JP3626149B2 - High spatial resolution synthetic light source for optical tomographic image measurement - Google Patents

Description

〔６〕Ｙ．Ｊ．Ｒａｏ，Ｙ．Ｎ．Ｎｉｎｇ，ａｎｄ Ｄ．Ａ．Ｊａｃｋｓｏｎ，“Ｓｙｎｔｈｅｓｉｚｅｄ Ｓｏｕｒｃｅ ｆｏｒ Ｗｈｉｔｅ−ｌｉｇｈｔ Ｓｅｎｓｉｎｇ Ｓｙｓｔｅｍｓ”，Ｏｐｔｉｃｓ Ｌｅｔｔｅｒｓ，Ｖｏｌ．１８，Ｎｏ．６，Ｍａｒｃｈ １５，１９９３，ｐｐ．４６２−４６４
〔７〕Ｄ．Ｎ．Ｗａｎｇ，Ｙ．Ｎ．Ｎｉｎｇ，Ｋ．Ｔ．Ｖ．Ｇｒａｔｔａｎ，Ａ．Ｗ．Ｐａｌｍｅｒ，ａｎｄ Ｋ．Ｗｅｉｒ，“Ｏｐｔｉｍｉｚｅｄ Ｍｕｌｔｉｗａｖｅｌｅｎｇｔｈ Ｃｏｍｂｉｎａｔｉｏｎ Ｓｏｕｒｃｅｓ ｆｏｒ Ｉｎｔｅｒｆｅｒｏｍｅｔｒｉｃ Ｕｓｅ”，Ａｐｐｌｉｅｄ Ｏｐｔｉｃｓ，Ｖｏｌ．３３，Ｎｏ．３１，Ｎｏｖｅｍｂｅｒ １，１９９４，ｐｐ．７３２６−７３３３
〔８〕Ａｎｇｅｌａ Ｂａｕｍｇａｒｔｎｅｒ，Ｃｈｒｉｓｔｏｐｈ Ｋ．Ｈｉｔｚｅｎｂｅｒｇｅｒ，Ｈａｒａｌｄ Ｓａｔｔｍａｎｎ，Ｗｏｌｆｇａｎｇ Ｄｒｅｘｌｅｒ，ａｎｄ Ａｄｏｌｆ Ｆ．Ｆｅｒｃｈｅｒ，“Ｓｉｇｎａｌ ａｎｄ Ｒｅｓｏｌｕｔｉｏｎ Ｅｎｈａｎｃｅｍｅｎｔｓ ｉｎ Ｄｕａｌ Ｂｅａｍ Ｏｐｔｉｃａｌ Ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ ｏｆ ｔｈｅ Ｈｕｍａｎ Ｅｙｅ”，Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｂｉｏｍｅｄｉｃａｌ Ｏｐｔｉｃｓ，Ｖｏｌ．３，Ｎｏ．１，Ｊａｎｕａｒｙ １９９８，ｐｐ．４５−５４
図１はスペクトル関数とコヒーレンス関数との間のフーリエ変換による変換の説明図である。
【０００４】
スペクトル関数は、ウィーナーキンチンの定理でコヒーレンス関数と図１に示すようにフーリエ変換で関係付けられている。よって、スペクトル関数をガウス分布と仮定すると、中心波長λ₀ 、スペクトル幅Δλよりコヒーレンス長Ｌ_C は厳密に後述する式（１）式で与えられる。
【０００５】
光波コヒーレンス断層画像化法では、奥行き空間分解能は原理的にコヒーレンス長Ｌ_C の半分で与えられる。よって、如何にコヒーレンス長Ｌ_C の短い光源を実現するかが問題となる。これに対して、米国のＭＩＴのグループは、レーザ光源にモードロックの技術を用いて、１μｍ程度のコヒーレンス長を有する光源を実現させているが、実用面では装置が大型、高価、操作が困難などの問題がある（文献〔５〕参照）。そこで、従来、複数の光源を組み合わせてコヒーレンス長を短くする試みがなされてきた（文献〔６〕参照）。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、従来の複数の光源を組み合わせてコヒーレンス長を短くしようとする試みは、光波コヒーレンス断層画像化法への応用を意図したものでないために、図２に示すようなサイドローブの問題があり、従来この問題に対しては、詳細な検討がなされていなかった（文献〔７〕参照）。
【０００７】
これに対して、本願発明者らはすでに多光波光源による光波断層画像測定用高空間分解能合成光源（特願２００１−７５０１）を提案している。
【０００８】
本発明は、その提案された高空間分解能合成光源をレーザ結晶から得られる蛍光に応用することにより、半導体素子の限られた光学特性を超えて、さらなる高空間分解能を実現することができる光波断層画像測定用高空間分解能合成光源を提供することを目的とする。
【０００９】
【課題を解決するための手段】
本発明は、上記目的を達成するために、
〔１〕励起光を用いて複数の光学結晶又は活性イオンから得られるそれぞれの蛍光を励起光カットフィルターで励起光をカットし、合成された蛍光のみを用いる光波断層画像測定用高空間分解能合成光源であって、前記前記複数の光学結晶が、第１のレーザ結晶と第２のレーザ結晶からなり、前記第１のレーザ結晶と第２のレーザ結晶を直列に配置し、前記第２のレーザ結晶から得られる蛍光を、前記励起光カットフィルターで励起光をカットし、合成された蛍光のみを用いることを特徴とする。
