JP2015169650A - Apparatus and method for measuring displacement by optical coherence tomography - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、光コヒーレンストモグラフィーを用いて被測定物体の変位を測定する変位測定装置及び測定方法に関する。 The present invention relates to a displacement measuring apparatus and a measuring method for measuring the displacement of an object to be measured using optical coherence tomography.
光凝固治療は、いくつかの眼疾患（例えば、糖尿病、網膜血管閉塞、等）のために好適に利用される効果的なレーザ治療である。しかしながら、光凝固治療は、医原性の合併症が生じる可能性がある。 Photocoagulation treatment is an effective laser treatment that is suitably utilized for some eye diseases (eg, diabetes, retinal vascular occlusion, etc.). However, photocoagulation treatment can cause iatrogenic complications.
大半の重大な障害は、治療のしすぎによる過度のレーザダメージである。そのようなダメージを防止するため、レーザ照射パラメータは、高い再現性で、ダメージのある閾値より少ない条件にて設定されることが要求されている。実際、この要求は厳しい。これは、レーザ治療は、再生産性が乏しいからである。 Most serious obstacles are excessive laser damage due to overtreatment. In order to prevent such damage, the laser irradiation parameters are required to be set under conditions that are high reproducibility and less than a threshold value with damage. In fact, this requirement is strict. This is because laser treatment is poorly reproducible.
大半のケースの場合、レーザ照射は、白化する病変の視認性に基づく術者の主観的な評価に依存する。加えて、組織の散乱・吸収特性の変化は、評価をより難しくさせる。色素（pigments）を含む眼内媒体の光学的な特性は、空間的、時間的に変化するし、また、個人差によっても変化する。レーザ照射中における組織変化において多くの不確実性があるため、なんらかのモニタリング技術が要求される。 In most cases, laser irradiation relies on the operator's subjective assessment based on the visibility of the lesion to be whitened. In addition, changes in tissue scattering and absorption characteristics make evaluation more difficult. The optical properties of intraocular media containing pigments vary spatially and temporally, and also by individual differences. Because of the many uncertainties in tissue changes during laser irradiation, some monitoring technique is required.
近年、リアルタイムで非侵襲のモニタリング方法は、再生産性を改善する潜在的な能力を示している。例えば、光音響信号は、レーザによって誘発された温度上昇を測定するために用いられる。この技術は、温度コントロールされた光凝固を可能とする。 In recent years, real-time, non-invasive monitoring methods have shown the potential to improve reproductivity. For example, the photoacoustic signal is used to measure the temperature rise induced by the laser. This technique allows temperature-controlled photocoagulation.
もう一つの例としては、光干渉断層計（光コヒーレンストモグラフィー：optical coherence tomography。本明細書では、略して「ＯＣＴ」とも言う。）である。ＯＣＴは、散乱の変化を測定するだけでなく、温度膨張による組織変位を、位相感度測定を用いて測定することも可能である。特に、ＯＣＴは、光音響測定よりもいくつかの利点を持つ。 Another example is an optical coherence tomography (optical coherence tomography, also referred to herein as “OCT” for short). OCT not only measures changes in scattering, but can also measure tissue displacement due to thermal expansion using phase sensitivity measurements. In particular, OCT has several advantages over photoacoustic measurements.
第１に、ＯＣＴは、非接触での測定が可能である。非接触での測定は、ルーティンでの臨床実務において重要である。第２として、ＯＣＴは、局所的な組織変化を観察するのに必要な、空間的に分解された構造変化を可視化できる。第３として、ＯＣＴは、機械的な変位を含む、組織の温度変化を直接的にモニタリングできる。 First, OCT can be measured without contact. Non-contact measurement is important in routine clinical practice. Secondly, OCT can visualize the spatially resolved structural changes necessary to observe local tissue changes. Third, OCT can directly monitor changes in tissue temperature, including mechanical displacement.
そのような変位は、位相感度測定（例えば、非特許文献１参照）、スペックル追跡、相関係数（例えば、非特許文献２、３参照）のいずれかを用いて測定できる。つまり、ＯＣＴ測定は、温度膨張測定において重要な役割を持つ。 Such displacement can be measured using any of phase sensitivity measurement (for example, see Non-Patent Document 1), speckle tracking, and correlation coefficient (for example, see Non-Patent Documents 2 and 3). That is, the OCT measurement has an important role in the temperature expansion measurement.
しかしながら、ＯＣＴを用いた従来の測定方法では、Ａスキャン信号の軸方向に関する変位のみを測定する方法（従来の位相感度測定）、Ａスキャン信号の横方向に関する変位のみを測定する方法（従来の相関係数を用いた変位測定）しか存在しなかった。つまり、従来の方法は、断層画像中のある微小領域の変位を二次元的に測定することは困難であった。 However, in the conventional measurement method using OCT, only the displacement in the axial direction of the A scan signal is measured (conventional phase sensitivity measurement), and only the displacement in the lateral direction of the A scan signal is measured (conventional phase). There was only displacement measurement using relational numbers). In other words, it has been difficult for the conventional method to measure the displacement of a minute region in a tomographic image in a two-dimensional manner.
本発明は、上記問題点を解決することを目的とし、ＯＣＴを用いた新規な変位測定装置を提供することを課題とする。 It is an object of the present invention to provide a novel displacement measuring apparatus using OCT with the object of solving the above problems.
本発明は上記課題を解決するために、光コヒーレンストモグラフィーを用いて、被測定物体の奥行き方向の軸に平行な２次元断層画像を同一位置に関して複数取得し、取得された複数の断層画像に基づいて被測定物体の変位を測定する光コヒーレンストモグラフィーによる変位測定装置であって、前記複数の断層画像間での相関係数の減衰を被測定物体の微小領域に関して測定し、軸方向及び横方向における変位量と相関係数の減衰との対応関係を用いて、測定された相関係数の減衰から、軸方向に分解された前記微小領域の変位量を求める構成であることを特徴とする光コヒーレンストモグラフィーによる変位測定装置及び変位測定方法を提供する。 In order to solve the above problems, the present invention acquires a plurality of two-dimensional tomographic images parallel to the axis in the depth direction of an object to be measured with respect to the same position using optical coherence tomography, and based on the acquired plurality of tomographic images. A displacement measuring apparatus using optical coherence tomography for measuring the displacement of an object to be measured, wherein attenuation of a correlation coefficient between the plurality of tomographic images is measured with respect to a minute region of the object to be measured, and is measured in an axial direction and a lateral direction. The optical coherence is characterized in that the amount of displacement of the minute region decomposed in the axial direction is obtained from the measured attenuation of the correlation coefficient using the correspondence between the amount of displacement and the attenuation of the correlation coefficient. Disclosed are a displacement measuring apparatus and a displacement measuring method using tomography.
前記微小領域の軸方向における変位量を、前記微小領域に関する前記複数の断層画像間でのドップラー位相シフト情報を用いて測定し、前記対応関係を用いて、ドップラー位相シフト情報を用いて測定された前記軸方向における変位量と、測定された相関係数の減衰とから、横方向における前記微小領域の変位量を求める構成であることが好ましい。 The amount of displacement in the axial direction of the minute region was measured using Doppler phase shift information between the plurality of tomographic images related to the minute region, and was measured using Doppler phase shift information using the correspondence relationship. It is preferable that the displacement amount of the minute region in the lateral direction is obtained from the displacement amount in the axial direction and the attenuation of the measured correlation coefficient.
断層画像間での変位がない２つの断層画像を参照画像と対象画像としてそれぞれ選択し、
前記参照画像に対して前記対象画像をデジタル処理によって移動させて、前記対応関係を示す所定の理論式の定数パラメータを予め求める構成であることが好ましい。
Select two tomographic images with no displacement between the tomographic images as reference images and target images,
It is preferable that the target image is moved by digital processing with respect to the reference image to obtain in advance a constant parameter of a predetermined theoretical formula indicating the correspondence.
断層画像中の少なくとも一つの画素からなる中心画素と、軸方向及び横方向に関してそれぞれ前記中心画素に隣接する複数の画素を含む領域を、相関領域として、前記複数の断層画像の各断層画像にそれぞれ設定し、前記複数の断層画像間における前記相関領域の相関係数の減衰を求めることによって、被測定物体の微小領域に関して相関係数の減衰を求める構成であることが好ましい。 Each of the tomographic images of the plurality of tomographic images is defined as a correlation region including a central pixel composed of at least one pixel in the tomographic image and a plurality of pixels adjacent to the central pixel in the axial direction and the lateral direction, respectively. It is preferable that the configuration is such that the attenuation of the correlation coefficient is obtained for the minute region of the object to be measured by setting and obtaining the attenuation of the correlation coefficient of the correlation region between the plurality of tomographic images.
各断層画像において、前記相関領域を複数設定し、前記複数の断層画像間における各相関領域の相関係数の減衰を求めることによって、被測定物体の複数の微小領域に関して相関係数の減衰を求め、軸方向に分解された前記微小領域の変位量を複数の微小領域に関して求める構成であることが好ましい。 In each tomographic image, a plurality of correlation regions are set, and the attenuation of the correlation coefficient of each correlation region between the plurality of tomographic images is obtained. It is preferable that the displacement amount of the minute region decomposed in the axial direction is obtained for a plurality of minute regions.
