JP4688094B2 - Optical coherence tomography device - Google Patents
Optical coherence tomography device Download PDFInfo
- Publication number
- JP4688094B2 JP4688094B2 JP2004319944A JP2004319944A JP4688094B2 JP 4688094 B2 JP4688094 B2 JP 4688094B2 JP 2004319944 A JP2004319944 A JP 2004319944A JP 2004319944 A JP2004319944 A JP 2004319944A JP 4688094 B2 JP4688094 B2 JP 4688094B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- light
- measured
- measurement
- sample
- interference
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Active
Links
- 238000012014 optical coherence tomography Methods 0.000 title claims description 132
- 238000005259 measurement Methods 0.000 claims description 130
- 230000003287 optical effect Effects 0.000 claims description 58
- 238000001228 spectrum Methods 0.000 claims description 22
- 238000001514 detection method Methods 0.000 claims description 19
- 239000013307 optical fiber Substances 0.000 claims description 17
- 230000001678 irradiating effect Effects 0.000 claims description 11
- 238000004364 calculation method Methods 0.000 claims description 7
- 238000004611 spectroscopical analysis Methods 0.000 claims description 2
- 239000000523 sample Substances 0.000 description 72
- 230000010287 polarization Effects 0.000 description 46
- 238000003384 imaging method Methods 0.000 description 24
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 23
- 210000001519 tissue Anatomy 0.000 description 21
- 238000000034 method Methods 0.000 description 18
- 238000009826 distribution Methods 0.000 description 12
- 239000000835 fiber Substances 0.000 description 12
- 230000003595 spectral effect Effects 0.000 description 11
- 210000000214 mouth Anatomy 0.000 description 9
- 239000013598 vector Substances 0.000 description 9
- 208000002925 dental caries Diseases 0.000 description 6
- 230000003902 lesion Effects 0.000 description 6
- 239000011159 matrix material Substances 0.000 description 6
- 239000000203 mixture Substances 0.000 description 6
- 230000005540 biological transmission Effects 0.000 description 4
- 238000003745 diagnosis Methods 0.000 description 4
- 230000035945 sensitivity Effects 0.000 description 4
- 238000012935 Averaging Methods 0.000 description 3
- 102000008186 Collagen Human genes 0.000 description 3
- 108010035532 Collagen Proteins 0.000 description 3
- 210000000988 bone and bone Anatomy 0.000 description 3
- 229920001436 collagen Polymers 0.000 description 3
- 210000003298 dental enamel Anatomy 0.000 description 3
- 210000004268 dentin Anatomy 0.000 description 3
- 210000004195 gingiva Anatomy 0.000 description 3
- 239000000463 material Substances 0.000 description 3
- 210000004872 soft tissue Anatomy 0.000 description 3
- 239000000126 substance Substances 0.000 description 3
- 208000025157 Oral disease Diseases 0.000 description 2
- 230000001066 destructive effect Effects 0.000 description 2
- 230000031700 light absorption Effects 0.000 description 2
- 238000005381 potential energy Methods 0.000 description 2
- 230000002123 temporal effect Effects 0.000 description 2
- 206010034960 Photophobia Diseases 0.000 description 1
- 238000010521 absorption reaction Methods 0.000 description 1
- 230000002238 attenuated effect Effects 0.000 description 1
- 229910052788 barium Inorganic materials 0.000 description 1
- DSAJWYNOEDNPEQ-UHFFFAOYSA-N barium atom Chemical compound [Ba] DSAJWYNOEDNPEQ-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 230000001427 coherent effect Effects 0.000 description 1
- 239000002131 composite material Substances 0.000 description 1
- 239000000470 constituent Substances 0.000 description 1
- 210000004087 cornea Anatomy 0.000 description 1
- 230000007547 defect Effects 0.000 description 1
- 238000011161 development Methods 0.000 description 1
- 210000003128 head Anatomy 0.000 description 1
- 238000001727 in vivo Methods 0.000 description 1
- 230000003993 interaction Effects 0.000 description 1
- 239000005355 lead glass Substances 0.000 description 1
- 208000013469 light sensitivity Diseases 0.000 description 1
- 239000004973 liquid crystal related substance Substances 0.000 description 1
- 230000003239 periodontal effect Effects 0.000 description 1
- 238000011160 research Methods 0.000 description 1
- 210000001525 retina Anatomy 0.000 description 1
- 239000007787 solid Substances 0.000 description 1
- 230000001360 synchronised effect Effects 0.000 description 1
- 210000000246 tooth germ Anatomy 0.000 description 1
Images
Landscapes
- Dental Tools And Instruments Or Auxiliary Dental Instruments (AREA)
- Investigating, Analyzing Materials By Fluorescence Or Luminescence (AREA)
- Investigating Or Analysing Materials By Optical Means (AREA)
Description
本発明は、非破壊断層計測技術の1つである光コヒーレンストモグラフィー(低コヒーレンスな光をプローブとして用いる断層計測)装置に関する。 The present invention relates to an optical coherence tomography (tomographic measurement using low-coherence light as a probe), which is one of non-destructive tomographic techniques.
従来、歯科の診断において、顎口腔領域を撮影するために、X線撮影装置、口腔内カメラ、歯科用カメラ、X線CT、MRI等が使用されてきた。 Conventionally, an X-ray imaging apparatus, an intraoral camera, a dental camera, X-ray CT, MRI, and the like have been used for imaging a jaw and mouth region in dental diagnosis.
X線撮影装置で得られる像は、あくまで透過像であり、被写体のX線進行方向の情報は、重ねあわされて検出される。そのため、被写体の内部構造を3次元的に知ることができない。また、X線は人体に有害であるため、年間被爆線量が決められており、資格を持った術者しか装置を扱えない上に、鉛・鉛ガラスなどの遮蔽部材に囲まれた部屋でしか使用できない。 An image obtained by the X-ray imaging apparatus is a transmission image to the last, and information on the X-ray traveling direction of the subject is superimposed and detected. Therefore, the internal structure of the subject cannot be known three-dimensionally. Also, because X-rays are harmful to the human body, the annual exposure dose is determined, and only qualified surgeons can handle the device, and only in rooms surrounded by shielding materials such as lead and lead glass. I can not use it.
口腔内カメラは、口腔内組織の表面のみを撮像するので、歯等の内部情報が得られない。X線CTは、X線撮影装置と同様人体に有害である上に、分解能が悪く、装置も大型かつ高価である。MRIは、分解能が悪く、装置が大型かつ高価である上に、水分のない歯の内部構造は撮影できない。 Since the intraoral camera images only the surface of the intraoral tissue, internal information such as teeth cannot be obtained. X-ray CT is harmful to the human body as well as an X-ray imaging apparatus, has low resolution, and is large and expensive. MRI has poor resolution, the apparatus is large and expensive, and the internal structure of teeth without moisture cannot be photographed.
ところで、光コヒーレンストモグラフィー装置(以下、OCT装置と称する)は、人体に無害で、被写体の3次元情報が高分解能で得られるため、角膜や網膜の断層計測等の眼科の分野で応用されている(例えば、特許文献1〜4参照)。
By the way, an optical coherence tomography apparatus (hereinafter referred to as an OCT apparatus) is harmless to the human body and can obtain three-dimensional information of a subject with high resolution, and is therefore applied in the field of ophthalmology such as tomographic measurement of the cornea and retina. (For example, see
ここで、従来のOCT装置について説明する。図11は、従来のOCT装置の構成を示す図である。図11に示すOCT装置を構成するOCTユニット1において、光源2から射出された光はレンズ3でコリメートされた後に、ビームスプリッタ4により、参照光6と計測光5に分けられる。計測光5は、ガルバノミラー8を経て対物レンズ9によって被計測試料10に集光され、そこで散乱、反射した後に再び対物レンズ9、ガルバノミラー8、ビープスプリッタ4を通って集光レンズ7によって光検出器14に集光される。一方、参照光6は、対物レンズ12を通って参照ミラー13で反射し、再び、対物レンズ12、ビームスプリッタ4を通過した後に、計測光5と並行に集光レンズ7に入射し光検出器14に集光される。
Here, a conventional OCT apparatus will be described. FIG. 11 is a diagram showing a configuration of a conventional OCT apparatus. In the
光源2は、時間的に低コヒーレンスな光源である。時間的に低コヒーレンスな光源から、異なった時刻に出た光どうしは極めて干渉しにくい。そのため、計測光5が通過する光路の距離と、参照光6が通過する光路の距離がほぼ等しいときにのみ干渉信号が現れることとなる。その結果、参照ミラー13を参照光6の光軸方向に動かして計測光5と参照光6の光路長差を変化させながら、光検出器14で干渉信号の強度を計測すると、被計測試料10の奥行き方向(z軸方向)の反射率分布を得ることができる。つまり、光路長差走査により、被計測試料10の奥行き方向の構造が得られる。
The
参照ミラー13による被計測試料の奥行き方向(z軸方向)の走査に加えて、ガルバノミラー8による横方向(x軸方向)の走査を行うことで、被計測試料10の2次元断面画像が得られる。このようなOCT装置では、数μmという高分解能な計測が可能である。したがって、OCT装置によって、非破壊、非接触で生体内部の高分解能な画像を得ることができる。
In addition to scanning in the depth direction (z-axis direction) of the sample to be measured by the
OCT装置の歯科の分野への適用については、OCT装置を用いて、歯の断層を撮影した例が開示されている(例えば、非特許文献1〜5参照)。
しかしながら、OCT装置は実際の歯科診療に使用されていない。OCT装置を歯科診断に使用することは、少なくとも現時点では実用的ではなく、歯科測定用のOCT装置は製品として存在していない。なぜならば、OCT装置では、1枚の断層像を得るのに奥行き方向を含む2次元の機械的走査が必要であるため、撮像に時間がかかる上に、装置が複雑で高価となり、耐久性も劣っているためである。すなわち、OCT装置を実際の歯科測定に適用することが困難であるという課題があった。 However, the OCT apparatus is not used in actual dental practice. The use of an OCT device for dental diagnosis is not practical at least at present, and there is no OCT device for dental measurement as a product. This is because the OCT apparatus requires two-dimensional mechanical scanning including the depth direction in order to obtain one tomographic image, so that it takes time to image, and the apparatus is complicated and expensive, and durability is also high. It is because it is inferior. That is, there is a problem that it is difficult to apply the OCT apparatus to actual dental measurement.
