JP5591798B2 - サンプル測定用のｓｓ−ｏｃｔ干渉法 - Google Patents

Description

本発明は、サンプル、特に眼、の測定用のＳＳ−ＯＣＴ干渉計装置であって、測定照射光の中心波長のスペクトル調整によって、干渉法により、測定信号を生成し且つ、ここからサンプルの深さ分解コントラスト信号を生成し、さらにこのための制御デバイスを有する装置に関する。

さらに、本発明は、サンプル、特に眼、を測定するためのＳＳ−ＯＣＴ方法であって、測定照射光の中心波長のスペクトル調整によって、干渉法により、測定信号が生成され且つ、ここからサンプルの深さ分解コントラスト信号が生成される方法に関する。

透明または部分的に透明なサンプル、例えば人間の眼、を測定するために、光コヒーレンストモグラフィ（ｏｐｔｉｃａｌ ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ、以下：ＯＣＴ）を利用して動作する短コヒーレンス干渉計類は、例えば下記特許文献1から周知である。それらは、小型の光学部品または生物組織、例えば人間の眼、などのサンプル内における散乱中心の位置およびサイズの検出に用いられる。ＯＣＴに関する対応文献を通覧するには、下記特許文献2を参照するとよい。この特許公報は、本願明細書に関係する本発明の発明者の１人に部分的に帰するものであり、ＯＣＴの基本原理も記載している。

ＯＣＴの原理は、照射光の入射方向を横切る異なる位置で走査を行うことによって照射および照射光検出が行われる実施形態と、これらに比すれば単純な、不変のままとどまる軸に沿ってのみ照射および照射光検出が実行され、その結果、軸方向の（すなわち１次元の）散乱プロファイルが生成される実施形態との両方を含む。後者の実施形態は、画像作成の面からは、いわゆる超音波画像作成のＡスキャンに対応する；それは光コヒーレンス領域リフレクトメトリ（ｏｐｔｉｃａｌ ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ ｄｏｍａｉｎ ｒｅｆｌｅｃｔｏｍｅｔｒｙ、ＯＣＤＲ）とも呼ばれる。本願明細書においてＯＣＴが言及されるときは、走査システムおよびＯＣＤＲシステムの両方を意味することを理解されたい。

ＯＣＴについては基本的に３つの変形例が知られている：時間領域ＯＣＴでは、眼は短コヒーレント照射光によって照明され、マイケルソン干渉計によって、眼から後方散乱された照射光が、参照ビーム経路を通過した照射光に干渉できる。この原理は、比較的早い段階から、下記非特許文献1に記載されているが、その原理によれば、参照ビーム経路の長さが調節されることによって、用いられる照射光のコヒーレンス長に対応する窓がサンプル内で調節されれば、サンプルの深さ分解画像を得ることができる。この窓のサイズが、達成可能な最大深さ分解能を規定する。従って、良好な深さ分解能のためには、できる限り短いコヒーレンスを有する、すなわちスペクトル幅の広い照射光源が必要である。その測定方法の故に、サンプルの測定深さから後方反射された照射光すなわち後方散乱された照射光は、どの時点においても、参照ビーム経路の長さに対応するそのごく一部分しか検出されない。従って、周知の構造では実際には、サンプルから後方散乱された光子の９９％超が測定のために検出されることはない。

ＯＣＴの別の変形例である周波数領域ＯＣＴを用いれば、より高い収率が得られる。この場合、参照ビーム経路の長さはもはや変更されない；その代わりに、干渉に至った照射光は、スペクトル分解されて検出される。サンプルの深さの情報、すなわち深さ分解コントラスト信号、はスペクトル分解された信号から算出される。参照ビーム経路の経路長を調節する機構がもはや必要ないので、ＦＤ−ＯＣＴ技法は、サンプルの全ての深さにおける測定を同時に行うことできる。その結果、後方散乱照射光のより高い収率が得られるため、同じ測定時間で最高２０ｄＢ高い感度を得る。ＦＤ−ＯＣＴシステムの不利な点は、最大測定レンジのサイズが分光計の分解能によって制限されることと、感度の減少が測定深さとともに増大することである。要求される構造もはるかに高価である。

ＳＳ−ＯＣＴの変形例は、分光計による干渉信号のスペクトル分解が不要であり、その代わりに照明源がスペクトル的に調整されるものであるが、追加の構造に必要な費用がいくらか少なくてすむ。下記非特許文献２において説明しているように、この方法は、光子収量がより高いために、ＴＤ−ＯＣＴよりも感度が高い。ＳＳ−ＯＣＴの場合も、最大分解能は照射光源の調整可能な波長レンジに対応し、測定レンジは用いられる照射光のコヒーレンス長によって定められる。

このように、ＯＣＴの全ての変形例において、測定レンジと測定分解能とは或る形で関連している。これによって強いられる制限を是正するために、下記特許文献１が、独自の参照ビーム経路および関連サンプルビーム経路でそれぞれ編成された干渉計構成を数台、組み合わせることを巧みに記載している。１つの装置に組み合わせられてもこれらの干渉計構成は独立しており、これらを数台、種々に整合すれば、眼の異なる場所における測定を同時に行うことができ、その結果、測定レンジが拡大できる。さらに、当該文献は、組み合わせられた干渉計群内の照射光群を、例えば照射光の偏光、または波長に関して弁別する方法を種々記載している。そのような弁別は下記特許文献4にも記載されているが、それが取り上げているのはＴＤ−ＯＣＴのみであるため、参照ビーム経路の長さを調節するために要素を動かす必要がある。異なる長さの参照ビーム経路を数本用いるという原理は、下記特許文献５又は６にも見いだすことができるが、それらは各々、測定レンジを拡大するためのＴＤ−ＯＣＴに関し、個別に適合された、異なる長さの参照ビーム経路を数本用いるというものである。

