号がロックイン方式でアナログディジタル(A/D)変換器37に出力され、ディジタル信号に変換されたビート信号がスイッチ35を介して演算処理装置4に入力される。 On the other hand, the beat signal input to the demodulator 34, as is conventional analog heterodyne system, the demodulator 34 and a low-pass filter (LPF) beat signal is selected by the 36 analog-digital lock-in method (A / D) is output to the converter 37, the beat signal converted into a digital signal is input to the arithmetic processing unit 4 via the switch 35.

また、光変調器12には、発信器38から変調周波数fsが可変入力されている。 Further, the optical modulator 12, the modulation frequency fs is variable input from the oscillator 38. また、変調周波数fsは、計数器3及び復調器34に入力され、それぞれパルス数の計測ゲートのタイミング信号又は復調器34の同期信号として用いられる。 Further, the modulation frequency fs is inputted to the counter 3 and the demodulator 34, is used as a synchronizing signal of the timing signal or the demodulator 34 of the respective pulses of the measurement gate.

このように、本実施の形態は、本発明に係る光子計数検出装置と、従来のアナログヘテロダイン方式の光検出装置の2つの系統を組み合わせてなり、信号光強度に応じて計測モードを切り替える構成となっている。 In this manner, in the present embodiment, a photon counting detector according to the present invention, a combination of two systems of the photodetector of a conventional analog heterodyne system, and configured to switch between the measurement mode according to the signal light intensity going on. つまり、光検出器1に入射される信号光の光量が十分多い場合は、スイッチ31,35を従来型の復調器34、LPF36、A/D変換器37の系統を介して演算処理装置4に入力される。 That is, when the amount of the signal light incident on the photodetector 1 is sufficiently large, the switch 31, 35 of a conventional demodulator 34, LPF 36, via the system of the A / D converter 37 to the arithmetic processing unit 4 It is input. 一方、信号光の強度が所定のレベル以下の場合はスイッチ31,35を波高弁別器2、計数器3の系統を介して演算処理装置4に入力される。 On the other hand, the intensity of the signal light in the case of less than a predetermined level is input to the switch 31, 35 to the pulse height discriminator 2, the arithmetic processing unit via a system of counter 3 4. 演算処理装置4では、それぞれの系統から入力されるビート信号の強度に基づいて信号光の強度を求め、図2の実施の形態と同様に、被検体9の計測対象部位における機能情報を画像化する。 The arithmetic processing unit 4 calculates the intensity of the signal light based on the intensity of the beat signal input from each strain, as in the embodiment 2, the imaging function information in the measurement target region of the subject 9 to.

また、本実施の形態によれば、被検体9に照射する照射光を2次元走査し、かつ可動ミラー28を移動して計測深度を走査することにより、被検体9内部の3次元画像を構成できる。 Further, according to this embodiment, the irradiation light for irradiating the subject 9 is scanned two-dimensionally, and by moving the movable mirror 28 to scan the measurement depth, constitutes a three-dimensional image of the subject 9 it can.

上述した本実施の形態によれば、断層面から表面に到達する可干渉な光の量は深さの増大につれて大きく減少するため、SLDを用いたとしても従来型のアナログヘテロダイン方式の光検出装置では、光検出器のショットキーノイズにより十分なSN比が得られないため、100μm程度の深さしか計測できない。 According to the present embodiment described above, because the amount of coherent light reaching the surface from the tomographic plane to decrease significantly with increasing depth, even conventional light detecting device of an analog heterodyne system as with SLD in, a sufficient SN ratio by Schottky noise of the photodetector can not be obtained, not only we can measure about 100μm depth. これに対して本実施の形態によれば、本発明に係る光子計数検出装置を組み合わせて設けたことから、微弱な光の計測が可能となるため計測可能な深度を大きくして、OCTの臨床適用範囲を広げることができる。 According to the present embodiment, on the other hand, since the provision in combination of photon counting detector according to the present invention, by increasing the weak light it can become for measurable depth measurements, clinical OCT it is possible to widen the application range.