そこで、本発明は上記課題を鑑み、構造が簡単で、高速で撮像でき、歯科測定に適用することができる光コヒーレンストモグラフィー装置を提供することを目的とする。 In view of the above problems, an object of the present invention is to provide an optical coherence tomography apparatus that has a simple structure, can be imaged at high speed, and can be applied to dental measurement.
上記目的を達成するために、本発明にかかる歯科測定用フーリエドメイン光コヒーレンストモグラフィー装置は、光源と、前記光源から出射した光源光を、参照ミラーに照射する参照光と被計測試料に照射する計測光とに分ける光分割部と、前記被計測試料で反射した前記計測光と、前記参照ミラーで反射した参照光とを干渉させて干渉光とする干渉部と、前記干渉光を分光する回折素子と、前記回折素子で分光された前記干渉光のスペクトルを計測する光検出部と、前記光検出部で検出されたスペクトルをフーリエ逆変換することによって、前記被計測試料の前記計測光の照射方向における情報を求める演算部とを備え、前記被計測試料は、生体の顎口腔領域組織または、顎口腔領域の人工組成物である。 To achieve the above object, a Fourier-domain optical coherence tomography device for dental measurement according to the present invention includes a light source, a reference light for irradiating a reference mirror with a light source emitted from the light source, and a measurement for irradiating a sample to be measured. A light splitting unit that divides the light into light, an interference unit that interferes with the measurement light reflected by the sample to be measured and the reference light reflected by the reference mirror to form interference light, and a diffraction element that splits the interference light And a light detection unit that measures the spectrum of the interference light dispersed by the diffraction element, and an irradiation direction of the measurement light of the sample to be measured by performing Fourier inverse transform on the spectrum detected by the light detection unit And the sample to be measured is a living oral cavity region tissue or an artificial composition of the oral cavity region.
上記目的を達成するために、本発明にかかる歯科測定用フーリエドメイン光コヒーレンストモグラフィー装置は、光源と、前記光源から出射した光源光を、参照ミラーに照射する参照光と被計測試料に照射する計測光とに分ける光分割部と、前記被計測試料で反射した前記計測光と、前記参照ミラーで反射した参照光とを干渉させて干渉光とする干渉部と、前記干渉光を分光する回折素子と、前記回折素子で分光された前記干渉光のスペクトルを計測する光検出部と、前記光検出部で検出されたスペクトルをフーリエ逆変換することによって、前記被計測試料の前記計測光の照射方向における情報を求める演算部と、前記光源光、前記参照光、前記計測光または前記干渉光の少なくとも1つの偏光状態を操作する偏光操作部を備え、前記被計測試料は、生体の顎口腔領域組織または、顎口腔領域の人工組成物である。 To achieve the above object, a Fourier-domain optical coherence tomography device for dental measurement according to the present invention includes a light source, a reference light for irradiating a reference mirror with a light source emitted from the light source, and a measurement for irradiating a sample to be measured. A light splitting unit that divides the light into light, an interference unit that interferes with the measurement light reflected by the sample to be measured and the reference light reflected by the reference mirror to form interference light, and a diffraction element that splits the interference light And a light detection unit that measures the spectrum of the interference light dispersed by the diffraction element, and an irradiation direction of the measurement light of the sample to be measured by performing Fourier inverse transform on the spectrum detected by the light detection unit And a polarization operation unit for operating at least one polarization state of the light source light, the reference light, the measurement light, or the interference light. Samples stomatognathic region of body tissue or an artificial composition Stomatognathic region.
上記目的を達成するために、本発明にかかる光コヒーレンストモグラフィー装置は、光源と、前記光源から出射した光源光を、参照ミラーに照射する参照光と被計測試料に照射する計測光とに分ける光分割部と、前記被計測試料で反射した前記計測光と、前記参照ミラーで反射した参照光とを干渉させて干渉光とする干渉部と、前記干渉光を計測する光検出部と、前記光検出部で計測された前記干渉光に基づいて、前記被計測試料の情報を求める演算部と、参照光の光路上に設けられた非線形光学素子とを備える。 In order to achieve the above object, an optical coherence tomography device according to the present invention includes a light source and light that divides the light source light emitted from the light source into reference light for irradiating a reference mirror and measurement light for irradiating a sample to be measured. A splitting unit, an interference unit that interferes with the measurement light reflected by the sample to be measured, and the reference light reflected by the reference mirror to make interference light, a light detection unit that measures the interference light, and the light A calculation unit for obtaining information of the sample to be measured based on the interference light measured by the detection unit, and a nonlinear optical element provided on the optical path of the reference light.
本発明によれば、構造が簡単で、高速で撮像でき、歯科測定に適用することができる光コヒーレンストモグラフィー装置を提供することができる。 According to the present invention, it is possible to provide an optical coherence tomography apparatus that has a simple structure, can be imaged at high speed, and can be applied to dental measurement.
本発明にかかる歯科測定用フーリエドメイン光コヒーレンストモグラフィー装置は、光源と、前記光源から出射した光源光を、参照ミラーに照射する参照光と被計測試料に照射する計測光とに分ける光分割部と、前記被計測試料で反射した前記計測光と、前記参照ミラーで反射した参照光とを干渉させて干渉光とする干渉部と、前記干渉光を分光する回折素子と、前記回折素子で分光された前記干渉光のスペクトルを計測する光検出部と、前記光検出部で検出されたスペクトルをフーリエ逆変換することによって、前記被計測試料の前記計測光の照射方向における情報を求める演算部とを備え、前記被計測試料は、生体の顎口腔領域組織または、顎口腔領域の人工組成物である。 A Fourier domain optical coherence tomography device for dental measurement according to the present invention includes a light source, a light splitting unit that divides the light source light emitted from the light source into reference light that irradiates a reference mirror and measurement light that irradiates a sample to be measured. The measurement light reflected by the sample to be measured and the reference light reflected by the reference mirror are caused to interfere with each other to form interference light, a diffraction element that splits the interference light, and the diffraction light is split by the diffraction element. A light detection unit that measures the spectrum of the interference light, and a calculation unit that obtains information in the irradiation direction of the measurement light of the sample to be measured by performing inverse Fourier transform on the spectrum detected by the light detection unit. And the sample to be measured is a living tissue of the oral cavity region or an artificial composition of the oral region of the oral cavity.
本発明にかかる歯科測定用フーリエドメイン光コヒーレンストモグラフィー装置において、前記干渉光は、回折素子により分光されるので、光検出部は、干渉光のスペクトルを検出できる。演算部は、干渉光のスペクトルをフーリエ逆変換することによって、前記被計測試料の前記計測光の照射方向における情報を求める。そのため、前記計測光の照射方向、すなわち、被計測試料の奥行き方向の機械的走査をせずに、被計測試料の奥行き方向の情報を得ることができる。その結果、装置の構造が簡単になり、高速で撮像が可能になる。ひいては、歯科において一般に使用されている治療椅子に患者を配したまま歯科診断に適用できるOCT装置が得られる。 In the Fourier domain optical coherence tomography device for dental measurement according to the present invention, the interference light is spectrally separated by a diffraction element, so that the light detection unit can detect the spectrum of the interference light. The calculation unit obtains information on the irradiation direction of the measurement light of the sample to be measured by performing Fourier inverse transform on the spectrum of the interference light. Therefore, information in the depth direction of the sample to be measured can be obtained without mechanical scanning in the irradiation direction of the measurement light, that is, the depth direction of the sample to be measured. As a result, the structure of the apparatus is simplified and imaging can be performed at high speed. As a result, an OCT apparatus that can be applied to dental diagnosis while a patient is placed on a treatment chair generally used in dentistry is obtained.
光分割部と干渉部は、ビームスプリッタまたはファイバーカプラにより両機能を兼用する構成が好ましい。 It is preferable that the light splitting unit and the interference unit have both functions using a beam splitter or a fiber coupler.
本発明にかかる本発明にかかる歯科測定用フーリエドメイン光コヒーレンストモグラフィー装置は、光源と、前記光源から出射した光源光を、参照ミラーに照射する参照光と被計測試料に照射する計測光とに分ける光分割部と、前記被計測試料で反射した前記計測光と、前記参照ミラーで反射した参照光とを干渉させて干渉光とする干渉部と、前記干渉光を分光する回折素子と、前記回折素子で分光された前記干渉光のスペクトルを計測する光検出部と、前記光検出部で検出されたスペクトルをフーリエ逆変換することによって、前記被計測試料の前記計測光の照射方向における情報を求める演算部と、前記光源光、前記参照光、前記計測光または前記干渉光の少なくとも1つの偏光状態を操作する偏光操作部を備え、前記被計測試料は、生体の顎口腔領域組織または、顎口腔領域の人工組成物である。 The Fourier-domain optical coherence tomography device for dental measurement according to the present invention according to the present invention divides a light source and light source light emitted from the light source into reference light for irradiating a reference mirror and measurement light for irradiating a sample to be measured. A light splitting unit; an interference unit that interferes with the measurement light reflected by the sample to be measured; and the reference light reflected by the reference mirror to make interference light; a diffraction element that splits the interference light; and the diffraction Information on the irradiation direction of the measurement light of the sample to be measured is obtained by Fourier-transforming the spectrum detected by the light detection unit and the spectrum detected by the light detection unit. A calculation unit; and a polarization operation unit that operates at least one polarization state of the light source light, the reference light, the measurement light, or the interference light. Stomatognathic regions tissue or an artificial composition Stomatognathic region.
本発明にかかる歯科測定用光コヒーレンストモグラフィー装置においては、偏光操作部が、前記光源から前記光分割部へ照射される光、前記参照光、前記計測光または前記干渉光の少なくとも1つの偏光状態を操作するので、被計測試料の偏光特性または複屈折特性を反映した画像が得られる。その結果、例えば、初期う蝕・象牙質・エナメル質・歯肉・歯槽骨等、特有の偏光特性または複屈折特性に富む口腔組織の観察が可能となる。 In the optical coherence tomography device for dental measurement according to the present invention, the polarization operation unit has at least one polarization state of light irradiated from the light source to the light splitting unit, the reference light, the measurement light, or the interference light. Since the operation is performed, an image reflecting the polarization property or birefringence property of the sample to be measured is obtained. As a result, it is possible to observe oral tissues rich in specific polarization characteristics or birefringence characteristics such as initial caries, dentin, enamel, gingiva, and alveolar bone.