国際公開第２００７／０６５６７０（Ａ１）号 米国特許出願公開第２００６／０１０９４７７（Ａ１）号 国際公開第２００１／０３８８２０（Ａ１）号 米国特許出願第２００５／０１４０９８号 米国特許第６１９８５４０号 独国特許第３２０１８０１（Ｃ２）号 独国特許第３１３４５７４（Ｃ２）号 米国特許第２００４／０２３９９４３号 欧州特許第ＥＰ３４８０５７Ｂ１号 独国特許出願公開第３５２７２４５Ａ１号 欧州特許第ＥＰ５０９９０３Ｂ１号 米国特許第６３２５５１２Ｂ１号 米国特許第６７２６３２５Ｂ２号 米国特許第６７３６５０８Ｂ２号

Huang氏その他による、1991年発行「Science」誌、第254巻1178ページ乃至1181ページにおける論文 M. Choma氏その他による、2003年発行Optics Express誌、第11巻2183ページ乃至2189ページにおける論文「Sensitivity advantage of swept source and Fourier domain optical coherence tomography」 F. lexer 氏その他による、「Applied Optics」誌第36巻6549ページにおける論文「Wavelength-tuning interferometry of intraocular lenses」 Chang-Hasnain, C.J.氏による、2000年発行「IEEE Journal of selected topics in Quantum Electronics」第6巻978ページ乃至987ページにおける論文「Tunable VCSEL」 マサチューセッツ工科大学、R. A. Huber氏による、Phonics West 2007 展示会6429−06 Session 1 における論文「Fourier domain mode-locked (FDML) laser at 1050 nm and 202,000 sweeps per second for OCT retinal imaging」 L. Schmetterer氏その他による、1995年発行「Optical Engineering 34」711ページ乃至716ページにおける論文「Topical measurement of fundus pulsations」 Zhizhong Zhuang氏その他による、1999年発行「Optics Letters」第24巻No.10における論文「Polarization controller using nematic liquid crystal」 Maguluni氏その他による、2007年発行「Optics Express」第15巻No.25における論文「Three dimensional tracking for volumetric spectral-domain optical coherence tomography」

個別に整合される数本の参照ビーム経路によって生じる費用の負担が望ましくない場合、特にＳＳ−ＯＣＴでは、できる限りバンド幅の狭い照射光源で、できる限り広いスペクトル調整レンジを通過させなければならないという問題が残る。同時に、測定時間を短く維持するために、通過はできる限り速くなくてはならない。眼の測定の分野におけるこれらの要求を満たし、例えば、眼の長さを十分な精度で判定可能にするような光源は、非常に困難かつ高価なものになる。より好ましい調整可能レーザビーム源は、例えば熱的にまたは電流を介して調整ができるが、調整レンジが非常に限定されており（例えば１〜２ｎｍ）、スペクトル特性も好ましくない。同様に、調整の速度（０．３〜３６ｎｍ／ｓ）が遅すぎるため、最大１０秒というあまりにも長い調整時間が必要であり、その最中に脈動によって眼の長さが変化することが問題になる。この問題のために、現在のところ、技術的に比較的安価な光源を人間の眼に対して使用しても、０．２ｎｍ未満の調整レンジに制限されてしまう。なぜなら、脈動、例えば血圧による眼の長さの脈動、が２分の１秒以内に角膜と網膜との間の距離におよそ０．３μｍの変化を引き起こすため、調整期間をより長くすることはできないからである。

従って、本発明は、挙げられた種類のＳＳ−ＯＣＴ干渉計装置またはＳＳ−ＯＣＴ方法を、眼の長さの分野において十分な分解能をもって測定ができるように発展させるという目的に基づいている。

この目的は、冒頭で挙げられた種類のＳＳ−ＯＣＴ干渉計装置であって、サンプルのまたはサンプル内の動きを示す運動信号を提供するサンプル運動検出器を含み、深さ分解コントラスト信号の生成の前または最中に、制御デバイスが、運動信号によって、調整中に起きたサンプルのまたはサンプル内の動きによって引き起こされる測定誤差に関して測定信号を補正する、装置によって達成される。

本願明細書では、サンプルの動きによってサンプルの位置の変化も表される。従って、サンプル運動検出器は位置変化検出器とすることもできる。

目的は、さらに、冒頭で挙げられた種類のＳＳ−ＯＣＴ方法であって、サンプルのまたはサンプル内の動きが検出されてこれらを示す運動信号が生成され、深さ分解コントラスト信号の生成の前または最中に、運動信号によって、調整中に起きるサンプルの動きによって引き起こされる測定誤差に関して測定信号が補正される、方法によって達成される。

本発明は、出発点としては、最新技術で追求されているアプローチ、すなわちサンプルの動き、特に眼の脈動、が無視できるほど測定時間を短く維持するというアプローチを取るものの、むしろ、サンプルの動きによって引き起こされる測定誤差を、サンプルのまたはサンプル内の動きを示す運動信号を提供するサンプル運動検出器を本発明による装置に用いることによって、あるいは、本発明による装置について言えば、対応する運動検出によって、補正する方策を取るものである。

このようにして得られた運動信号は、次に、例えば単純なアイトラッキングシステムでありうるような、深さ分解コントラスト信号の補正に単に用いられるだけでなく、測定照射光源の調整から生じる、干渉法により得られる測定信号も、対応して運動信号で補正されることが望ましい。従って、補正は、干渉測定信号を深さ分解コントラスト信号に変える変換の前に、例えば対応するフーリエ変換の前に、開始することが望ましい。手順のこの時点で補正を開始すれば、ごく単純な補正信号を用いることができるのと同時に、十分完全な誤差補正が得られる利点がある。

