JP2018054449A - Method of measuring reflection spectrum - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、光の反射スペクトルの測定方法に関する。 The present invention relates to a method for measuring a reflection spectrum of light.
美容カウンセリングを行う場合、被験者の顔をカメラで撮影し、その画像を元に顔の輪郭、凹凸、肌の色等を評価することがしばしば行われている。このような顔の撮影においては、鼻や顔の側面や正面等の顔面の凹凸によって照明の当たり方にむらが生じ、画像に陰影が写り、皮膚表面のシミやソバカス等の正確な評価が妨げられることがある。そこで、被写体の顔等に最適な照明環境を提供するために、顔全体や体全体を筐体やエンクロージャー等によって覆い、その内部において光源を照射する装置が提案されている（特許文献１参照）。 When performing beauty counseling, it is often performed that a subject's face is photographed with a camera, and the contour of the face, unevenness, skin color, and the like are evaluated based on the image. When shooting such a face, unevenness of the lighting occurs due to unevenness of the face such as the nose, the side of the face, the front, etc., and shadows appear in the image, preventing accurate evaluation of spots and freckles on the skin surface. May be. Therefore, in order to provide an optimal illumination environment for the face of the subject, an apparatus has been proposed in which the entire face and the entire body are covered with a casing, an enclosure, and the like, and a light source is irradiated in the interior (see Patent Document 1). .
特許文献２にも、被験者の顔を撮影するために用いられる顔撮影装置が記載されている。この装置は、被写体の顔全体の部分を収容し略球状の空間が形成された筐体と、筐体の空間内に光を照射する少なくとも２つの光源と、光源による光が照射された顔全体の部分を撮影する撮像手段とを有するものである。光源は、球状の面において被写体の左右対称の位置にそれぞれ１又は複数配置されている。 Patent Document 2 also describes a face photographing apparatus used for photographing a subject's face. This apparatus includes a housing that accommodates a portion of the entire face of a subject and that has a substantially spherical space, at least two light sources that irradiate light into the space of the housing, and the entire face that is irradiated with light from the light source. And imaging means for photographing the portion. One or a plurality of light sources are arranged at symmetrical positions of the subject on the spherical surface.
特許文献１及び２に記載の技術は、光源からの光を被験者の顔に均一に照射することを目的としている。しかし照射された光は、顔の凹凸の状態に応じて様々な方向に反射するので、反射光の強度に凹凸の状態に応じた角度依存性が生じてしまう。その結果、反射光の強度に基づく評価を正確に行うことが容易でない場合がある。 The techniques described in Patent Documents 1 and 2 are intended to uniformly irradiate a subject's face with light from a light source. However, since the irradiated light is reflected in various directions according to the unevenness state of the face, the angle dependency depending on the unevenness state occurs in the intensity of the reflected light. As a result, it may not be easy to accurately perform the evaluation based on the intensity of the reflected light.
したがって本発明の課題は、反射光の強度が被検体の凹凸の状態に依存しにくい、反射スペクトルの測定方法を提供することにある。 Accordingly, an object of the present invention is to provide a method for measuring a reflection spectrum, in which the intensity of reflected light is less dependent on the uneven state of the subject.
前記の課題を解決すべく本発明者が鋭意検討した結果、被検体の凹凸の状態に応じた反射光の強度の角度依存性を予め測定しておくことが有効であることを知見した。 As a result of intensive studies by the inventor in order to solve the above-mentioned problems, it has been found that it is effective to measure the angle dependency of the intensity of reflected light in accordance with the uneven state of the subject in advance.
本発明は前記の知見に基づきなされたものであり、
光源から発せられた多波長の光の照射下に、検量線作成用のモデル被検体の平面が配置され、且つ検出器が配置された測定系を用い、該モデル被検体平面の平面上を通る仮想軸線まわりに該モデル被検体を回転させて、検出器と該モデル被検体を結ぶ光軸を通る平面に垂直な面と該モデル被検体平面とがなす角度θと、該モデル被検体の反射スペクトルとの関係を求める第１ステップと、
第１ステップで求められた関係に基づき、照射光における第１の波長λ１での吸光度Ａ１と角度θとの関係の検量線Ａ１＝ｆ１（θ）を求めるとともに、照射光における第２の波長λ２での吸光度Ａ２と角度θとの関係の検量線Ａ２＝ｆ２（θ）を求める第２ステップと、
光源から発せられた多波長の光を被検体に照射し、反射スペクトルを二次元的に取得する第３ステップと、
第３ステップで取得された反射スペクトルにおける座標（ｘ，ｙ）での第１の波長λ１における吸光度Ａ１（ｘ，ｙ）を求める第４ステップと、
第２ステップで求められた検量線Ａ１＝ｆ１（θ）及び第４ステップで求められた吸光度Ａ１（ｘ，ｙ）に基づき、座標（ｘ，ｙ）における角度θ（ｘ，ｙ）を求める第５ステップと、
第５ステップで求められた座標（ｘ，ｙ）における角度θ（ｘ，ｙ）と、第２ステップで求められた検量線Ａ２＝ｆ２（θ）とに基づき、第３ステップで取得された反射スペクトルにおける座標（ｘ，ｙ）での第２の波長λ２における吸光度Ａ２（ｘ，ｙ）を補正する第６ステップと、
を備える、反射スペクトルの測定方法を提供することにより前記の課題を解決したものである。
The present invention has been made based on the above findings,
A plane of a model object for preparing a calibration curve is arranged under irradiation of multi-wavelength light emitted from a light source, and passes through the plane of the model object plane using a measurement system in which a detector is arranged. The model object is rotated about a virtual axis, and an angle θ formed by a plane perpendicular to the plane passing through the optical axis connecting the detector and the model object and the model object plane, and the reflection of the model object A first step for determining the relationship with the spectrum;
Based on the relationship obtained in the first step, a calibration curve A 1 = f 1 (θ) of the relationship between the absorbance A 1 at the first wavelength λ 1 and the angle θ in the irradiated light is obtained, and A second step for obtaining a calibration curve A 2 = f 2 (θ) of the relationship between the absorbance A 2 at the wavelength λ 2 of 2 and the angle θ;
A third step of irradiating a subject with multi-wavelength light emitted from a light source and acquiring a reflection spectrum two-dimensionally;
A fourth step for obtaining the absorbance A 1 (x, y) at the first wavelength λ 1 at the coordinates (x, y) in the reflection spectrum obtained in the third step;
Based on the calibration curve A 1 = f 1 (θ) obtained in the second step and the absorbance A 1 (x, y) obtained in the fourth step, the angle θ (x, y) at the coordinates (x, y). A fifth step for obtaining
Based on the angle θ (x, y) at the coordinates (x, y) obtained in the fifth step and the calibration curve A 2 = f 2 (θ) obtained in the second step, A sixth step of correcting the absorbance A 2 (x, y) at the second wavelength λ 2 at the coordinates (x, y) in the reflection spectrum;
The above problem is solved by providing a method for measuring a reflection spectrum.
本発明によれば、反射光の強度が被検体の凹凸の状態に依存しにくい、反射スペクトルの測定方法が提供される。 According to the present invention, there is provided a method for measuring a reflection spectrum, in which the intensity of reflected light is less dependent on the uneven state of the subject.
以下本発明を、その好ましい実施形態に基づき図面を参照しながら説明する。本発明は、多波長の光を被検体に照射し、反射光のスペクトルを測定する方法に関するものである。多波長の光とは紫外光から赤外光の範囲（波長が１００ｎｍ〜１ｍｍ）の光を複数含む光である。好ましくは、多波長の近赤外光を用いる。多波長の近赤外光とは波長が約８００ｎｍから約２５００ｎｍまでの範囲の近赤外光を複数含む光のことである。本発明の測定の対象となる被検体の種類に特に制限はなく、生体及び非生体の双方を包含する。生体を測定の対象とする場合、該生体としては、ヒト及びヒト以外の生物が挙げられる。ヒトを測定の対象とする場合には、当該測定は非医療目的で行われる。非医療目的の具体例としては、美容カウンセリング、ユーザーの化粧品の選択、化粧品の開発、おむつや生理用品の開発、衣料の開発、皮膚用洗浄料の開発、及び顧客とのコミュニケーション用の情報交換手段の開発などが挙げられるが、これらに限られない。 The present invention will be described below based on preferred embodiments with reference to the drawings. The present invention relates to a method of irradiating a subject with multi-wavelength light and measuring a spectrum of reflected light. Multi-wavelength light is light that includes a plurality of light in the range from ultraviolet light to infrared light (wavelength is 100 nm to 1 mm). Preferably, multi-wavelength near infrared light is used. Multi-wavelength near-infrared light is light including a plurality of near-infrared light having a wavelength ranging from about 800 nm to about 2500 nm. There is no restriction | limiting in particular in the kind of the test object used as the measuring object of this invention, Both a biological body and a non-living body are included. When a living body is a measurement target, examples of the living body include humans and non-human organisms. When humans are the subject of measurement, the measurement is performed for non-medical purposes. Specific examples of non-medical purposes include beauty counseling, selection of cosmetics for users, development of cosmetics, development of diapers and sanitary products, development of clothing, development of skin cleaning products, and information exchange means for communication with customers The development of such as, but not limited to.