本発明にかかる歯科測定用フーリエドメイン光コヒーレンストモグラフィー装置は、前記計測光の断面を、前記計測光の照射方向に垂直な面内の1軸方向に沿う線状にするシリンドリカルレンズまたはシリンドリカルミラーを更に備えることが好ましい。 The Fourier domain optical coherence tomography apparatus for dental measurement according to the present invention further includes a cylindrical lens or a cylindrical mirror that makes the cross section of the measurement light linear along a single axial direction in a plane perpendicular to the irradiation direction of the measurement light. It is preferable to provide.
シリンドリカルレンズとは、光軸に対して直角な2方向のうち、片方にだけレンズとして作用するレンズのことであり、レンズとして作用する方向の断面の少なくとも片方の表面のみがレンズ特有の曲線となり、レンズとして作用しない方向の断面は両表面とも互いに平行な直線となる。 A cylindrical lens is a lens that acts as a lens in only one of two directions perpendicular to the optical axis, and at least one surface of the cross section in the direction acting as a lens becomes a lens-specific curve. The cross section in the direction not acting as a lens is a straight line parallel to each other on both surfaces.
シリンドリカルミラーとは、光軸に対して直角な2方向のうち、片方にだけレンズとして作用するミラーのことであり、レンズとして作用する方向の断面の表面のみがレンズ特有の曲線となり、レンズとして作用しない方向の断面は直線となる。 A cylindrical mirror is a mirror that acts as a lens in only one of two directions perpendicular to the optical axis. Only the surface of the cross section in the direction acting as a lens becomes a lens-specific curve and acts as a lens. The cross section in the direction not to be straight is a straight line.
前記シリンドリカルレンズまたはシリンドリカルミラーは、前記計測光の断面を、前記計測光の照射方向に垂直な面内の1軸方向に沿う線状にするので、前記計測光は、被計測試料の前記1軸方向に分布照射される。すなわち、前記計測光は、前記被計測試料において前記1軸方向のライン上に集光される。そのため、前記1軸方向に機械的走査をしなくても、前記被計測試料の前記1軸方向の断面を計測することができる。 Since the cylindrical lens or the cylindrical mirror makes the cross section of the measurement light linear along a single axial direction in a plane perpendicular to the irradiation direction of the measurement light, the measurement light is the one axis of the sample to be measured. Distributed irradiation in the direction. That is, the measurement light is condensed on the line in the uniaxial direction in the sample to be measured. Therefore, the cross section of the sample to be measured in the uniaxial direction can be measured without performing mechanical scanning in the uniaxial direction.
前記1軸方向に拡張した前記スペクトルは、スペクトルの方向とそれに垂直な拡張した方向の2次元に広がった光線となるので、2次元光検出部で検出することが好ましい。さらに、この2次元光検出部は2次元CCD撮像素子または2次元CMOS撮像素子であることが好ましい。 The spectrum expanded in the one-axis direction is a light beam spread in two dimensions, that is, the direction of the spectrum and the expanded direction perpendicular to the spectrum direction, and is preferably detected by a two-dimensional light detection unit. Further, the two-dimensional light detection unit is preferably a two-dimensional CCD image sensor or a two-dimensional CMOS image sensor.
本発明にかかる光コヒーレンストモグラフィー装置において、前記光源光、計測光、参照光、干渉光、スペクトルに分光された光のうち、少なくとも1つは、光ファイバで導光されることが好ましい。その場合、光ファイバは、その断面が1次元の線状または2次元の円状に束ねた光ファイバであることが好ましい。 In the optical coherence tomography device according to the present invention, it is preferable that at least one of the light source light, the measurement light, the reference light, the interference light, and the light split into the spectrum is guided by an optical fiber. In that case, the optical fiber is preferably an optical fiber whose cross section is bundled into a one-dimensional linear shape or a two-dimensional circular shape.
本発明にかかる歯科測定用光コヒーレンストモグラフィー装置は、被計測物体表面上に該計測光または可視光パターンを投影し、2次元撮像装置によって計測部位の表面画像をモニタするか、またはさらに断層計測画像と同期記録する態様とすることが好ましい。 The optical coherence tomography device for dental measurement according to the present invention projects the measurement light or visible light pattern on the surface of the object to be measured, and monitors the surface image of the measurement site with a two-dimensional imaging device, or further tomographic measurement image It is preferable that the recording is performed in synchronization.
以下、本発明の実施の形態を図面を参照して説明する。 Hereinafter, embodiments of the present invention will be described with reference to the drawings.
(実施の形態1)
図1は、実施の形態1におけるフーリエドメイン光コヒーレンストモグラフィー装置(以下、FD−OCT装置と称する)の構成の一例を表す図である。
(Embodiment 1)
FIG. 1 is a diagram illustrating an example of a configuration of a Fourier domain optical coherence tomography apparatus (hereinafter referred to as an FD-OCT apparatus) in the first embodiment.
FD―OCT装置は、被計測試料で反射した計測光と参照ミラーで反射した参照光との干渉光を分光して得られたスペクトルを検出し、このスペクトルから被計測試料の計測光照射方向の情報を、フーリエ逆変換を用いて求めることを特徴とするOCT装置である。 The FD-OCT apparatus detects a spectrum obtained by separating the interference light between the measurement light reflected by the sample to be measured and the reference light reflected by the reference mirror, and from this spectrum, the measurement light irradiation direction of the sample to be measured is detected. The OCT apparatus is characterized in that information is obtained using Fourier inverse transform.
図1に示すように、FD−OCT装置は、OCTユニット100、計測ヘッド201および計算機27で構成されている。OCTユニット100には、光源16、ファイバカップラ19、参照ミラー24、回折素子25、CCDカメラ26が設けられている。計測ヘッド201には、ガルバノミラー20、対物レンズ21が設けられている。計算機27は、光源16、CCDカメラ26、ガルバノミラー20と通信できるように接続されている。計算機27は、例えば、パーソナルコンピュータ等であり、CPU等の演算部、ハードディスク等の記録部を少なくとも備えている。
As shown in FIG. 1, the FD-OCT apparatus includes an
なお、OCTユニット100、計測ヘッド201、計算機27の構成は、図1に示す構成に限られない。例えば、計算機27の機能をOCTユニット100内に組み込むことができる。
Note that the configurations of the
本実施の形態において、被計測試料22は、生体の顎口腔領域組織または、顎口腔領域の人工組成物である。
In the present embodiment, the
光源16は、時間的に低コヒーレントな光源である。すなわち、狭い範囲に波長が分布した光源である。光源16は、例えば、スーパールミネッセントダイオードであることが好ましい。
The
ファイバカップラ19は、光分割部および干渉部の機能を果たす光学干渉器の一例である。光学干渉器とは、2つの入力光を干渉させて2方向に出力する入出力可換な光学部品である。光学干渉器の例として、ファイバカップラ19の他にビームスプリッタ、ハーフミラー等が挙げられる。
The
回折素子25は、回折分光機能を備えた反射型または透過型の光学的部材である。回折素子25は、例えば、グレーティング素子、回折格子、プリズム等であることが好ましい。また、回折素子25は、光記録メディアの切片でもよい。光記録メディアは例えば、CD、DVD、MO等である。
The
CCDカメラ26は、光検出部の一例である。光検出部として、例えば、1次元光検出器、2次元光検出器などを用いることができる。1次元光検出器は、リニアCCDが好ましく、2次元光検出器はCCD撮像素子、CMOS撮像素子が好ましい。2次元光検出器は2次元撮像装置を含む。
The
計測ヘッド201は、操作者が手持ちで操作できる構成であることが好ましい。光ファイバ18によって、OCTユニット100と計測ヘッド201の間を光が伝達されることで、計測ヘッド201の可動範囲が広くなる。
The
OCT装置を歯科用に適用する場合、患者が通常診療の際に座っている椅子のチェアサイドでOCT装置が使用されることが想定される。この場合、計測ヘッドを位置付けするのに、空中光学系(計測ヘッドへの光路を光ファイバではなく空中とする)では、OCTユニット全体を患者の口腔に精密に位置付けしなければならない。また、比較的重いOCTユニットを、操作者が持って操作するのは、非現実的である。 When the OCT apparatus is applied to dentistry, it is assumed that the OCT apparatus is used on the chair side of a chair in which a patient is usually sitting during medical examination. In this case, in order to position the measurement head, in the aerial optical system (the optical path to the measurement head is not an optical fiber but in the air), the entire OCT unit must be precisely positioned in the patient's oral cavity. Moreover, it is unrealistic for an operator to operate a relatively heavy OCT unit.