ノイズの影響を除去するように設定された演算式を用いて、相関係数を測定する構成であることが好ましい。 It is preferable that the correlation coefficient is measured using an arithmetic expression set so as to remove the influence of noise.
被測定物体に向けてレーザを照射した場合の被測定物体の変位を測定する構成であることが好ましい。 It is preferable to have a configuration that measures the displacement of the object to be measured when the laser is irradiated toward the object to be measured.
前記微小領域を、前記断層画像中に二次元的に複数設定し、前記対応関係を用いて、各微小領域に関して測定された相関係数の減衰から各微小領域の変位量を求め、各微小領域での変位量の二次元的な分布を示す変位マップを取得する構成であることが好ましい。 A plurality of the micro regions are set two-dimensionally in the tomographic image, and using the correspondence, a displacement amount of each micro region is obtained from the attenuation of the correlation coefficient measured for each micro region, and each micro region is obtained. It is preferable that a displacement map showing a two-dimensional distribution of the displacement amount at is acquired.
前記複数の断層画像は、時間的に連続する複数の断層画像であって、測定された相関係数の減衰から単位時間当たりの前記微小領域の変位量を求める構成であることが好ましい。 Preferably, the plurality of tomographic images are a plurality of time-sequential tomographic images, and the displacement amount of the minute region per unit time is obtained from the measured attenuation of the correlation coefficient.
前記対応関係を用いて、測定された前記軸方向における変位量と、測定された相関係数の減衰とから、横方向における前記微小領域の変位量を求める構成であることが好ましい。 It is preferable that the displacement amount of the minute region in the lateral direction is obtained from the measured displacement amount in the axial direction and the measured attenuation of the correlation coefficient using the correspondence relationship.
従来の測定では、Ａスキャン信号の軸方向に関する変位のみを測定する方法（従来の位相感度測定）、Ａスキャン信号の横方向に関する変位のみを測定する方法（従来の相関係数を用いた変位測定）しか存在しなかったが、本発明に係る光コヒーレンストモグラフィーによる変位測定装置及び測定方法によれば、断層画像中のある微小領域の変位を二次元的に測定することが可能となった。 In the conventional measurement, a method of measuring only the displacement in the axial direction of the A scan signal (conventional phase sensitivity measurement), a method of measuring only the displacement in the lateral direction of the A scan signal (displacement measurement using the conventional correlation coefficient). However, according to the displacement measuring apparatus and measuring method based on optical coherence tomography according to the present invention, it is possible to measure the displacement of a minute region in a tomographic image two-dimensionally.
本発明に係る光コヒーレンストモグラフィーによる変位測定装置及び測定方法（以下、略して「本発明の変位測定装置及び測定方法」とも言う）を実施するための形態を実施例に基づいて図面を参照して、以下に説明する。 An embodiment for carrying out a displacement measuring apparatus and measuring method by optical coherence tomography according to the present invention (hereinafter also referred to as “displacement measuring apparatus and measuring method of the present invention” for short) with reference to the drawings based on the embodiments. This will be described below.
本発明者らは、本発明において、ＯＣＴを用いた二次元的な組織変位測定装置及び測定方法を提案し、レーザ照射中での温度膨張測定も可能とした。本発明の変位測定装置及び測定方法における主な特徴は、本発明の変位測定装置及び測定方法は、ドップラ位相シフトと相関係数の両方を用いて、軸方向と横（側面）方向の変位を測定する構成にある。 In the present invention, the present inventors have proposed a two-dimensional tissue displacement measuring apparatus and measuring method using OCT, and made it possible to measure temperature expansion during laser irradiation. The main feature of the displacement measuring apparatus and measuring method of the present invention is that the displacement measuring apparatus and measuring method of the present invention is capable of measuring axial and lateral (side) direction displacements using both Doppler phase shift and correlation coefficient. It is in the configuration to measure.
以下の実施例の記載では、次の順で、本発明の実施例を明確にする。
（１）まず、本発明の変位測定装置を構成する、また測定方法に使用するための光コヒーレンストモグラフィーを含むシステムについて説明する。
In the description of the following examples, the examples of the present invention will be clarified in the following order.
(1) First, a system including the optical coherence tomography for constituting the displacement measuring apparatus of the present invention and for use in the measuring method will be described.
（２）次に、本発明の原理及び処理動作について順次説明する。即ち、本発明の変位測定装置及び変位測定方法は、その特徴的な構成は、上記のとおり、ドップラ位相シフトと相関係数の両方を用いて、軸方向と横（側面）方向の変位を測定する構成にある。 (2) Next, the principle and processing operation of the present invention will be described sequentially. That is, the displacement measuring apparatus and the displacement measuring method of the present invention are characterized by measuring the displacement in the axial direction and the lateral (side) direction using both the Doppler phase shift and the correlation coefficient as described above. It is in the structure to do.
この構成は、変位測定装置を構成するシステムに含まれるコンピュータに搭載される変位測定のためのプログラムが、コンピュータを、ドップラ位相シフトと相関係数の両方を用いて、軸方向と横（側面）方向の変位を算出するように処理動作（機能）させることで具現化される。従って、変位測定のためのプログラムによる動作について、その原理（本発明の原理）及び処理動作を説明する。 In this configuration, the displacement measurement program installed in the computer included in the system constituting the displacement measuring apparatus is operated by using both the Doppler phase shift and the correlation coefficient in the axial direction and the lateral direction (side surface). This is realized by causing a processing operation (function) to calculate a displacement in a direction. Therefore, the principle (the principle of the present invention) and the processing operation of the operation by the program for measuring displacement will be described.
（３）次に、本発明の変位測定装置及び変位測定方法の効果を確認するために、本発明者らは実験を行った。以下、その実験例について、実験装置、実験結果等について説明する。 (3) Next, in order to confirm the effect of the displacement measuring apparatus and the displacement measuring method of the present invention, the present inventors conducted experiments. Hereinafter, an experimental apparatus, an experimental result, etc. are demonstrated about the experiment example.
（変位測定装置のシステム）
本発明に係る光コヒーレンストモグラフィーによる変位測定装置及び測定方法では、一例として、図２に示すＦＤ−ＯＣＴ１（ＦＤ−ＯＣＴはフーリエドメインＯＣＴの略であり、特開２００７−２９８４６１号公報参照）を使用する。
(Displacement measurement system)
In the displacement measuring apparatus and measuring method by optical coherence tomography according to the present invention, as an example, FD-OCT1 (FD-OCT is an abbreviation for Fourier domain OCT, see JP 2007-298461 A) is used. To do.
ＦＤ−ＯＣＴ１は、図２（ａ）に示すように、広帯域光源２、干渉計３、及び分光器４（スペクトロメータ）とを備えている。このＦＤ−ＯＣＴ１は、低コヒーレンス干渉の原理を用いて奥行き方向の分解能を得ているため、光源として、ＳＬＤ（スーパールミネッセントダイオード）、超短パルスレーザ等の広帯域光源２が用いられる。 As shown in FIG. 2A, the FD-OCT 1 includes a broadband light source 2, an interferometer 3, and a spectroscope 4 (spectrometer). Since the FD-OCT 1 obtains resolution in the depth direction using the principle of low coherence interference, a broadband light source 2 such as an SLD (super luminescent diode) or an ultrashort pulse laser is used as the light source.
広帯域光源２から出た光は、まずビームスプリッター５で物体光と参照光に分割される。このうち物体光は、レンズ６を通してガルバノミラー７で反射され被測定物体８（眼底などの生体試料）を照射し、そこで反射、散乱された後に分光器４に導かれる。 The light emitted from the broadband light source 2 is first split into object light and reference light by the beam splitter 5. Of these, the object light is reflected by the galvanometer mirror 7 through the lens 6 and irradiates the object 8 to be measured (biological sample such as the fundus), where it is reflected and scattered and then guided to the spectroscope 4.
一方、参照光はレンズ９を通して参照鏡１０（平面鏡）で反射された後に物体光と並行に分光器４に導かれる。これらの二つの光は分光器４の回折格子によって同時に分光され、スペクトル領域で干渉し、結果、スペクトル干渉縞がＣＣＤによって計測される。 On the other hand, the reference light is reflected by the reference mirror 10 (plane mirror) through the lens 9 and then guided to the spectroscope 4 in parallel with the object light. These two lights are simultaneously dispersed by the diffraction grating of the spectroscope 4 and interfere in the spectral region. As a result, the spectral interference fringes are measured by the CCD.
このスペクトル干渉縞に対して適当な信号処理を行うことで、被測定物体８のある点における深さ方向１次元の屈折率分布の微分、つまり、反射率分布を得ることが可能となる。さらに、ガルバノミラー７を駆動することによって被測定物体８上の計測点を１次元走査することにより２次元断層画像（ＦＤ−ＯＣＴ画像）を得ることができる。 By performing appropriate signal processing on the spectral interference fringes, it is possible to obtain a differential of the one-dimensional refractive index distribution in the depth direction at a certain point of the measured object 8, that is, a reflectance distribution. Further, a two-dimensional tomographic image (FD-OCT image) can be obtained by driving the galvanometer mirror 7 to one-dimensionally scan the measurement point on the object 8 to be measured.