被検体は、保形性を有するものであることが好ましい。保形性とは、長期間にわたり外形を自身で一定に保つことができる性質を言う。尤も、保形性を有する限り、被検体は剛体であってもよく、非剛体、例えばゲルやゴムなどの弾性体であってもよい。生体の皮膚等は保形性を有する非剛体の範疇に属する。 The subject preferably has shape retention. The shape retaining property refers to the property that the outer shape can be kept constant for a long period of time. However, the subject may be a rigid body or a non-rigid body, for example, an elastic body such as gel or rubber, as long as it has shape retention. Living skin and the like belong to the category of non-rigid bodies having shape retention.
被検体は、その測定対象面となる外面が平面（すなわち二次元形状）であってもよく、あるいは凹凸を有する三次元形状をしていてもよい。本発明の測定方法は、三次元形状を有する測定対象面からの反射スペクトルを精度よく測定することに特に適したものであるが、二次元形状を有する測定対象面からの反射スペクトルの測定に本発明の方法を用いることに何ら差し支えはない。 The subject may have a flat surface (that is, a two-dimensional shape) as an outer surface serving as a measurement target surface, or may have a three-dimensional shape having irregularities. The measurement method of the present invention is particularly suitable for accurately measuring a reflection spectrum from a measurement target surface having a three-dimensional shape, but is suitable for measuring a reflection spectrum from a measurement target surface having a two-dimensional shape. There is no harm in using the method of the invention.
本発明の測定方法は、被検体に照射された光の反射スペクトルを測定して、被検体における測定対象面における反射スペクトルを二次元的に取得することに係る。反射スペクトルを二次元的に取得するとは、例えば測定対象面（この面は完全な平面の二次元的な面でもよく、あるいは凹凸を有する三次元的な面でもよい。）の任意の位置での座標を（ｘｉ、ｙｉ）とし（ｉは測定対象面における座標の数を示し、１からｎまでの数をとる。）、その座標（ｘｉ、ｙｉ）での近赤外光の波長領域での反射スペクトルをＰｉとしたとき、（ｘ１、ｙ１）から（ｘｎ、ｙｎ）までのすべての座標での反射スペクトルＰ１からＰｎまでを取得することを言う。したがって、単位面積に含まれる座標（ｘｉ、ｙｉ）の数が多いほど、解像度の高い測定が可能となる。 The measurement method according to the present invention relates to measuring a reflection spectrum of light irradiated on a subject and obtaining a reflection spectrum on a measurement target surface of the subject two-dimensionally. To obtain a reflection spectrum two-dimensionally means, for example, that a measurement target surface (this surface may be a perfect two-dimensional surface or a three-dimensional surface having irregularities) at an arbitrary position. The coordinates are (x i , y i ) (i is the number of coordinates on the surface to be measured and takes a number from 1 to n), and the near infrared light at the coordinates (x i , y i ) When the reflection spectrum in the wavelength region is P i , this means that the reflection spectra P 1 to P n at all coordinates from (x 1 , y 1 ) to (x n , y n ) are acquired. Therefore, the higher the number of coordinates (x i , y i ) included in the unit area, the higher the resolution can be measured.
本発明の測定方法は、以下のステップを備えている。以下、それぞれのステップについて説明する。
＜第１ステップ＞
光源から発せられた多波長の光の照射下に、検量線作成用のモデル被検体平面が配置され、且つ検出器が配置された測定系を用い、該モデル被検体平面の平面上を通る仮想軸線まわりに該モデル被検体を回転させて、検出器と該モデル被検体を結ぶ光軸を通る平面に垂直な面と該モデル被検体平面とがなす角度θと、該モデル被検体の反射スペクトルとの関係を求める。
＜第２ステップ＞
第１ステップで求められた関係に基づき、照射光における第１の波長λ１での吸光度Ａ１と角度θとの関係の検量線Ａ１＝ｆ１（θ）を求めるとともに、照射光における第２の波長λ２での吸光度Ａ２と角度θとの関係の検量線Ａ２＝ｆ２（θ）を求める。
＜第３ステップ＞
光源から発せられた多波長の光を被検体に照射し、反射スペクトルを二次元的に取得する。
＜第４ステップ＞
第３ステップで取得された反射スペクトルにおける座標（ｘ，ｙ）での第１の波長λ１における吸光度Ａ１（ｘ，ｙ）を求める。
＜第５ステップ＞
第２ステップで求められた検量線Ａ１＝ｆ１（θ）及び第４ステップで求められた吸光度Ａ１（ｘ，ｙ）に基づき、座標（ｘ，ｙ）における角度θ（ｘ，ｙ）を求める。
＜第６ステップ＞
第５ステップで求められた座標（ｘ，ｙ）における角度θ（ｘ，ｙ）と、第２ステップで求められた検量線Ａ２＝ｆ２（θ）とに基づき、第３ステップで取得された反射スペクトルにおける座標（ｘ，ｙ）での第２の波長λ２における吸光度Ａ２（ｘ，ｙ）を補正する。
The measurement method of the present invention includes the following steps. Hereinafter, each step will be described.
<First step>
A model object plane for creating a calibration curve is arranged under irradiation of multi-wavelength light emitted from a light source, and a virtual system passing through the plane of the model object plane is used using a measurement system in which a detector is arranged. The model object is rotated about an axis, an angle θ formed by a plane perpendicular to the plane passing through the optical axis connecting the detector and the model object and the model object plane, and the reflection spectrum of the model object Seeking relationship with.
<Second step>
Based on the relationship obtained in the first step, a calibration curve A 1 = f 1 (θ) of the relationship between the absorbance A 1 at the first wavelength λ 1 and the angle θ in the irradiated light is obtained, and calibration curve of the relationship between absorbance a 2 and the angle theta in the second wavelength lambda 2 a 2 = f 2 Request (theta).
<Third step>
The object is irradiated with multi-wavelength light emitted from a light source, and a reflection spectrum is acquired two-dimensionally.
<4th step>
The absorbance A 1 (x, y) at the first wavelength λ 1 at the coordinates (x, y) in the reflection spectrum obtained in the third step is obtained.
<5th step>
Based on the calibration curve A 1 = f 1 (θ) obtained in the second step and the absorbance A 1 (x, y) obtained in the fourth step, the angle θ (x, y) at the coordinates (x, y). Ask for.
<6th step>
Based on the angle θ (x, y) at the coordinates (x, y) obtained in the fifth step and the calibration curve A 2 = f 2 (θ) obtained in the second step, The absorbance A 2 (x, y) at the second wavelength λ 2 at the coordinate (x, y) in the reflection spectrum is corrected.
＜第１ステップ＞
本ステップにおいては、実際の被検体を対象とした反射スペクトルの測定に先立ち、モデル被検体を対象とした反射スペクトルの測定を行い、検量線を作成する。モデル被検体としては、光の反射スペクトルが被検体と同じであるか、又は類似するものを用いる。反射スペクトルが類似するとは、照射光の波長領域において、吸収が認められない少なくとも一つの同一の波長領域を被検体の反射スペクトル及びモデル被検体の反射スペクトルの双方が有し、且つ吸収が認められる少なくとも一つの同一の波長領域を被検体の反射スペクトル及びモデル被検体の反射スペクトルの双方が有することを言う。
<First step>
In this step, prior to the measurement of the reflection spectrum for the actual subject, the reflection spectrum for the model subject is measured to create a calibration curve. As the model object, one having the same or similar light reflection spectrum as that of the object is used. The similarity of the reflection spectrum means that both the reflection spectrum of the subject and the reflection spectrum of the model subject have at least one identical wavelength region in which no absorption is observed in the wavelength range of the irradiation light, and absorption is recognized. It means that both the reflection spectrum of the object and the reflection spectrum of the model object have at least one identical wavelength region.
モデル被検体の具体例としては、被検体が例えばヒトの皮膚である場合には、ヒトやヒト以外の哺乳動物の皮膚、及び人工皮膚などが挙げられる。ヒト以外の哺乳動物としては、例えば豚、牛及びマウスなどが挙げられる。人工皮膚としては、例えば培養皮膚、バイオスキン、並びにポリプロピレン及びシリコーン等の基板などが挙げられるが、これらに限られない。モデル被検体としてヒトやヒト以外の哺乳動物の皮膚を用いる場合には、生体の皮膚の平面であっても、生体から分離した平面状の皮膚であってもよい。被検体がヒトであり、且つモデル被検体としてヒトの皮膚を用いる場合には、被検体のヒトの皮膚と、モデル被検体としてのヒトの皮膚は、同一人のものであってもよく、あるいは異なる人のものであってもよい。また、モデル被検体としての皮膚の部位は、被検体のヒトの皮膚の部位とは異なる。 As a specific example of the model subject, when the subject is human skin, for example, human or non-human mammal skin, artificial skin, and the like can be given. Examples of mammals other than humans include pigs, cows and mice. Examples of artificial skin include, but are not limited to, cultured skin, bioskin, and substrates such as polypropylene and silicone. In the case of using human or non-human mammal skin as the model subject, the skin may be a flat skin of a living body or a flat skin separated from the living body. When the subject is human and human skin is used as the model subject, the human skin as the subject and the human skin as the model subject may be the same person, or It may be from a different person. Further, the skin part as the model subject is different from the human skin part of the subject.