【００１０】
〔２〕上記〔１〕記載の光波断層画像測定用高空間分解能合成光源において、前記励起光は５３２ｎｍ、前記第１のレーザ結晶はＴｉ：サファイア、前記第２のレーザ結晶はＣｒ：フォーステライトからなることを特徴とする。
【００１１】
〔３〕励起光により活性イオンをコア部分にドープした第１のファイバーと第２のファイバーを励起して得られる蛍光を励起光カットフィルターで励起光をカットし合成された蛍光のみを用いる光波断層画像測定用高空間分解能合成光源であって、前記第１のファイバーと前記第２のファイバーを直列に配置し、前記第２のファイバーから得られる蛍光を、前記励起光カットフィルターで励起光をカットし、合成された蛍光のみを用いることを特徴とする。
【００１２】
〔４〕上記〔３〕記載の光波断層画像測定用高空間分解能合成光源において、前記励起光は５３２ｎｍ、前記第１のファイバーのコアにＴｉイオンをドープし、前記第２のファイバーのコアにＣｒイオンをドープすることを特徴とする。
【００１３】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の実施の形態について詳細に説明する。
【００１４】
まず、本発明に関連する従来の技術（上記従来技術と重複するが）から順次、詳細に説明することにする。
【００１５】
光波コヒーレンス断層画像化法では、得られる断層データは、生体試料の屈折率分布と光源のコヒーレンス関数との畳み込み積分であるので、コヒーレンス関数において中心のメインピーク幅の半分が光軸方向の空間分解能になる。
【００１６】
通常は、コヒーレンス関数のメインピーク幅（半値全幅）がコヒーレンス長と呼ばれ、この１／２が深さ方向の分解能となる。
【００１７】
よって、光軸方向分解能ΔＺ、コヒーレンス長ｌ_C 、スペクトル幅Δλなどは次式で示される（図１参照）。
【００１８】
ΔＺ＝ｌ_c ／２＝（２ｌ_n ２／π）（λ₀ ² ／Δλ） …（１）
一方、コヒーレンス関数にサイドローブがあり、それが無視できない場合は、バックグランドになり画像の分解能を低下させる。そこで、複数の波長の異なる光源の光波を合成させた場合、中心のメインピークの幅を狭くする事は容易であるが、一般に大きなサイドローブが発生してしまう。
【００１９】
よって、複数の波長の異なる光源の光波を合成させた場合、コヒーレンス長Ｌ_C とサイドローブ強度Ｉ_S を同時に減少させるパラメータ条件が重要である。
【００２０】
これに対して、従来、複数の光源の波長、スペクトル幅をパラメータとして検討が行われたが十分ではない。そこで、実現可能な半導体発光素子でのそれぞれの光波の強度を制御することによって、コヒーレンス長Ｌ_C の減少と同時にサイドローブ強度Ｉ_S の抑圧を可能とする方法を提案し、すでに特許出願を行った。
【００２１】
その場合の数値解析例を以下に簡単に述べる。
【００２２】
図２は半導体発光素子でのそれぞれの光波の強度を制御することによって、コヒーレンス長Ｌ_C の減少と同時にサイドローブ強度Ｉｓの抑圧を行う場合の説明図である。
【００２３】
図２（ａ）に示すように、仮に３つの光源の場合、コヒーレンス関数γ(x)は次式となる。
【００２４】
【数１】

ここで、Ｎは光源の数、Ｉ_i はｉ番目の光強度、ｌ_ciはＩ番目のコヒーレンス長、ν_I はｉ番目の光の周波数、ｃは光速である。この時に、３つの光源の強度、中心波長、波長幅を最適化のパラメータとする。制限条件は、実際のデバイスを考慮して、中心波長：７００ｎｍ−８３０ｎｍ、光強度：Ｉ₁ ＝１，Ｉ_2,3 ＝０．２〜５、波長幅：＜４０ｎｍのようにした。この時、評価関数Ｆとして次式を定義する。
【００２５】
Ｆ＝Ｗ₁ ＋Ｗ₂ …（３）
ここで、Ｗ₁ はコヒーレンス関数の中心のメインピークの半値全幅で、Ｗ₂ は中心のメインピークの５％の強度での半値全幅である。この評価関数を用いる場合、サイドローブを５％以下に押え込んだ状態で、ピーク幅の最小パラメータ条件が得られる。
【００２６】
最適パラメータは、Ｉ₁ ：Ｉ₂ ：Ｉ₃ ＝１．００：２．１７：０．６５，λ₁ ＝７００ｎｍ，λ₂ ＝７３０ｎｍ，λ₃ ＝７７０ｎｍ，Ｌ_C1＝１４．７μｍ，Ｌ_C2＝１２．４μｍ，Ｌ_C3＝１３．２μｍと得られた。また、Δλは式（１）より求められる。