補正信号が単純であることは、とりわけ、運動検出中の動くサンプルパーツの追跡が省けるということでもある。実施形態では、装置から固定距離にある、サンプルの参照部位におけるコントラストを示す運動信号を用いるだけで十分である。「固定距離」という用語は検出／検出器までの光路長を指す。これによって、空間的に固定されたサンプル運動検出、または追跡を行わなくてもすむサンプル運動検出器を用いた動作が可能になる。このとき、補正信号は参照部位におけるコントラストの変化のみを示し、それが次に測定信号の補正に用いられる。

サンプルの参照部位がサンプルの表面またはサンプルの境界面を包含する場合は、サンプルの小さな動きでさえも信号に著しい変化をもたらすので、非常に著しいコントラストの変化が得られる。

運動信号は、測定信号と同種のものであれば、測定信号を簡便に補正するのに特に適するものとなるので、同様に干渉信号とする。従って、サンプル運動の検出が、測定信号の生成と同様に、類似の方式の干渉法によるものであれば特に望ましい。従って、サンプル運動の検出を、中心波長がスペクトル的に固定された補正照射光を用いた干渉法によるものとすると、補正信号の変化を測定信号の補正に非常に容易に用いることができるので望ましい。

干渉法による測定信号および補正信号の生成は原理的に任意の適当な干渉計構造を用いることができる。このとき、測定される変量は測定信号の位相変化の速度から生じる。すると、補正信号の位相変化を検出することにより、サンプルの動きに基づいた補正ができる。これは、静止した参照物体の形で固定された参照を用いて動作する実施形態の場合、例えば、サンプルといっしょに自動的に動いてしまわない反射器が終端にある参照ビーム経路を備える干渉計の場合、特に当てはまる。

しかし、サンプル自身の上にある点を参照として用いる実施形態でも、干渉法により作成される補正信号の利用が可能である。このとき、例えば眼の長さの測定中に起きうるような、サンプル内の距離の変動が補正される。すると、眼の長さの測定の場合、例えば角膜前面および眼底の反射光が、測定チャネルおよび補正チャネルの双方において、コヒーレントに重ね合わせられる。測定信号の時間的な位相変化（位相変化率）は基本的に光源の調整から発生し、調整の速度および眼の長さに正比例する。測定中に眼の長さが変化すると、付加的な（副次的な）位相変化が生じる。中心波長が調整されない補正信号において、眼の長さの変化による位相変化は別個に測定され、従って、測定信号が補正されることができる。その結果、補正された信号から平均の眼の長さが算出できる。ここで、干渉機能を達成するためには、方策が取られなければならない。干渉機能は、例えば、十分なコヒーレンス長の光源を用いることによって達成される。または、光源のコヒーレンス長が不十分な場合は、周知の前段または後段干渉計を用いることによって達成される（例えば上記特許文献６）。

マイケルソン構成は構造が単純であるため特に好ましい。このため、装置は、サンプルビーム経路を有し、測定照射光源から発せられた測定照射光の一部分によってサンプルを照明すること、および検出ビーム経路を有し、サンプル測定照射光としてサンプルから反射または後方散乱されて重ね合わせられた測定照射光を受け、それを検出器デバイスによって検出すること、サンプル運動検出器は、補正照射光を発する補正照射光源を含むこと、ただし、補正照射光の一部分はサンプルビーム経路に結合され、サンプルを照明し、および検出ビーム経路は、サンプル補正照射光としてサンプルから反射または後方散乱された補正照射光を受け、それを検出器デバイスによって測定照射光とは別個に検出すること、制御デバイスは補正照射光の検出の信号から補正信号を生成することとなる。できる限り広いレンジにわたる動きを検出するには、単一モードのレーザ照射光を発する補正照射光源が有利である。

同様に、本方法には、サンプルが測定照射光の一部分によって照明され、サンプルから反射または後方散乱された測定照射光が検出されること、ただし、補正照射光の一部もサンプルを照明し、サンプルから反射または後方散乱された補正照射光が独立して検出され、そこから補正信号が生成されることが適用される。

このコンセプトは、測定照射光源から発せられた測定照射光の一部が参照測定照射光として通過する参照ビーム経路を含むように拡張させることができる。このとき、検出ビーム経路はサンプル測定照射光を参照測定照射光に重ね合わせる。同様に、補正照射光の一部も参照補正照射光として参照ビーム経路を通過し、検出ビーム経路内の参照補正照射光に重ね合わせられる。

従って、サンプルは測定照射光および補正照射光の両方によって照明され、サンプルで後方散乱または反射された測定および補正照射光は、参照ビーム経路を通過した測定および補正照射光に任意に重ね合わせられる。検出器デバイスは常時、対応する干渉信号を記録する。ここで、サンプル測定照射光および補正照射光は、独立して、すなわち別個に検出される。測定信号はサンプル測定照射光の検出から作成され、補正信号はサンプル補正照射光の検出から作成される。

深さ分解能について、測定照射光の波長は調整されるが、補正照射光の中心波長は一定のままであるので、その結果、干渉は、測定中にＯＣＴに対して不変であった、参照部位に対応する特定のボリュームから発生する。例えば上記特許文献7に記載されているようなサンプルの動きのために、当然、サンプル内のまたはサンプルでのその位置は変化することになる。当業者であればそのサンプルの動きを当該文献に見いだすことができよう。従って、本文献は本願明細書において明示的に援用されている。

測定照射光および補正照射光の分離については、スペクトル分離および偏光分離の両方が可能である。さらなる代替方法としては、幾何学的分離（例えば瞳孔による分離）、多重運転（例えば光源の交互駆動）、ならびに異なる周波数での変調およびフィルタリングがある。