計測ヘッド201は、操作者が手持ちで操作できる構成であるため、歯科診療において、操作者がチェアサイドで手軽に利用できる。患者と計測ヘッドの位置関係がフリーな状態で、操作者がOCT装置を使用できる。
Since the
次に、図1に示すFD−OCT装置の動作について説明する。以下の説明において、座標系を次のように定義する。図1に示すように、被計測試料22においては計測光28の光軸方向すなわち被計測試料22の奥行き方向をz、断層面をzy面(ガルバノミラー20のスキャン方向をyにとることで実現)とし、被計測試料22以外の場所では被計測試料22のx、y、zのそれぞれに光学的に対応する方向をx、y、zとする。光学的に対応するとは、ミラーやレンズ・光ファイバ等で空間的な方向が変化しても、光の進行方向をz、ガルバノミラー等で走査される方向をy、zとyの両方に垂直な方向をxとするということである。
Next, the operation of the FD-OCT apparatus shown in FIG. 1 will be described. In the following description, the coordinate system is defined as follows. As shown in FIG. 1, in the
光源16から射出された光はレンズ17でコリメートされた後に、ファイバカップラ19により、参照光29と計測光28に分けられる。計測光28は、光ファイバ18、ガルバノミラー20を経て対物レンズ21によって被計測試料22に集光され、そこで散乱、反射した後に再び対物レンズ21、ガルバノミラー20、光ファイバ18、ファイバカップラ19を通って集光レンズ30によって回折素子25に導かれる。
The light emitted from the
一方、参照光29は、光ファイバ18、対物レンズ23を通って参照ミラー24で反射し、再び、対物レンズ23を通ってファイバカップラ19で計測光28と干渉させられて、計測光28と並行に集光レンズ30に入射し回折素子25に導かれる。
On the other hand, the
この計測光28と参照光29は、回折素子25で同時に分光されスペクトル領域で重ねあわされることでCCDカメラ26上にスペクトルの干渉縞、つまり計測光28と参照光29の結合パワースペクトルを形成する。このCCDカメラ26によって計測されるスペクトル干渉縞を計算機27内でフーリエ逆変換することによって、計測光28と参照光29の結合相関が得られる。この結合相関より、被計測試料22の奥行き方向(z軸方向)の反射率特性を通して、構造、組成または光学特性に関する情報が得られる。
The
したがって、参照ミラー24を動かして、計測光28の光路長と参照光29の光路長を調節し、z軸方向の走査を行う必要がない。すなわち、z軸方向の機械的操作を行うことなく、被計測試料22の奥行き方向(z軸方向)の構造に関する情報を得ることができる。
Therefore, it is not necessary to move the
以上のように、計測光28と参照光29との干渉光を回折素子25によって分光したものから得られたスペクトルに基づいて、被計測試料z軸方向の内部情報を得るOCT装置がFD−OCT装置である。
As described above, the FD-OCT apparatus that obtains internal information in the z-axis direction of the sample to be measured based on the spectrum obtained by separating the interference light between the
被計測試料22の2次元断面画像を得るためには、z軸方向に加えて、y軸方向の走査を行うこと必要がある。本実施の形態において、y軸方向の走査は、ガルバノミラー20を駆動することにより行われている。
In order to obtain a two-dimensional cross-sectional image of the
なお、y軸方向の走査方法として、カルバノミラー20を駆動する方法の他に、後述するシリンドリカルレンズを用いる方法や、レンズを駆動する方法、光ファイバを駆動する方法、被計測試料22を駆動する方法、または、操作者が計測ヘッド201を動かす方法等を用いることができる。
As a scanning method in the y-axis direction, in addition to the method of driving the
ここで、y軸方向の走査方法の変形例として、レンズを駆動する方法を説明する。 Here, as a modified example of the scanning method in the y-axis direction, a method of driving a lens will be described.
図5は、レンズを駆動する方法の一例を説明するための概念図である。レンズ30の一方の端部にリニアアクチュエータ31が接続され、レンズ30の他方の端部は装置に固定されている。リニアアクチュエータ31が、z方向に駆動する結果、レンズ30は回転軸32を中心に円弧状の往復運動を行う。レンズ30の円弧状往復運動の結果、レンズ30の光軸がzy平面内で運動し、被計測試料をy方向に走査する。
FIG. 5 is a conceptual diagram for explaining an example of a method for driving a lens. A
被計測試料22の3次元構造を得るには、z軸方向およびy軸方向の操作に加えて、x軸方向の走査を行う必要がある。x軸方向の走査は、y軸方向の走査同様にカルバノミラー20をx軸方向にも駆動させることによって、x軸方向の走査を行うことができる。また、x軸方向の走査においても、y軸方向の走査方法の例と同様の方法を用いることができる。上記のy軸方向の走査方法の例の中から適切なものを組み合わせて、y軸およびx軸方向の走査を行うことができる。
In order to obtain a three-dimensional structure of the
FD−OCT装置においては、上述のように、被計測試料22のz軸方向の構造は、スペクトル干渉縞から求められるので、被計測試料22の断層像を得るのに1次元の機械的走査、立体情報を得るには2次元の機械的走査ですむ。その結果、装置の構造が簡単になり、高速で撮像が可能となる。ひいては、OCT装置の持つ被計測試料の3次元的内部情報を定量的に取得できるという基本的特性や、非侵襲性、高分解能等の優れた特性が歯科分野で生かされることになる。
In the FD-OCT apparatus, as described above, the structure in the z-axis direction of the
以上のように、本実施の形態によれば、計測ヘッド201を手持ちで操作することができ、高速な撮像が可能でかつ簡単な構造のFD−OCT装置が得られるので、実用的な歯科用FD−OCT装置が得られる。
As described above, according to the present embodiment, the
(実施の形態2)
図2は、実施の形態2におけるFD−OCT装置の構成の一例を表す図である。図2において、図1に示すFD−OCT装置と同じ部分には、同じ番号を付し、その説明を省略する。
(Embodiment 2)
FIG. 2 is a diagram illustrating an example of a configuration of the FD-OCT apparatus according to the second embodiment. In FIG. 2, the same parts as those of the FD-OCT apparatus shown in FIG.
図2に示すFD−OCT装置が図1に示すFD−OCT装置と異なる点は、シリンドリカルレンズ33が設けられている点と、ファイバカップラ19の代わりにビームスプリッタ34が用いられている点と、ガルバノミラー20の走査方向である。
The FD-OCT apparatus shown in FIG. 2 is different from the FD-OCT apparatus shown in FIG. 1 in that a
実施の形態1においては、y軸方向の走査方法として、カルバノミラー20を駆動させる方法を用いていたが、本実施の形態においては、カルバノミラー20によるy軸方向の走査に替えて、シリンドリカルレンズ33によるy軸方向への光拡張を採用している。
In the first embodiment, the method of driving the
シリンドリカルレンズ33は、レンズとして機能する方向と光軸を含む平面内での断面は通常のレンズであり、この断面形状はレンズとして機能しない方向における位置によらず同一である。シリンドリカルレンズ33は、レンズとして機能する方向が、y方向となる様に配置する。つまり、シリンドリカルレンズ33によってy方向に広げられた光が被計測試料22のy方向に分布照射される(シリンドリカルレンズ33上のy方向と被計測試料22のy方向は、光学的に同一な方向であり、必ずしも空間的に同一の方向ではない)。シリンドリカルレンズ33がy方向光拡張手段になっている。計測光の断面は、y軸方向に沿う線状となる。
The
なお、シリンドリカルレンズ33と同様の機能を、シリンドリカルミラーを用いて実現することもできる。
Note that the same function as that of the
計測光はy軸方向に空間的に拡張された光であるために、この光を光ファイバーで導光する場合には、この光ファイバ18は、断面を1次元線上に束ねた光ファイバ、または断面を2次元円形に束ねた光ファイバであることが必要となる。
Since the measurement light is light that is spatially expanded in the y-axis direction, when this light is guided by an optical fiber, the
また、回折素子25の溝の向きは、y軸方向であることが好ましい。
Further, the direction of the groove of the
前記計測光28は、被計測試料22のy軸方向に分布照射されるので、y軸方向に機械的走査をしなくても、被計測試料22のy軸方向の断面をCCDカメラ26ワンショットで得ることができる。そのため、カルバノミラー20は、x軸方向に走査を行うだけで、被計測試料22の3次元的立体構造を得ることができる。
Since the
その結果、装置が、簡単かつ安価になり、歯科測定に適用できるFD−OCT装置が得られる。 As a result, the apparatus is simple and inexpensive, and an FD-OCT apparatus applicable to dental measurement is obtained.
なお、本実施に形態にかかるFD−OCT装置は、歯科測定用に好ましく用いられるが、歯科測定に限られず、他の分野の測定に用いることもできる。また、本実施の形態においては、FD−OCT装置について説明を行ったが、必ずしもFD−OCT装置である必要はなく、従来のOCT装置でもよい。すなわち、回折素子25の代わりに単純なミラーを用いて、CCDカメラ26は光検出器である構成でもよい。
Note that the FD-OCT apparatus according to the present embodiment is preferably used for dental measurement, but is not limited to dental measurement, and can be used for measurement in other fields. In the present embodiment, the FD-OCT apparatus has been described. However, the FD-OCT apparatus is not necessarily required, and a conventional OCT apparatus may be used. In other words, the
(実施の形態3)
図3は、実施の形態3におけるFD−OCT装置の構成の一例を表す図である。図3において、図1に示すFD−OCT装置と同じ部分には、同じ番号を付し、その説明を省略する。
(Embodiment 3)
FIG. 3 is a diagram illustrating an example of a configuration of the FD-OCT apparatus according to the third embodiment. In FIG. 3, the same parts as those in the FD-OCT apparatus shown in FIG.
図3に示すFD−OCT装置が図1に示すFD−OCT装置と異なる点は、光源光偏光操作器35、参照光偏光操作器36、干渉光偏光操作器37が設けられている点である。
The FD-OCT apparatus shown in FIG. 3 is different from the FD-OCT apparatus shown in FIG. 1 in that a light source light
図4(a)は、光源光偏光操作器35の構成を示す概略図である。図4において、偏光子67は、特定の偏光成分のみを通過させる部材であり、1/2波長板68、1/4波長板69はそれぞれ通過光の波長をそれぞれ1/2波長、もしくは1/4波長だけずらす部材である。偏光子67によりまず、光源光または計測光に基本偏光特性が与えられる。さらに1/2波長板68、1/4波長板69を光軸まわりに適切な角度で回転させることにより、偏光の方向を操作することができる。これらの波長板68、69を使うことで、光源光または計測光の偏光状態を任意に設定することができる。
FIG. 4A is a schematic diagram showing the configuration of the light source light
図4(b)は、参照光偏光操作器36または、干渉光偏光操作器37の構成を示す概略図である。これらは、1/2波長板70および1/4波長板71により構成され、これらの角度を調整することにより、反射光の偏光状態を調べることが出来る。
FIG. 4B is a schematic diagram showing the configuration of the reference
一般に光の偏光状態は4成分のベクトル(4次元ベクトル)Siで表すことが出来る。ある偏光状態にある光が物体に入射した場合にその透過光、反射光はその物体との相互作用により偏光状態が変化する。つまり、反射光の偏光状態を表す4次元ベクトルS0は、入射光の偏光状態を表す4次元ベクトルSiとは異なるものとなる。従って、物体の「偏光状態を変化させる特性(例えば、複屈折特性)」は4×4のマトリクスM(ミュラー行列)で表現することが出来る。つまり、ベクトルSiで表される偏光状態を持つ光をマトリクスMで表される複屈折特性を持つ物質に入射したとき、その物質から出てくる光の偏光状態を表すベクトルS0は、S0=M×Siによって求められる。 In general, the polarization state of light can be represented by a four-component vector (four-dimensional vector) Si. When light in a certain polarization state enters the object, the polarization state of the transmitted light and reflected light changes due to the interaction with the object. That is, the four-dimensional vector S0 representing the polarization state of the reflected light is different from the four-dimensional vector Si representing the polarization state of the incident light. Therefore, the “characteristic that changes the polarization state (for example, birefringence characteristic)” of the object can be expressed by a 4 × 4 matrix M (Muller matrix). That is, when light having a polarization state represented by a vector Si is incident on a material having birefringence characteristics represented by a matrix M, the vector S0 representing the polarization state of light emitted from the material is S0 = M * It is calculated | required by Si.