【００２７】
コヒーレンス関数は図３に示すように、サイドローブが抑制されつつコヒーレンス長も単独の光源のコヒーレンス長１５μｍに比べて７．３μｍと約４９％に低減されており、本発明の有効性が示されている。具体的には、図４に示すように、それぞれの光源の中心波長、スペクトル幅、強度が最適条件を満たすようにセットして、多光波光源からの出力を光ファイバーカップラーＡで結合し、単一のファイバー合成光源とする。
【００２８】
以上に対して、本発明は、多光波光源の各光源にレーザ結晶から発せられる蛍光を用いることである。蛍光をＯＣＴの光源に用いる例は、文献〔１〕に示すようにすでにあるが、複数の蛍光光源を用いて空間分解能を高める方法はまだ報告されていない。これの大きな特徴は、中心波長が生体に有用な近赤外領域にあり、スペクトル幅が半導体素子に比較して、非常に広く発光効率も良いことである。これにより、高空間分解能化が実現される。また、昨今の全固体レーザ技術の進展に伴って小型化が容易であり、コスト的にも実用化に向けて大きな問題はない。
【００２９】
文献〔２〕では、各レーザ結晶での波長可変領域が示されており、生体に対して比較的減衰が少ない近赤外領域をカバーしているのが分かる。ここで、代表的なレーザ結晶、Ｔｉ：Ｓａｐｐｈｉｒｅ（Ｔｉ：サファイア）とＣｒ：Ｆｏｒｓｔｅｒｉｔｅ（Ｃｒ：フォーステライト）について、数値検討結果を述べる。
【００３０】
それぞれの蛍光は、レーザ光源として一般的であるＮｄ：ＹＡＧの第二高調波である５３２ｎｍの光波で励起され、Ｔｉ：Ｓａｐｐｈｉｒｅでは、中心波長７５５ｎｍ、波長幅（半値全幅）１６１ｎｍでコヒーレンス長３．１１μｍ、Ｃｒ：Ｆｏｒｓｔｅｒｉｔｅでは、中心波長１０３５ｎｍ、波長幅（半値全幅）３００ｎｍでコヒーレンス長は３．１４μｍとなり、奥行き方向分解能はその半分となる。
【００３１】
これに対して、図５にＴｉ：ＳのみとＴｉ：ＳとＣｒ：Ｆの強度比を１：１にした場合のコヒーレンス関数の光路差依存性を示した。後者の方が同じピーク値に関わらず全体の幅が狭くなっているのが分かる。
【００３２】
また、図６にＴｉ：ＳのみとＴｉ：ＳとＣｒ：Ｆの強度比を２．２：１にした場合のコヒーレンス関数の光路差依存性を示した。図５と同様に同じピーク値に関わらず後者の方が全体の幅が狭くなり、空間分解能が改善されているのが分かる。このシミュレーション結果と実験結果が対応することは、本願発明者らが論文で実証している（文献〔４〕参照）。
【００３３】
具体構成例を以下に述べる。レーザ結晶は、母体結晶に吸収・蛍光放出のようなレーザ発振の中心的な役割を果たすＴｉ，Ｃｒ，Ｎｄなどの活性イオンをある濃度で含むものである。それぞれのレーザ結晶は、その吸収スペクトル、蛍光スペクトルで最適な励起波長、発振波長が決まっている。先の例ではＳａｐｐｈｉｒｅとＦｏｒｓｔｅｒｉｔｅにそれぞれＴｉとＣｒがドープされているものである。
【００３４】
図７は本発明の第１実施例を示す多蛍光源による光波断層画像測定用高空間分解能合成光源の構成図である。
【００３５】
この図に示すように、一般的なＮｄ：ＹＡＧレーザの２倍高調波である波長５３２ｎｍの励起光をハーフミラー３で２分割して、第１のレーザ結晶１（Ｔｉ：Ｓａｐｐｈｉｒｅ）と第２のレーザ結晶２（Ｃｒ：Ｆｏｒｓｔｅｒｉｔｅ）を励起して、それぞれの蛍光をハーフミラー６で合波後、励起光カットフィルター７で励起光をカットし合成された蛍光のみを得る。なお、４はハーフミラー３からの励起光を反射して第２のレーザ結晶２に照射するミラー、５は第２のレーザ結晶２からの蛍光を反射してハーフミラー６へ照射するミラーである。
【００３６】
各強度は、ドープ濃度、結晶長などのパラメータで制御可能である。
【００３７】
図８は本発明の第２実施例を示す多蛍光源による光波断層画像測定用高空間分解能合成光源の構成図である。
【００３８】
上記した本発明の第１実施例では、ハーフミラーを用いたが、この実施例では、ハーフミラーを用いないように構成する。つまり、図８に示すように、励起光を第１のレーザ結晶１１と第２のレーザ結晶１２を直列に用いて励起し、蛍光を重ねて、その蛍光を励起光カットフィルター１３で励起光をカットし合成された蛍光のみを得る。