実施の形態4 Embodiment 4

図5に、本発明の光子計数検出装置を適用したOCT装置の他の実施の形態の構成図を示す。 Figure 5 shows a block diagram of another embodiment of the applied OCT apparatus photon counting detector of the present invention. 図において、図1,2の実施の形態と同一符号を付したものは同一の機能構成を有するものとする。 In the figure, those designated by the same reference numerals as in the embodiment of FIGS. 1 and 2 are intended to have the same function and structure. 図示のように、光源7から放射された照射光はレンズ41によって平行光に拡大され、ハーフミラー42を介して被検体9に照射されるようになっている。 As shown, the illumination light emitted from the light source 7 is expanded to parallel light by the lens 41, and is irradiated onto the subject 9 via the half mirror 42. 被検体9から反射された信号光はハーフミラー42で反射されて光検出器43に入射されている。 Signal light reflected from the subject 9 is reflected by the half mirror 42 is incident on the photodetector 43. 一方、ハーフミラー42によって反射されて分岐された参照光は可動ミラーによって入射方向に反射され、ハーフミラー42を透過して、信号光に重ね合わされて光検出器43に入射されるようになっている。 On the other hand, the reference light split is reflected by the half mirror 42 is reflected in the incident direction by the movable mirror, it passes through the half mirror 42, is superimposed on the signal light so as to be incident on the photodetector 43 there. 可動ミラー44は、常に−定速度Vで参照光の光軸方向に移動走査されており、これによって参照光が一定周波数の周波数変調を受けるようになっている。 The movable mirror 44 is always - has been scanned moved in the optical axis direction of the reference light at a constant speed V, whereby the reference beam is adapted to receive a frequency modulation of constant frequency.

ここで、本実施の形態の光検出器43は、信号光を2次元で同時に計測の可能な2次元のイメージインテンシファイアが適用されている。 Here, the photodetector 43 of this embodiment, the signal light at the same time two-dimensional image intensifier capable of measuring in two dimensions has been applied. このイメージインテンシファイアは、2次元の光入力を検出する2次元機能を有するフォトダイオードアレイやリニアイメージセンサ等のCCDカメラ等の2次元イメージセンサであり(特許文献4の段落番号0012参照)、2次元の光入力を検出して増倍することができるものである。 The image intensifier is a two-dimensional image sensor such as a CCD camera such as a photodiode array or a linear image sensor having a two-dimensional function of detecting a two-dimensional optical input (see paragraph number 0012 of Patent Document 4), it is capable of multiplying by detecting the two-dimensional optical input.

光検出器43において、前述した実施の形態と同様、参照光と信号光のうち位相差の等しい光が干渉を起こす。 In the optical detector 43, similar to the embodiment described above, equal light phase difference among the reference light and the signal light interfere. ここで、可動ミラー44は常に一定速度で走査されているため、走査速度に相当する周波数のビートが生じている。 Here, since the movable mirror 44 is always scanned at a constant speed, beat frequency corresponding to the scanning speed has occurred. そして、可動ミラー44の走査位置が、被検体9の計測深度を決定する。 Then, the scanning position of the movable mirror 44 determines the measurement depth of the object 9. 光検出器43から出力される2次元のヘテロダインビート信号光は、レンズ45を介してCCDカメラ46に投影されるようになっている。 2D heterodyne beat signal light output from the optical detector 43 is adapted to be projected on the CCD camera 46 through the lens 45. CCDカメラ46はゲート制御部47によって信号光の撮影が制御される。 CCD camera 46 shooting the signal light is controlled by the gate control unit 47. このゲート制御部47は、図3(c)で説明したとおり、変調周波数の周期の1/M(M=2,3、・・・)ごとに、計測ゲートτiの時間幅に入力される信号光の光子分布を計数する。 The gate controller 47, as described with reference to FIG. 3 (c), 1 / M (M = 2,3, ···) of the period of the modulation frequency for each signal to be input to the time width of the measurement gate τi counting the photon distribution of light. この計測ゲートτiの時間幅は、CCDカメラ46の各画素への入力光子数が1を超えない程度に設定される。 Duration of the measurement gate τi is input photon number to each pixel of the CCD camera 46 is set so that no more than one. つまり、tw=1/(M・fs)とし、CCDカメラ46の1画素あたりの単位時間当たりの光子入力数をNpとすると、tw×Np≒1に設定する。 That, tw = 1 / a (M · fs), the number of photons input per unit time per pixel of the CCD camera 46 when the Np, set to tw × Np ≒ 1. この結果、各画像フレームでは各画素には1光子以上の入力は無いと仮定できるので、所定の闇値を用いて画像への光子入力数をカウントできる。 As a result, since each image frame it can be assumed that there is no input of more than one photon in each pixel, can count the number of photons input to the image using a predetermined darkness value. なお、闇値を複数設けて2個以上の光子入力を識別することにより、さらに高速な計測に対応することも可能である。 Note that by identifying the plurality with two or more photons enter the darkness value can be corresponding to the faster measurement. ここで、変調周波数の周期fsのサイクル内で十分なフレーム数を設定できれば、これを基に、ビート信号強度の2次元画像を計測できる。 Here, if setting a sufficient number of frames within the cycle period fs of the modulation frequency, based on this, we can measure the two-dimensional image of the beat signal intensity.