そこで、ある物質の複屈折特性を表すマトリクスMを測定するためには、任意の4つのベクトルで表される偏光状態を持つ光に物質を通過させ、通過後の光の4つのベクトル成分を検出すればよい。物体の各計測点でこのミュラーマトリクスが計測できる。 Therefore, in order to measure the matrix M representing the birefringence characteristics of a substance, the substance is passed through light having a polarization state represented by any four vectors, and the four vector components of the light after passing are detected. do it. This Mueller matrix can be measured at each measurement point of the object.
本実施の形態においては、計測光が少なくとも4種類の独立した偏光状態になる様に計測光路にある光源光偏光操作器35を操作し、参照光偏光操作器36または干渉光偏光操作器37を操作して、これらの偏光状態である4つのベクトル成分による干渉光を観測する様にすれば、これらの関係から16種類のミュラー行列画像が得られる。これは被写体の断層画像各部の「偏光状態を変化させる特性=被写体固有の特性」を表す画像となる。
In the present embodiment, the light source light
なお、参照光偏光操作器36、干渉光偏光操作器37は、必要に応じていずれか一つだけ設けてもよい。
Note that only one of the reference
口腔組織を含む生体組織はそれぞれ特有の偏光特性や複屈折特性を持っているので、本実施の形態によれば、歯芽や歯周組織の複屈折特性を検出できる。特にコラーゲンは大きな複屈折特性を持ち、例えばコラーゲンを含まないエナメル質と、コラーゲンを多量に含む象牙質の弁別観察が可能となる。また、口腔組織各部の固有の偏光特性や複屈折特性を反映した16種類の画像を取得可能であり、正常組織の弁別のみならず、う蝕やうっ血等の病変組織の可視化も可能となる。 Since living tissues including oral tissues have unique polarization characteristics and birefringence characteristics, the birefringence characteristics of tooth buds and periodontal tissues can be detected according to this embodiment. Collagen in particular has a large birefringence characteristic, and for example, it becomes possible to discriminate between enamel that does not contain collagen and dentin that contains a large amount of collagen. In addition, it is possible to acquire 16 types of images reflecting the unique polarization characteristics and birefringence characteristics of each part of the oral tissue, and it is possible to visualize not only normal tissues but also lesion tissues such as caries and congestion.
なお、本実施の形態は、図1に示すFD−COT装置に偏光操作器を設ける場合の例について説明したが、本発明は、これに限られない。例えば、図2に示す実施の形態2におけるFD−OCT装置にも適用することができる。
In addition, although this Embodiment demonstrated the example in the case of providing a polarization controller in the FD-COT apparatus shown in FIG. 1, this invention is not limited to this. For example, the present invention can also be applied to the FD-OCT apparatus in
(実施の形態4)
実施の形態4におけるOCT装置は、以下に説明する部分以外の部分は、実施の形態1〜3にかかるOCT装置または従来のOCT装置を適用することができるので、その説明を省略する。
(Embodiment 4)
Since the OCT apparatus according to the fourth embodiment can apply the OCT apparatus according to the first to third embodiments or the conventional OCT apparatus to the parts other than the parts described below, the description thereof is omitted.
図6は、本実施の形態におけるOCT装置の光源の構成を示す図である。例えば、図1に示すFD−OCT装置の光源16は、1台の単一波長光源である。これに対し、本実施の形態においては、光源16の代わりに、2以上の互いに異なる波長の光源56a、56b、56cを備える。光源56a、56b、56cは、波長300nm〜3000nmの範囲にあるスーパールミネッセントダイオードであることが好ましい。光源56a、56b、56cのうち計測に使用される光源は、回転ミラー57の駆動によって、切り替えられる。すなわち、回転ミラー57の特定の角度に対応する位置に光源56a、56b、56cが配置される。回転ミラー57としてガルバノミラーを用いることができる。
FIG. 6 is a diagram showing a configuration of a light source of the OCT apparatus in the present embodiment. For example, the
ところで、口腔組織、口腔病変組織または口腔補綴物においては、光の吸収係数、透過係数、反射係数の波長依存性が様々である。例えば、800nmの付近の波長の光においては、セメント質や歯槽骨の透過係数が高く、エナメル質や象牙質の反射係数が比較的大きい。また、歯肉等の軟組織は1300nm付近の波長の光の透過性が高いので、このような光を光源に使用することは、歯肉下の歯槽骨やさらにその深部の歯芽光組織の観察に最適である。また、う蝕組織においては可視光領域での蛍光特性が正常組織と異なるので、該蛍光の波長に合わせた光源を使用する必要がある。したがって、従来の単一波長の光源を用いたOCT装置では、口腔組織の全ての構造を可視化することは困難であった。 By the way, in the oral tissue, the oral lesion tissue, or the oral prosthesis, the wavelength dependency of the light absorption coefficient, transmission coefficient, and reflection coefficient varies. For example, in light having a wavelength near 800 nm, the transmission coefficient of cementum and alveolar bone is high, and the reflection coefficient of enamel and dentin is relatively large. In addition, soft tissue such as gingiva is highly permeable to light having a wavelength of around 1300 nm, so using such light as a light source is ideal for observing the alveolar bone under the gingiva and the deep gingival phototissue. It is. Further, since carious tissue has different fluorescence characteristics in the visible light region from normal tissues, it is necessary to use a light source that matches the wavelength of the fluorescence. Therefore, it has been difficult to visualize the entire structure of the oral tissue with a conventional OCT apparatus using a single wavelength light source.
本実施の形態におけるOCT装置は、2以上の互いに異なる波長の光源56a、56b、56cを備えるので、光源の波長を適切に選択することにより、例えば、口腔組織・口腔病変組織等のように様々な光の吸収係数、透過係数、反射係数を持つ物質の微細構造を可視化できる。
The OCT apparatus according to the present embodiment includes two or more
(実施の形態5)
図7は、実施の形態5におけるFD−OCT装置の構成の一例を表す図である。図7において、図2に示すFD−OCT装置と同じ部分には、同じ番号を付し、その説明を省略する。なお、本実施の形態は、図2に示すFD−OCT装置だけでなく、実施の形態1〜3にかかるFD−OCT装置、または従来のOCT装置に適用することができる。
(Embodiment 5)
FIG. 7 is a diagram illustrating an example of a configuration of the FD-OCT apparatus according to the fifth embodiment. In FIG. 7, the same parts as those in the FD-OCT apparatus shown in FIG. The present embodiment can be applied not only to the FD-OCT apparatus shown in FIG. 2 but also to the FD-OCT apparatuses according to the first to third embodiments or a conventional OCT apparatus.
図7に示すFD−OCT装置が図2に示すFD−OCT装置と異なる点は、パイロット光源59およびハーフミラー58、60が設けられている点である。
The FD-OCT apparatus shown in FIG. 7 is different from the FD-OCT apparatus shown in FIG. 2 in that a
パイロット光源59は、被計測試料22に投影するパイロット光を照射するために設けられている。パイロット光とは、OCT装置を使用して計測を行う操作者が、撮影部位、撮影範囲を撮影中または撮影前後に確認するために撮影範囲に照射される光である。パイロット光源59から照射されるパイロット光は、可視光であることが好ましい。
The
パイロット光源59から出たパイロット光は、ハーフミラー58によって、光源16から出た光源光と同一光軸上に導かれる。パイロット光は、光源光、計測光とともに被計測試料22に投影される。この投影は目視観測可能であり、計測光と同じ場所が照射されるので、操作者は計測範囲を認識することができる。
The pilot light emitted from the
パイロット光の断面は点状であっても線状であってもよい。断面が点状のパイロット光であれば、パイロット光は、その光軸を計測光の中心光軸上に配置されることが好ましい。断面が線状のパイロット光であれば、パイロット光の断面は、計測光のy方向に沿うように配置されることが好ましい。図7に示すOCT装置は、シリンドリカルレンズ33を採用した形態であるので、パイロット光は、シリンドリカルレンズ33を通ることにより断面線状となって被計測試料22に照射される。
The cross section of the pilot light may be point-like or linear. In the case of pilot light having a point-like cross section, the pilot light is preferably arranged with its optical axis on the central optical axis of the measurement light. If the cross section is linear pilot light, the cross section of the pilot light is preferably arranged along the y direction of the measurement light. Since the OCT apparatus shown in FIG. 7 adopts a
被計測試料22で反射したパイロット光は、計測光とともに再びビームスプリッタ34を経て、干渉光とともに回折素子25へ照射される。回折素子25の前には少なくとも可視光を反射し、少なくとも赤外光を透過するハーフミラー60が設けられているので、干渉光は回折素子25を経て、パイロット光はハーフミラー60で反射してCCDカメラ26で検出される。
The pilot light reflected by the
CCDカメラ26は、2次元撮像装置としての可視光に感度帯域のある2D−CCDカメラと、シリンドリカルレンズを採用したFD−OCTに使用する2次元光検出器としての2D−CCDカメラとを兼用することが好ましい。これにより、CCDカメラ26によりFD−OCTによる干渉分光画像とともに歯の可視光画像が得られる。
The
また、2次元撮像装置として可視光に感度帯域のある2D−CCDカメラをCCDカメラ26とは別に設けて、計測光軸上からハーフミラー60等を使って、可視光に感度帯域のある2D−CCDカメラにパイロット光を導くことによって、被計測試料22の可視光像を得ることもできる。なお、可視光に感度帯域のある2D−CCDカメラは、300nm〜3000nmに感度帯域のある2次元撮像装置を用いることができる。
Further, a 2D-CCD camera having a sensitivity band in visible light as a two-dimensional imaging device is provided separately from the
また、ハーフミラー60と回折素子25の間に液晶シャッターを介在させて、OCTによる撮像時以外は可視光画像のみが撮像される様にしてもよい。また、ハーフミラー60を回転もしくはリニアな駆動機構によって駆動し、OCTによる撮像時に、パイロット光を光学系から離脱する様な構成にしてもよい。
In addition, a liquid crystal shutter may be interposed between the
なお、光ファイバ18は画像を伝送可能なイメージファイバで構成することが好ましい。
The
また、計算機27において、パイロット光による計測部位の画像をモニターすることができる。また、さらにパイロット光による計測部位の可視光像を断層計測画像と同期記録することをもできる。
Further, the
(実施の形態6)
実施の形態6におけるOCT装置は、以下に説明する部分以外の部分は、実施の形態1〜3にかかるFD−OCT装置または従来のOCT装置を適用することができるので、その説明を省略する。
(Embodiment 6)
As for the OCT apparatus according to the sixth embodiment, the FD-OCT apparatus according to the first to third embodiments or the conventional OCT apparatus can be applied to the parts other than the parts described below, and the description thereof is omitted.