記録される信号の位相関数に、眼の動き、特に眼の脈動、が大幅に影響を与えることが研究によって示されている。従って、測定信号および補正信号を振幅関数および位相関数に関して分割し、補正信号の位相関数を参照して、例えば補正信号の位相関数を測定信号の位相関数から除去することによって、測定信号の位相関数を補正することが望ましい。これは、測定照射光および補正照射光の波長が互いに近接している場合に行われることができるのが望ましい。このとき、測定照射光の補正された位相関数Φ’_Ｍに次式Φ’_Ｍ＝Φ_Ｍ−ΔΦ_Ｋが適用される。ここで、Φ_Ｍは測定照射光の位相であり、ΔΦ_Ｋは補正信号において検出される位相変化である。

この近似を用いずに考えれば次の関係が与えられる。

ここで、λ_Ｋは補正照射光の波長、λ_Ｍは測定照射光の波長、およびｎ（λ）は波長依存性のある屈折率を表す。

振幅および位相関数への信号の分離は、ヘテロダイン検出を用いれば特に容易に行うことができる。別の方法として、例えば上記特許文献8に記載されているように、直交成分検出を用いることもできる。

ヘテロダイン検出のためには、測定照射光および補正照射光の変調が、どちらの場合も、その中心波長を中心として行われる。この変調は、例えば測定および補正照射光源の供給電流に適用されることができる。眼科学的な眼の長さの測定が行われる場合、供給電流生成の安定性は０．８μＡよりも良好であることが望ましい。０．８μＡよりも良好な電力供給の安定性は１００ｍｍのコヒーレンス長に対応する。対照的に、波長の変調の振幅は約λ／２Ｌ_ｅｙｅ＝δλ／λしかない。λ＝８５０ｎｍおよびＬ_ｅｙｅ＝２４ｍｍであれば、δλ＞０．０１５ｎｍということになる。上述の例の光源で、電流の関数として０．２１ｎｍ／ｍＡの波長の移動がある場合、それは７０μＡの最小電流変調に対応する。

位相関数の補正に加えて、コントラスト信号の生成前に測定信号の振幅関数がリスケールされることができる。時間の関数としての振幅関数は変調中の干渉の強度から求められる。振幅補正とは、振幅が時刻ｔにおいて一定値、例えば初期値Ａ（ｔ_０）、に常時、補正されることを意味する。信号が次にフーリエ変換を用いて解析される場合、これは必須条件である。

本発明による手法によって、コスト的には明らかにより有利であるが、それらの調整の速度の故に以前は利用可能でなかった照射光源を、ＳＳ−ＯＣＴに利用することができるようになる。そのような照射光源の例は：外部共振器型半導体レーザ、分布帰還型レーザ、分布ブラッグ反射型レーザ、垂直共振器型面発光レーザ、垂直外部共振器型発光レーザ、である。

方法のステップが上述または後述されている範囲にある場合、言及されている制御デバイスは、記載されている装置が対応する方法を実行することを確実にする。従って、本願明細書において挙げられている方法の特徴は、制御デバイスの動作モードにおける、制御デバイスの特徴でもある。当然、制御デバイスの動作特性も同様に、対応する方法の、方法の特徴として理解されるべきである。

以上において挙げられ、以下においてさらに説明される特徴は、示されている組み合わせでだけでなく、本発明の枠組みから逸脱することなく、他の組み合わせまたは単独でも用いられることができることは理解されよう。

以下において、同様に本発明に不可欠な特徴を開示する添付の図面を用いて例を示しながら、本発明がさらに詳細に説明される。図面には次のものが示される。

独立した参照ビーム経路を有する、眼の長さ測定用ＯＣＴの概略図である。 図１ａのものと同様のＯＣＴであって、参照ビーム経路を有していないが、眼の異なる深さのエリアから反射または後方散乱された照射光を互いに干渉させるＯＣＴを示す図である。 図１ａのものと同様であるが、干渉法により動作するサンプル運動検出器を備えるＯＣＴを示す図である。 図２と同様であるが、光ファイバ構造を備えるＯＣＴを示す図である。 ヘテロダイン検出の枠組みにおいて中心波長を調整する際に生じる、図２または図３のＯＣＴのレーザの波長推移を示すグラフである。

患者の眼２に対する測定を行う、マイケルソン干渉計の原理によって動作するＯＣＴ１が図１ａに示されている。ただし、ＯＣＴ１のこの利用は例示的なものである；ＯＣＴ１を用いて他の測定タスクが実行されることもでき、例えば、透明な導波管構造物や半導体工学に関して関係のある他の構造物が測定されることができる。他の生物組織の測定も可能である。

ＯＣＴ１の動作は制御デバイス３によって制御される。制御デバイス３は、ＯＣＴ１の対応するコンポーネントに接続され、これらを制御し、これらによって供給される測定値を読み取り、そこからサンプル、この場合は眼２、の所望の画像情報を提供し、それを（不図示の方法で）表示する、または対応するデータを送信する。

ＯＣＴ１は、ＶＣＳＥＬ（Ｖｅｒｔｉｃａｌ Ｃａｖｉｔｙ Ｓｕｒｆａｃｅ Ｅｍｉｔｔｉｎｇ Ｌａｓｅｒ、垂直共振器型面発光レーザ）として形成された測定用レーザ４を有する。それは、約８５０ｎｍの波長において典型的には１００ｍｍのコヒーレンス長（０．００７ｎｍのスペクトル幅）となる、スペクトルバンド幅の狭い照射光を発する。最新のＶＣＳＥＬ（アヴァロンフォトニクス（Ａｖａｌｏｎ Ｐｈｏｔｏｎｉｃｓ））は、例えば３０ＭＨｚの線幅を有する。すなわち、眼全体に対する長さ測定に必要な深さよりも大幅に大きな走査深さが達成可能である。走査の深さと線幅との間の関係はとりわけ次式によって記述される。