モデル被検体は平面状の部分を有するものであればよい。平面状とは、二次元の平坦な面、すなわち凹凸を有さない面の状態のことを言う。モデル被検体が凹凸と平面を有する場合は、該平面を測定に供する。平面の面積は、測定に十分な程度であれば足り、一般に１ｍｍ×１ｍｍ以上１０ｍｍ×１０ｍｍ以下の面積を確保できれば十分である。モデル被検体が例えば薄手の膜状の形態である場合には、該モデル被検体の周縁域を把持手段によって把持して平面状とすればよい。尤も、モデル被検体を平面状にする手段はこれに限られない。 The model object only needs to have a planar portion. The term “planar” refers to a two-dimensional flat surface, that is, a surface having no unevenness. When the model object has irregularities and a plane, the plane is used for measurement. It is sufficient that the area of the plane is sufficient for measurement, and it is generally sufficient if an area of 1 mm × 1 mm or more and 10 mm × 10 mm or less can be secured. When the model subject is in the form of a thin film, for example, the peripheral area of the model subject may be grasped by the grasping means so as to be planar. However, the means for making the model object planar is not limited to this.
モデル被検体平面は、光源から発せられた多波長の光照射下に配置される。光源としては、多波長の紫外光から赤外光の範囲の光を含む光、特に多波長の近赤外光の照射が可能なものであれば、その種類に特に制限はない。そのような光源の例としては、重水素光源、ＬＥＤ光源、重水素ハロゲン光源、タングステンハロゲン光源、クリプトン光源、キセノン光源、窒化ケイ素エミッタ光源、ハロゲン光源等が挙げられる。近赤外光の光源としては、ハロゲン光源及び窒化ケイ素エミッタ光源などが挙げられる。 The model object plane is arranged under irradiation with multi-wavelength light emitted from a light source. The light source is not particularly limited as long as it can irradiate light including light in the range of multi-wavelength ultraviolet light to infrared light, particularly multi-wavelength near-infrared light. Examples of such light sources include deuterium light sources, LED light sources, deuterium halogen light sources, tungsten halogen light sources, krypton light sources, xenon light sources, silicon nitride emitter light sources, halogen light sources, and the like. Examples of near infrared light sources include halogen light sources and silicon nitride emitter light sources.
光源は、モデル被検体平面における主面と対向する位置に配置されることが好ましい。主面とは、モデル被検体における平面領域をなす面のことである。モデル被検体の形状が平面状の場合は２つの主面を有するところ、これら２つの主面のうちのいずれか一方の主面と対向する位置に光源を配置することができる。 The light source is preferably arranged at a position facing the main surface in the model object plane. The main surface is a surface forming a planar area in the model subject. When the model object has a planar shape, it has two main surfaces, and the light source can be arranged at a position facing either one of the two main surfaces.
第１ステップにおいては、光源とともに検出器が配置され、これらとモデル被検体平面とで測定系が構成される。測定系の一例を図１に示す。同図においてはモデル被検体としてヒトの手の甲を用いる状態が示されているが、手の平等の皮膚上の平面部を用いることができる。同図に示すとおり、検出器Ｄの配置位置は、光源Ｌからモデル被検体の平面Ｓに照射された光の反射光を検出可能な位置であれば特に制限はない。一般的には、モデル被検体の平面Ｓにおける主面に対して、検出器を正面の位置、すなわち主面に対して直交する位置に配置することが、正確な反射スペクトルの測定の点から好ましい。検出器Ｄとしては、反射光の検出が可能な装置として、当該技術分野において知られているものを特に制限なく用いることができ、その例としてはＩｎＧａＡｓやＰｂＳｅなどが挙げられ、ＩｎＧａＡｓ/ＧａＡｓＳｂ type-II量子井戸受光素子が好ましい。 In the first step, a detector is arranged together with a light source, and a measurement system is constituted by these and the model object plane. An example of the measurement system is shown in FIG. Although the figure shows a state in which the back of a human hand is used as a model subject, a flat surface on the skin such as the palm of the hand can be used. As shown in the figure, the arrangement position of the detector D is not particularly limited as long as it can detect the reflected light of the light irradiated from the light source L onto the plane S of the model subject. In general, it is preferable from the standpoint of accurate reflection spectrum measurement to arrange the detector at a position in front of the main surface in the plane S of the model object, that is, a position orthogonal to the main surface. . As the detector D, a device that can detect reflected light can be used without particular limitation, and examples thereof include InGaAs and PbSe, and examples thereof include InGaAs / GaAsSb type. -II quantum well photodetectors are preferred.
以上の構成を有する測定系を用い検量線を作成する。この検量線は、図１に示すとおり、検出器Ｄとモデル被検体の平面Ｓを結ぶ光軸Ｘを通る平面に垂直な平面Ｎと、モデル被検体の平面Ｓとのなす角度θと、モデル被検体の平面Ｓでの反射スペクトルとの関係を示すものである。検量線を作成するには、モデル被検体の平面Ｓ上を通る仮想軸線Ａまわりにモデル被検体の平面Ｓを回転させて角度θを変化させ、θ＝０度から９０度までの角度範囲においてモデル被検体の平面Ｓの反射スペクトルを測定する。モデル被検体の平面Ｓを回転させるときの角度θの刻みは、１度以上２０度以下、好ましくは１度以上１０度以下に設定することが、精密な検量線の作成の観点から好ましい。 A calibration curve is created using the measurement system having the above configuration. As shown in FIG. 1, the calibration curve includes an angle θ formed by a plane N perpendicular to a plane passing through the optical axis X connecting the detector D and the plane S of the model object, and the plane S of the model object, and the model The relationship with the reflection spectrum in the plane S of the subject is shown. In order to create a calibration curve, the angle θ is changed by rotating the plane S of the model subject around the virtual axis A passing through the plane S of the model subject, and in an angle range from θ = 0 degrees to 90 degrees. The reflection spectrum of the plane S of the model object is measured. The increment of the angle θ when the plane S of the model object is rotated is preferably set to 1 degree or more and 20 degrees or less, preferably 1 degree or more and 10 degrees or less from the viewpoint of creating a precise calibration curve.
検量線作成のための反射スペクトルの測定方法に特に制限はない。例えば、分散型の分光光度計を用いた測定を行うことができる。あるいはフーリエ変換型の分光光度計を用いた測定、すなわち干渉分光法を行うことができる。しかし、これらの測定方法に制限されない。これらの測定方法のうち、フーリエ変換型の分光光度計を用いた測定を行うことが、多波長を同時に検出できる点や波数分解能が高い点から好ましい。 There is no particular limitation on the method of measuring the reflection spectrum for preparing the calibration curve. For example, measurement using a dispersive spectrophotometer can be performed. Alternatively, measurement using a Fourier transform type spectrophotometer, that is, interference spectroscopy can be performed. However, it is not limited to these measurement methods. Among these measurement methods, it is preferable to perform measurement using a Fourier transform type spectrophotometer from the viewpoint that multiple wavelengths can be detected simultaneously and the wave number resolution is high.
このようにして、第１ステップによって、任意の角度θごとに、モデル被検体における光の反射スペクトルが取得される。本ステップで得られた角度θと反射スペクトルとの関係の一例を図２に示す。同図に示す反射スペクトルは、後述する実施例１で得られた結果である。 In this way, the reflection spectrum of light in the model subject is acquired for each arbitrary angle θ by the first step. An example of the relationship between the angle θ obtained in this step and the reflection spectrum is shown in FIG. The reflection spectrum shown in the figure is the result obtained in Example 1 described later.
＜第２ステップ＞
本ステップでは、第１ステップで求められた関係、すなわち図２に示す関係に基づき、照射光における第１の波長λ１での吸光度Ａ１と角度θとの関係の検量線Ａ１＝ｆ１（θ）を求める。これとともに、照射光における第２の波長λ２での吸光度Ａ２と角度θとの関係の検量線Ａ２＝ｆ２（θ）を求める。第１の波長λ１及び第２の波長λ２の選定は、両者が異なる値である限り特に制限はない。２つの波長のうちの一方は、検出を目的とする成分が有する何らかの原子団（官能基）に起因する吸収が観察されない波長領域に含まれる波長を選定し、他方は、該原子団（官能基）に起因する吸収が観察される波長領域に含まれる波長を選定することが、角度補正を精密に行い得る点から好ましい。例えば被検体における水の存在の有無ないし存在量を測定する場合には、第１の波長λ１が、水に起因する吸収が観察されない波長であり、第２の波長λ２が、水に起因する吸収が観察される波長であることが好ましい。この場合には、第１の波長λ１として、１０００ｎｍ以上１３００ｎｍ以下の波長領域に含まれる波長を選択することが好ましい。また第２の波長λ２として、１４００ｎｍ以上１６００ｎｍ以下又は１８００ｎｍ以上２０００ｎｍ以下の波長領域に含まれる波長を選択することが好ましい。第１及び第２の波長λ１及びλ２として上述の波長を選択し、後述する第３ステップないし第６ステップを行い、水に起因する吸収スペクトルを測定すれば、該吸収スペクトルの強度に基づき被検体における水の二次元的な分布を定量的に求めることができる。特に第１の波長λ１としては、如何なる原子団（官能基）に起因する吸収も観察されない波長領域に含まれる波長を選定することが好ましい。
<Second step>
In this step, based on the relationship obtained in the first step, that is, the relationship shown in FIG. 2, a calibration curve A 1 = f 1 of the relationship between the absorbance A 1 at the first wavelength λ 1 and the angle θ in the irradiated light. (Θ) is obtained. At the same time, obtaining the calibration curve A 2 = f 2 of the relationship between absorbance A 2 and the angle theta in the second wavelength lambda 2 (theta) in the irradiation light. The selection of the first wavelength λ 1 and the second wavelength λ 2 is not particularly limited as long as they are different values. One of the two wavelengths is selected as a wavelength included in a wavelength region in which absorption due to some atomic group (functional group) of the component for detection is not observed, and the other is the atomic group (functional group). It is preferable to select a wavelength included in a wavelength region in which absorption due to (1) is observed from the viewpoint that angle correction can be performed accurately. For example, when the presence / absence or amount of water in the subject is measured, the first wavelength λ 1 is a wavelength at which absorption due to water is not observed, and the second wavelength λ 2 is due to water. The wavelength at which absorption is observed is preferred. In this case, it is preferable to select a wavelength included in a wavelength region of 1000 nm to 1300 nm as the first wavelength λ 1 . In addition, it is preferable to select a wavelength included in a wavelength region of 1400 nm to 1600 nm or 1800 nm to 2000 nm as the second wavelength λ 2 . If the above-mentioned wavelengths are selected as the first and second wavelengths λ 1 and λ 2 , the third to sixth steps described later are performed, and an absorption spectrum caused by water is measured, the intensity is determined based on the intensity of the absorption spectrum. The two-dimensional distribution of water in the subject can be determined quantitatively. In particular, as the first wavelength λ 1 , it is preferable to select a wavelength included in a wavelength region where absorption due to any atomic group (functional group) is not observed.