通常のＯＣＴでは、２次元断層画像を得るために、深さ（光軸）方向の走査（この走査を「Ａ−スキャン」と言い、この方向を「Ａ−方向」、「Ａスキャン方向」とも言う。）と、横方向の操作（この走査を「Ｂ−スキャン」と言い、この方向を「Ｂ−方向」、「Ｂスキャン方向」とも言う。）の２次元の機械的走査が必要なのに対して、ＦＤ−ＯＣＴ１では、Ａ−スキャンは不要で一回の測定で深さ方向の後方散乱データを取得することができるから、Ｂ−スキャンの１次元の機械的走査しか必要とされない。 In normal OCT, in order to obtain a two-dimensional tomographic image, scanning in the depth (optical axis) direction (this scanning is called “A-scan”, and this direction is also referred to as “A-direction” and “A-scan direction”). And two-dimensional mechanical scanning of horizontal operation (this scanning is called “B-scan”, this direction is also called “B-direction”, “B-scan direction”). In FD-OCT1, since A-scan is unnecessary and backscattering data in the depth direction can be acquired by one measurement, only one-dimensional mechanical scanning of B-scan is required.
なお、物体光を走査するための光スキャナとしては、ガルバノミラーに限定されず、ポリゴンミラー、レゾナントスキャナ、音響光学素子（ＡＯＭ）であってもよい。 The optical scanner for scanning the object light is not limited to a galvanometer mirror, but may be a polygon mirror, a resonant scanner, or an acousto-optic device (AOM).
また、物体光と合成させる参照光を生成するための参照光学系としては、マイケルソンタイプであってもよいし、マッハツェンダタイプであっても良い。 The reference optical system for generating the reference light to be combined with the object light may be a Michelson type or a Mach-Zehnder type.
なお、上記例では、参照ミラーを用いた反射光学系を用いたが、透過光学系（例えば、光ファイバー）によって構成されてもよい。透過光学系は、例えば、カップラーからの光を戻さず透過させることにより検出器へと導く。 In the above example, a reflection optical system using a reference mirror is used, but a transmission optical system (for example, an optical fiber) may be used. For example, the transmission optical system guides the light from the coupler to the detector by transmitting the light without returning.
ＦＤ−ＯＣＴ１には、追加的に、図２（ｂ）に示すように、被測定物体８に向けてレーザを照射するためのレーザ照射光学系１００が設けられていてもよい。レーザ照射光学系１００は、例えば、治療用レーザ光を照射し、被測定物体８を凝固するために用いられる。なお、レーザ照射光学系１００は、被測定物体を低侵襲にて治療可能な構成であってもよい（例えば、マイクロパルスレーザー装置、低出力パルスレーザ装置等）。 In addition, the FD-OCT 1 may be provided with a laser irradiation optical system 100 for irradiating the measured object 8 with a laser as shown in FIG. The laser irradiation optical system 100 is used, for example, for irradiating therapeutic laser light and solidifying the object 8 to be measured. The laser irradiation optical system 100 may be configured to be able to treat an object to be measured with minimal invasiveness (for example, a micro pulse laser device, a low output pulse laser device, or the like).
レーザ照射光学系１００には、治療用レーザ光を被測定物体８に対して走査させるための治療レーザ用光スキャナが設けられてもよい。なお、治療レーザ用光スキャナと、ＦＤ−ＯＣＴ１の光スキャナは、同期して制御されてもよい。また、同じ光スキャナが用いられても良い。 The laser irradiation optical system 100 may be provided with a therapeutic laser light scanner for scanning the measurement object 8 with the therapeutic laser light. The therapeutic laser optical scanner and the FD-OCT1 optical scanner may be controlled in synchronization. The same optical scanner may be used.
なお、レーザ照射光学系を備えるＯＣＴの詳細な構成については、例えば、特開２０１２−２１３６３４号公報、特開２０１２−１３５５５０号公報等に記載されている。 The detailed configuration of the OCT including the laser irradiation optical system is described in, for example, Japanese Patent Application Laid-Open Nos. 2012-213634 and 2012-135550.
なお、レーザ照射光学系１００の光軸は、光路結合部材（例えば、ダイクロイックミラー、ハーフミラー等）２００によってＦＤ−ＯＣＴ１の光軸と同軸に配置される。 Note that the optical axis of the laser irradiation optical system 100 is arranged coaxially with the optical axis of the FD-OCT 1 by an optical path coupling member (for example, dichroic mirror, half mirror, etc.) 200.
以下の説明では、被測定物体１が眼の網膜であって、レーザ照射中の網膜の変位を測定する場合を例として説明する。被測定物体１は、眼に限定されない生体であってもよいし、生体でなくてもよい。 In the following description, a case where the object 1 to be measured is the retina of the eye and the displacement of the retina during laser irradiation is measured will be described as an example. The object to be measured 1 may be a living body that is not limited to eyes or may not be a living body.
ＦＤ−ＯＣＴ１は、装置全体を制御するコンピュータ３００のプロセッサ（ＣＰＵ）によって制御される。コンピュータ３００は、取得された画像を処理する画像処理部として用いられる。また、ＦＤ−ＯＣＴ１によって取得される画像は、コンピュータ３００の記憶部に記憶されるように構成する。 The FD-OCT 1 is controlled by a processor (CPU) of a computer 300 that controls the entire apparatus. The computer 300 is used as an image processing unit that processes acquired images. The image acquired by the FD-OCT 1 is configured to be stored in the storage unit of the computer 300.
この記憶部には、ＦＤ−ＯＣＴ１を動作させるためのプログラムが格納されており、また後述する変位測定のための処理動作を行うためのプログラムが格納されている。このように、コンピュータに搭載される変位測定のためのプログラムが、コンピュータを、ドップラ位相シフトと相関係数の両方を用いて、軸方向と横（側面）方向の変位を算出する処理動作（機能）させるようにする。 The storage unit stores a program for operating the FD-OCT 1 and also stores a program for performing a processing operation for displacement measurement described later. In this way, the displacement measurement program installed in the computer uses the computer to calculate the displacement in the axial and lateral (side) directions using both the Doppler phase shift and the correlation coefficient (functions). )
（本発明の原理）
特定の画素でのＯＣＴ信号sは、下記の数１に示す式（１）のように、ランダムに分布した散乱体の複素反射率ａ（ｒ）と、点像分布関数（ＰＳＦ：point spread function）ｈ（ｒ）と、のコンボリューション（＊）によって表現される。
(Principle of the present invention)
An OCT signal s at a specific pixel is obtained by using a complex reflectance a (r) of a randomly distributed scatterer and a point spread function (PSF: point spread function) as shown in the following equation (1). ) H (r) and a convolution (*).
ここで、ｒ＝（ｘ、ｙ、ｚ）は、デカルト（Ｃａｒｔｅｓｉａｎ）座標における位置ベクトルである。（ｘ、ｙ）は、横方向の位置を示す。ｚは深さ位置を示す。 Here, r = (x, y, z) is a position vector in Cartesian coordinates. (X, y) indicates a horizontal position. z indicates a depth position.
仮に、散乱現象の数が十分大きい場合、確率変数Ｓは、複素の円周標準正規分布に従う確率変数として考慮される。加えて、測定における加算的ノイズＮは、複素の円周標準正規分布に従い、ＯＣＴ信号Ｓから独立する。 If the number of scattering phenomena is sufficiently large, the random variable S is considered as a random variable that follows a complex circumferential standard normal distribution. In addition, the additive noise N in the measurement follows a complex circumferential standard normal distribution and is independent of the OCT signal S.
それらの加算、すなわちＧ＝Ｓ＋Ｎによって与えられる測定信号Gは、また、複素の円周標準正規分布に従う確率変数である。ここで、２つの測定された信号Ｇ１とＧ２との間の母集団の複素相関係数は、次の数2に示す数式で定義される。 The measurement signal G given by their addition, ie G = S + N, is also a random variable that follows a complex circumferential standard normal distribution. Here, the complex correlation coefficient of the population between the two measured signals G1 and G2 is defined by the following equation (2).
ここで、振幅ρは、母集団の複素相関係数を表し、位相差Φは、母集団の位相シフトを示し、添字（subcript）＊は、複素共役を示す。 Here, the amplitude ρ represents the complex correlation coefficient of the population, the phase difference Φ represents the phase shift of the population, and the subscript * represents the complex conjugate.
測定信号Ｇｉ（ｉ＝１、２）を、ＯＣＴ信号Ｓｉと追加的ノイズＮｉに置換することによって、ＯＣＴ信号Ｓ１とＳ２との間の母集団の信号相関係数は、次の数３に示す数式で定義され、下記の数４に示す式（２）のように書き換えられる。 By replacing the measurement signal G i (i = 1, 2) with the OCT signal S i and the additional noise N i , the signal correlation coefficient of the population between the OCT signals S 1 and S 2 is And is rewritten as equation (2) shown in equation 4 below.