図8は、本実施の形態におけるOCT装置の参照ミラー付近の構成を示す図である。本実施の形態におけるOCT装置においては、参照光路上に位相変調素子を挿入すること、または参照ミラーを光軸方向に移動させることにより、参照光の位相が変化する。図8(a)は、参照光路上に位相変調素子を挿入する場合の装置の構成例を示す図である。図8(a)においては、参照ミラー24の前に位相変調素子62が挿入されている。位相変調素子62は、電気的な駆動信号により駆動する。位相変調素子62として、例えばラピッドスキャニングオプティカルディレイライン(RSOD)、音響光学素子、電気光学素子等が好ましく用いられる。
FIG. 8 is a diagram showing a configuration near the reference mirror of the OCT apparatus in the present embodiment. In the OCT apparatus according to the present embodiment, the phase of the reference light is changed by inserting a phase modulation element on the reference optical path or moving the reference mirror in the optical axis direction. FIG. 8A is a diagram showing a configuration example of an apparatus when a phase modulation element is inserted on the reference optical path. In FIG. 8A, a
図8(b)は、参照ミラーを光軸方向に移動させることにより、参照光の位相を変化させる場合の装置の構成例を示す図である。図8(b)においては、参照ミラー24に圧電素子63が設けられている。圧電素子63は、電気的な駆動信号により駆動する。圧電素子63が参照光の光軸方向に振動することにより、参照ミラー24が参照光の光軸方向と同じ方向に振動させられる。その結果、参照光の位相が変化させられる。
FIG. 8B is a diagram illustrating a configuration example of the apparatus when the phase of the reference light is changed by moving the reference mirror in the optical axis direction. In FIG. 8B, the
本実施の形態によれば、位相変調素子62もしくは圧電素子63により、参照光の位相を変化させることができるので、参照光の位相を、例えば90度ずつずらした5セットの回折分光干渉光強度分布を得ることができる。この回折分光干渉光強度分布を用いて、被計測試料の奥行き方向(z軸方向)の形状を計測すると、奥行き方向の計測レンジを2倍に広げることができる。以下にその原理を詳細に説明する。
According to the present embodiment, since the phase of the reference light can be changed by the
一般に、FD−OCTの計測範囲は原理的には回折素子と対物レンズおよびCCDカメラの分解能により決定され、その結果奥行き方向の計測範囲が決定される。FD−OCTではCCDにより得られた回折素子のξ軸上の光強度分布(1次元または2次元)をコンピュータによりフーリエ逆変換して時間t軸上の分布に変換(つまり、被計測試料の奥行きz軸上の反射特性分布に変換)する。この場合、光強度分布はパワースペクトルなので、フーリエ逆変換の結果は、参照光の自己相関と、参照光およびz方向物体反射光の相互相関の複素共役信号が、奥行きz軸方向の分布に基本的な被写体に無関係に装置の欠陥により生じた像(アーティファクト)として重畳してしまう。このため、回折素子上の回折分光干渉像の計測が光強度分布だけではなく光の位相の分布をも計測できたと仮定して、完全な複素フーリエ逆変換を行った場合に比べて奥行き方向の計測レンジが半分になってしまう。 In general, the measurement range of FD-OCT is determined in principle by the resolution of the diffraction element, the objective lens, and the CCD camera, and as a result, the measurement range in the depth direction is determined. In FD-OCT, the light intensity distribution (one-dimensional or two-dimensional) on the ξ axis of a diffraction element obtained by a CCD is Fourier-transformed by a computer to convert it into a distribution on the time t axis (that is, the depth of the sample to be measured). converted into a reflection characteristic distribution on the z-axis). In this case, since the light intensity distribution is a power spectrum, the result of inverse Fourier transform is that the complex conjugate signal of the autocorrelation of the reference light and the cross correlation of the reference light and the z-direction object reflected light is based on the distribution in the depth z-axis direction. The image is superimposed as an image (artifact) caused by a defect in the apparatus regardless of the subject. For this reason, it is assumed that the measurement of the diffraction spectral interference image on the diffractive element can measure not only the light intensity distribution but also the phase distribution of the light. The measurement range is halved.
回折分光干渉光の位相を直接計測することは、現象があまりにも高速(光の波長を光の速度で割った数フェムト秒以下の現象)であるためにこれを検出できる高速の光検出器は存在しない。そこで、時間的位相現象の代わりに空間的位相に変調を与えて、等価的に回折分光干渉光の位相を間接計測する。すなわち、位相変調素子62もしくは圧電素子63により、参照光の位相を例えば90度ずつずらした5セットの回折分光干渉光強度分布を得ることができる。この回折分光干渉光強度分布を、計算機27において、複素フーリエ逆変換することで、参照光の自己相関と、参照光およびz方向被計測試料反射光(計測光)の相互相関の複素共役信号によるアーティファクトを除去し、FD−OCT本来の奥行き方向の計測範囲が実現される。
Measuring the phase of diffracted spectrum interference light directly is a phenomenon that is too fast (a phenomenon that is less than a few femtoseconds when the wavelength of light is divided by the speed of light). not exist. Therefore, the phase of the diffracted spectral interference light is indirectly measured by modulating the spatial phase instead of the temporal phase phenomenon. That is, the
また、位相変調の周波数を適切に選んで、CCDの検出信号を同期検波することで、ノイズを除去して分解能を向上し、さらに計測範囲を広げることもできる。 In addition, by appropriately selecting the phase modulation frequency and synchronously detecting the detection signal of the CCD, it is possible to remove noise and improve the resolution, and further expand the measurement range.
(実施の形態7)
図9は、実施の形態7におけるFD−OCT装置の構成の一例を表す図である。図9において、図1に示すFD−OCT装置と同じ部分には、同じ番号を付し、その説明を省略する。なお、本実施の形態は、図1に示すFD−OCT装置だけでなく、実施の形態1〜3にかかるFD−OCT装置、または従来のOCT装置に適用することができる。
(Embodiment 7)
FIG. 9 is a diagram illustrating an example of a configuration of the FD-OCT apparatus according to the seventh embodiment. In FIG. 9, the same parts as those in the FD-OCT apparatus shown in FIG. This embodiment can be applied not only to the FD-OCT apparatus shown in FIG. 1 but also to the FD-OCT apparatus according to the first to third embodiments or a conventional OCT apparatus.
図9に示すFD−OCT装置が図1に示すFD−OCT装置と異なる点は、計算機27と光源16の間に電気的変調器64が設けられている点である。
The FD-OCT apparatus shown in FIG. 9 is different from the FD-OCT apparatus shown in FIG. 1 in that an
計算機27は、電気的変調器64へON/OFF信号と共に光量変調信号を送る。電気的変調器64は、光源16に対して、光量変調信号に基づく光量制御信号を送る。光源16の出力光量は、電気的変調器64から出力される光量制御信号によって制御される。
The
CCDカメラ26で検出されたデータは、光量変調信号に従って計算機27において復調される。この変調・復調により、検出されたデータのS/N比が向上する。
The data detected by the
変調および復調の方式は、例えば、AM変調、FM変調とすることができる。また、電気的変調器64の代わりに光源16から照射される光の光路上に、光変調器を設けても良い。また、計測光(物体反射光)28の光路上または参照光29の光路上に、光変調器を設けても良い。また、被計測試料22および参照ミラー24の位置に同期した変調を掛ける変調器を設けてもよい。
Modulation and demodulation methods can be AM modulation and FM modulation, for example. Further, an optical modulator may be provided on the optical path of the light emitted from the
一般に、OCT装置の計測範囲は、原理的には対物レンズの分解能によって決定されるが、実際は、ノイズの影響によりその範囲は狭められる。つまり、計測光は被計測試料22に入るに従って減衰するので、z方向物体反射光は被計測試料深部になればなるほどノイズに埋もれてしまう。このことによって、奥行き方向の計測範囲は狭まる。
In general, the measurement range of the OCT apparatus is principally determined by the resolution of the objective lens, but in reality, the range is narrowed due to the influence of noise. That is, since the measurement light is attenuated as it enters the
本実施の形態によれば、光源光、計測光または参照光に変調が掛けられ、検出信号が検波されるので、S/N比が改善し、計測可能範囲が広がる。 According to the present embodiment, since the light source light, the measurement light, or the reference light is modulated and the detection signal is detected, the S / N ratio is improved and the measurable range is expanded.
(実施の形態8)
図10は、実施の形態8におけるFD−OCT装置の構成の一例を表す図である。図10において、図1に示すFD−OCT装置と同じ部分には、同じ番号を付し、その説明を省略する。なお、本実施の形態は、図1に示すFD−OCT装置だけでなく、実施の形態1〜3にかかるFD−OCT装置、または従来のOCT装置に適用することができる。
(Embodiment 8)
FIG. 10 is a diagram illustrating an example of a configuration of the FD-OCT apparatus according to the eighth embodiment. In FIG. 10, the same parts as those in the FD-OCT apparatus shown in FIG. This embodiment can be applied not only to the FD-OCT apparatus shown in FIG. 1 but also to the FD-OCT apparatus according to the first to third embodiments or a conventional OCT apparatus.