以上のとおりにして求められた検量線Ａ１＝ｆ１（θ）を図３（ａ）に示し、検量線Ａ２＝ｆ２（θ）を図３（ｂ）に示す。これらの図に示す検量線は、後述する実施例１で得られた結果である。これらの図の対比から明らかなとおり、水に起因する吸収が観察されない波長であるλ１＝１０００ｎｍにおける検量線Ａ１＝ｆ１（θ）においては、θが増加するに連れて吸光度Ａ１は単調に増加する。これとは対照的に、水に起因する吸収が観察される波長であるλ２＝１４５０ｎｍにおける検量線Ａ２＝ｆ２（θ）においては、θが増加するに連れて吸光度Ａ２は単調に増加し、その後、最大値を経て減少に転じる。つまり吸光度Ａ２にピークが観察される。λ１＝１０００ｎｍにおいては、水だけでなく、水以外の原子団（官能基）に起因する吸収も観察されていない。 The calibration curve A 1 = f 1 (θ) obtained as described above is shown in FIG. 3A, and the calibration curve A 2 = f 2 (θ) is shown in FIG. 3B. The calibration curves shown in these figures are the results obtained in Example 1 described later. As is apparent from the comparison of these figures, in the calibration curve A 1 = f 1 (θ) at λ 1 = 1000 nm, which is a wavelength at which absorption due to water is not observed, the absorbance A 1 is increased as θ is increased. Monotonically increasing. In contrast, in the calibration curve A 2 = f 2 (θ) at λ 2 = 1450 nm, where the absorption due to water is observed, the absorbance A 2 monotonously increases as θ increases. It increases, then turns to decrease after reaching the maximum value. That peak absorbance A 2 are observed. At λ 1 = 1000 nm, not only water but also absorption due to atomic groups (functional groups) other than water is not observed.
＜第３ステップ＞
これまで説明してきた第１ステップ及び第２ステップは、モデル被検体の平面Ｓを測定対象とするものであったが、本ステップでは、実際の測定の対象である被検体を用いて、光の反射スペクトルを測定する。反射スペクトルの測定には、光源から発せられた多波長の光が用いられる。そのような光源としては、第１ステップで用いられた光源と同様のものが用いられる。
<Third step>
In the first step and the second step described so far, the plane S of the model object is the measurement object, but in this step, the object to be measured is used to measure the light. Measure the reflection spectrum. Multi-wavelength light emitted from a light source is used for measurement of the reflection spectrum. As such a light source, the same light source as used in the first step is used.
第３ステップにおいては、光源から発せられた多波長の光を被検体に照射し、被検体からの反射スペクトルを二次元的に取得する。反射スペクトルの二次元的な取得には、例えば図４（ａ）及び（ｂ）に示す分光システム１０を用いることができる。同図に示す分光システム１０を用いた反射スペクトルの二次元的な取得方法は以下のとおりである。 In the third step, the subject is irradiated with multi-wavelength light emitted from a light source, and a reflection spectrum from the subject is acquired two-dimensionally. For the two-dimensional acquisition of the reflection spectrum, for example, a spectroscopic system 10 shown in FIGS. 4A and 4B can be used. The two-dimensional acquisition method of the reflection spectrum using the spectroscopic system 10 shown in the figure is as follows.
光源Ｌから被検体１１に対して光が照射されることにより該被検体１１の一輝点から多様な方向に向かって放射状に生じる散乱光や蛍光発光等の光線群（「物体光」ともいう）は、分光システム１０を構成する一部材である対物レンズ１２に入射し、平行光束へ変換される。対物レンズ１２は、レンズ駆動機構１３によって光軸方向に移動可能に構成されている。レンズ駆動機構１３は、対物レンズ１２の合焦位置を走査するためのもので、例えばピエゾ素子により構成することができる。光源Ｌとしては、例えばリング状光源を用いることができる。この場合、被検体１１はリング状光源Ｌの内部に位置するように、両者の位置関係を調整する。 A group of rays (also referred to as “object light”) such as scattered light and fluorescence emitted radially from a bright spot of the subject 11 in various directions when light is emitted from the light source L to the subject 11. Enters the objective lens 12 which is one member constituting the spectroscopic system 10 and is converted into a parallel light beam. The objective lens 12 is configured to be movable in the optical axis direction by a lens driving mechanism 13. The lens driving mechanism 13 is for scanning the in-focus position of the objective lens 12 and can be constituted by, for example, a piezo element. As the light source L, for example, a ring-shaped light source can be used. In this case, the positional relationship between the subject 11 is adjusted so that the subject 11 is positioned inside the ring-shaped light source L.
対物レンズ１２を透過した後の光束は完全な平行光束である必要はない。対物レンズ１２を透過した後の光束は、一つの輝点から生じた光線群を二分割又はそれ以上に分割できる程度に広げることができればよい。尤も、より高い分光計測精度を得るためにはできるだけ平行光束とすることが望ましい。 The light beam after passing through the objective lens 12 does not need to be a completely parallel light beam. The light beam after passing through the objective lens 12 only needs to be spread to such an extent that a light beam generated from one bright spot can be divided into two or more. However, in order to obtain higher spectroscopic measurement accuracy, it is desirable to use a parallel beam as much as possible.
対物レンズ１２を透過してきた平行光束は位相シフター１４に到達する。位相シフター１４は光路長差伸縮手段として機能するものである。位相シフター１４は、矩形板状の固定ミラー部１５と、その中央の開口部（図示せず）に挿入された円柱状の可動ミラー部１６とを備えている。固定ミラー部１５及び可動ミラー部１６の表面は光学的に平坦であり、且つ分光システム１０が計測対象とする光の波長帯域を反射可能な光学鏡面となっている。 The parallel light beam that has passed through the objective lens 12 reaches the phase shifter 14. The phase shifter 14 functions as an optical path length difference expansion / contraction means. The phase shifter 14 includes a rectangular plate-like fixed mirror portion 15 and a columnar movable mirror portion 16 inserted into an opening (not shown) at the center thereof. The surfaces of the fixed mirror unit 15 and the movable mirror unit 16 are optically flat, and are optical mirror surfaces that can reflect the wavelength band of light to be measured by the spectroscopic system 10.
以下の説明では、位相シフター１４に到達した光束のうち固定ミラー部１５の反射面に到達して反射される光束を固定光線群、可動ミラー部１６の反射面に到達して反射される光束を可動光線群ともいう。 In the following description, among the light beams that reach the phase shifter 14, the light beams that reach the reflection surface of the fixed mirror unit 15 and are reflected are the fixed light beam groups, and the light beams that reach the reflection surface of the movable mirror unit 16 and are reflected. It is also called a movable ray group.
固定ミラー部１５及び可動ミラー部１６は、駆動ステージ（図示せず）上に設置されている。駆動ステージは、例えば静電容量センサーを具備する圧電素子から構成されており、制御部１７からの制御信号を受けて矢印Ａ方向に沿って進退可能になっている。これにより、可動ミラー部１６は光の波長に応じた精度で矢印Ａ方向に沿って移動する。 The fixed mirror unit 15 and the movable mirror unit 16 are installed on a drive stage (not shown). The drive stage is composed of, for example, a piezoelectric element having a capacitance sensor, and can advance and retract along the direction of arrow A in response to a control signal from the control unit 17. Thereby, the movable mirror part 16 moves along the arrow A direction with an accuracy according to the wavelength of light.
位相シフター１４は、対物レンズ１２からの平行光束の光軸に対して固定ミラー部１５及び可動ミラー部１６の反射面が４５度傾くように配置されている。駆動ステージ（図示せず）は、可動ミラー部１６の反射面の光軸に対する傾きを４５度に維持した状態で可動ミラー部１６を移動させる。このような構成により、可動ミラー部１６の光軸方向の移動量は、駆動ステージの移動量の１／√２となる。また、固定光線群と可動光線群の二光束間の相対的な位相変化を与える光路長差は、可動ミラー部１６の光軸方向の移動量の２倍となる。 The phase shifter 14 is disposed so that the reflecting surfaces of the fixed mirror unit 15 and the movable mirror unit 16 are inclined by 45 degrees with respect to the optical axis of the parallel light flux from the objective lens 12. The drive stage (not shown) moves the movable mirror unit 16 while maintaining the inclination of the reflecting surface of the movable mirror unit 16 with respect to the optical axis at 45 degrees. With such a configuration, the amount of movement of the movable mirror unit 16 in the optical axis direction is 1 / √2 of the amount of movement of the drive stage. Further, the optical path length difference that gives a relative phase change between the two light beams of the fixed light beam group and the movable light beam group is twice the amount of movement of the movable mirror unit 16 in the optical axis direction.