ここで、ＳＮＲ１ −１とＳＮＲ２ −１は、各測定における信号対ノイズ比の期待値であり、次の数５に示す数式として定義される。 Here, SNR 1 −1 and SNR 2 −1 are expected values of the signal-to-noise ratio in each measurement, and are defined as mathematical formulas shown in the following equation (5).
この数式によって、信号対ノイズ比の影響無しで、信号相関係数が求められる。この数式に関するさらなる詳細は、17. S. Makita, F. Jaillon, I. Jahan, and Y. Yasuno, “Noise statistics of phase-resolved optical coherence tomography imaging: single-and dual-beam-scan Doppler optical coherence tomography,”Opt. Express 22(4), 4830-4848 (2014)に記載されている。 With this formula, the signal correlation coefficient can be obtained without the influence of the signal-to-noise ratio. For more details on this formula, see 17. S. Makita, F. Jaillon, I. Jahan, and Y. Yasuno, “Noise statistics of phase-resolved optical coherence tomography imaging: single-and dual-beam-scan Doppler optical coherence tomography. , “Opt. Express 22 (4), 4830-4848 (2014).
二次元変位測定において、変位前後の信号相関係数は、次の数６に示す数式として書き換えられる。Ｃは、散乱過程と、走査システムの再現性の影響を示した定数である。ρｈは、ＰＳＦｓの相関係数であり、Δｘは横方向の変位であり、Δｚは軸方向の変位である。 In the two-dimensional displacement measurement, the signal correlation coefficient before and after the displacement is rewritten as the following mathematical formula 6. C is a constant indicating the influence of the scattering process and the reproducibility of the scanning system. ρ h is a correlation coefficient of PSF s , Δx is a lateral displacement, and Δz is an axial displacement.
ここで、画像面内（in-plane）と剛体（rigid-body）の変位のみが考慮される。言い換えれば、他のファクターによって引き起こされる相関係数の減少が考慮されない。他のファクターとしては、画像面外（out-of-plane）の変位Δｙ、非剛体の変位、すなわち、散乱体分布の歪み（deformation of scatterer distribution）が挙げられる。 Here, only in-plane and rigid-body displacements are considered. In other words, the reduction of the correlation coefficient caused by other factors is not taken into account. Other factors include out-of-plane displacement Δy, non-rigid displacement, ie, deformation of scatterer distribution.
サンプル上でのビームプロファイルをガウス関数、光源のスペクラム形状をガウス関数と仮定すると、ＰＳＦは、次の数７に示す数式として表される。 Assuming that the beam profile on the sample is a Gaussian function and the spectrum shape of the light source is a Gaussian function, the PSF is expressed by the following equation (7).
ここで、ｗは、１／ｅ２でのガウシアンビームスポット半径であり、Δｋは、光源のガウシアンスペクトラムの１／ｅ２での最大幅であり、ｚ０は、干渉計におけるゼロディレイでの深さ位置である。 Where w is the Gaussian beam spot radius at 1 / e 2 , Δk is the maximum width at 1 / e 2 of the Gaussian spectrum of the light source, and z 0 is the depth at zero delay in the interferometer. It is the position.
信号相関係数は、以前の研究（例えば、X. Liu, Y. Huang, and J. U. Kang, “Distortion-free freehand-scanning OCT implemented with real-time scanning speed variance correction,” Optics Express 20, 16567-16583 (2012)）に類似した手法で、次の数８に示す式（３）として書き換えられる。 Signal correlation coefficients have been calculated in previous studies (eg X. Liu, Y. Huang, and JU Kang, “Distortion-free freehand-scanning OCT implemented with real-time scanning speed variance correction,” Optics Express 20, 16567-16583. (2012)) is rewritten as Equation (3) shown in Equation 8 below.
信号相関係数は、変位の関数として減少し、それは、ガウシアン関数に従う。つまり、相関係数は、変位量に対してガウス関数的に減衰する。式（３）を横方向の変位Δｘについて解くと、次の数９に示す式（４）として表される。 The signal correlation coefficient decreases as a function of displacement, which follows a Gaussian function. That is, the correlation coefficient attenuates in a Gaussian function with respect to the displacement amount. When Expression (3) is solved with respect to the displacement Δx in the horizontal direction, it is expressed as Expression (4) shown in Equation 9 below.
よって、式（３）からＯＣＴ画像の平面内での移動量は、相関係数の減衰から理論的に推定できる。 Therefore, the amount of movement in the plane of the OCT image can be theoretically estimated from the correlation coefficient attenuation from Equation (3).
軸方向の変位は、複素相関係数の位相ΔΦを得ることによって取得される。このドップラシフトは、アンラップされ、以下の数１０の式（５）を用いた軸方向の変位に変換される。ここで、ｎはサンプルの屈折率、λは光源の中心波長、Φunwrappedは、アンラップされた位相シフトである。 The axial displacement is obtained by obtaining the phase ΔΦ of the complex correlation coefficient. This Doppler shift is unwrapped and converted into an axial displacement using Equation (5) below. Where n is the refractive index of the sample, λ is the center wavelength of the light source, and Φunwrapped is the unwrapped phase shift.
（処理動作）
＜処理ステップ＞
ＯＣＴ Ａラインは、スペクトル干渉縞のフーリエ変換を用いることによって取得される。スペクトルインターフェログラムは、波数空間においてリサンプルされ、再形成（reshaped）されてガウシアンプロファイルを持つ。
(Processing operation)
<Process steps>
The OCT A line is obtained by using the Fourier transform of spectral interference fringes. The spectral interferogram is resampled in wave number space and reshaped to have a Gaussian profile.
その分散は、計算上補正される。複数のＯＣＴ Ｂスキャンは、下記数１１の式で表されるように、サンプルの同一位置で繰り返しプローブビームを走査することによって取得される。ここで、Ｎは、Ｂスキャンの数である。 The variance is corrected for calculation. A plurality of OCT B scans are acquired by repeatedly scanning the probe beam at the same position of the sample as represented by the following equation (11). Here, N is the number of B scans.
本発明の変位測定装置及び測定方法によって、ＯＣＴＢスキャン間において、空間的に分解された二次元変位を測定する。変位測定のための処理ステップは、図１のフローチャートにおいて要約される。 The spatially resolved two-dimensional displacement is measured between OCTB scans by the displacement measuring apparatus and measuring method of the present invention. The processing steps for displacement measurement are summarized in the flowchart of FIG.
前処理において、分解能と、式（３）内の定数パラメータ(w;Δk;C)と、が求められる。分解能パラメータは、Ｂスキャンにおいて不変にセットされうる。しかし実際には、分解能パラメータは、収差による空間的な位置、散乱過程、ノイズの寄与、によって変化する。そこで、変位測定前の全画素に関するパラメータを求めてもよい。 In the preprocessing, resolution and a constant parameter (w; Δk; C) in Expression (3) are obtained. The resolution parameter can be set unchanged in the B-scan. However, in practice, the resolution parameter varies depending on the spatial position due to the aberration, the scattering process, and the noise contribution. Therefore, parameters regarding all pixels before displacement measurement may be obtained.
後処理では、相関係数、ドップラー位相シフト、求められたパラメータを用いて、全画素に関する横方向と軸方向の変位が計算されてもよい。各画素での変位は、Kx×Kzの画素ブロックの中で近接する画素を用いて計算される。KxとKzは、それぞれ横方向と軸方向におけるKernelサイズである。 In post-processing, the lateral and axial displacements for all pixels may be calculated using the correlation coefficient, Doppler phase shift, and determined parameters. The displacement at each pixel is calculated using adjacent pixels in a Kx × Kz pixel block. Kx and Kz are kernel sizes in the horizontal and axial directions, respectively.
＜前処理＞
前処理において、以下のステップをとることによってデータ処理される。最初のステップでは、相関係数ρsimulationは、参照Ｂスキャンと、デジタル処理によってシフトされたＢスキャンと、の間で計算される。
<Pretreatment>
In the preprocessing, data processing is performed by taking the following steps. In the first step, the correlation coefficient ρsimulation is calculated between the reference B scan and the digitally shifted B scan.
この目的のため、変位がない２つの連続するＢスキャンｇｒ(ｘ，ｙ)とｇｒ+１(ｘ，ｙ)が選択される。一方は、参照Ｂスキャンとして用いられ、他方は、対象Ｂスキャンとして用いられる（図１（ア）参照）。 For this purpose, two consecutive B-scans g r (x, y) and g r + 1 (x, y) with no displacement are selected. One is used as a reference B scan, and the other is used as a target B scan (see FIG. 1A).
対象Ｂスキャンは、デジタル処理によってシフトされたＢスキャンを生成するため、ゼロパッディング（zero-padding）を用いてリサンプルされる。ここで、対象Ｂスキャンは、横方向にシフトされる。シフトされたＢスキャンは、次の数１２の数式として示される。ｄは、一定の変位量である。 The target B-scan is resampled using zero-padding to generate a B-scan shifted by digital processing. Here, the target B scan is shifted in the horizontal direction. The shifted B scan is shown as the following equation (12). d is a constant displacement amount.