【００３９】
図９は本発明の第３実施例を示す多蛍光源による光波断層画像測定用高空間分解能合成光源の構成図である。
【００４０】
現在、活性イオンをファイバーのコアの部分にドープしたファイバーレーザやファイバーアンプが一般に用いられている。そこで、Ｔｉ，Ｃｒイオンをコアにドープしたファイバーを、それぞれ第１のファイバー２１，第２のファイバー２２として、２つのファイバーを直列に接続し、励起光を第１のファイバー２１から導入して励起し、第２のファイバー２２から得られる出力光を励起光カットフィルター２３により励起光をカットし合成された蛍光のみを得る。すなわち、励起光カットフィルター２３で励起光をカットして２つの重なった蛍光のみを取り出す。各強度は、ドープ濃度、ファイバー長などで制御可能である。
【００４１】
なお、図示しないが、第１のファイバーと第２のファイバーとを並列に配置して、それぞれのファイバーからの蛍光をハーフミラーで合波後、励起光カットフィルターで励起光をカットして２つの重なった蛍光のみを取り出すようにしてもよい。
【００４２】
以上、述べたように多数の光源の光波を合成する考えを、一般のレーザ結晶や活性イオンを含むファイバからの蛍光に応用することにより、半導体素子の限られた光学特性を超えて、さらなる高空間分解能を実現することができる。
【００４３】
また、上記したように、本発明によれば、汎用の安価なレーザ結晶を用いた合成光源で高空間分解能化が可能になることから、コストダウン、小型・軽量化、光源の簡素化から安定化・信頼性の向上が期待される。
【００４４】
よって、医学分野では汎用化に伴う医療サービスの向上、さらに、半導体産業分野への需要拡大などの波及効果も考えられる。
【００４５】
なお、本発明は上記実施例に限定されるものではなく、本発明の趣旨に基づいて種々の変形が可能であり、これらを本発明の範囲から排除するものではない。
【００４６】
【発明の効果】
以上、詳細に説明したように、本発明によれば、波長幅や出力で制約の大きい半導体発光素子に比べて、汎用の安価なレーザ結晶を用いた合成光源で高空間分解能化が可能になることから、コストダウン、小型・軽量化、光源の簡素化から安定化・信頼性の向上を図ることができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】スペクトル関数とコヒーレンス関数との間のフーリエ変換による変換の説明図である。
【図２】従来技術の問題点（サイドローブ）の説明図である。
【図３】多光波光源によるサイドローブが改善された状態を示す図である。
【図４】サイドローブが改善された単一のファイバー合成光源を示す図である。
【図５】Ｔｉ：ＳのみとＴｉ：ＳとＣｒ：Ｆの強度比を１：１にした場合のコヒーレンス関数の光路差依存性を示す図である。
【図６】Ｔｉ：ＳのみとＴｉ：ＳとＣｒ：Ｆの強度比を２．２：１にした場合のコヒーレンス関数の光路差依存性を示す図である。
【図７】本発明の第１実施例を示す多蛍光源による光波断層画像測定用高空間分解能合成光源の構成図である。
【図８】本発明の第２実施例を示す多蛍光源による光波断層画像測定用高空間分解能合成光源の構成図である。
【図９】本発明の第３実施例を示す多蛍光源による光波断層画像測定用高空間分解能合成光源の構成図である。
【符合の説明】
１，１１ 第１のレーザ結晶
２，１２ 第２のレーザ結晶
３，６ ハーフミラー
４，５ ミラー
７，１３，２３ 励起光カットフィルター
Ａ 光ファイバーカップラー
２１ 第１のファイバー
２２ 第２のファイバー[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to a high spatial resolution combined light source for measuring light tomographic images, and more particularly to a high spatial resolution combined light source for measuring light tomographic images using multiple fluorescent sources.