このように固定ミラー部１５及び可動ミラー部１６を斜めに配置すれば、光線を分岐するためのビームスプリッタが不要となるため、物体光の利用効率を高くすることができる。また、可動ミラー部１６を傾けたことにより、駆動ステージの移動量に対する可動ミラー部１６の光軸方向の移動量が小さくなるため、ステージ移動誤差の分光計測精度への劣化の影響を小さくできる。 If the fixed mirror unit 15 and the movable mirror unit 16 are arranged obliquely in this way, a beam splitter for branching the light beam is not necessary, and the utilization efficiency of the object light can be increased. In addition, since the movable mirror unit 16 is tilted, the amount of movement of the movable mirror unit 16 in the optical axis direction with respect to the amount of movement of the drive stage is reduced, so that the influence of deterioration of the stage movement error on the spectral measurement accuracy can be reduced.
位相シフター１４に到達し、固定ミラー部１５及び可動ミラー部１６の反射面で反射された固定光線群及び可動光線群は、それぞれ結像レンズ２２により収束されて検出部１８の結像面に入る。検出部１８は例えば複数の画素からなる受光素子を備えた二次元ＣＣＤカメラから構成されている。固定ミラー部１５の反射面と可動ミラー部１６の反射面は、検出部１８の結像面で２つの光線群の集光位置がずれない程度の精度で平行に構成されている。 The fixed light beam group and the movable light beam group that reach the phase shifter 14 and are reflected by the reflecting surfaces of the fixed mirror unit 15 and the movable mirror unit 16 are converged by the imaging lens 22 and enter the imaging surface of the detection unit 18. . The detection unit 18 is composed of, for example, a two-dimensional CCD camera provided with a light receiving element composed of a plurality of pixels. The reflecting surface of the fixed mirror unit 15 and the reflecting surface of the movable mirror unit 16 are configured in parallel with an accuracy that does not deviate the focusing positions of the two light beam groups on the imaging surface of the detecting unit 18.
前記構成を有する分光システム１０の光学的作用について説明する。まず、蛍光や散乱光など初期位相が必ずしも揃っていない光線群が、対物レンズ１２と結像レンズ２２を経て検出部１８の結像面で位相が揃った波として一つの点に集光し、輝点像（干渉像）を形成する光学モデルに基づいて説明する。 The optical action of the spectroscopic system 10 having the above configuration will be described. First, a group of light rays whose initial phases are not necessarily aligned, such as fluorescence and scattered light, are focused on one point as a wave whose phases are aligned on the imaging surface of the detection unit 18 via the objective lens 12 and the imaging lens 22. Description will be made based on an optical model for forming a bright spot image (interference image).
前述したように、被検体１１の一輝点から発せられた光線群は、対物レンズ１２を経て位相シフター１４の固定ミラー部１５及び可動ミラー部１６の表面に到達する。このとき、図５に示すとおり、固定ミラー部１５の表面及び可動ミラー部１６の表面に光線群が二分割されて到達する。なお、固定ミラー部１５の表面に到達した光線群、すなわち固定光線群と、可動ミラー部１６の表面に到達した光線群、すなわち可動光線群の光量がほぼ等しくなるように、可動ミラー部１６の表面の面積は設定されているが、固定光線群及び可動光線群の一方あるいは両方の光路に減光フィルタを設置して相対的な光量差を調整し、光量の均等化を行うことも可能である。 As described above, a group of rays emitted from one bright spot of the subject 11 reaches the surfaces of the fixed mirror portion 15 and the movable mirror portion 16 of the phase shifter 14 via the objective lens 12. At this time, as shown in FIG. 5, the light beam group reaches the surface of the fixed mirror unit 15 and the surface of the movable mirror unit 16 in two parts. It should be noted that the light beam group that has reached the surface of the fixed mirror unit 15, that is, the fixed light beam group, and the light beam group that has reached the surface of the movable mirror unit 16, that is, the light amount of the movable light beam group is substantially equal. Although the surface area is set, it is possible to equalize the light quantity by adjusting the relative light quantity difference by installing a neutral density filter in the light path of one or both of the fixed ray group and the movable ray group. is there.
固定ミラー部１５及び可動ミラー部１６の表面で反射された光線群は、それぞれ固定光線群及び可動光線群として結像レンズ２２に入射し、検出部１８の結像面において干渉像を形成する。このとき、被検体１１から発せられる光線群には様々な波長の光が含まれる（且つ各波長の光の初期位相が必ずしも揃っていない）ことから、可動ミラー部１６を移動させて固定光線群と可動光線群との光路長差を変化させることにより、図６（ａ）に示すようなインターフェログラムと呼ばれる結像強度変化（干渉光強度変化）の波形が得られる。つまり、干渉分光法によるインターフェログラムが、検出部１８に備えられた画素毎に取得される。図６（ａ）は検出部１８の一つの画素におけるインターフェログラムである。なお、図６（ａ）において、横軸は可動ミラー部１６の移動に伴う固定光線群と可動光線群間の光路長差を示し、縦軸は結像面上の一点における結像強度を示す。 The light beam groups reflected by the surfaces of the fixed mirror unit 15 and the movable mirror unit 16 enter the imaging lens 22 as a fixed beam group and a movable beam group, respectively, and form an interference image on the imaging surface of the detection unit 18. At this time, since the light beams emitted from the subject 11 include light of various wavelengths (and the initial phases of the light of each wavelength are not necessarily aligned), the movable mirror unit 16 is moved to move the fixed light beam group. By changing the optical path length difference between the light beam and the movable light beam group, a waveform of an imaging intensity change (interference light intensity change) called an interferogram as shown in FIG. 6A is obtained. That is, an interferogram by interference spectroscopy is acquired for each pixel provided in the detection unit 18. FIG. 6A is an interferogram in one pixel of the detection unit 18. In FIG. 6A, the horizontal axis indicates the optical path length difference between the fixed light beam group and the movable light beam group as the movable mirror unit 16 moves, and the vertical axis indicates the imaging intensity at one point on the imaging surface. .
取得された各インターフェログラムをフーリエ変換することにより、被検体１１の一輝点から発せられた光の波長毎の相対強度である分光特性を画素毎に取得することができる（図６（ｂ）参照）。そして検出部１８のすべての画素において分光特性を得ることで、被検体１１の反射スペクトルの二次元分光計測が行われる。 By performing Fourier transform on each acquired interferogram, it is possible to acquire, for each pixel, a spectral characteristic that is a relative intensity for each wavelength of light emitted from one bright spot of the subject 11 (FIG. 6B). reference). Then, two-dimensional spectroscopic measurement of the reflection spectrum of the subject 11 is performed by obtaining spectral characteristics in all the pixels of the detection unit 18.
ここで、インターフェログラムの生成原理について説明する。まず、測定波長が単一波長の光の場合の光路長差と干渉光強度との関係について図７（ａ）ないし（ｃ）を参照しながら説明する。図７（ａ）ないし（ｃ）において、横軸は可動ミラー部の移動に伴う固定光線群と可動光線群間の相対的な光路長差を示し、縦軸は検出部の一つの画素における結像強度を示している。 Here, the principle of generating the interferogram will be described. First, the relationship between the optical path length difference and the interference light intensity when the measurement wavelength is a single wavelength will be described with reference to FIGS. 7A to 7C, the horizontal axis indicates the relative optical path length difference between the fixed light beam group and the movable light beam group accompanying the movement of the movable mirror unit, and the vertical axis indicates the connection in one pixel of the detection unit. The image intensity is shown.
図７（ａ）ないし（ｃ）は波長の長さが異なる３種類の単色光（λａ＞λｂ＞λｃ）の光路長差と干渉光強度との関係を示している。図７の中央付近に示す位相シフト原点（図中、一点鎖線で示す）は、図８（ｂ）に示す可動ミラー部１６の反射面が固定ミラー部１５の反射面と一致している状態をいう。可動ミラー部１６と固定ミラー部１５の反射面が一致しているときは、固定光線群と可動光線群に相対的な位相差が生じていない。つまり、これら二光線群の光線は結像面において位相が揃って到達するため、互いに強め合う。このため、結像面には明るい輝点が形成され、結像強度が大きくなる。 FIGS. 7A to 7C show the relationship between the optical path length difference of three types of monochromatic light (λa> λb> λc) having different wavelength lengths and the interference light intensity. The phase shift origin shown in the vicinity of the center in FIG. 7 (indicated by the alternate long and short dash line in FIG. 7) indicates that the reflecting surface of the movable mirror unit 16 shown in FIG. 8B matches the reflecting surface of the fixed mirror unit 15. Say. When the reflecting surfaces of the movable mirror unit 16 and the fixed mirror unit 15 are coincident, there is no relative phase difference between the fixed light beam group and the movable light beam group. That is, the light beams of these two light beam groups reach each other in phase on the imaging plane, and thus strengthen each other. For this reason, bright bright spots are formed on the imaging surface, and the imaging intensity is increased.