図10に示すFD−OCT装置が図1に示すFD−OCT装置と異なる点は、参照光29の光路上に非線形光学素子65が設けられている点およびフィルタ66が設けられている点である。非線形光学素子65は、光の振動波形に高調波を生じさせる光学素子であり、例えば、ベータバリウムボーレイトであることが好ましい。
The FD-OCT apparatus shown in FIG. 10 is different from the FD-OCT apparatus shown in FIG. 1 in that a nonlinear
また、ファイバカップラ19通過後の干渉光の光路上に光源光の波長成分をカットし、光源光の2分の1波長の波長成分を通過させるフィルタ66が設けられている。
Further, a
一般に、生体は多かれ少なかれ蛍光を発生し、その多くが2次高調波蛍光である。特に歯芽組織においては、う蝕等の病変により、この蛍光特性が変化するものが多い。 In general, living organisms emit more or less fluorescence, most of which is second harmonic fluorescence. In particular, in the tooth germ tissue, there are many cases in which this fluorescence characteristic changes due to lesions such as caries.
本実施の形態によれば、非線形光学素子65を参照光上に設けることにより、参照光29の振動波形に高調波が生じる。この参照高調波の中の2次高調波成分と計測光28(z方向物体反射光)の2次高調波成分をファイバカップラ19で干渉させる。その結果、被計測試料22の蛍光特性をより鮮明に検出することができる。その結果、例えば、う蝕等の病変の断層画像弁別性が向上する。
According to the present embodiment, harmonics are generated in the vibration waveform of the
以下のその原理を詳しく説明する。 The principle will be described in detail below.
生体は2光子吸収による2次高調波蛍光特性が顕著である。これは、生体構成原子に束縛された電子が計測光の光子2個分に相当するエネルギーを受けて高いポテンシャルエネルギー準位に跳躍し、そこからまた、元の準位に戻るときに発光する蛍光のことである。2次高調波蛍光のポテンシャルエネルギー準位は生体の場合、ほぼ連続的なバンドに近く、ほとんどの波長帯域に準位が存在する。さらにこの2次高調波蛍光に特徴的なのは、入射した計測光と同期した蛍光を発生する、つまりOCT装置としてのコヒーレント性が保持されているということである。この2次高調波蛍光が被計測試料22内部から発光し、その一部がz方向物体反射光(計測光28)となって戻ってくる。一方で、参照光29の経路上に非線形光学素子65が設けられているので、参照光29の振動波形に高調波が生じる。この参照光29とz方向物体反射光(計測光28)との干渉光を計測することで、被計測試料22内部の蛍光特性を検出することができる。したがって、例えば、蛍光特性の変化を伴うう蝕等の病変に診断に有効である。
Living organisms have remarkable second-harmonic fluorescence characteristics due to two-photon absorption. This is the fluorescence emitted when electrons bound to biological constituent atoms receive energy equivalent to two photons of measurement light, jump to a high potential energy level, and then return to the original level. That is. In the case of a living body, the potential energy level of the second harmonic fluorescence is close to a continuous band, and the level exists in almost all wavelength bands. Further, what is characteristic of the second harmonic fluorescence is that fluorescence synchronized with the incident measurement light is generated, that is, coherency as an OCT apparatus is maintained. The second harmonic fluorescence is emitted from inside the
(実施の形態9)
実施の形態9におけるOCT装置は、以下に説明する部分以外の部分は、実施の形態1〜3にかかるFD−OCT装置または従来のOCT装置を適用することができるので、その説明を省略する。
(Embodiment 9)
Since the FD-OCT apparatus or the conventional OCT apparatus according to the first to third embodiments can be applied to the OCT apparatus according to the ninth embodiment other than the parts described below, the description thereof is omitted.
OCT装置においては、計測により得られた画像が、例えば、計算機27に備えられたモニタ等により表示される。しかしながら、OCTのOCTの断層画像はそのまま表示したのではいくつかの違和感のある画像となる。本実施の形態におけるOCT装置では、以下のような表示を行うことによって、見やすい画像が提供される。
In the OCT apparatus, an image obtained by measurement is displayed on, for example, a monitor provided in the
被計測試料の画像を表示する際に、計測光が被計測試料に入射し到達した部分である光透過部と被計測試料深部の計測光非到達部を弁別可能なように表示することが好ましい。 When displaying the image of the sample to be measured, it is preferable to display so that the light transmitting part that is the part where the measurement light enters and reaches the sample to be measured and the non-measurement light reaching part of the sample to be measured can be distinguished. .
また、OCT装置におけるワンショットでの計測範囲は、歯の大きさに比べて小さく、1枚の画像だけではどこをどの方角から撮影したものかの判別が困難である。そのため、複数の画像を合成したものを表示することが好ましい。 In addition, the one-shot measurement range in the OCT apparatus is smaller than the size of the teeth, and it is difficult to determine where the image was taken from which direction with only one image. Therefore, it is preferable to display a composite of a plurality of images.
また、OCTの画像における被計測試料の奥行き方向(z軸方向)の距離は光学的距離であり、実際の距離ではない。そのため、光学距離を空間距離に補正したものを表示することが好ましい。 The distance in the depth direction (z-axis direction) of the sample to be measured in the OCT image is an optical distance, not an actual distance. For this reason, it is preferable to display the optical distance corrected to a spatial distance.
また、z方向的に被写体表面から深くなればなるほど、計測光量が減じるのでz方向物体反射光量も減じる結果、画像表示上「暗い」=「反射の少ない」画像部分となる。そのため、奥行き方向を光学的距離または反射量積分値に基づいて濃淡補正をしたものを表示することが好ましい。 Further, the deeper the object surface in the z direction is, the smaller the measured light quantity is, so the reflected light quantity in the z direction is also reduced. As a result, an image portion “dark” = “less reflected” is displayed on the image display. For this reason, it is preferable to display an image obtained by correcting the density in the depth direction based on the optical distance or the reflection amount integrated value.
また、通常のPCのモニタ画面上に表示した場合、特に拡大表示を行った場合には、PCモニタの画面上の解像度にくらべ、計測解像度の方が荒く、点表示または点密度表示または荒い階調表示になってしまう。そのため、点密度による濃淡表示をべた表示に修正したものを表示することが好ましい。 In addition, when displayed on a normal PC monitor screen, especially when enlarged display is performed, the measurement resolution is rougher than the resolution on the PC monitor screen, and the point display or point density display or rough floor is displayed. The key is displayed. Therefore, it is preferable to display a display in which the grayscale display based on the point density is corrected to a solid display.
また、あくまで計測で得られる画像は、物体の断層画像なので、空間的な位置・方向が把握しにくい。そのため、パイロットモニタ画像上に断層像を立体表示することが好ましい。また、観察者が任意に表示断面を選択できるユーザインターフェースを備えることが好ましい。 In addition, since an image obtained by measurement is a tomographic image of an object, it is difficult to grasp a spatial position and direction. Therefore, it is preferable to display a tomographic image in a three-dimensional manner on the pilot monitor image. Moreover, it is preferable to provide a user interface that allows an observer to arbitrarily select a display section.
また、撮影画像には、ノイズが含まれている場合がある。そのため、複数の断層画像をまたは複数の画像を積分平均して時間的なノイズ除去を行い空間的分解能を向上させたものを表示することが好ましい。また、縦方向(x方向)走査による複数の断層画像を積分平均してx方向の空間的なノイズ除去を行ったものを表示してもよい。さらに、複数の断層画像を積分平均してxおよび/またはy方向のノイズを除去したものを表示してもよい。 Moreover, the captured image may contain noise. Therefore, it is preferable to display a plurality of tomographic images or images obtained by integrating and averaging the plurality of images to remove temporal noise and improve the spatial resolution. Alternatively, an image obtained by integrating and averaging a plurality of tomographic images obtained by scanning in the vertical direction (x direction) and removing spatial noise in the x direction may be displayed. Further, an image obtained by integrating and averaging a plurality of tomographic images and removing noise in the x and / or y directions may be displayed.
また、口腔内カメラの画像と組み合わせてOCT装置で撮影、表示することもできる。 It can also be taken and displayed with an OCT device in combination with an intraoral camera image.
なお、上記実施の形態を説明するために参照した図1〜11において、図中に表したものや焦点距離の大きさおよび長さの比率は、実物の比率を厳密に表しているものではない。 In addition, in FIGS. 1-11 referred in order to demonstrate the said embodiment, what was represented in the figure and the ratio of the magnitude | size and length of a focal distance do not represent the ratio of an actual thing exactly | strictly. .
本発明は、高速計測が可能であり、かつ簡単な構造で安価な光コヒーレンストモグラフィー装置として、特に歯科の分野で利用可能である。 INDUSTRIAL APPLICABILITY The present invention can be used particularly in the dental field as an optical coherence tomography apparatus capable of high-speed measurement and having a simple structure and is inexpensive.
1、100、101、103、104、105、106 OCTユニット
2、16、56 光源
3、17、23、46 レンズ
4、34 ビームスプリッタ
5、28 計測光
6、29 参照光
8、20、49 ガルバノミラー
9、12、21 対物レンズ
10、22 被計測試料
13、24 参照ミラー
14 光検出器
18 光ファイバ
19 ファイバカップラ
25 回折素子
26 CCDカメラ
27 計算機
30 集光レンズ
31 リニアアクチュエータ
32 回転軸
33 シリンドリカルレンズ
35 光源光偏光操作器
36 参照光偏光操作器
37 干渉光偏光操作器
57 回転ミラー
58、60 ハーフミラー
59 パイロット光源
62 位相変調素子
63 圧電素子
64 電気的変調器
65 非線形光学素子
66 フィルタ
201、202、 計測ヘッド
1, 100, 101, 103, 104, 105, 106
Claims (4)
前記光源から出射した光源光を、参照ミラーに照射する参照光と被計測試料に照射する計測光とに分ける光分割部と、
前記参照光の光路上に設けられ、前記参照光に高調波成分を生じさせる非線形光学素子と、
前記被計測試料で反射した前記計測光と、前記参照ミラーで反射し、前記非線形光学素子により生じた高調波成分を含む参照光とを干渉させて干渉光とする干渉部と、
前記干渉光を計測する光検出部と、
前記光検出部で計測された前記干渉光に基づいて、前記被計測試料の奥行き方向すなわち前記計測光の照射方向における高調波成分の反射率特性を計算することで、前記被計測試料の奥行き方向の情報を求める演算部とを備える光コヒーレンストモグラフィー装置。 A light source;
A light splitting unit that divides the light source light emitted from the light source into reference light for irradiating a reference mirror and measurement light for irradiating a sample to be measured;
A non-linear optical element which is provided on the optical path of the reference light and generates a harmonic component in the reference light;
An interference unit that interferes with the measurement light reflected by the sample to be measured and the reference light that is reflected by the reference mirror and includes a harmonic component generated by the nonlinear optical element;
A light detector for measuring the interference light;
Based on the interference light measured by the light detection unit, by calculating a reflectance characteristic of the harmonic component in the depth direction of the sample to be measured, that is, the irradiation direction of the measurement light, the depth direction of the sample to be measured optical coherence tomography device and a calculation unit for obtaining the information.