[0002]
[Prior art]
Conventionally, there are the following technical literatures in such fields.
[0003]
[1] Brett E.M. Bouma, Lynn E .; Nelson, Guillermo J. et al. Tearney, David J .; Jones, Mark E. Brezinski, and James G. Fujimoto, “Optical Coherence Tomographic Imaging of Human Tissue at 1.55 μm and 1.81 μm Using Er- and Tm-doped Fiber Sources. 3, No. 1, January 1998, pp. 76-79
[2] Marvin J. et al. Weber, Ph. D. “Handbook of Lasers”, CRC Press, pp. 12-13
[3] Walter Koechner, “Solid-State Laser Engineering”, Third Completely Revised and Updated Edition, Springer-Verlag, pp. 74-79
[4] Yan Zhang, Manabu Sato and Naohiro Tano, “Resolution Implication in Optical Coherence Tomography of Optimized Stimulation of Light Optimized Light Optimized. 26, no. 4, February 15, 2001, pp. 205-207

[6] Y. J. et al. Rao, Y .; N. Ning, and D.N. A. Jackson, “Synthesized Source for White-light Sensing Systems”, Optics Letters, Vol. 18, no. 6, March 15, 1993, pp. 462-464
[7] D. N. Wang, Y .; N. Ning, K .; T.A. V. Grattan, A.M. W. Palmer, and K.K. Weir, “Optimized Multiwavelength Combination Sources for Interferometric Use”, Applied Optics, Vol. 33, no. 31, November 1, 1994, pp. 31. 7326-7333
[8] Angela Baumgartner, Christoph K. et al. Hitzenberger, Harald Sattmann, Wolfgang Drexler, and Adolf F. Fercher, “Signal and Resolution Enhancements in Dual Beam Optical Coherence of the Human Eye”, Journal of Biomedical Optics, Vol. 3, No. 1, January 1998, pp. 45-54
FIG. 1 is an explanatory diagram of conversion by a Fourier transform between a spectrum function and a coherence function.
[0004]
The spectral function is related to the coherence function by Fourier transformation as shown in FIG. Therefore, assuming that the spectrum function is a Gaussian distribution, the coherence length L _C is strictly given by the following equation (1) from the center wavelength λ ₀ and the spectrum width Δλ.
[0005]
In the optical coherence tomographic imaging method, the depth spatial resolution is in principle given by half the coherence length L _C. Therefore, how to realize a light source with a short coherence length L _C becomes a problem. On the other hand, the MIT group in the US uses a mode-locking technology as a laser light source to realize a light source having a coherence length of about 1 μm. However, in practice, the apparatus is large, expensive, and difficult to operate. (Ref. [5]). Therefore, conventionally, attempts have been made to shorten the coherence length by combining a plurality of light sources (see Document [6]).
[0006]
[Problems to be solved by the invention]
However, since the attempt to shorten the coherence length by combining a plurality of conventional light sources is not intended for application to light wave coherence tomographic imaging, there is a problem of side lobe as shown in FIG. Conventionally, no detailed study has been made on this problem (see Document [7]).
[0007]
In contrast, the inventors of the present application have already proposed a high spatial resolution combined light source (Patent Application No. 2001-7501) for measuring a light wave tomographic image using a multi-wave light source.
[0008]
By applying the proposed high spatial resolution synthetic light source to fluorescence obtained from a laser crystal, the present invention is an optical tomography capable of realizing further high spatial resolution beyond the limited optical properties of semiconductor elements. An object is to provide a high spatial resolution combined light source for image measurement.
[0009]
[Means for Solving the Problems]
In order to achieve the above object, the present invention provides
[1] using the excitation Okoshiko cut the excitation light each fluorescence obtained from a plurality of optical crystals or active ions in the excitation light cut filter, high spatial resolution synthesis lightwave tomographic image measuring using only synthesized luminescent A light source, wherein the plurality of optical crystals include a first laser crystal and a second laser crystal, the first laser crystal and the second laser crystal are arranged in series, and the second laser The fluorescent light obtained from the crystal is cut with the excitation light by the excitation light cut filter, and only the synthesized fluorescence is used .