ｇｒ(ｘ，ｙ)とｇｒ+１(ｘ＋Δｘｌ，ｙ)との間の相関は、次の数１３に示す式（６）を用いて計算される（図１（イ）参照）。ρｃは、計算された相関係数であり、Ｒは参照Ｂスキャンの識別情報、Ｔは対象Ｂスキャンの識別情報である。 The correlation between g r (x, y) and g r + 1 (x + Δx l , y) is calculated using Equation (6) shown in the following Equation 13 (see FIG. 1 (A)). is [rho c, a calculated correlation coefficient, R represents the identification information of the reference B-scan, T is identification information of the target B-scan.
ここで、例えば、７×７ピクセルのＫｅｒｎｅｌサイズが用いられる。ＳＮＲｎ(ｘ，ｙ)は、次の数１４に示す式（７）によって与えられる。Ｎは、ノイズフロアである。 Here, for example, a Kernel size of 7 × 7 pixels is used. SNR n (x, y) is given by equation (7) shown in the following equation (14). N is a noise floor.
この計算は、式（２）に基づくので、ノイズに対してよりロバストである。実際、ノイズフロアは、測定前に記録される。しかし、ノイズ成分は、確率論的である。計算されたＳＮＲは、真のＳＮＲといつも対応しない。同様なことは、計算された相関係数でも起こる。例えば、いくつかのケースにおいて相関係数が１より大きくなることがある。 Since this calculation is based on equation (2), it is more robust to noise. In fact, the noise floor is recorded before measurement. However, the noise component is probabilistic. The calculated SNR does not always correspond to the true SNR. The same thing happens with the calculated correlation coefficient. For example, the correlation coefficient may be greater than 1 in some cases.
第２のステップでは、最小二乗フィッティングは、式（３）における横方向の分解能パラメータを見つけるために、全ての画素に関して行われる。 In the second step, least squares fitting is performed on all pixels to find the lateral resolution parameter in equation (3).
第１のステップにおいて取得され、計算上シミュレートされた相関係数ρｓｉｍｕｌａｔｉｏｎ(Δｘｌ、０)は、全ての画素に関して、数学モデルρｓ(Δｘｌ，０;Ｃ，ｗ)にフィットされる。次の数１５に示されるフィットされたパラメータは、下記の数１６に示される等式（８）によって与えられる。 The correlation coefficient ρ simulation (Δx 1 , 0) obtained and calculated in the first step is fitted to the mathematical model ρ s (Δx 1 , 0; C, w) for all pixels. . The fitted parameter shown in equation 15 below is given by equation (8) shown in equation 16 below.
同時に、上記処理ステップ１と２は、全ての画素に関して、軸方向の分解能パラメータΔｋを見つけるために行われる。 At the same time, the above processing steps 1 and 2 are carried out to find the axial resolution parameter Δk for all pixels.
最後のステップでは、定数パラメータＣ´は、選択された連続するＢスキャンｇｒ(ｘ，ｙ)とｇｒ+１(ｘ，ｙ)との間の相関によって決定される。結果として求められた次の数１７で示されるパラメータは、ロバスト変位測定を提供する（図１（ウ）参照）。 In the last step, the constant parameter C ′ is determined by the correlation between the selected successive B-scans g r (x, y) and g r + 1 (x, y). The resulting parameter given by the following equation 17 provides a robust displacement measurement (see FIG. 1 (c)).
後処理において、以下のようにデータ処理される。第１に、変位後に取得される対象Ｂスキャンｇｔ（ｘ，ｙ）が選択され（図１（エ）参照）、相関係数ρｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔ(ｘ，ｙ)（図１（オ）参照）とドップラー位相シフトΔφ(ｘ，ｙ)（図１（カ）参照）は、参照Ｂスキャンｇｒ（ｘ，ｙ）と対象Ｂスキャンｇｔ（ｘ、ｙ）との間で計算される。 In post-processing, data processing is performed as follows. First, the target B scan g t (x, y) acquired after displacement is selected (see FIG. 1D), the correlation coefficient ρ measurement (x, y) (see FIG. 1O ) and The Doppler phase shift Δφ (x, y) (see FIG. 1 (f)) is calculated between the reference B scan g r (x, y) and the target B scan g t (x, y).
相関係数ρｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔ(ｘ，ｙ)は、式（６）を用いて取得され、測定されたドップラー位相シフトΔφ(ｘ，ｙ)は、次の数１８に示される式（９）によって与えられる（図１（カ）参照）。 The correlation coefficient ρ measurement (x, y) is obtained using equation (6), and the measured Doppler phase shift Δφ (x, y) is given by equation (9) shown in the following equation (18). (See FIG. 1 (f)).
測定された位相シフトは、優先順位付き経路追従法を用いてアンラップされる（[20] D. C. Ghiglia and M. D. Pritt, Two-dimensional phase unwrapping: theory, algorithms, and software, (Wiley, New York, 1998). 参照）。 The measured phase shift is unwrapped using a prioritized path following method ([20] DC Ghiglia and MD Pritt, Two-dimensional phase unwrapping: theory, algorithms, and software, (Wiley, New York, 1998) .)
軸方向の変位Δｚ（ｘ，ｙ）は、式（５）を用いてアンラップされた位相シフトから変換される（図１（キ）参照）。横方向の変位Δｘ（ｘ，ｙ）は、測定された相関係数ρｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔ(ｘ，ｙ)、測定された軸方向の変位Δｚ（ｘ，ｙ）、求められた次の数１９に示される定数及び分解能パラメータを式（４）に代入することによって取得される（図１（ク）参照）。 The axial displacement Δz (x, y) is converted from the unwrapped phase shift using equation (5) (see FIG. 1 (K)). The lateral displacement Δx (x, y) is represented by the measured correlation coefficient ρ measurement (x, y), the measured axial displacement Δz (x, y), and the following equation 19 obtained. It is obtained by substituting constants and resolution parameters into equation (4) (see FIG. 1 (c)).
（実験例）
本発明に係る光コヒーレンストモグラフィーによる変位測定装置及び測定方法の効果を確認するために、本発明者らは実験を行った。以下、その実験例について説明する。
(Experimental example)
In order to confirm the effect of the displacement measuring apparatus and measuring method by optical coherence tomography according to the present invention, the present inventors conducted experiments. Hereinafter, the experimental example will be described.
実験装置として利用した光コヒーレンストモグラフィーは、図２に示したＦＤ−ＯＣＴ１である。その具体的な仕様等について以下説明するが、もちろん、以下の装置は、実験装置を具体的に示したに過ぎず、本実施形態の装置は、下記の実験装置に限定されない。 The optical coherence tomography used as an experimental apparatus is FD-OCT1 shown in FIG. Although the specific specification etc. are demonstrated below, of course, the following apparatuses only showed the experimental apparatus concretely, and the apparatus of this embodiment is not limited to the following experimental apparatus.
実験装置のＦＤ−ＯＣＴ１としては、広帯域光源２として１μｍＳＬＤ光源（スーパー・ルミネッセント・ダイオード）を使用したＳＤ−ＯＣＴ（スペクトラルドメインＯＣＴ）が用いられる。 As the FD-OCT 1 of the experimental apparatus, SD-OCT (spectral domain OCT) using a 1 μm SLD light source (super luminescent diode) as the broadband light source 2 is used.
使用した１μｍＳＬＤ光源は、１．０２μｍの中心波長を持ち、１００ｎｍのスペクトル帯域を持つ。理論的な軸方向の分解能は、組織の中で３．４μｍであり、測定された軸方向の解像度は、組織の中で５．９μｍであった。 The 1 μm SLD light source used has a center wavelength of 1.02 μm and a spectral band of 100 nm. The theoretical axial resolution was 3.4 μm in the tissue, and the measured axial resolution was 5.9 μm in the tissue.
光源からの光は、ビームスプリッター５（例えば、５０／５０ファイバーカップラ）によって分割され、サンプル（物体）アームと参照アームに送られる。サンプルアームにおいて、光は、ＯＣＴのＢスキャンを取得するために、ガルバノミラー７によって横方向に走査される。 Light from the light source is split by a beam splitter 5 (eg, 50/50 fiber coupler) and sent to a sample (object) arm and a reference arm. In the sample arm, light is scanned laterally by the galvanometer mirror 7 to obtain an OCT B-scan.
画像サイズは、１０２４画素（水平）×５１２画素（垂直）である（１．５ｍｍ×１．３ｍｍ）。スペクトラル干渉縞は、分光器（スペクトロメータ）４によって検出される。スペクトロメータには、高速InGaAsラインセンサが用いられた。 The image size is 1024 pixels (horizontal) × 512 pixels (vertical) (1.5 mm × 1.3 mm). Spectral interference fringes are detected by a spectrometer 4. A high-speed InGaAs line sensor was used for the spectrometer.
実験装置は、９１，９１１ Ａ−ｓｃａｎｓ/ｓのラインレートで駆動される。プローブビームパワーは、１．８６ｍＷ、測定された感度は、２．２ｄｂの再結合損失を含む９３ｄｂであった。 The experimental apparatus is driven at a line rate of 91,911 A-scans / s. The probe beam power was 1.86 mW and the measured sensitivity was 93 db with 2.2 db recombination loss.