（非特許文献３を参照）

測定用レーザ４から発せられる測定照射光５の中心波長は、動作温度を変更することまたは外部共振器を適当に変更することによってスペクトル的に調整されることができる。そのようなレーザが、例えば上記非特許文献４に記載されている。測定照射光５はビームスプリッタ６に衝突する。ビームスプリッタ６は測定照射光の一部分を、眼２に至るサンプルビーム経路７内へ通過させる。測定照射光５のもう一方の部分は、ビームスプリッタ６によって、終端に鏡９がある参照ビーム経路８内へ進路変更される。

サンプル２は測定照射光５の入射部分を種々の深さレンジにおいて後方散乱または反射する。その結果、サンプル２で反射または後方散乱された照射光は、サンプル測定照射光として、サンプルビーム経路６内を測定照射光５の入射方向に対して逆方向に進み、ビームスプリッタ６に再び戻る。このことは、サンプルビーム経路７内の照射光に対する両矢印の記号によって表されている。

終端で鏡９が測定照射光を反射する参照ビーム経路においてもプロセスは同様であり、それ故、参照ビーム経路８内の照射光に対しても対応する両矢印が含まれている。参照照射光経路８を通過した測定照射光５の部分は、少なくとも一部はビームスプリッタ６で透過されて検出ビーム経路１０に入り、そこで、ビームスプリッタ６によって同様に検出ビーム経路１０内に導かれたサンプル測定照射光に重ね合わせられる。このようにして重ね合わせられた測定照射光の部分（参照ビーム経路を通過する部分ならびに眼２から反射または後方散乱された部分）は検出器１１において互いに干渉し、検出器１１は対応する干渉信号を記録してそれを制御装置３に中継する。

図１ｂは、参照ビーム経路８を備えずに動作する図１ａのＯＣＴ１の変形例を示す。この場合は、サンプルの異なるエリアから反射または後方散乱された測定照射光５の部分が検出ビーム経路１０内で干渉する。ここで、エリア間の最大距離は測定照射光５のコヒーレンス長に依存する。ＳＳ−ＯＣＴでは、サンプル内の構造物間の距離は、用いられる光源のコヒーレンス長より小さい距離しか許されない（さもなければ、照射光は干渉せず、方法は機能しない）。しかし、さらにより重要なのは、構造物間の距離は、さらに、最大調整レンジの幅から基本的に生じる、測定方法の深さ分解能より大きくなければならないということである。例として記載されている光源が、８５０ｎｍにおいてせいぜい３ｎｍだけ調整が可能なものであれば、構造物群は最小で２４０／２＝１２０μｍ、最大で１００／２＝５０ｍｍ離れているということになる。

図１ｂの構造は、図１ａの構造のように、参照ビーム経路８の波長によって干渉照射光を追加で選択することがないので、用いられる測定照射光５をよりうまく利用しているという利点がある。このことを別とすれば、本願明細書において記載されている本発明に関して、図１ａおよび図１ｂの変形例にさらなる違いはない。従って、上述または後述の記載はどちらの変形例にも同様にあてはまる。

眼内のより大きなエリアを測定するためには、測定用レーザ４を適当に制御することによって測定照射光５の中心波長を調整する。このとき、検出器１１によって記録される干渉信号は、波長依存性のある測定信号として存在し、ＳＳ−ＯＣＴについて周知のように、制御装置３は、測定照射光５の入射方向に沿った眼２内のコントラストを用いて、フーリエ変換によって干渉信号から深さ分解コントラスト信号を生成することができる。ＳＳ−ＯＣＴにおいて通例の評価アルゴリズムがここで用いられることができる。

しかし、例えば脈拍、呼吸またはマイクロサッカードによる眼の長さまたは動きにおける変化が、運動アーチファクトである変化を測定信号にもたらし、測定信号をひずませ、従って、そこから生成されるコントラスト信号をひずませる。測定用レーザ４内のＶＣＳＥＬに必要な調整期間の故に、測定継続時間は数秒のレンジに及ぶ場合があるので、眼の長さを測定する際、こうしたひずみは無視できない。

それ故、図１ａまたは図１ｂのＯＣＴ１はサンプル運動検出器１２を有する。サンプル運動検出器１２は、図１ａおよび図１ｂの構造において、例えば、眼の手術で用いられるような周知のアイトラッカとして設計されることができ、眼の動き、例えば角膜前面や眼の水晶体の界面の動き、を記録する。サンプル運動検出器１２は、このような眼２の動きまたは眼２内の構造物の動きに関する情報を示す、対応する運動信号を制御デバイス３に送る。実施形態によっては、サンプル運動検出器は、監視されている構造物の動きの方向および程度を与える特定の運動信号を送ることができる。しかし、データ処理に関して簡略化された変形例では、監視されている特定のサンプルボリューム、すなわち眼２の特定の参照部位、内のコントラスト値を単に再生するだけの補正信号を運動信号とすることも可能である。その場合、この監視されている部位すなわち参照部位は必然的にＯＣＴ１から固定距離にある。固定距離によって意味されるのは、サンプルビーム経路７および検出ビーム経路１０に沿った検出器１１までの固定された光波長である。

実施形態において、制御装置３は補正信号を用いてコントラスト信号を補正する。関連する計算が容易になり、それと同時に精度が高くなるので、フーリエ変換によってコントラスト信号が生成される前に、制御装置３が検出器１１の測定信号、従って干渉信号、を補正信号によって補正することが特に望ましい。

図２は、同様に干渉法により動作するサンプル運動検出器１２の実装における変形例を示す。図２の構造は図１ｂの構造に基づいているが、限定として理解されるべきではない。図２のサンプル運動検出器は当然、図１ａの構造にも用いられることができる。