[0010]
[2] In [1] Symbol mounting lightwave tomographic image high spatial resolution synthetic source for measurement of the excitation light is 532 nm, the first laser crystal is Ti: sapphire, the second laser crystal is Cr: forsterite It is characterized by comprising.
[0011]
[3] The first fiber and the optical wave using only fluorescence is cut excitation light combining fluorescence obtained by exciting the second fiber by the excitation light cut filter doped with active ions to the core by excitation light A high spatial resolution combined light source for tomographic image measurement, wherein the first fiber and the second fiber are arranged in series, and fluorescence obtained from the second fiber is converted into excitation light by the excitation light cut filter. It is characterized by using only cut and synthesized fluorescence .
[0012]
[ 4 ] In the high spatial resolution composite light source for optical tomographic image measurement according to [ 3 ] above, the excitation light is 532 nm, the core of the first fiber is doped with Ti ions, and the core of the second fiber is Cr It is characterized by doping ions.
[0013]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Hereinafter, embodiments of the present invention will be described in detail.
[0014]
First, the prior art related to the present invention (although it overlaps with the prior art) will be described in detail sequentially.
[0015]
In the optical coherence tomographic imaging method, the tomographic data obtained is the convolution integral of the refractive index distribution of the biological sample and the coherence function of the light source, so half the main peak width at the center of the coherence function is spatial resolution in the optical axis direction. become.
[0016]
Usually, the main peak width (full width at half maximum) of the coherence function is called the coherence length, and 1/2 of this is the resolution in the depth direction.
[0017]
Therefore, the optical axis direction resolution ΔZ, the coherence length l _C , the spectral width Δλ, and the like are expressed by the following equations (see FIG. 1).
[0018]
ΔZ = l _c / 2 = (2 l _n 2 / π) (λ ₀ ² / Δλ) (1)
On the other hand, if there is a side lobe in the coherence function and this cannot be ignored, it becomes a background and reduces the resolution of the image. Therefore, when combining light waves of a plurality of light sources having different wavelengths, it is easy to narrow the width of the central main peak, but generally a large side lobe is generated.
[0019]
Therefore, when light waves of a plurality of light sources having different wavelengths are combined, a parameter condition for simultaneously reducing the coherence length L _C and the side lobe intensity I _S is important.
[0020]
On the other hand, studies have been made using the wavelengths and spectral widths of a plurality of light sources as parameters, but this is not sufficient. Therefore, by controlling the intensity of each light wave in a feasible semiconductor light emitting device, we proposed a method that enables the suppression of the side lobe intensity I _S while reducing the coherence length L _C , and has already filed a patent application. It was.
[0021]
An example of numerical analysis in that case is briefly described below.
[0022]
FIG. 2 is an explanatory diagram in the case where the side lobe intensity Is is suppressed simultaneously with the reduction of the coherence length L _C by controlling the intensity of each light wave in the semiconductor light emitting element.
[0023]
As shown in FIG. 2A, in the case of three light sources, the coherence function γ (x) is as follows.
[0024]
[Expression 1]

Here, N is the number of light sources, I _i is the i-th light intensity, l _ci is the I-th coherence length, ν _I is the frequency of the i-th light, and c is the speed of light. At this time, the intensity, center wavelength, and wavelength width of the three light sources are set as optimization parameters. The limiting conditions were set such that the center wavelength: 700 nm to 830 nm, the light intensity: I ₁ = 1, I _2,3 = 0.2 to 5, and the wavelength width: <40 nm in consideration of the actual device. At this time, the following expression is defined as the evaluation function F.
[0025]
F = W ₁ + W ₂ (3)
Here, W ₁ is the full width at half maximum of the main peak at the center of the coherence function, and W ₂ is the full width at half maximum at 5% intensity of the central main peak. When this evaluation function is used, the minimum parameter condition of the peak width can be obtained with the side lobe suppressed to 5% or less.
[0026]
The optimum parameters are I ₁ : I ₂ : I ₃ = 1.00: 2.17: 0.65, λ ₁ = 700 nm, λ ₂ = 730 nm, λ ₃ = 770 nm, L _C1 = 14.7 μm, L _C2 = As a result, 12.4 μm and L _C3 = 13.2 μm were obtained. Δλ can be obtained from the equation (1).
[0027]
As shown in FIG. 3, the coherence function is reduced to about 49%, which is 7.3 μm, compared to the coherence length of 15 μm of a single light source while the side lobe is suppressed, and the effectiveness of the present invention is shown. ing. Specifically, as shown in FIG. 4, the center wavelength, the spectral width, and the intensity of each light source are set so as to satisfy the optimum conditions, and the output from the multi-wave light source is coupled by the optical fiber coupler A, The fiber composite light source.