被計測物体８として組織ファントム（phantom）（疑似組織）を使用し、これは、図２（ａ）に示すように、サンプルアームで測定される。ファントムは、ゼラチン粉１０ｇ、intralipid（脂肪乳剤イントラリピッド）、温水５０ｍｌによって作成された。 A tissue phantom (pseudo-tissue) is used as the object 8 to be measured, and this is measured with a sample arm as shown in FIG. The phantom was made with 10 g of gelatin powder, intralipid (fat emulsion intralipid), and 50 ml of warm water.
組織ファントムは、移動ステージによって変位される。最大移動範囲は２０μｍであり、その際の軸上の絶対精度が１μｍである。対物レンズの焦点距離は、１６ｍｍであり、ガウシアンビームウェストサイズは、１０μｍであった。 The tissue phantom is displaced by the moving stage. The maximum movement range is 20 μm, and the absolute accuracy on the axis at that time is 1 μm. The focal length of the objective lens was 16 mm, and the Gaussian beam waist size was 10 μm.
また、被計測物体８として豚眼の網膜を使用し、これも、図２（ｂ）に示すように、サンプルアームで測定された。豚眼は、死後１２時間内に摘出され測定された。５３２ｎｍのレーザ照射光学系１００からの光凝固レーザーは、豚眼を照射するために用いられる。レーザ出力は、０．２ｍＷ、照射時間は、０．０２秒であった。 In addition, a pig eye retina was used as the object to be measured 8, and this was also measured with a sample arm as shown in FIG. 2 (b). Pig eyes were removed and measured within 12 hours after death. The photocoagulation laser from the laser irradiation optical system 100 of 532 nm is used for irradiating the pig eye. The laser output was 0.2 mW and the irradiation time was 0.02 seconds.
光凝固レーザーと広帯域光源２からのＯＣＴ照射ビームとの中心軸は、図２（ｂ）に示すように、同軸に位置合わせされる。レーザが照射された組織は、照射スポットの中心から膨張あるいは収縮し、横方向の変位は、照射ビームの軸を中心に軸対称となると推測される。 The central axes of the photocoagulation laser and the OCT irradiation beam from the broadband light source 2 are aligned coaxially as shown in FIG. The tissue irradiated with the laser expands or contracts from the center of the irradiation spot, and the lateral displacement is presumed to be axisymmetric about the axis of the irradiation beam.
相関係数を用いた変位測定は、実験的に確認された。移動ステージに配置された組織ファントムは、複数のＢスキャンを取得中において、段階的に、横方向又は軸方向に変位される。 The displacement measurement using the correlation coefficient has been confirmed experimentally. The tissue phantom arranged on the moving stage is displaced stepwise in the lateral direction or the axial direction while acquiring a plurality of B scans.
サンプルの位置は、０．２μｍの大きさで増加され、各位置で毎回１６Ｂスキャンが取得される。全体として、２５６Ｂスキャンが取得され、変位の合計は、３μｍであった。変位は、参照Ｂスキャンと他のＢスキャンとの間で測定された。 The position of the sample is increased by a size of 0.2 μm, and a 16B scan is acquired each time at each position. Overall, 256B scans were acquired and the total displacement was 3 μm. The displacement was measured between the reference B scan and the other B scan.
相関係数は、式（６）を用いて、参照Ｂスキャンと他のＢスキャンとの間で計算される。計算上シミュレートされた相関係数は、上記のように、参照Ｂスキャンと、デジタル処理によってシフトされたＢスキャンと、の間で計算される。それらは、図３（ａ）に示されるように、ランダムに選択された位置で観察される。 The correlation coefficient is calculated between the reference B scan and another B scan using equation (6). A computationally simulated correlation coefficient is calculated between the reference B scan and the digitally shifted B scan as described above. They are observed at randomly selected positions as shown in FIG. 3 (a).
測定された相関係数（図４において矩形の棒状部に示される）と、計算上シミュレートされた相関係数（線と棒状部の交点で示される）は、図４に示すように、変位の関数としてプロットされる。なお、図４（ａ）は組織ファントムについての結果であり、図４（ｂ）は豚眼の網膜に関する結果である。 The measured correlation coefficient (indicated by the rectangular bar in FIG. 4) and the computationally simulated correlation coefficient (indicated by the intersection of the line and bar) are shown in FIG. Is plotted as a function of. 4A shows the results for the tissue phantom, and FIG. 4B shows the results for the pig eye retina.
計算上シミュレートされた相関係数は、単調に減少し、測定された相関係数と一致する。それらの結果は、相関係数の低下が、サンプルの位置に依存していることを示している。これは、最小二乗フィッティングが、全ての画素に対して要求されることを示している。 The computationally simulated correlation coefficient decreases monotonically and is consistent with the measured correlation coefficient. These results show that the decrease in correlation coefficient is dependent on the position of the sample. This indicates that least square fitting is required for all pixels.
しかしながら、もし、ある閾値を変位が超えると、非相関の影響が重大となる。相関係数は、振動を開始し、もはや信頼性がなくなる。そこで、フィッティングは、信頼性がある範囲内でのみ行われる。この制限は、本手段の測定可能範囲を示している。実験装置のシステムでは、閾値は、大体、１０μｍより少なかった。フィッティングの範囲は、３μｍより少なかった。 However, if the displacement exceeds a certain threshold, the uncorrelated effects become significant. The correlation coefficient starts to oscillate and is no longer reliable. Therefore, fitting is performed only within a reliable range. This limitation indicates the measurable range of this means. In the experimental apparatus system, the threshold was generally less than 10 μm. The range of fitting was less than 3 μm.
なお、レーザ照射された被計測物体である組織ファントム、豚眼の網膜等の変位は、数ミクロンよりも小さいことが予想されるので、測定範囲の制限は、大きな問題ではない。つまり、本発明の変位測定装置及び測定方法は、温度膨張のモニタリングに適している。 Note that the displacement of the tissue phantom, the pig eye retina, and the like, which are laser irradiated objects to be measured, is expected to be smaller than a few microns, so the limitation of the measurement range is not a big problem. That is, the displacement measuring apparatus and measuring method of the present invention are suitable for monitoring temperature expansion.
測定された横方向と軸方向の変位は、移動ステージの位置検知出力と比較され、全てのＢスキャンに関して記憶される。横方向と軸方向の変位測定の能力は、図３（ｂ）に示されるように、選択された関心領域において評価される。強度が１０ｄｂより少ない画素と、移動ステージの過渡的な反応（transient response）を受けた画素は、無視される。 The measured lateral and axial displacements are compared with the position detection output of the moving stage and stored for all B scans. The ability to measure lateral and axial displacement is evaluated in selected regions of interest, as shown in FIG. 3 (b). Pixels with an intensity less than 10 db and pixels that have undergone a transient response of the moving stage are ignored.
以下のパラメータは、変位を取得するために用いられる。 The following parameters are used to obtain the displacement.
上記数２０で示されるパラメータは、計算上シミュレートされた相関係数を、数学的なモデル関数にフィッティングすることによって与えられる。 The parameter shown in the above equation 20 is given by fitting a computationally simulated correlation coefficient to a mathematical model function.
上記数２１で示されるパラメータは、測定された相関係数を、数学的なモデル関数にフィッティングすることによって与えられる。 The parameter shown in the above equation 21 is given by fitting the measured correlation coefficient to a mathematical model function.
上記数２２で示されるパラメータは、従来（conventionally）で使用されるように一定に設定される。変位測定の能力は、図５に要約される。図５（ａ）は測定された横方向における変位をリニアにプロットしたものであり、上記関心領域での最頻値がプロットされている。 The parameter shown by the above equation 22 is set to be constant so as to be used conventionally. The ability to measure displacement is summarized in FIG. FIG. 5A is a linear plot of the measured displacement in the lateral direction, and the mode value in the region of interest is plotted.
図５（ｂ）は測定された横方向の変位のＲＭＳエラーがプロットされている。図５（ｃ）は測定された軸方向の変位のリニアなプロットである。図５（ｄ）は測定された軸方向の変位のＲＭＳエラーのプロットである。 FIG. 5 (b) plots the measured lateral displacement RMS error. FIG. 5 (c) is a linear plot of the measured axial displacement. FIG. 5 (d) is a plot of the measured axial displacement RMS error.
上記数２３に示されるフィッティングされたパラメータは、最小のＲＭＳエラーを提供する。 The fitted parameter shown in Equation 23 above provides the minimum RMS error.
上記数２４に示されるフィッティングされたパラメータは、最大のＲＭＳエラーを示した。 The fitted parameter shown in equation 24 above showed the largest RMS error.
言い換えれば、固定されたパラメータを用いて測定された変位は、より大きな変化があった。それは、パラメータの算出がロバストな変位測定に導くことを示している。 In other words, the displacement measured using fixed parameters had a greater change. It shows that the parameter calculation leads to a robust displacement measurement.