これに対して、可動ミラー部１６を図８（ｂ）に示す位置から移動して固定光線群と可動光線群との間に相対的な光路長差を生じさせると、この光路長差が半波長（λ／２）の奇数倍になった時点で弱め合う干渉条件となるため結像強度は小さくなる。また、光路長差が１波長の整数倍になると、二光束間の干渉条件が強め合う状態となり、結像強度が大きくなる。したがって、可動ミラー部１６を図８（ａ）から（ｂ）を経て（ｃ）の状態へと移動させて光路長差を順次変化させていくと、二光束間の干渉現象による結像強度は周期的に変化することになる。この結像強度変化の周期は、図７（ａ）ないし（ｃ）に示すように、波長が長い光の場合は長く、波長が短い光の場合は短くなる。 On the other hand, when the movable mirror section 16 is moved from the position shown in FIG. 8B to cause a relative optical path length difference between the fixed light beam group and the movable light beam group, this optical path length difference is reduced by half. When the wavelength (λ / 2) becomes an odd number multiple, the destructive interference condition is satisfied, so that the imaging intensity is reduced. When the optical path length difference is an integral multiple of one wavelength, the interference condition between the two light beams is intensified, and the imaging intensity increases. Therefore, when the movable mirror unit 16 is moved from FIG. 8A through FIG. 8B to the state of FIG. 8C and the optical path length difference is sequentially changed, the imaging intensity due to the interference phenomenon between the two light beams is It will change periodically. As shown in FIGS. 7A to 7C, the cycle of the imaging intensity change is long for light having a long wavelength, and is short for light having a short wavelength.
多波長の光を測定する分光システムでは、多様な長さの波長の干渉光強度変化が足し合わされた輝度値変化として検出されることになる。これが図６（ａ）に示すインターフェログラムである。固定光線群と可動光線群の相対的な光路長差がない位相シフト原点では、波長に依存せずに２光束は強め合うため、多波長の強度変化を足し合わせた測定値においても高い結像強度となる。しかし、光路長差が大きくなると、各波長の強度変化の周期が合わないため、多波長の強度変化を足し合わせても結像強度は大きくならない。このため、インターフェログラムは、光路長差が大きくなるに従い徐々に輝度値が小さくなっていく結像強度変化が観察される。このようにインターフェログラムは、単一波長の単周期結像強度変化が足し合わされた波形であることから、この波形データをフーリエ変換することにより波長毎の相対強度である分光特性を取得することができる。より具体的には、特開２００８−３０９７０７号公報等を参考とすることができる。 In a spectroscopic system that measures multi-wavelength light, changes in the intensity of interference light having various lengths of wavelengths are detected as a change in luminance value. This is the interferogram shown in FIG. At the phase shift origin where there is no relative optical path length difference between the fixed beam group and the movable beam group, the two light beams intensify without depending on the wavelength. It becomes strength. However, when the optical path length difference is increased, the period of intensity change of each wavelength does not match, so that the imaging intensity does not increase even when the intensity changes of multiple wavelengths are added. For this reason, in the interferogram, a change in imaging intensity is observed in which the luminance value gradually decreases as the optical path length difference increases. In this way, the interferogram is a waveform in which single-cycle imaging intensity changes of a single wavelength are added together, so that spectral characteristics that are relative intensities for each wavelength can be obtained by Fourier transforming this waveform data. Can do. More specifically, Japanese Patent Application Laid-Open No. 2008-309707 can be referred to.
＜第４ステップ＞
本ステップにおいては、被検体における任意の二次元座標（ｘｉ，ｙｉ）での反射スペクトルＰｉにおける第１の波長λ１での吸光度Ａ１（ｘｉ，ｙｉ）を求める。反射スペクトルＰｉは、第３ステップにおいて既に取得されている。第１の波長λ１は、第２ステップの項において説明した波長である。この操作を被検体におけるすべての二次元座標、すなわち（ｘ１、ｙ１）から（ｘｎ、ｙｎ）の位置での反射スペクトルＰ１からＰｎについて行うことが好ましい。なお、ｎは、第２ステップの項において説明したとおり、被検体における二次元座標の数を示す。この操作は、例えば図４（ｂ）に示す分光システム１０に備えられた制御部１７において行われるか、又は制御部１７に接続された演算部（図示せず）において行われる。
<4th step>
In this step, the absorbance A 1 (x i , y i ) at the first wavelength λ 1 in the reflection spectrum P i at an arbitrary two-dimensional coordinate (x i , y i ) in the subject is obtained. The reflection spectrum P i has already been acquired in the third step. The first wavelength λ 1 is the wavelength described in the second step section. This operation is preferably performed for all two-dimensional coordinates in the subject, that is, the reflection spectra P 1 to P n at the positions (x 1 , y 1 ) to (x n , y n ). Note that n represents the number of two-dimensional coordinates in the subject as described in the second step. This operation is performed, for example, in the control unit 17 provided in the spectroscopic system 10 illustrated in FIG. 4B or in an arithmetic unit (not shown) connected to the control unit 17.
＜第５ステップ＞
本ステップにおいては、第２ステップで求められた検量線Ａ１＝ｆ１（θ）（図３（ａ）参照）と、第４ステップで求められた吸光度Ａ１（ｘｉ，ｙｉ）に基づき、座標（ｘｉ，ｙｉ）における角度θｉを求める。この操作によって、被検体における二次元座標（ｘｉ，ｙｉ）の位置での法線が、検出部１８（図４（ｂ）参照）からどの程度傾いているかが求められる。角度θｉがゼロの場合には、二次元座標（ｘｉ，ｙｉ）の位置での法線が、検出部１８（図４（ｂ）参照）に対して傾いていないこと、すなわち正面に位置していることを意味する。
<5th step>
In this step, the calibration curve A 1 = f 1 (θ) obtained in the second step (see FIG. 3A) and the absorbance A 1 (x i , y i ) obtained in the fourth step are used. Based on this, the angle θ i at the coordinates (x i , y i ) is obtained. By this operation, it is determined how much the normal line at the position of the two-dimensional coordinates (x i , y i ) in the subject is tilted from the detection unit 18 (see FIG. 4B). When the angle θ i is zero, the normal line at the position of the two-dimensional coordinates (x i , y i ) is not inclined with respect to the detection unit 18 (see FIG. 4B), that is, in front. It means that it is located.
第５ステップにおける以上の操作は、被検体におけるすべての二次元座標、すなわち（ｘ１、ｙ１）から（ｘｎ、ｙｎ）までのすべての位置において行い、それぞれの位置での角度θ１からθｎまでを求めることが好ましい。なお、第５ステップでの操作は、例えば図４（ｂ）に示す分光システム１０に備えられた制御部１７において行われるか、又は制御部１７に接続された演算部（図示せず）において行われる。 The above operation in the fifth step is performed at all the two-dimensional coordinates in the subject, that is, all the positions from (x 1 , y 1 ) to (x n , y n ), and the angle θ 1 at each position. To θ n is preferably obtained. The operation in the fifth step is performed, for example, in the control unit 17 provided in the spectroscopic system 10 shown in FIG. 4B or performed in a calculation unit (not shown) connected to the control unit 17. Is called.
＜第６ステップ＞
本ステップにおいては、第５ステップで求められた二次元座標（ｘｉ，ｙｉ）における角度θｉと、第２ステップで求められた検量線Ａ２＝ｆ２（θ）とに基づき、第３ステップで取得された反射スペクトルＰｉにおける座標（ｘｉ，ｙｉ）での第２の波長λ２における吸光度Ａ２（ｘｉ，ｙｉ）を補正する。この補正は、座標（ｘｉ，ｙｉ）における角度補正である。角度補正の一例としては、吸光度Ａ２（ｘｉ，ｙｉ）を、Ａ２（ｘｉ，ｙｉ）×〔ｆ２（θ（ｘｉ，ｙｉ））／ｆ２（０）〕の計算式に従い補正する方法が挙げられる。この方法は、検量線Ａ２＝ｆ２（θ）において、θ＝０度のときの吸光度Ａ２（０）と、θ＝θｉのときの吸光度Ａ２（θｉ）との比率を補正係数として用い、この補正係数を、吸光度Ａ２（ｘｉ，ｙｉ）に乗ずる操作である。したがって、角度補正後の吸光度Ａ’２（ｘｉ，ｙｉ）は、Ａ’２（ｘｉ，ｙｉ）＝Ａ２（ｘｉ，ｙｉ）×〔ｆ２（θｉ）／ｆ２（０）〕で定義される。この角度補正を行うことによって、二次元座標（ｘｉ，ｙｉ）の位置における法線が、検出部１８（図４（ｂ）参照）に対して傾いている場合であっても、該二次元座標（ｘｉ，ｙｉ）での吸光度Ａ２を正しく取得することができる。
<6th step>
In this step, based on the angle θ i in the two-dimensional coordinates (x i , y i ) obtained in the fifth step and the calibration curve A 2 = f 2 (θ) obtained in the second step, The absorbance A 2 (x i , y i ) at the second wavelength λ 2 at the coordinates (x i , y i ) in the reflection spectrum P i acquired in three steps is corrected. This correction is an angle correction at the coordinates (x i , y i ). As an example of the angle correction, the absorbance A 2 (x i , y i ) is expressed as A 2 (x i , y i ) × [f 2 (θ (x i , y i )) / f 2 (0)]. There is a method of correcting according to the calculation formula. This method corrects the ratio of the absorbance A 2 (0) when θ = 0 degrees and the absorbance A 2 (θ i ) when θ = θ i in the calibration curve A 2 = f 2 (θ). This operation is used as a coefficient, and this correction coefficient is multiplied by the absorbance A 2 (x i , y i ). Therefore, the absorbance A ′ 2 (x i , y i ) after angle correction is A ′ 2 (x i , y i ) = A 2 (x i , y i ) × [f 2 (θ i ) / f 2 (0)]. By performing this angle correction, even if the normal line at the position of the two-dimensional coordinates (x i , y i ) is inclined with respect to the detection unit 18 (see FIG. 4B), the two The absorbance A 2 at the dimensional coordinates (x i , y i ) can be acquired correctly.