本実施の形態によれば、上述した実施の形態の効果に加えて、2次元計測を同時に行えることから、光トポグラフィを高速で行うことができる。 According to this embodiment, in addition to the effect of the embodiment described above, can be conducted with the two-dimensional measurement at the same time, it is possible to perform optical topography at high speed. また、本実施の形態においても、図4の実施の形態と同様に、信号光の光量に応じて従来型のアナログヘテロダイン方式の光検出装置を併用して、切り替えて計測することができる。 Also in the present embodiment, it is possible in the same manner as in the embodiment of FIG. 4, in combination with optical detection device of a conventional analog heterodyne method in accordance with the light amount of the signal light, is measured by switching.

実施の形態5 Embodiment 5

図6に、本発明の光子計数検出装置を適用したOCT装置の他の実施の形態の構成図を示す。 Figure 6 shows a block diagram of another embodiment of the applied OCT apparatus photon counting detector of the present invention. 図において、図1,2の実施の形態と同一符号を付したものは同一の機能構成を有するものとする。 In the figure, those designated by the same reference numerals as in the embodiment of FIGS. 1 and 2 are intended to have the same function and structure. 図示のように、光源7から出射された照射光(例えば、波長800nmの近赤外レーザ)は光変調器12に入射され、変調周波数fsにより変調を受ける。 As illustrated, illumination light emitted from the light source 7 (e.g., near-infrared laser having a wavelength of 800 nm) is incident on the light modulator 12 receives the modulated by the modulation frequency fs. 光変調器12の出力光はレンズ48で並行光になり、2つの近接した光ビームとして変調光と非変調光が発生する。 The output light of the optical modulator 12 becomes parallel light by the lens 48, modulated light and unmodulated light is generated as the two adjacent light beams. この光ビームを被検体9に照射し、その透過光をコリメータ49,50で絞り込んで光検出器1に入力する。 The light beam irradiated onto the subject 9, and inputs the transmitted light to the photodetector 1 is narrowed down by a collimator 49. ここで、各コリメータ49、50の径dl、d2は、非散乱光を選択的に透過させる条件としてピンホール間隔R、計測波長λに対して、 R>dl・d2/λの条件を満たすように設定する。 Here, the diameter dl, d2 of the respective collimators 49 and 50, non-scattered light pinholes distance R as a condition for selectively transmitting, with respect to the measuring wavelength λ, R> dl · d2 / λ condition is satisfied It is set to. これにより、光検出器1上に直進性のよい光のみが到達する。 Accordingly, only the good light of linearity on the optical detector 1 reaches. その結果、被検体9の特定線上の光学吸収が計測できる。 As a result, the measurement optical absorption of a particular line of the object 9. そのため、これに多方向からの投影象を得るためのt方向及びθ方向の走査を加えれば、X線CT等に用いられている逆投影法により断層画像を構成できる。 Therefore, be added to the t-direction and θ direction of the scan to obtain projection elephant from multiple directions to this, it constitutes a tomographic image by back projection method which is used in X-ray CT and the like.

光検出器1により検出されたビート信号のパルスは、図1又は図2実施の形態と同様に、波高弁別器2、計数器3及び演算処理装置4の処理により画像化される。 Pulse beat signal detected by the optical detector 1, as in the embodiment of FIG. 1 or FIG. 2 embodiment, the wave height discriminator 2, it is imaged by the processing of the counter 3 and the processor 4.

本実施の形態によれば、近接して入射した周波数fsの周波数差を持つ光のビートを高精度で計測できる。 According to the present embodiment can measure the light beat with a frequency difference of the frequency fs incident closely with high accuracy. また、画像化のための走査法として、本実施の形態のように、被検体9を走査するほか、光学系が被検体9の周囲に移動回転する構成にすることも可能である。 Further, as the scanning method for imaging, as in the present embodiment, in addition to scanning the object 9, it is also possible optical system is a configuration of moving the rotation around the subject 9. さらに、画像化法としてはX線CTに広く用いられているファンビーム方式を用いれば高速な計測が可能になる。 Furthermore, it enables fast measurement by using the fan beam system which has been widely used for X-ray CT as an imaging method. また、本実施の形態では、周波数差のある2本の光ビームをほぼ同軸で近接させてビートを検出しているため、図2,3,4に示した実施の形態のように、強い参照光による信号増倍が利用できないから、本発明の光検出方法の効果が大きい。 Further, in this embodiment, since the substantially moved close coaxially the two light beams with a frequency difference detecting the beat, as in the embodiment shown in FIGS. 2, 3, 4, strong reference since the signal multiplication by light is not available, a large effect of light detection method of the present invention. また、本実施の形態においても、図4の実施の形態と同様に、信号光の光量に応じて従来型のアナログヘテロダイン方式の光検出装置を併用して、切り替えて計測することができる。 Also in the present embodiment, it is possible in the same manner as in the embodiment of FIG. 4, in combination with optical detection device of a conventional analog heterodyne method in accordance with the light amount of the signal light, is measured by switching.