一方、フィッティングされた次の数２５に示されるパラメータは、固定されたパラメータよりも良い能力を示した。それは、本発明の変位測定装置及び測定方法が、ロバストな変位測定が可能であることを示している。ＲＭＳエラーは、２．８μｍの変位で、０．６μｍより少ない。 On the other hand, the parameter shown in the next fitted equation (25) showed better performance than the fixed parameter. It shows that the displacement measuring apparatus and measuring method of the present invention can perform robust displacement measurement. The RMS error is less than 0.6 μm with a displacement of 2.8 μm.
位置センサーからの大きなずれは、０．４μｍより小さな変位で見つかった。これは、１より大きな相関係数の変位は、０に強制的に変換されるためである。 Large deviations from the position sensor were found with displacements smaller than 0.4 μm. This is because the displacement of the correlation coefficient larger than 1 is forcibly converted to 0.
また、フィッティングされた次の数２６に示されるパラメータの場合、位置センサーからのずれは、変位と共に増加する。これは、主に、計算上のシミュレーションが、追加的なノイズの寄与を考慮しないからである。 Further, in the case of the parameter shown in the following equation 26 after fitting, the deviation from the position sensor increases with the displacement. This is mainly because the computational simulation does not consider the contribution of additional noise.
レーザ照射は、Ｂスキャンの連続が取得される間において、豚眼の網膜に行われた。レーザ照射による温度に伴う組織の変化は、ＯＣＴ強度、ドップラー位相シフト、相関係数、及び変位マップによってモニタリングされる。色分けされた変位マップは、色（Ｈｕｅ）が、ずれの方向を示し、その彩度が、変位の大きさを示しており、明度は、ＯＣＴ強度によって与えられる。 Laser irradiation was performed on the retina of the pig eye while B-scan continuations were acquired. Changes in tissue with temperature due to laser irradiation are monitored by OCT intensity, Doppler phase shift, correlation coefficient, and displacement map. In the color-coded displacement map, the color (Hue) indicates the direction of deviation, the saturation indicates the magnitude of the displacement, and the lightness is given by the OCT intensity.
レーザ照射中の代表的な画像は、図６に示される。図６（ａ）はＯＣＴのＢスキャンの強度画像であり、図６（ｂ）はＨＳＬ（色相（Hue）、彩度（Saturation）、輝度（Lightness/Luminance または Intensity））での変位マップであり、マップのＨｕｅと膨張は、変位ベクトルの方向と大きさによって与えられる。 A typical image during laser irradiation is shown in FIG. Fig. 6 (a) is an intensity image of OCT B-scan, and Fig. 6 (b) is a displacement map in HSL (Hue, Saturation, Luminance (Lightness / Luminance or Intensity)). The Hue and expansion of the map is given by the direction and magnitude of the displacement vector.
図６（ｃ）は測定された相関係数を示す画像であり、図６（ｄ）は測定されたドップラー位相シフトを示す画像であり、アンラッピング前のドップラー位相シフトを示す画像である。 FIG. 6C is an image showing the measured correlation coefficient, and FIG. 6D is an image showing the measured Doppler phase shift, which is an image showing the Doppler phase shift before unwrapping.
これらの画像からみて、また、組織ファントムについて動的な温度変化が、見られた。また、内網膜での大きな位相シフトと、網膜色素上皮複合体（ＲＰＥ complex）での重大な相関係数の低下と、が見られた。ＯＣＴ強度は、十分な変化を示さなかった。測定された変位は、明らかに変位マップによって視覚化された。 In view of these images, a dynamic temperature change was also seen for the tissue phantom. In addition, a large phase shift in the inner retina and a significant reduction in correlation coefficient in the retinal pigment epithelium complex (RPE complex) were observed. The OCT intensity did not show a sufficient change. The measured displacement was clearly visualized by a displacement map.
豚の網膜等についての横方向と縦方向の変位は、図７（ａ）と図７（ｂ）にそれぞれ示された。内網膜層の照射領域は、図７（ａ）に示すように軸方向に変位される。網膜色素上皮複合体は、図７（ｂ）に示すように、非常に大きく、横方向に変位された。 The horizontal and vertical displacements for the pig retina and the like are shown in FIGS. 7 (a) and 7 (b), respectively. The irradiation area of the inner retinal layer is displaced in the axial direction as shown in FIG. The retinal pigment epithelium complex was very large and laterally displaced, as shown in FIG. 7 (b).
時間依存性を理解するため、内網膜層の軸方向での変位と、網膜色素上皮複合体の横方向での変位は、図８に示すように、ＢスキャンＩＤの関数としてプロットされた。変位の増加は、レーザ照射中において明らかである。冷却状態において、軸方向における変位の緩やかな減少が見受けられ、漸近的に一定値に向かっている。一方、横方向の変位は増加した状態のままであり、軸方向の変位よりも十分に大きい。 In order to understand the time dependence, the axial displacement of the inner retinal layer and the lateral displacement of the retinal pigment epithelium complex were plotted as a function of B-scan ID, as shown in FIG. The increase in displacement is evident during laser irradiation. In the cooling state, a gradual decrease in displacement in the axial direction is observed, and asymptotically approaches a constant value. On the other hand, the lateral displacement remains in an increased state and is sufficiently larger than the axial displacement.
＜レーザ照射中の温度変化＞
図８に示すように、豚の網膜内層の軸方向における変位の緩やかな減少は、レーザ照射後だけに見られた。横方向の変位は、増加した状態のままであり、軸方向の変位より十分に大きかった。
<Temperature change during laser irradiation>
As shown in FIG. 8, a gradual decrease in axial displacement of the porcine retina inner layer was observed only after laser irradiation. The lateral displacement remained in an increased state and was sufficiently larger than the axial displacement.
それは、凝固レーザは、ＲＰＥ複合体の散乱・吸収分布を大きく変形させ、非弾性変形を生じさせることを示している。変形は、横方向の変位から区別することは不可能であるがこの結果は、本発明に係る光コヒーレンストモグラフィーによる変位測定装置及び測定方法がレーザ照射された組織の直接的な温度変化を検出するのに有用である事を示している。 It indicates that the coagulation laser greatly deforms the scattering / absorption distribution of the RPE composite and causes inelastic deformation. The deformation is indistinguishable from the lateral displacement, but the result is that the displacement measuring apparatus and measuring method by the optical coherence tomography according to the present invention detects a direct temperature change of the tissue irradiated with the laser. It shows that it is useful for.
（変形例）
なお、上記説明では、ＦＤ−ＯＣＴ１として、広帯域光源２及び分光器４を用いたＳＤ−ＯＣＴ（スペクトラルドメインＯＣＴ）を例にして説明したが、これに限定されない。例えば、ＦＤ−ＯＣＴ１として、波長走査型光源及びポイントセンサを用いたＳＳ−ＯＣＴ（スウィプトソースＯＣＴ）であっても、本実施形態の本発明に係る光コヒーレンストモグラフィーによる変位測定装置及び測定方法の適用は可能である。
(Modification)
In the above description, the SD-OCT (spectral domain OCT) using the broadband light source 2 and the spectroscope 4 is described as an example of the FD-OCT 1, but is not limited thereto. For example, even if the FD-OCT 1 is SS-OCT (swept source OCT) using a wavelength scanning light source and a point sensor, the displacement measuring apparatus and measuring method by optical coherence tomography according to the present invention of the present embodiment Application is possible.
以上、本発明に係る光コヒーレンストモグラフィーによる変位測定装置及び測定方法を実施するための形態を実施例に基づいて説明したが、本発明はこのような実施例に限定されることなく、特許請求の範囲記載の技術的事項の範囲内で、いろいろな実施例があることは言うまでもない。 As mentioned above, although the form for implementing the displacement measuring apparatus by optical coherence tomography and the measuring method which concern on this invention was demonstrated based on the Example, this invention is not limited to such an Example, It goes without saying that there are various embodiments within the scope of the technical matters described in the scope.
上記構成から成る本発明に係る光コヒーレンストモグラフィーによる変位測定装置及び測定方法は、眼科治療、動植物の研究、半導体研究、工業材料の研究等の分野での利用が最適である。 The displacement measuring apparatus and measuring method by optical coherence tomography according to the present invention having the above-described configuration is optimally used in fields such as ophthalmic treatment, animal and plant research, semiconductor research, and industrial material research.