第６ステップにおける角度補正の操作は、被検体におけるすべての二次元座標、すなわち（ｘ１、ｙ１）から（ｘｎ、ｙｎ）までのすべての位置において行い、それぞれの位置で、角度補正された吸光度Ａ’２（ｘ１、ｙ１）からＡ’２（ｘｎ、ｙｎ）までを求めることが好ましい。なお、第６ステップでの操作は、例えば図４（ｂ）に示す分光システム１０に備えられた制御部１７において行われるか、又は制御部１７に接続された演算部（図示せず）において行われる。 The angle correction operation in the sixth step is performed at all the two-dimensional coordinates in the subject, that is, at all positions from (x 1 , y 1 ) to (x n , y n ), and angle correction is performed at each position. It is preferable to obtain the measured absorbance A ′ 2 (x 1 , y 1 ) to A ′ 2 (x n , y n ). The operation in the sixth step is performed, for example, in the control unit 17 provided in the spectroscopic system 10 illustrated in FIG. 4B or performed in a calculation unit (not shown) connected to the control unit 17. Is called.
以上の第１ステップから第６ステップまでの操作を行うことで、被検体における任意の二次元座標（ｘｉ，ｙｉ）での吸光度Ａ’２（ｘｉ，ｙｉ）を正確に求めることができる。また、好ましくは、被検体におけるすべての二次元座標（ｘ１、ｙ１）から（ｘｎ、ｙｎ）での吸光度Ａ’２（ｘ１、ｙ１）からＡ’２（ｘｎ、ｙｎ）を正確に求めることができる。 By performing the operations from the first step to the sixth step, the absorbance A ′ 2 (x i , y i ) at an arbitrary two-dimensional coordinate (x i , y i ) in the subject is accurately obtained. Can do. Also preferably, the absorbance A ′ 2 (x 1 , y 1 ) to A ′ 2 (x n , y) from all the two-dimensional coordinates (x 1 , y 1 ) to (x n , y n ) in the subject. n ) can be determined accurately.
被検体における任意の二次元座標（ｘｉ，ｙｉ）での吸光度Ａ２（ｘｉ，ｙｉ）は、以下に説明する第７ステップを更に行うことで一層正確に補正することができる。
＜第７ステップ＞
第６ステップにおいて吸光度Ａ２（ｘ，ｙ）を補正して求められた補正後の吸光度Ａ’２（ｘｉ，ｙｉ）と、第４ステップで求められた吸光度Ａ１（ｘｉ，ｙｉ）との差分である〔Ａ’２（ｘｉ，ｙｉ）−Ａ１（ｘｉ，ｙｉ）〕を求める。この操作は、被検体における任意の二次元座標（ｘｉ，ｙｉ）で取得された反射スペクトルＰｉに対してベースラインを補正する操作である。ベースライン補正された吸光度Ａ”２（ｘｉ，ｙｉ）は、Ａ”２（ｘｉ，ｙｉ）＝〔Ａ’２（ｘｉ，ｙｉ）−Ａ１（ｘｉ，ｙｉ）〕で定義される。先に述べた図２に示すように、反射スペクトルのベースラインが、波長の変化とともに変化している場合に、第７ステップによるベースライン補正を行うと、任意の二次元座標（ｘｉ，ｙｉ）での吸光度Ａ２（ｘｉ，ｙｉ）を一層正確に補正することができるので有利である。
The absorbance A 2 (x i , y i ) at an arbitrary two-dimensional coordinate (x i , y i ) in the subject can be corrected more accurately by further performing the seventh step described below.
<7th step>
Sixth absorbance A 2 in step (x, y) absorbance A corrected obtained by correcting the '2 (x i, y i ) and the absorbance obtained in the fourth step A 1 (x i, y which is a difference between i) [a '2 (x i, y i) -A 1 (x i, y i) ] calculated. This operation is an operation of correcting the base line with respect to the reflection spectrum P i acquired at an arbitrary two-dimensional coordinate (x i , y i ) in the subject. The baseline corrected absorbance A ″ 2 (x i , y i ) is A ″ 2 (x i , y i ) = [A ′ 2 (x i , y i ) −A 1 (x i , y i )) ] Is defined. As shown in FIG. 2 described above, when the baseline of the reflection spectrum changes with a change in wavelength, if the baseline correction is performed in the seventh step, any two-dimensional coordinates (x i , y absorbance a 2 (x i in i), since y i) it is possible to more accurately correct advantageous.
第７ステップでの操作は、先に述べた第４ステップないし第６ステップと同様に、被検体におけるすべての二次元座標、すなわち（ｘ１、ｙ１）から（ｘｎ、ｙｎ）までのすべての位置において行い、それぞれの位置で、ベースライン補正された吸光度Ａ”２（ｘ１、ｙ１）からＡ”２（ｘｎ、ｙｎ）までを求めることが好ましい。なお、第７ステップでの操作は、例えば図４（ｂ）に示す分光システム１０に備えられた制御部１７において行われるか、又は制御部１７に接続された演算部（図示せず）において行われる。 The operation in the seventh step is the same as in the fourth to sixth steps described above, from all the two-dimensional coordinates in the subject, that is, from (x 1 , y 1 ) to (x n , y n ). It is preferable to perform the measurement at all positions, and obtain the baseline corrected absorbance A ″ 2 (x 1 , y 1 ) to A ″ 2 (x n , y n ) at each position. The operation in the seventh step is performed, for example, in the control unit 17 provided in the spectroscopic system 10 illustrated in FIG. 4B or performed in a calculation unit (not shown) connected to the control unit 17. Is called.
以上のステップを経ることで、被検体の二次元座標における任意の位置での角度補正された吸光度を求めることができる。したがって本発明の測定方法は、凹凸を有する表面を有する被検体の特定波長における吸光度を測定する場合に特に有用なものとなる。例えば、ヒト皮膚又はヒト皮膚表面付着物を被検体として、非医療の目的で二次元的な分布を取得する際に、ヒトの身体の部位に由来する形状の影響を排除し、反射スペクトルを評価するために、本発明の測定方法を適用することができる。ヒト皮膚表面付着物としては、例えばヒトの皮膚の表面に施された化粧料などが挙げられるが、これに限られない。 Through the above steps, the angle-corrected absorbance at an arbitrary position in the two-dimensional coordinates of the subject can be obtained. Therefore, the measurement method of the present invention is particularly useful when measuring the absorbance at a specific wavelength of an analyte having a surface with irregularities. For example, when obtaining a two-dimensional distribution for non-medical purposes using human skin or human skin surface deposits as an object, the influence of the shape derived from the human body part is eliminated, and the reflection spectrum is evaluated. Therefore, the measuring method of the present invention can be applied. Examples of human skin surface deposits include, but are not limited to, cosmetics applied to the surface of human skin.
本発明は前記実施形態に制限されない。例えば前記実施形態における第１ステップや第３ステップでは、光源としてリング状の光源を用いたが、光源の形状はこれに限られない。また、照射は直接的な照射であっても、間接的な照射であってもよい。例えば、先に述べた特許文献１及び２に記載の光源を用いることができる。 The present invention is not limited to the embodiment. For example, in the first step and the third step in the embodiment, a ring-shaped light source is used as the light source, but the shape of the light source is not limited to this. Further, the irradiation may be direct irradiation or indirect irradiation. For example, the light sources described in Patent Documents 1 and 2 described above can be used.
また本発明の測定方法では、被検体の二次元座標における任意の位置での角度補正された吸光度を求めればよく、二次元座標におけるすべての位置での角度補正された吸光度を求めなくてもよい。 In the measurement method of the present invention, it is only necessary to obtain the angle-corrected absorbance at any position in the two-dimensional coordinates of the subject, and it is not necessary to obtain the angle-corrected absorbance at all positions in the two-dimensional coordinates. .
以下、実施例により本発明を更に詳細に説明する。しかしながら本発明の範囲は、かかる実施例に制限されない。 Hereinafter, the present invention will be described in more detail with reference to examples. However, the scope of the present invention is not limited to such examples.