サンプル運動検出器１２は、ビームスプリッタ１５を介して測定照射光５に重ね合わせられる補正照射光１４を発する補正用レーザ１３を含む。補正照射光１４は測定照射光５とは異なるので、重ね合わせられた照射光は後で再び相互に分離されることができる。偏光または波長などが識別用の特徴の役割を果たすことができる。このとき、ビームスプリッタ１５は、ポールスプリッタあるいはダイクロイックビームスプリッタまたはコンバイナとして適当に形成される。近接した波長用のダイクロイックビームスプリッタは非常に高価であるため、測定照射光５および補正照射光１４は偏光光学的に区別または分離ならびに結合することが技術的には特に有利である。サンプルにおける複屈折、例えば眼２の前眼房における複屈折のいかなる影響も、適当な補償器によって補償されることができる。

補正照射光１４も眼２に衝突し、そこで反射または後方散乱されて検出ビーム経路１０に入る。本例では、補正照射光１４は、同様に眼から反射または後方散乱されて補正照射光に重ね合わせられた測定照射光５から、さらに適当に形成されたビームスプリッタ１４によって分離され、独立した検出器１７に到達する。従って、補正照射光１４のコヒーレンス長の範囲内にある眼２のエリアから、自己干渉する補正照射光１４がこの検出器上に到来する。従って、検出器１７は測定信号１１と同様の干渉補正信号を送る。補正照射光の中心波長は調整されないので、その結果、定波長の照射光の干渉が生じる。

補正照射光をいくつかの部分に分割して、それらを例えばサンプルの異なるパーツに集中させたり、または、それらを偏光状態でサンプルのパーツの効果に適合させたりするといったことも可能である。

補正照射光１４のスペクトルバンド幅は測定照射光のものに対応する。補正用レーザ１３としては、測定用レーザ４にも用いることができるレーザの種類が考慮される。

従って、制御装置３は、同様に干渉信号であって検出器１１からの測定信号と同種である補正信号を検出器１７から受信する。ただし、補正用レーザの中心波長は調整されず、固定されたままである。従って、補正信号は、補正照射光１４のコヒーレンス波長とサンプルおよび検出ビーム経路内の波長とによって規定される、サンプル２内の参照エリアＢにおける長さの時間的変化の尺度となる。参照エリアＢは、すでに言及されたように、ＯＣＴ１に対して空間的に固定されているため、眼２の動きの最中に眼２内で個々に移動する。従って、眼２内の動きまたは眼２の動きによって補正信号に変化が生じる。その結果、補正信号を用いて、補正信号の変化とは反対方向に測定信号を修正することによって測定信号を補正することができる。

詳述すると、角膜前面および眼底の反射光が、測定および補正チャネルの双方においてコヒーレントに重ね合わせられる。測定信号の時間的な位相変化（位相変化の速度）は基本的に光源の調整から発生し、調整の速度および眼の長さに正比例する。測定中に眼の長さが変化すると、さらなる（副次的な）位相変化が生じる。中心波長が調整されない補正信号では、位相変化は眼の長さの変化によって別個に測定され、従って、測定信号が補正されることができる。その結果、補正された信号から平均の眼の長さが算出できる。補正計算は、本記載中、上記全般的に記載した部分において説明されたように行われる。

図３は、ファイバ光学に基づいた図２のＯＣＴ１の構造を示す。本例では、ビームスプリッタ１５はファイバ結合器１９で、ビームスプリッタ６はファイバ結合器２０で、ビームスプリッタ１６はファイバ結合器２１で置き換えられている。このことを別にすれば、図３の構造は図２のものに対応する。

眼の長さまたは動きが変化すると、測定信号および補正信号には、眼の長さの変化ゆえに位相変化がもたらされ、眼の動きによって引き起こされる眼２内の反射点または後方散乱点の移動ゆえに振幅の変化がもたらされる。その知識から出発してさらに発展させたものが、測定信号の補正に関して全ての実施形態に用いられることができる。このため、或る発展においては、位相変化と振幅の変化の弁別ができる。

この弁別の一変形例は、眼２の異なる深さからの反射光の干渉によって測定信号が最大値から、最も近い最小値まで連続的に変化するように、測定用レーザ４および補正用レーザ１３双方の波長が中心波長を中心として変更されるヘテロダイン検出である。評価をより容易にするためには、測定信号がエリアの少なくとも２倍変化すれば都合がよい（その場合、エリアはさほど精密に判定される必要はない）。このとき、測定信号または補正信号の振幅関数は２つの極値の差から作成されることができ、位相関数は、制御された波長変調に対する２つの極値の位置から作成されることができる。

図４に波長の推移が概略的に示されている。図は波長（ｎｍ）を時間ｔ（任意単位）の関数として示している。波長推移２２は、８５０ｎｍの直下の値から８５２ｎｍの直下まで調整される測定照射光５を表し、推移２３は補正照射光１４を表す。補正照射光１４の中心波長は常に約８５２ｎｍである。図４の図中の波長推移２２および２３が示すように、どちらの波長もそれぞれの中心波長を中心に同期変調される。そのままでは目に見えないであろうから、例示の目的のために、図４は何倍にも拡大された変調を示している。

測定信号および補正信号を位相関数および振幅関数に分割するために用いられるヘテロダイン技法については、いかなる動きの影響に比しても非常に高速に生じうる、測定用レーザ４または補正用レーザ１３の供給電流の変化によって、測定照射光５および補正照射光１４の変調を実施できることが好都合である。従って、中心波長を中心とした変調は超高周波数であり、それ故、いかなる動きの影響に比しても実質的に瞬間的となる。従って、それらは動きの影響によってひずみを生じない。