１ ＦＤ−ＯＣＴ
２ 広帯域光源
３ 干渉計
４ 分光器
５ ビームスプリッタ
６、９ レンズ
７ ガルバノミラー
８ 被測定物体（（疑似）組織等）
１０ 参照鏡
１００ レーザ照射光学系
３００ コンピュータ
1 FD-OCT
2 Broadband light source 3 Interferometer 4 Spectrometer 5 Beam splitter 6, 9 Lens 7 Galvano mirror
8 Object to be measured ((pseudo) tissue, etc.)
10 Reference mirror 100 Laser irradiation optical system 300 Computer
Claims (20)
前記複数の断層画像間での相関係数の減衰を被測定物体の微小領域に関して測定し、軸方向及び横方向における変位量と相関係数の減衰との対応関係を用いて、測定された相関係数の減衰から、軸方向に分解された前記微小領域の変位量を求める構成であることを特徴とする光コヒーレンストモグラフィーによる変位測定装置。 Optical coherence that uses optical coherence tomography to acquire a plurality of two-dimensional tomographic images parallel to the axis in the depth direction of the object to be measured at the same position, and measures the displacement of the object to be measured based on the acquired plurality of tomographic images A tomographic displacement measuring device,
The attenuation of the correlation coefficient between the plurality of tomographic images is measured with respect to a minute region of the object to be measured, and the measured phase is measured using the correspondence between the displacement amount in the axial direction and the lateral direction and the attenuation of the correlation coefficient. An apparatus for measuring displacement by optical coherence tomography, characterized in that a displacement amount of the minute region decomposed in the axial direction is obtained from attenuation of a relation number.
前記対応関係を用いて、ドップラー位相シフト情報を用いて測定された前記軸方向における変位量と、測定された相関係数の減衰とから、横方向における前記微小領域の変位量を求める構成であることを特徴とする請求項１に記載の光コヒーレンストモグラフィーによる変位測定装置。 The amount of displacement in the axial direction of the minute region is measured using Doppler phase shift information between the plurality of tomographic images related to the minute region,
Using the correspondence relationship, the displacement amount of the minute region in the lateral direction is obtained from the displacement amount in the axial direction measured using Doppler phase shift information and the attenuation of the measured correlation coefficient. The displacement measuring apparatus by optical coherence tomography according to claim 1.
前記参照画像に対して前記対象画像をデジタル処理によって移動させて、前記対応関係を示す所定の理論式の定数パラメータを予め求める構成であることを特徴とする請求項１〜２のいずれかに記載の光コヒーレンストモグラフィーによる変位測定装置。 Select two tomographic images with no displacement between the tomographic images as reference images and target images,
3. The configuration according to claim 1, wherein the target image is moved with respect to the reference image by digital processing, and a constant parameter of a predetermined theoretical formula indicating the correspondence is obtained in advance. Displacement measuring device by optical coherence tomography.
前記複数の断層画像間における前記相関領域の相関係数の減衰を求めることによって、被測定物体の微小領域に関して相関係数の減衰を求める構成であることを特徴とする請求項１〜３のいずれかに記載の光コヒーレンストモグラフィーによる変位測定装置。 Each of the tomographic images of the plurality of tomographic images is defined as a correlation region including a central pixel composed of at least one pixel in the tomographic image and a plurality of pixels adjacent to the central pixel in the axial direction and the lateral direction, respectively. Set,
4. The structure according to claim 1, wherein attenuation of the correlation coefficient is obtained with respect to a minute area of the object to be measured by obtaining attenuation of the correlation coefficient of the correlation area between the plurality of tomographic images. A displacement measuring device by optical coherence tomography according to claim 1.
前記複数の断層画像間における各相関領域の相関係数の減衰を求めることによって、被測定物体の複数の微小領域に関して相関係数の減衰を求め、軸方向に分解された前記微小領域の変位量を複数の微小領域に関して求める構成であることを特徴とする請求項４に記載の光コヒーレンストモグラフィーによる変位測定装置。 In each tomographic image, a plurality of the correlation areas are set,
By calculating the attenuation of the correlation coefficient of each correlation area between the plurality of tomographic images, the attenuation of the correlation coefficient is determined for the plurality of minute areas of the object to be measured, and the displacement amount of the minute area decomposed in the axial direction The displacement measuring device by optical coherence tomography according to claim 4, characterized in that:
各微小領域での変位量の二次元的な分布を示す変位マップを取得する構成であることを特徴とする請求項１〜７のいずれかに記載の光コヒーレンストモグラフィーによる変位測定装置。 A plurality of the micro regions are set two-dimensionally in the tomographic image, and using the correspondence relationship, the amount of displacement of each micro region is obtained from the attenuation of the correlation coefficient measured for each micro region,
8. The displacement measuring device by optical coherence tomography according to claim 1, wherein a displacement map showing a two-dimensional distribution of displacement amounts in each minute region is acquired.
測定された相関係数の減衰から単位時間当たりの前記微小領域の変位量を求める構成であることを特徴とする請求項１〜８のいずれかに記載の光コヒーレンストモグラフィーによる変位測定装置。 The plurality of tomographic images are a plurality of temporally continuous tomographic images,
9. The displacement measuring apparatus using optical coherence tomography according to claim 1, wherein the displacement amount of the minute region per unit time is obtained from the measured attenuation of the correlation coefficient.
前記複数の断層画像間での相関係数の減衰を被測定物体の微小領域に関して測定し、軸方向及び横方向における変位量と相関係数の減衰との対応関係を用いて、測定された相関係数の減衰から、軸方向に分解された前記微小領域の変位量を求めることを特徴とする光コヒーレンストモグラフィーによる変位測定方法。 Optical coherence that uses optical coherence tomography to acquire a plurality of two-dimensional tomographic images parallel to the axis in the depth direction of the object to be measured at the same position, and measures the displacement of the object to be measured based on the acquired plurality of tomographic images A displacement measurement method by tomography,
The attenuation of the correlation coefficient between the plurality of tomographic images is measured with respect to a minute region of the object to be measured, and the measured phase is measured using the correspondence between the displacement amount in the axial direction and the lateral direction and the attenuation of the correlation coefficient. A displacement measurement method by optical coherence tomography, characterized in that a displacement amount of the minute region decomposed in the axial direction is obtained from attenuation of a relation number.
前記対応関係を用いて、ドップラー位相シフト情報を用いて測定された前記軸方向における変位量と、測定された相関係数の減衰とから、横方向における前記微小領域の変位量を求めることを特徴とする請求項１１に記載の光コヒーレンストモグラフィーによる変位測定方法。 The amount of displacement in the axial direction of the minute region is measured using Doppler phase shift information between the plurality of tomographic images related to the minute region,
Using the correspondence, the amount of displacement of the minute region in the lateral direction is obtained from the amount of displacement in the axial direction measured using Doppler phase shift information and the attenuation of the measured correlation coefficient. The displacement measuring method by optical coherence tomography according to claim 11.
前記参照画像に対して前記対象画像をデジタル処理によって移動させて、前記対応関係を示す所定の理論式の定数パラメータを予め求めることを特徴とする請求項１１〜１２のいずれかに記載の光コヒーレンストモグラフィーによる変位測定方法。 Select two tomographic images with no displacement between the tomographic images as reference images and target images,
The optical coherence according to claim 11, wherein the target image is moved by digital processing with respect to the reference image, and a constant parameter of a predetermined theoretical formula indicating the correspondence is obtained in advance. Displacement measurement method by tomography.
前記複数の断層画像間における前記相関領域の相関係数の減衰を求めることによって、被測定物体の微小領域に関して相関係数の減衰を求めることを特徴とする請求項１１〜１３のいずれかに記載の光コヒーレンストモグラフィーによる変位測定方法。 Each of the tomographic images of the plurality of tomographic images is defined as a correlation region including a central pixel composed of at least one pixel in the tomographic image and a plurality of pixels adjacent to the central pixel in the axial direction and the lateral direction, respectively. Set,
The attenuation of the correlation coefficient is obtained for a minute area of the object to be measured by obtaining the attenuation of the correlation coefficient of the correlation area between the plurality of tomographic images. Displacement measurement method by optical coherence tomography.
前記複数の断層画像間における各相関領域の相関係数の減衰を求めることによって、被測定物体の複数の微小領域に関して相関係数の減衰を求め、軸方向に分解された前記微小領域の変位量を複数の微小領域に関して求めることを特徴とする請求項１４に記載の光コヒーレンストモグラフィーによる変位測定方法。 In each tomographic image, a plurality of the correlation areas are set,
By calculating the attenuation of the correlation coefficient of each correlation area between the plurality of tomographic images, the attenuation of the correlation coefficient is determined for the plurality of minute areas of the object to be measured, and the displacement amount of the minute area decomposed in the axial direction 15. The method for measuring displacement by optical coherence tomography according to claim 14, characterized in that: is obtained for a plurality of minute regions.
各微小領域での変位量の二次元的な分布を示す変位マップを取得することを特徴とする請求項１１〜１７のいずれかに記載の光コヒーレンストモグラフィーによる変位測定方法。 A plurality of the micro regions are set two-dimensionally in the tomographic image, and using the correspondence relationship, the amount of displacement of each micro region is obtained from the attenuation of the correlation coefficient measured for each micro region,
The displacement measurement method by optical coherence tomography according to any one of claims 11 to 17, wherein a displacement map indicating a two-dimensional distribution of the displacement amount in each minute region is acquired.
測定された相関係数の減衰から単位時間当たりの前記微小領域の変位量を求めることを特徴とする請求項１１〜１８のいずれかに記載の光コヒーレンストモグラフィーによる変位測定方法。 The plurality of tomographic images are a plurality of temporally continuous tomographic images,
The displacement measurement method by optical coherence tomography according to any one of claims 11 to 18, wherein a displacement amount of the minute region per unit time is obtained from attenuation of the measured correlation coefficient.
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