[0028]
In contrast, the present invention uses fluorescence emitted from a laser crystal for each light source of a multi-wave light source. An example of using fluorescence as a light source for OCT has already existed as shown in document [1], but a method for increasing spatial resolution using a plurality of fluorescent light sources has not yet been reported. The main features of this are that the center wavelength is in the near-infrared region useful for living organisms, and that the spectral width is very wide and the luminous efficiency is good compared to semiconductor devices. Thereby, high spatial resolution is realized. In addition, with the recent progress of all-solid-state laser technology, downsizing is easy, and there is no major problem in practical use in terms of cost.
[0029]
Reference [2] shows the wavelength tunable region in each laser crystal, and it is understood that the near-infrared region with relatively little attenuation with respect to the living body is covered. Here, the results of numerical investigation will be described for typical laser crystals, Ti: Sapphire (Ti: sapphire) and Cr: Forsterite (Cr: forsterite).
[0030]
Each fluorescence is excited by a light wave having a wavelength of 532 nm, which is the second harmonic of Nd: YAG, which is generally used as a laser light source. In Ti: Sapphire, the coherence length is 3.75 nm and the wavelength width (full width at half maximum) is 161 nm. 11 μm, Cr: Forsterite has a center wavelength of 1035 nm, a wavelength width (full width at half maximum) of 300 nm, a coherence length of 3.14 μm, and a depth resolution of half.
[0031]
On the other hand, FIG. 5 shows the optical path difference dependency of the coherence function when the intensity ratio of Ti: S alone and Ti: S and Cr: F is 1: 1. It can be seen that the latter has a narrower overall width regardless of the same peak value.
[0032]
FIG. 6 shows the dependence of the coherence function on the optical path difference when the intensity ratio of Ti: S alone and Ti: S and Cr: F is 2.2: 1. It can be seen that the latter has a smaller overall width and improved spatial resolution, regardless of the same peak value, as in FIG. The fact that the simulation results correspond to the experimental results has been proved by the present inventors in a paper (see Document [4]).
[0033]
A specific configuration example will be described below. The laser crystal contains active ions such as Ti, Cr, and Nd at a certain concentration that play a central role in laser oscillation such as absorption and fluorescence emission in the base crystal. Each laser crystal has an optimum excitation wavelength and oscillation wavelength determined by its absorption spectrum and fluorescence spectrum. In the previous example, Sapphire and Forsterite are doped with Ti and Cr, respectively.
[0034]
FIG. 7 is a configuration diagram of a high spatial resolution combined light source for optical wave tomographic image measurement using a multi-fluorescence source according to the first embodiment of the present invention.
[0035]
As shown in this figure, excitation light having a wavelength of 532 nm, which is the second harmonic of a general Nd: YAG laser, is divided into two by a half mirror 3, and a first laser crystal 1 (Ti: Sapphire) and a second laser crystal 1 are obtained. The laser crystal 2 (Cr: Forsterite) is excited, and the respective fluorescences are combined by the half mirror 6, and then the excitation light is cut by the excitation light cut filter 7 to obtain only synthesized fluorescence. 4 is a mirror that reflects the excitation light from the half mirror 3 and irradiates the second laser crystal 2, and 5 is a mirror that reflects the fluorescence from the second laser crystal 2 and irradiates the half mirror 6. .
[0036]
Each intensity can be controlled by parameters such as the doping concentration and the crystal length.
[0037]
FIG. 8 is a configuration diagram of a high spatial resolution combined light source for measuring light tomographic images by a multi-fluorescence source according to a second embodiment of the present invention.
[0038]
In the first embodiment of the present invention described above, the half mirror is used. However, in this embodiment, the half mirror is not used. That is, as shown in FIG. 8, the excitation light is excited using the first laser crystal 11 and the second laser crystal 12 in series, the fluorescence is superimposed, and the fluorescence is excited by the excitation light cut filter 13. Only cut and synthesized fluorescence is obtained.
[0039]
FIG. 9 is a configuration diagram of a high spatial resolution combined light source for optical wave tomographic image measurement using a multi-fluorescence source according to a third embodiment of the present invention.
[0040]
Currently, fiber lasers and fiber amplifiers in which active ions are doped into the core of the fiber are generally used. Therefore, the fibers doped with Ti and Cr ions in the core are used as the first fiber 21 and the second fiber 22, respectively, the two fibers are connected in series, and the excitation light is introduced from the first fiber 21 and excited. Then, the excitation light is cut from the output light obtained from the second fiber 22 by the excitation light cut filter 23 to obtain only synthesized fluorescence. That is, the excitation light is cut by the excitation light cut filter 23 and only two overlapping fluorescences are extracted. Each intensity can be controlled by the dope concentration, fiber length, and the like.