補正信号において上記のようにして検出された位相変化は全て動きアーチファクトに起因するものであり、測定信号から眼の動きによる位相変化を取り除くために用いられる。このために、制御装置３において、測定信号の位相関数から補正信号の位相関数が除去される。振幅における変化は、動きアーチファクト、または照射光強度における任意の変動に由来するものであるため、いずれも望ましくない。従って、振幅の変動と位相の変動とは分離されなければならない。そこで、次のように評価が行われる：時間の関数としての信号波の位相関数Φｓ（ｔ_ｉ）および補正波の位相関数Φｋ（ｔ_ｉ）が既知である。さらに、離散時間ｔｉに対する周波数の変化ΔＦ（ｔ_ｉ）＝Ｆ（ｔ_ｉ）−Ｆ（ｔ_ｉ−１）が既知である。関数［Φｓ（ｔ_ｉ）−Φｋ（ｔ_ｉ）］／ΔＦ（ｔ_ｉ）が算出され、ｔに対してプロットされると、勾配が眼の長さの尺度となる直線が生じる。この場合、振幅関数とフーリエ変換は必要ない。

次に、こうして補正された測定信号に対してフーリエ変換を行うことによって、測定照射光５の波長の比較的長い調整期間にもかかわらず眼の動きの影響がなくなったコントラスト信号が生成されることになる。

今や測定信号についての位相関数および振幅関数の両方が利用できるので、鏡によるアーチファクトおよび自己相関アーチファクトがさらに抑制されることができる。それにより、利用可能な調整により達成可能な測定レンジが倍増する。

ヘテロダイン技法の代替は、冒頭で挙げられている文献参照から周知であるような、測定信号および補正信号の位相関数および振幅関数への分割を同様に可能とする、直交成分の判定である。

最後に、作成された補正信号を、測定信号を補正するためだけでなく、同時に、例えば脈測定を実行するべく、眼の動きの情報を生成するために用いるという発展も同様に利点がある。

上述の方法に周波数計を組み合わせることもさらに可能である。もし、調整された光源の波長が例えば突然の温度変化によって変更されると、周波数の時間の関数としての変化は一定ではなく、最初、速く変化し、それからゆっくりと平衡に至る。周波数の変化の上述された関数ΔＦ（ｔ_ｉ）＝Ｆ（ｔ_ｉ）−Ｆ（ｔ_ｉ−１）を求めるために、最新技術の「周波数計」が用いられる。光源の照射光は既知の厚みおよび屈折率の平板を通過する。板の前部で反射されたビームと後部で反射されたビームが検出器上で重ね合わせられ、干渉が測定される。この干渉信号の位相変化の速度が周波数の変化の尺度となる。

Claims (29)