本発明の光検出法を適用した一実施の形態の光子計数検出装置の構成図である。 Is a block diagram of a photon counting detector of an embodiment to which the optical detection method of the present invention. 図1の光子計数検出装置を適用した生体光計測装置の一実施の形態の概念構成図である。 It is a conceptual block diagram of an embodiment of the applied optical measurement device a photon counting detector of FIG. 図2の実施の形態の動作を説明する各部の波形図である。 It is a waveform diagram of each part for explaining the operation of the embodiment of FIG 2. 本発明の光子計数検出装置を適用した生体光計測装置の他の実施の形態の概念構成図である。 It is a conceptual block diagram of another embodiment of a photon counting detector the applied optical measurement apparatus of the present invention. 本発明の光子計数検出装置を適用した2次元型の生体光計測装置の実施の形態の概念構成図である。 It is a conceptual block diagram of an embodiment of the photon counting detector the applied two-dimensional type of the optical measurement apparatus of the present invention. 本発明の光子計数検出装置を適用した生体光計測装置の他の実施の形態の概念構成図である。 It is a conceptual block diagram of another embodiment of a photon counting detector the applied optical measurement apparatus of the present invention.

符号の説明 DESCRIPTION OF SYMBOLS

1 光検出器 2 波高弁別器 3 計数器 4 演算処理装置 5 時間判別器 6 メモリ 7 光源 8 ビームスプリッター 9 被検体 10 ハーフミラー 11 光子計数検出装置 12 光変調器 13、14、15 ミラー 1 photodetector 2 pulse height discriminator 3 counter 4 processor 5 hours discriminator 6 memory 7 the light source 8 a beam splitter 9 subject 10 half mirror 11 photon counting detector 12 an optical modulator 13, 14 and 15 mirror

Claims (5)

  1. 信号光と参照光とを干渉させたヘテロダインビート信号の光子数又は光子数に相関する物理量を計測し、該計測値に基づいて信号光の強度を演算して求める光検出方法。 A physical quantity correlating to the number of photons or photon number of the signal light and the reference light and the heterodyne beat signal by interfering the measuring light detecting method determined by calculating the intensity of the signal light based on the measured value.
  2. 計測対象に照射した照射光の透過光又は反射光を信号光とし、該信号光と前記照射光の周波数を変調した参照光とを干渉させてヘテロダインビート信号を形成し、該ヘテロダインビート信号の光子数又は光子数に相関する物理量を計測し、該計測値に基づいて信号光の強度を演算して求める光検出方法。 And measuring the transmitted light of the illumination light irradiated to the subject or the signal light reflected light to form a heterodyne beat signal by interfering the reference light obtained by modulating the frequency of the signal light and the irradiation light, photons of the heterodyne beat signal the number or measuring a physical quantity correlating to the number of photons, light detecting method determined by calculating the intensity of the signal light based on the measured value.
  3. 前記光子数又は光子数に相関する物理量の計測は、時間軸方向に離散的に設定された一定時間幅の複数の計測ゲートごとに行うことを特徴とする請求項1又は2に記載の光検出方法。 The measurement of the photon number or a physical quantity correlating to the number of photons, light detection according to claim 1 or 2, characterized in that for each of a plurality of measurement gates of discretely set predetermined time width along the time axis Method.
  4. 計測対象に照射する光を発生する光源と、該光源の出射光を分岐して周波数変調した参照光を生成する変調手段と、前記計測対象の透過光又は反射光の信号光と前記参照光とを干渉させてヘテロダインビート信号を形成する光学手段と、前記ヘテロダインビート信号を入射して光子を電気パルスに変換する光電変換手段と、該光電変換手段で変換された電気パルスを設定時間幅ごとに計数する計数手段と、該計数手段により計数された電気パルス数に基づいて前記信号光の強度を求める演算手段と、該演算手段により求めた前記信号光の強度に基づいて画像を生成する画像生成手段を有してなる生体光計測装置。 A light source for generating light to be irradiated onto the target object, and modulating means for generating a reference light frequency modulated branched light emitted light source, and the measurement target of the transmitted light or reflected light of the signal light and the reference light the causes interference and optical means for forming a heterodyne beat signal, the photoelectric conversion means for entering a heterodyne beat signal to convert the photons into electrical pulses, for each converted electric pulses set time width photoelectric conversion means counting means for counting, the image generation for generating a calculating means for calculating an intensity of the signal light based on the electric pulse number counted by the regimen number means, an image based on the intensity of the signal light obtained by said calculation means living body light measuring device comprising a means.
  5. 前記光電変換手段から出力される前記電気パルスを検出時刻とともに記憶する記憶手段を有することを特徴とする請求項4に記載の生体光計測装置。 Living body light measuring device according to claim 4, characterized in that it comprises a storage means for storing together with detection time of the electrical pulse output from the photoelectric conversion means.
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