〔実施例１〕
図１並びに図４（ａ）及び（ｂ）に示す装置を用いて、ヒトの顔面の皮膚の水分率を測定した。測定は、波長１４５０ｎｍでの水の吸光度を二次元的に測定し、測定結果を画像化することで行った。測定装置は以下のとおりである。
・装置：結像型二次元フーリエ分光システム（アオイ電子株式会社製）
・光源：リング照明（ハロゲン電球×２０）
・対物レンズ：固定焦点レンズ（Ｆ１．４、１６ｍｍ、エドモンドオプティクス）
・分光系：
共役面格子：開口幅３０μｍ、遮光幅３０μｍ
分光ユニット内のレンズ：φ２５ｍｍ、焦点距離：１００ｍｍ
光路長差：７０．７μｍ
サンプリング間隔：１０８．２５ｎｍ
・検出系：
カメラ：ＣＶ−Ｎ８００（住友電気工業（株）、受光素子；InGaAs/GaAsSb type-II量子井戸型、画素数；３２０×２５６ｐｉｘｅｌ）
露光時間：２．５ｍｓｅｃ、フレームレート：３２０Ｈｚ
積算回数：１回
計測時間：２秒
[Example 1]
Using the apparatus shown in FIG. 1 and FIGS. 4 (a) and 4 (b), the moisture content of the human facial skin was measured. The measurement was performed by measuring the absorbance of water at a wavelength of 1450 nm two-dimensionally and imaging the measurement result. The measuring device is as follows.
・ Apparatus: Imaging type 2D Fourier spectroscopy system (Aoi Electronics Co., Ltd.)
・ Light source: Ring illumination (halogen bulb x 20)
Objective lens: Fixed focus lens (F1.4, 16mm, Edmund Optics)
・ Spectroscopic system:
Conjugate plane lattice: aperture width 30 μm, light shielding width 30 μm
Lens in spectroscopic unit: φ25mm, focal length: 100mm
Optical path length difference: 70.7 μm
Sampling interval: 108.25 nm
・ Detection system:
Camera: CV-N800 (Sumitomo Electric Industries, Ltd., light receiving element; InGaAs / GaAsSb type-II quantum well type, number of pixels; 320 × 256 pixels)
Exposure time: 2.5 msec, Frame rate: 320 Hz
Integration count: 1 time Measurement time: 2 seconds
＜第１ステップ＞及び＜第２ステップ＞
分光システム、光源、モデル被検体としてのヒトの手の甲を図１のように設置した。図１のように、手の甲の皮膚を分光システムに対して、０−９０°の間で１０°ずつ回転させ、撮影を行った。各角度に対する、吸収スペクトルを図２に示した。水の吸収のない１０００ｎｍ、吸収のある１４５０ｎｍにおける角度に対する吸光度を図３に示した。図３に示す結果から、１０００ｎｍでは角度に対して、単調に吸光度が増大することが判った。一方、１４５０ｎｍでは６０°付近に極大を有した。また、どちらも三次の多項式でフィッティング可能であった。１０００ｎｍでの多項式及び1０００ｎｍでの吸光度に基づき、皮膚の角度の推定が可能である。更に、そのようにして得られた角度と、１４５０ｎｍでの多項式の関係から、角度に起因する吸光度の変化を補正することが可能となる。
<First step> and <Second step>
A spectroscopic system, a light source, and the back of a human hand as a model subject were installed as shown in FIG. As shown in FIG. 1, the skin on the back of the hand was rotated by 10 ° between 0-90 ° with respect to the spectroscopic system and photographed. The absorption spectrum for each angle is shown in FIG. The absorbance with respect to the angle at 1000 nm with no water absorption and 1450 nm with absorption is shown in FIG. From the results shown in FIG. 3, it was found that the absorbance increased monotonously with respect to the angle at 1000 nm. On the other hand, at 1450 nm, it had a maximum near 60 °. Both of them could be fitted with a cubic polynomial. Based on the polynomial at 1000 nm and the absorbance at 1000 nm, the skin angle can be estimated. Furthermore, it is possible to correct the change in absorbance due to the angle from the relationship between the angle thus obtained and the polynomial at 1450 nm.
＜第３ステップ＞ないし＜第７ステップ＞
分光システム、光源、被検体としてのヒトを図４のように配置し、ヒトの顔の撮影を行った（図９（ａ））。得られた各ピクセルの１０００ｎｍの吸光度から、前記１０００ｎｍの多項式に基づき、各ピクセルの角度を算出した。得られた各ピクセルの角度から、前記１４５０ｎｍの多項式に基づき、１４５０ｎｍの吸光度の補正を行った（図９（ｂ））。補正後の１４５０ｎｍの吸光度と１０００ｎｍの吸光度の差を算出し、強度画像を作成した（図９（ｃ））。図９（ａ）と（ｂ）を比較すると、角度補正によって、鼻などの凹凸のある場所での強度のむらが解消されたことが判る。また、図９（ｂ）と（ｃ）を比較すると、ベースライン補正により、より凹凸の影響が補正されていることが判る。
<3rd step> to <7th step>
A spectroscopic system, a light source, and a human as a subject were arranged as shown in FIG. 4, and a human face was photographed (FIG. 9A). From the obtained absorbance at 1000 nm of each pixel, the angle of each pixel was calculated based on the 1000 nm polynomial. From the obtained angle of each pixel, the absorbance at 1450 nm was corrected based on the 1450 nm polynomial (FIG. 9B). The difference between the corrected absorbance at 1450 nm and the absorbance at 1000 nm was calculated, and an intensity image was created (FIG. 9C). Comparing FIGS. 9A and 9B, it can be seen that the unevenness of the intensity at the uneven portion such as the nose has been eliminated by the angle correction. Further, comparing FIGS. 9B and 9C, it can be seen that the influence of unevenness is corrected by the baseline correction.
１０ 分光システム
１１ 被検体
１２ 対物レンズ
１３ レンズ駆動機構
１４ 位相シフター
１５ 固定ミラー部
１６ 可動ミラー部
１７ 制御部
１８ 検出部
Ａ 仮想軸線
Ｄ 検出器
Ｓ 平面
Ｘ 光軸
DESCRIPTION OF SYMBOLS 10 Spectroscopic system 11 Subject 12 Objective lens 13 Lens drive mechanism 14 Phase shifter 15 Fixed mirror part 16 Movable mirror part 17 Control part 18 Detection part A Virtual axis D Detector S Plane X Optical axis
Claims (11)
第１ステップで求められた関係に基づき、照射光における第１の波長λ１での吸光度Ａ１と角度θとの関係の検量線Ａ１＝ｆ１（θ）を求めるとともに、照射光における第２の波長λ２での吸光度Ａ２と角度θとの関係の検量線Ａ２＝ｆ２（θ）を求める第２ステップと、
光源から発せられた多波長の光を被検体に照射し、反射スペクトルを二次元的に取得する第３ステップと、
第３ステップで取得された反射スペクトルにおける座標（ｘ，ｙ）での第１の波長λ１における吸光度Ａ１（ｘ，ｙ）を求める第４ステップと、
第２ステップで求められた検量線Ａ１＝ｆ１（θ）及び第４ステップで求められた吸光度Ａ１（ｘ，ｙ）に基づき、座標（ｘ，ｙ）における角度θ（ｘ，ｙ）を求める第５ステップと、
第５ステップで求められた座標（ｘ，ｙ）における角度θ（ｘ，ｙ）と、第２ステップで求められた検量線Ａ２＝ｆ２（θ）とに基づき、第３ステップで取得された反射スペクトルにおける座標（ｘ，ｙ）での第２の波長λ２における吸光度Ａ２（ｘ，ｙ）を補正する第６ステップと、
を備える、反射スペクトルの測定方法。 A plane of a model object for preparing a calibration curve is arranged under irradiation of multi-wavelength light emitted from a light source, and passes through the plane of the model object plane using a measurement system in which a detector is arranged. The model object is rotated about a virtual axis, and an angle θ formed by a plane perpendicular to the plane passing through the optical axis connecting the detector and the model object and the model object plane, and the reflection of the model object A first step for determining the relationship with the spectrum;
Based on the relationship obtained in the first step, a calibration curve A 1 = f 1 (θ) of the relationship between the absorbance A 1 at the first wavelength λ 1 and the angle θ in the irradiated light is obtained, and A second step for obtaining a calibration curve A 2 = f 2 (θ) of the relationship between the absorbance A 2 at the wavelength λ 2 of 2 and the angle θ;
A third step of irradiating a subject with multi-wavelength light emitted from a light source and acquiring a reflection spectrum two-dimensionally;
A fourth step for obtaining the absorbance A 1 (x, y) at the first wavelength λ 1 at the coordinates (x, y) in the reflection spectrum obtained in the third step;
Based on the calibration curve A 1 = f 1 (θ) obtained in the second step and the absorbance A 1 (x, y) obtained in the fourth step, the angle θ (x, y) at the coordinates (x, y). A fifth step for obtaining
Based on the angle θ (x, y) at the coordinates (x, y) obtained in the fifth step and the calibration curve A 2 = f 2 (θ) obtained in the second step, A sixth step of correcting the absorbance A 2 (x, y) at the second wavelength λ 2 at the coordinates (x, y) in the reflection spectrum;
A method for measuring a reflection spectrum.
第２の波長λ２が、水に起因する吸収が観察される波長である、請求項２に記載の測定方法。 The first wavelength λ 1 is a wavelength at which absorption due to water is not observed,
The measurement method according to claim 2, wherein the second wavelength λ 2 is a wavelength at which absorption due to water is observed.
複数の画素からなる受光素子を用い、干渉分光法によるインターフェログラムを画素毎に取得し、
取得された各インターフェログラムをフーリエ変換することで、画素毎に反射スペクトルを得る、請求項１ないし８のいずれか一項に記載の測定方法。 In the third step, the subject is irradiated with multi-wavelength light emitted from a light source,
Using a light-receiving element consisting of a plurality of pixels, an interferogram by interferometry is obtained for each pixel,
The measurement method according to claim 1, wherein a reflection spectrum is obtained for each pixel by performing Fourier transform on each acquired interferogram.
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