1. サンプル（２）のＳＳ−ＯＣＴ干渉計装置であって、前記装置（１）が、測定照射光（５）を発する測定照射光源（４）を含み、前記測定照射光（５）の中心波長のスペクトル調整によって、干渉法により、測定信号を生成し且つ、前記測定信号から前記サンプル（２）の深さ分解コントラスト信号を生成するようにし、そのために制御デバイス（３）を有する、装置であって、
   −前記装置（１）は、前記サンプル（２）のまたは前記サンプル（２）内の動きを示す運動信号を前記制御デバイス（３）に提供するサンプル運動検出器（１２；１３〜１７）を含み、
   −前記制御デバイス（３）が、前記中心波長の前記調整中に起きた前記サンプル（２）のまたは前記サンプル（２）内の動きによって引き起こされる測定誤差に関して前記測定信号を補正し、前記制御デバイス（３）は、前記運動信号を利用することによって、前記深さ分解コントラスト信号を生成する前または最中に前記測定信号を補正する装置。
2. 前記サンプル（２）が眼である、請求項１に記載の装置。
3. 前記運動信号が、前記サンプル（２）内にあり前記装置（１）から固定距離にある参照部位（Ｂ）における光学的コントラストを示す、請求項１又は２に記載の装置。
4. 前記サンプル運動検出器（１２；１３〜１７）が、前記干渉計装置に面する前記サンプル（２）の表面、あるいは前記サンプル（２）内の境界面、の前記動きを検出する、請求項１乃至３のいずれか１項に記載の装置。
5. 前記サンプル（２）の表面が角膜表面である、請求項４に記載の装置。
6. 前記サンプル（２）内の境界面が眼の水晶体または網膜の表面である、請求項４に記載の装置。
7. 前記参照部位（Ｂ）の位置を示す補正信号を干渉法により生成するために、前記サンプル運動検出器（１３〜１７）が、その中心波長がスペクトル的に固定された補正照射光（１４）を発する補正照射光源（１３）を含む、請求項３に記載の装置。
8. −前記装置（１）が、測定照射光源（４）から発せられた前記測定照射光（５）の一部分が前記サンプル（２）を照明するサンプルビーム経路（７）、前記サンプル（２）から反射または後方散乱された測定照射光によって形成されるサンプル測定照射光を受ける検出ビーム経路（１０）、および前記サンプル測定照射光を検出し測定信号を提供するための検出器を含み、
   −前記サンプル運動検出器（１３〜１７）が、補正照射光（１４）を発する補正照射光源（１３）を含み、ただし、
   −前記補正照射光（１４）の一部分は前記サンプルビーム経路（７）に結合され、前記サンプル（２）を照明し、
   −前記検出ビーム経路（１０）は、前記サンプル（２）から反射または後方散乱された補正照射光によって形成されるサンプル補正照射光を受け、前記サンプル補正照射光を前記サンプル測定照射光とは別個に検出するように適合され、
   −前記制御デバイス（３）は前記サンプル補正照射光の前記検出から前記補正信号を生成する、請求項７に記載の装置。
9. 前記補正照射光（１４）が前記測定照射光（５）とはスペクトル的にまたは偏光に関して異なり、前記検出器が前記サンプル補正照射光を前記サンプル測定照射光からスペクトル的にまたは偏光に関して個々に分割する、請求項８に記載の装置。
10. 前記制御デバイス（３）が、前記測定照射光（５）および前記補正照射光（１４）の波長の各々についてのそれらの中心波長を中心とした変調を制御するようにし、前記補正信号および前記測定信号の位相関数を求めるためにヘテロダイン検出を遂行するようにし、前記測定信号の前記位相関数から前記補正信号の前記位相関数を除去するようにした、請求項７乃至９のいずれか１項に記載の装置。
11. 前記変調のために、前記制御デバイス（３）が前記測定および補正照射光源（４、１３）の供給電流を変調する、請求項１０に記載の装置。
12. 前記供給電流の生成の安定性が０．８μＡよりも良好である、請求項１１に記載の装置。
13. 前記制御デバイス（３）が前記補正信号および前記測定信号の位相関数を求めて前記測定信号の前記位相関数から前記補正信号の前記位相関数を除去する、請求項７乃至９のいずれか１項に記載の装置。
14. 前記制御デバイス（３）が、前記測定信号の振幅関数を求め、さらに前記測定信号の前記振幅関数を振幅が時間的に一定となるようにリスケールし、こうして補正された前記測定信号からフーリエ変換によって前記コントラスト信号を生成する、請求項１１乃至１３のいずれか１項に記載の装置。
15. 前記装置（１）が、前記測定照射光を提供する次の照射光源（４）：外部共振器型半導体レーザ、分布帰還型レーザ、分布ブラッグ反射型レーザ、垂直共振器型面発光レーザ、垂直外部共振器型発光レーザ、のうちの１つを含む、請求項１乃至１４のいずれか１項に記載の装置。
16. 前記装置（１）が前記測定照射光を提供する照射光源（４）を含み、該照射光源（４）が前記中心波長を調整するための動作温度調節デバイスを有し、該動作温度調節デバイスは前記制御デバイス（３）によって制御される、請求項1乃至１５のいずれか１項に記載の装置。
17. サンプル（２）のＳＳ−ＯＣＴ方法であって、測定照射光（５）の中心波長のスペクトル調整によって、干渉を利用して測定信号が生成され且つ、前記測定信号から前記サンプル（２）の深さ分解コントラスト信号が生成される方法であって、
    −前記サンプル（２）のまたは前記サンプル（２）内の動きが検出されてこれらの動きを示す運動信号が生成され、
    −前記中心波長の前記調整中に起きる前記サンプル（２）の動きによって引き起こされる測定誤差に関して前記測定信号が補正され、
    −前記測定信号は前記運動信号によって前記深さ分解コントラスト信号の前記生成の前または最中に補正される方法。
18. 前記サンプル（２）が眼であることを特徴とする、請求項１７に記載の方法。
19. 前記運動信号が、前記サンプル（２）内にあり前記装置（１）から固定距離にある参照部位（Ｂ）における光学的コントラストを示す、請求項１７又は１８に記載の方法。
20. 前記サンプル（２）のまたは前記サンプル（２）内の前記動きを検出するために、前記装置に面する前記サンプル（２）の表面、または前記サンプル内の境界面が検出される、請求項１７乃至１９のいずれか１項に記載の方法。
21. その中心波長がスペクトル的に固定された補正照射光（１４）が、前記サンプル（２）内にあり前記装置（１）まで固定距離を有する参照部位（Ｂ）の位置を示す補正信号を干渉法により生成するために用いられ、前記調整中に起きる前記補正信号の変化が、前記測定信号を補正するために用いられる、請求項１７乃至２０のいずれか１項に記載の方法。
22. 前記サンプル（２）が前記測定照射光（５）の一部分によって照明され、前記サンプル（２）から反射または後方散乱された測定照射光によって形成されるサンプル測定照射光
    が、測定信号を得るべく検出され、ただし、前記補正照射光（１４）の一部分も前記サンプル（２）を照明し、前記サンプル（２）から反射または後方散乱された補正照射光によって形成されるサンプル補正照射光が前記サンプル測定照射光の前記検出とは独立して検出され、前記検出されたサンプル補正照射光から前記補正信号が生成される、請求項２１に記載の方法。
23. 前記補正照射光（１４）が前記測定照射光（５）とはスペクトル的にまたは偏光に関して異なり、前記サンプル補正照射光が前記サンプル測定照射光からスペクトル的にまたは偏光に関して個々に分割される、請求項２２に記載の方法。
24. 前記測定照射光（５）および前記補正照射光（１４）の波長が各々についてそれらの中心波長を中心として変調され、前記補正信号および前記測定信号の位相関数がヘテロダイン検出によって求められ、前記測定信号の前記位相関数から前記補正信号の前記位相関数が除去される、請求項２１乃至２３のいずれか１項に記載の方法。
25. 前記変調のために、前記測定および補正照射光を提供する測定および補正照射光源（４、１３）の供給電流が変調される、請求項２４に記載の方法。
26. 前記供給電流の生成の安定性が０．８μＡよりも良好である、請求項２５に記載の方法。
27. 前記サンプル測定照射光および前記サンプル補正照射光が平衡検出において検出され、前記平衡検出の結果を利用して前記補正信号および前記測定信号の位相関数が求められ、前記測定信号の前記位相関数から前記補正信号の前記位相関数が除去される、請求項２１乃至２６のいずれか１項に記載の方法。
28. 前記測定信号の振幅関数が、時間的に一定の振幅を含むようにリスケールされ、前記こうして補正された測定信号のフーリエ変換を算出し利用して前記コントラスト信号が生成される、請求項２５乃至２７のいずれか１項に記載の方法。
29. 前記測定照射光の中心波長が、前記測定照射光を発する照射光源の動作温度の変化量を介して調整される、請求項２１から２８のいずれか１項に記載の方法。

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