[0041]
Although not shown, the first fiber and the second fiber are arranged in parallel, and the fluorescence from each fiber is combined by a half mirror, and then the excitation light is cut by an excitation light cut filter and Only the overlapped fluorescence may be taken out.
[0042]
As described above, by applying the idea of synthesizing light waves from a number of light sources to fluorescence from fibers containing general laser crystals and active ions, the optical characteristics of semiconductor devices can be further improved. Spatial resolution can be realized.
[0043]
In addition, as described above, according to the present invention, since a high spatial resolution can be achieved with a synthetic light source using a general-purpose inexpensive laser crystal, it is stable from cost reduction, downsizing and weight reduction, and simplification of the light source. Improvement of reliability and reliability is expected.
[0044]
Therefore, in the medical field, there can be a ripple effect such as improvement of medical services accompanying generalization and further expansion of demand in the semiconductor industry field.
[0045]
In addition, this invention is not limited to the said Example, A various deformation | transformation is possible based on the meaning of this invention, and these are not excluded from the scope of the present invention.
[0046]
【The invention's effect】
As described above in detail, according to the present invention, it is possible to achieve high spatial resolution with a synthetic light source using a general-purpose and inexpensive laser crystal, as compared with a semiconductor light emitting device in which the wavelength width and output are largely limited. Therefore, it is possible to reduce costs, reduce size and weight, simplify the light source, and improve stability and reliability.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is an explanatory diagram of conversion by Fourier transform between a spectrum function and a coherence function.
FIG. 2 is an explanatory diagram of problems (side lobes) in the prior art.
FIG. 3 is a diagram showing a state where side lobes by a multi-wave light source are improved.
FIG. 4 illustrates a single fiber composite light source with improved side lobes.
FIG. 5 is a diagram showing the optical path difference dependence of the coherence function when the intensity ratio of Ti: S alone and Ti: S and Cr: F is 1: 1.
FIG. 6 is a diagram showing the optical path difference dependence of the coherence function when the intensity ratio of Ti: S alone and Ti: S and Cr: F is 2.2: 1.
FIG. 7 is a configuration diagram of a high spatial resolution combined light source for optical wave tomographic image measurement using a multi-fluorescence source according to the first embodiment of the present invention.
FIG. 8 is a configuration diagram of a high spatial resolution combined light source for optical wave tomographic image measurement using a multi-fluorescence source according to a second embodiment of the present invention.
FIG. 9 is a configuration diagram of a high spatial resolution combined light source for optical wave tomographic image measurement using a multi-fluorescence source according to a third embodiment of the present invention.
[Explanation of sign]
DESCRIPTION OF SYMBOLS 1,11 1st laser crystal 2,12 2nd laser crystal 3,6 Half mirror 4,5 Mirror 7,13,23 Excitation light cut filter A Optical fiber coupler 21 1st fiber 22 2nd fiber

Claims (4)

This is a high spatial resolution synthetic light source for optical tomographic image measurement using only the synthesized fluorescence obtained by cutting the excitation light from each optical crystal or active ion using excitation light with the excitation light cut filter. The plurality of optical crystals include a first laser crystal and a second laser crystal, the first laser crystal and the second laser crystal are arranged in series, and fluorescence obtained from the second laser crystal. A high spatial resolution combined light source for optical tomographic image measurement , wherein excitation light is cut by the excitation light cut filter and only synthesized fluorescence is used . In claim 1 Symbol placement lightwave tomographic image measuring high spatial resolution synthesis light source of the excitation light 532 nm, the first laser crystal Ti: in that it consists of forsterite: sapphire, the second laser crystal is Cr High spatial resolution synthetic light source for measuring light tomographic images. For light- wave tomographic image measurement using only the synthesized fluorescence by exciting the fluorescence obtained by exciting the first fiber and the second fiber doped with active ions in the core with the excitation light, using the excitation light cut filter . A high spatial resolution synthesis light source, wherein the first fiber and the second fiber are arranged in series, and the fluorescence obtained from the second fiber is cut by the excitation light cut filter and synthesized. A high spatial resolution combined light source for optical tomographic image measurement, characterized by using only the emitted fluorescence . The high spatial resolution combined light source for optical tomographic image measurement according to claim 3 , wherein the excitation light is 532 nm, the core of the first fiber is doped with Ti ions, and the core of the second fiber is doped with Cr ions. A high spatial resolution combined light source for optical tomographic image measurement.

Images