前記干渉光を分光する回折素子とをさらに備え、
前記干渉部は、前記被計測試料で反射した前記計測光と、前記参照ミラーで反射した参照光とを干渉させて前記1軸方向に沿う線状の干渉光とし、
前記光検出部は、前記回折素子で分光された線状の前記干渉光のスペクトルをワンショットで撮像する2次元撮像素子である、請求項2に記載の光コヒーレンストモグラフィー装置。 A cylindrical lens or a cylindrical mirror that makes the cross-section of the light source light linear along one axial direction in a plane perpendicular to the irradiation direction of the light source light;
A diffraction element that separates the interference light,
The interference unit causes the measurement light reflected by the sample to be measured and the reference light reflected by the reference mirror to interfere with each other to form linear interference light along the one-axis direction,
The optical coherence tomography apparatus according to claim 2, wherein the light detection unit is a two-dimensional image sensor that images the linear spectrum of the interference light dispersed by the diffraction element in one shot.
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP2004319944A JP4688094B2 (en) | 2004-11-02 | 2004-11-02 | Optical coherence tomography device |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP2004319944A JP4688094B2 (en) | 2004-11-02 | 2004-11-02 | Optical coherence tomography device |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JP2006132996A JP2006132996A (en) | 2006-05-25 |
JP4688094B2 true JP4688094B2 (en) | 2011-05-25 |
Family
ID=36726672
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP2004319944A Active JP4688094B2 (en) | 2004-11-02 | 2004-11-02 | Optical coherence tomography device |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JP4688094B2 (en) |
Families Citing this family (17)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP5406427B2 (en) * | 2006-11-17 | 2014-02-05 | 株式会社トプコン | Tomographic image processing method, apparatus and program, and optical tomographic imaging system using the same |
JP5062816B2 (en) * | 2007-02-09 | 2012-10-31 | 株式会社松風 | Reflective tomography system |
JP2008194107A (en) * | 2007-02-09 | 2008-08-28 | Shiyoufuu:Kk | Three-dimensional characteristic measuring and displaying apparatus for dental use |
JP5071629B2 (en) * | 2007-03-14 | 2012-11-14 | 株式会社モリタ東京製作所 | Dental OCT device |
JP4905695B2 (en) * | 2007-03-28 | 2012-03-28 | 学校法人慶應義塾 | Photoelasticity measuring method and apparatus |
KR101029606B1 (en) | 2007-10-19 | 2011-05-09 | 주식회사 엠티씨메디칼 | Optical Coherence Tomography |
JP4986296B2 (en) * | 2008-01-08 | 2012-07-25 | 富士フイルム株式会社 | Optical tomographic imaging system |
JP5306075B2 (en) * | 2008-07-07 | 2013-10-02 | キヤノン株式会社 | Imaging apparatus and imaging method using optical coherence tomography |
JP2010151684A (en) * | 2008-12-25 | 2010-07-08 | Univ Of Tsukuba | Polarization sensitive optical image measuring instrument for extracting local double refraction information |
JP5491064B2 (en) * | 2009-04-28 | 2014-05-14 | 株式会社トプコン | Optical image measuring device |
JP5404358B2 (en) | 2009-12-08 | 2014-01-29 | キヤノン株式会社 | Image processing apparatus, image processing method, and program |
JP2011122894A (en) * | 2009-12-09 | 2011-06-23 | Disco Abrasive Syst Ltd | Apparatus for measuring workpiece held at chuck table and laser beam machine |
JP2012229958A (en) * | 2011-04-25 | 2012-11-22 | Disco Abrasive Syst Ltd | Three-dimensional measuring instrument |
JP2012242213A (en) * | 2011-05-18 | 2012-12-10 | Sumitomo Electric Ind Ltd | Optical tomographic image acquisition device |
JP2019033919A (en) * | 2017-08-17 | 2019-03-07 | キヤノン株式会社 | Measurement device |
EP3542710A1 (en) * | 2018-03-23 | 2019-09-25 | JenLab GmbH | Multimodal imaging system and method for non-invasive examination of an object |
FR3103894A1 (en) * | 2019-12-03 | 2021-06-04 | Damae Medical | Line scanning microscopy devices and methods |
Citations (6)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2000310799A (en) * | 1999-04-28 | 2000-11-07 | Univ Waseda | Non-linear microscopic method |
JP2002014037A (en) * | 2000-04-26 | 2002-01-18 | Fuji Photo Film Co Ltd | Apparatus for optical tomographic imaging |
JP2003121347A (en) * | 2001-10-18 | 2003-04-23 | Fuji Photo Film Co Ltd | Method and apparatus for measuring glucose concentration |
JP2003524758A (en) * | 1998-09-11 | 2003-08-19 | ジョセフ エイ. イザット, | Interferometer for optical coherence area reflectometry and optical coherence tomography using reciprocal optics |
JP2004028970A (en) * | 2002-06-21 | 2004-01-29 | Institute Of Tsukuba Liaison Co Ltd | Polarization-sensitive optical spectral interferometric coherence tomography apparatus and measuring method for polarization information inside sample by the same |
JP2005516187A (en) * | 2002-01-24 | 2005-06-02 | ザ ジェネラル ホスピタル コーポレーション | Apparatus and method for ranging with parallel detection of spectral bands and noise reduction of low coherence interferometry (LCI) and optical coherence tomography (OCT) signals |
Family Cites Families (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2645718B2 (en) * | 1988-02-17 | 1997-08-25 | 住友電気工業株式会社 | Optical CT device |
JP3361132B2 (en) * | 1992-11-19 | 2003-01-07 | オリンパス光学工業株式会社 | Optical tomographic imaging system |
JP5189287B2 (en) * | 2003-03-24 | 2013-04-24 | ディーフォーディー テクノロジーズ エルエルシー | Dental laser digitizer system |
-
2004
- 2004-11-02 JP JP2004319944A patent/JP4688094B2/en active Active
Patent Citations (6)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2003524758A (en) * | 1998-09-11 | 2003-08-19 | ジョセフ エイ. イザット, | Interferometer for optical coherence area reflectometry and optical coherence tomography using reciprocal optics |
JP2000310799A (en) * | 1999-04-28 | 2000-11-07 | Univ Waseda | Non-linear microscopic method |
JP2002014037A (en) * | 2000-04-26 | 2002-01-18 | Fuji Photo Film Co Ltd | Apparatus for optical tomographic imaging |
JP2003121347A (en) * | 2001-10-18 | 2003-04-23 | Fuji Photo Film Co Ltd | Method and apparatus for measuring glucose concentration |
JP2005516187A (en) * | 2002-01-24 | 2005-06-02 | ザ ジェネラル ホスピタル コーポレーション | Apparatus and method for ranging with parallel detection of spectral bands and noise reduction of low coherence interferometry (LCI) and optical coherence tomography (OCT) signals |
JP2004028970A (en) * | 2002-06-21 | 2004-01-29 | Institute Of Tsukuba Liaison Co Ltd | Polarization-sensitive optical spectral interferometric coherence tomography apparatus and measuring method for polarization information inside sample by the same |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
JP2006132996A (en) | 2006-05-25 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
JP4822454B2 (en) | Dental optical coherence tomography system | |
JP4688094B2 (en) | Optical coherence tomography device | |
US20220369913A1 (en) | Intra-oral 3-d fluorescence imaging | |
US7965392B2 (en) | Optical coherence tomography device and measuring head | |
US7952723B2 (en) | Optical coherence tomography apparatus | |
JP5491064B2 (en) | Optical image measuring device | |
JP2008194108A (en) | Three-dimensional characteristic measuring and displaying apparatus with positional direction detecting function | |
WO2010098204A1 (en) | Optical image measurement device | |
JP2009041946A (en) | Optical image measuring instrument | |
CA2895519C (en) | Apparatus for in-vitro imaging and analysis of dental samples | |
US20090296102A1 (en) | Coherence tomography device | |
JP5062816B2 (en) | Reflective tomography system | |
JP2010164351A (en) | Optical tomographic imaging apparatus | |
JP2010151684A (en) | Polarization sensitive optical image measuring instrument for extracting local double refraction information | |
JP2006132995A (en) | Optical coherence tomograph and measuring head | |
Mohamad Saberi et al. | Assessment of demineralized tooth lesions using optical coherence tomography and other state-of-the-art technologies: a review | |
JP2008194107A (en) | Three-dimensional characteristic measuring and displaying apparatus for dental use | |
JP4904209B2 (en) | Optical tomographic imaging system | |
JP2009131313A (en) | Optical tomography image displaying method | |
WO2007083375A1 (en) | Dental measurement fourier domain optical coherence tomograph | |
Kishen et al. | Fundamentals and applications of biophotonics in dentistry | |
JP2019517872A (en) | Intraoral 3D scanning device with fluid division | |
WO2010113459A1 (en) | Ophthalmological observation device | |
JP5905711B2 (en) | Optical image measuring device | |
US11737662B2 (en) | Visual imaging device based on PS-OCT for early demineralization and caries of dental hard tissues |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
A621 | Written request for application examination |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621 Effective date: 20071031 |
|
A977 | Report on retrieval |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007 Effective date: 20100401 |
|
A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20100729 |
|
A521 | Request for written amendment filed |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20100927 |
|
A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20101118 |
|
A521 | Request for written amendment filed |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20110112 |
|
TRDD | Decision of grant or rejection written | ||
A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 Effective date: 20110201 |
|
A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 |
|
A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20110209 |
|
R150 | Certificate of patent or registration of utility model |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150 Ref document number: 4688094 Country of ref document: JP Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20140225 Year of fee payment: 3 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20140225 Year of fee payment: 3 |
|
R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |