WO1991005239A1 - Light receiving system of heterodyne detection and image forming device for light transmission image using said light receiving system - Google Patents

Light receiving system of heterodyne detection and image forming device for light transmission image using said light receiving system Download PDF

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WO1991005239A1
WO1991005239A1 PCT/JP1990/000694 JP9000694W WO9105239A1 WO 1991005239 A1 WO1991005239 A1 WO 1991005239A1 JP 9000694 W JP9000694 W JP 9000694W WO 9105239 A1 WO9105239 A1 WO 9105239A1
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light
image
light receiving
diffraction image
receiving element
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PCT/JP1990/000694
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Tsutomu Ichimura
Fumio Inaba
Masahiro Toida
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Research Development Corporation Of Japan
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    • G01N21/00—Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using sub-millimetre waves, infrared, visible or ultraviolet light
    • G01N21/17—Systems in which incident light is modified in accordance with the properties of the material investigated
    • G01N21/59—Transmissivity
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
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    • G01J9/00—Measuring optical phase difference; Determining degree of coherence; Measuring optical wavelength
    • G01J9/04—Measuring optical phase difference; Determining degree of coherence; Measuring optical wavelength by beating two waves of a same source but of different frequency and measuring the phase shift of the lower frequency obtained
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    • G01N2021/178—Methods for obtaining spatial resolution of the property being measured
    • G01N2021/1785—Three dimensional
    • G01N2021/1787—Tomographic, i.e. computerised reconstruction from projective measurements

Definitions

  • Heterodyne detection light receiving system and light transmission image image using the light receiving system are Heterodyne detection light receiving system and light transmission image image using the light receiving system.
  • the present invention relates to a heterodyne detection light-receiving system capable of detecting information light buried in scattered light with high resolution and an imaging device capable of imaging a light transmission image.
  • the object 0 is relatively transparent and does not contain much scatterers, a specific wavelength component light is selected through the filter 340, and the lens is used as a lens.
  • irradiated from the scan Li Tsu preparative 3 4 1 placed at the focal point-ring-shaped light to the object to be measured ⁇ can you to observe and image the enlarged image on the plane P by the objective lens L 2.
  • the ring-shaped slit 341, placed at the focal position of the lens the object 0 was irradiated with light from various directions as shown in FIG. It is possible to observe images I,, I 2 ... of the object ⁇ viewed from each direction Noh.
  • FIG. 24 is a diagram showing the configuration of a conventional apparatus for obtaining a light absorption distribution image.
  • 401 is a scan head
  • 4003 is a human body
  • 405 is a video camera
  • 407 is an AZD converter
  • 409 is near-infrared light frame memory
  • 411 is Red light frame memory
  • 4 13 is a processor
  • 4 15 is a color conversion processor
  • 4 17 is an encoder keyboard
  • 4 19 is a DZA converter
  • 4 2 1 is a printer
  • 4 2 3 Is a TV monitor and 425 is a video tape recorder.
  • Red light mainly strongly absorbed by hemoglobin in blood
  • near-infrared light absorbed by blood, moisture, fat, etc.
  • a scan is performed while irradiating the measurement site, for example, the breast.
  • light is emitted upward from the bottom.
  • this transmitted image is captured by a video power camera 405, converted to a digital signal by an AZD converter 407, and the near-infrared light and red light are respectively transmitted via a digital switch.
  • Frame memory 409, 411 The processor 413 calculates the intensity ratio of near-infrared light and red light from the data of both frame memories, and further performs color conversion processing to convert it to analog signals.
  • ⁇ ⁇ Observe the light absorption distribution image with a TV monitor and video tape.
  • the resolution is not very good because it is spread by the (breast) and received by a two-dimensional detector such as a video camera.
  • laser light is used as the light source
  • the laser light is guided by the optical fin 4'33, and irradiates the measurement target 43.5
  • the transmitted light is captured and detected by the fiber collimator 437.
  • the signal is converted into an electric signal by the device 4 43, and the signal is processed by the computer 4 51 via the pre-processing circuit 4 45, the AZD converter 4 47, and the interface 4 49 I do.
  • the irradiation optical fiber 433 and the detection fiber collimator 437 are scanned synchronously by the motor 439 to obtain a light absorption distribution image of each part to be measured, and the monitor 4 5 Observe at 3
  • the light source used is a 633-nm He-Ne laser as red light, and a 830 II m semiconductor laser as near-infrared light.
  • a 633-nm He-Ne laser as red light
  • a 830 II m semiconductor laser as near-infrared light.
  • Jobsis et al. Successfully detected near-infrared light transmitted to cats and human heads, and detected the transmitted light. It was reported that the light intensity fluctuated in the respiratory state of the animals.
  • the near-infrared light with a wavelength of 700 to 150 nm can detect light that has been sufficiently transmitted with an irradiation light amount of about 5 mW if the tissue is about the size of a cat head. It is less than about 1 Z50 of the current laser safety standard. It is also about 1/10 of the near-infrared light we receive on the coast, which is very safe.
  • Fig. 26 is a diagram showing Twersky's theoretical scattering curve, which was obtained from the relationship between the absorbance of erythrocyte suspension and the concentration of hematocrit. It shows the resulting transmitted light intensity and the scattered component and the absorbance component of the transmitted light.
  • the transmitted light has a large scattering component superimposed on the absorbance component. Since the scattered component has no directionality, it contains scattered light from various parts and has the property of blurring the optical tomographic image. Therefore, even if the transmitted light is simply detected, the absorbance component of the information necessary for the scattered component cannot be accurately detected. .
  • Fig. 27 is a diagram for explaining the optical properties of a sample such as a living body.
  • the object 0 does not include a scattered component, and is merely observing what is originally visible.
  • Rayleigh scatterer 460 a sufficiently small with respect to light wavelength, large as light wavelength JP90 00694
  • Diffusing object that diffuses light 4660 d, random diffraction It can be considered equivalent to the fact that it is composed of the generated diffraction grating 460 e.
  • outgoing light includes Rayleigh scattering, Mee scattering, diffused light, random diffracted light, etc. in addition to transmitted light. And it was conventionally impossible to detect only the transmitted light from the light transmission information body 460c from these.
  • FIG. 28 is a diagram showing Fresnel diffraction waves generated by a sine-wave grating having a finite aperture.
  • Fig. 29 is a diagram showing the luminance distribution on the observation surface on the opposite side when a random scattering object is irradiated with coherent light.
  • a scattering object such as a living body
  • coherent light such as laser light
  • a random diffraction image appears on the observation surface as shown in FIG. 29 (a).
  • Fig. 29 (b) when the transmitted light from the scattering object is imaged by the lens L, a random diffraction image is obtained.
  • FIG. 30 is a diagram showing the luminance distribution of reflected light according to the state of the diffuse reflection surface, where FIG. 30 (a) is a polar coordinate display, and FIG. 30 (b) is It is a rectangular coordinate display.
  • J indicates the luminance distribution of reflected light from a perfectly diffused surface
  • G indicates the luminance distribution of reflected light from a shiny surface
  • P indicates the reflected light luminance distribution on a non-glossy surface.
  • the present invention has been made to solve the above-described problem. Even when information light is buried in many scattered components, a required light beam can be detected from the scattered components using a short light receiving element. It is an object of the present invention to provide a heterodyne detection light receiving system and an optical tomographic image imaging device capable of imaging an optical tomographic image of a living body or the like.
  • the heterodyne detection light receiving system includes: a combining unit that combines a laser beam transmitted through a sample with a laser beam having a frequency different from that of the laser beam; It has a light receiving element that is divided into a plurality of parts, and a detector that detects the beam component of the combined light out of the light emitted from the light receiving element.
  • the feature is to detect the beat component of the mixed light within the minimum spatial resolution unit.
  • the optical tomographic imaging apparatus includes a stage for moving the sample, means for irradiating the sample with one of two laser lights having a predetermined frequency difference, and synthesizing the transmitted light and the other light, Scanning of a single light-receiving element or multiple light-receiving elements that limits the spatial area in which interference between different points at the exit end occurs to a minimum spatial resolution And a detector for detecting a beat component of the light emitted from the light receiving element, means for performing arithmetic processing on the detected signal, and display means for displaying the processing result.
  • the present invention combines a laser beam transmitted through a sample with a laser beam having a different frequency from the sample, divides the combined light into a plurality of regions where light propagates, and makes each divided region interfere with a different point.
  • the light is received by a light-receiving element limited to the smallest spatial resolution unit in which occurs, and a Fraunhofer diffraction image is generated, and even the nth-order diffraction image is detected. This is because it is difficult to extract only the zero-order diffraction image when the size of the zero-order diffraction image is less than 1 mm.
  • the size of the pinhole from which the diffraction image is extracted is nrai units, which is a size that does not cause a problem in the optical system due to vibration or fluctuation, and is taken up to n times the 0th-order light.
  • FIG. 8 is a diagram for explaining the Fraunhofer diffraction images of a plane wave and a spherical wave.
  • FIG. 9 is a diagram for explaining the imaging method of the present invention.
  • FIG. 10 is a diagram for explaining a method of extracting a zero-order diffraction image from a Fraunhofer diffraction image
  • Fig. 11 is a diagram showing an optical system for detecting the zero-order spectrum by two pinholes.
  • FIG. 12 is a diagram showing a highly directional optical system in which an absorber is applied on the inner surface
  • FIG. 13 is a diagram showing an embodiment of the present invention in which a zero-order spectrum is detected by a long focal length lens.
  • FIG. 14 is a view showing an embodiment of an optical system for microscopic mirror CT
  • FIG. 15 is a view showing an embodiment of a highly directional optical system in which a plurality of optical systems of the present invention are bundled.
  • FIG. 16 is a diagram showing a heterodyne detection method of the present invention using a long focus
  • Fig. 17 and Fig. 18 are diagrams for explaining heterodyne detection at the optical diameter for microscope size light CT
  • FIG. 19 is a diagram for explaining an embodiment in which a plurality of long focal length lens light receiving systems are bundled to perform heterodyne detection.
  • FIG. 20 is a conceptual diagram of image observation by detection of a heme mouth dynasty according to the present invention.
  • FIG. 21 is a diagram showing an embodiment of an optical tomographic imaging apparatus using heterodyne detection according to the present invention.
  • FIG. 22 and FIG. 23 are diagrams for explaining a conventional optical CT image observation method
  • FIG. 24 is a diagram showing a conventional device configuration for obtaining a light absorption distribution image
  • FIG. 25 is a diagram showing another conventional device configuration for obtaining a light absorption distribution image
  • Fig. 26 shows Twersky's scattering theory curve.
  • Fig. 27 is a diagram for explaining the optical properties of the sample
  • Fig. 28 is a diagram for explaining the diffraction pattern by a finite aperture
  • Fig. 29 is a diagram for explaining a random diffraction pattern by a scattering object.
  • FIG. 30 is a diagram showing a reflection pattern on a diffusing surface.
  • Equal to the complex amplitude normalized in this diffraction image replaces the light source by rotating Oriana with the same shape with the same size as the light source, it converged the opening in the [rho 2, the strength of the amplitude of the wave surface light source V an C ittert-Z ernike when filled by a spherical wave proportional to This is called the theorem.
  • An imaging equation is derived based on this theorem.
  • f (s) a (s) e () w cs) (
  • the origin of f (s) in equation (1) is the intersection ⁇ between the pupil and the optical axis. Therefore, the spectrum that can pass through f (s) is 0 (s — X) f (s). If the intensity of point X is 1, the spectrum passing through this pupil is inversely Fourier transformed by lens L, that is, the complex amplitude of the image on the image plane is
  • Equation (3) can also be interpreted as follows. That is, the complex amplitude o '(u') of the image on the image plane is
  • ⁇ ( ⁇ , f ') Is not only a function of ⁇ — f', but ⁇ ⁇ ⁇ and f are different depending on the position even if ⁇ -f 'is the same. Even so, ⁇ ( ⁇ , f ') is a nonlinear mapping system that cannot use the same ⁇ ( ⁇ , ⁇ ") because f ⁇ ⁇ ⁇ and f ⁇ ⁇ ⁇ are different depending on f , and f ⁇ , and imaging analysis is generally difficult.
  • the image plane ⁇ i has a light intensity distribution having a ring extending around a point on the image plane ⁇ i through the lens system 2.
  • Light from each point of the object interferes with each other on the image plane, and image analysis cannot be performed unless all the effects are integrated.
  • T (f) at this time is called a response function.
  • the scattered light when laser light is transmitted through the aperture 10, the scattered light can be considered to have an infinite number of point light sources 11 in the aperture 10.
  • the transmitted light spreads as a plane wave diffracted wave traveling in the same direction as the incident light. That is, as shown in Fig. 8 (b), the radiation pattern of scattered light is The radiation pattern of transmitted light, which is spherical and propagates as a plane wave diffracted wave, has a sharp directivity. Then, a Fraunhofer diffraction image is observed on the surface P 3 , which is sufficiently far away, and the plane wave has a very large 0-order spectrum and a high-order spectrum as shown by the transmitted light 17. Shows a small intensity distribution.
  • the scattered light 18 due to the aggregation of the spherical waves shows a flat intensity distribution as shown in the figure, but when the lens 13 is arranged in the middle, the scattered light 19 also has the 0th order spectrum.
  • the diffraction pattern has a relatively large torque.
  • the scattered light is sufficiently attenuated and the zero-order spectrum of the plane wave is sufficiently large as can be seen from FIG. 8 (a).
  • the size of the 0th-order diffraction image of the Fraunhofer diffraction image due to the aperture can be calculated by increasing the observation distance. It becomes proportionally larger and can be larger than the aperture.
  • the size of the aperture is in the range of 0.1 to several countries and the wavelength input is about 500 nm, at the shortest distance where the Fraunhofer diffraction can be almost observed, a 0th-order diffraction image slightly smaller than the aperture is obtained. can get.
  • the size of the 0th-order diffraction image of the Fraunhofer diffraction image by the convex lens is also as follows: If the focal length of the lens is several era to several tens of cm, and the lens aperture diameter is several to 0. Depending on the combination of the point distances, there may be cases where a 0th-order diffraction image smaller than the lens aperture diameter and a 0th-order diffraction image larger than the lens aperture diameter are obtained.
  • the heterodyne method is adopted as a means for separating the scattered light and the transmitted light by capturing up to the n-th order diffraction image of the 0th order.
  • FIG. 1 a Fraunhofer diffraction image in the case of a circular aperture is as shown in FIG.
  • the solid line waveform shows the electric field intensity
  • the broken line waveform shows the light intensity
  • a Fraunhofer diffraction image as shown in Fig. 10 (a) is observed at a sufficiently distant position.
  • this consists of a number of dark circles called disks of A iry and the bright areas between each dark circle, and the A area in the first dark circle, that is, the 0th-order spread
  • the toll is the brightest area. Therefore, if a slit 1 having a pinhole hole diameter equal to n times the width of the 0th-order spectrum, that is, a slit 1 having a size n times larger than the pinhole of the first dark ring diameter, is arranged and image observation can be performed.
  • Dr is the radius of the pinhole
  • J is the Bessel function
  • ⁇ is the wavelength
  • ⁇ is the length on the optical axis.
  • the radius ⁇ p of the first dark ring of d i sk of A i r y is
  • the pipe diameter increases, ⁇ P decreases, and when a normal lens system is used, the value is very small, fflm or less. Therefore, it is difficult to extract only the 0th order from a pinhole. Therefore, the hole of the pinhole is made larger than the 0th order diffracted light, and only the 0th order is extracted by heterodyne.
  • the Flawnhof of light obtained by mixing laser light transmitted through a sample and local oscillation light By observing the beam components of the diffraction image, only the 0th order spectrum of the Fraunhofer diffraction image is detected by a light receiving system that is relatively short and has a relatively large pinhole diameter.
  • 01 is a laser light source
  • S is a sample
  • 02 is a local oscillation light source
  • 03 is a half mirror
  • 04 is a highly directional optical system
  • 05 is an optical detector
  • 06 is a figure. It is a router.
  • the wavelengths of the laser light source 01 and the local oscillation light source 02 are different from each other, and the light from the laser light source 01 transmitted through the sample S and the light from the local oscillation light source 02 are half mirrored.
  • the light is combined at 3, and the combined light is received by a high directivity optical system 04 described later.
  • the highly directional optical system 04 has, for example, a pinhole and a P2, detects a Fraunhofer diffraction image with a detector, and outputs light from a laser light source 01 and a local oscillation light source 02 with a filter 6. Detects beat components.
  • J D, J are Bessel functions
  • X is a value determined by the optical system.
  • the beat components detected through the filter 06 are indicated by the hatched portions in the figure Become.
  • the signal strength of this beat component also depends on the combination of the aperture shape of the received light and the aperture shape of the local oscillation light, and is obtained as the product of the amplitudes of both, as shown in Fig. 3.
  • the maximum is obtained when the aperture shapes for light coincide. Therefore, when performing heterodyne detection, it is preferable to make the two shapes the same, but this may be appropriately selected according to the measurement purpose.
  • FIGS. 11 to 15 show a high directivity optical system as a light receiving element for selecting a size of ⁇ times the 0th order spectrum of the Fraunhofer diffraction image at the light emitting element emission end.
  • FIG. 11 is a diagram showing an embodiment of a highly directional optical system having an aperture according to the present invention as a light receiving element for detecting a diffraction image.
  • the sample 21 is irradiated with the laser beam from the light source 20, and the transmitted light passes through the slit P, and passes through the slit P 2 at a distance £ that satisfies the formula.
  • the 0th order light is detected by detector 23.
  • n of the 0th order spectrum is n. Even if a double-fold IU image is captured, higher-order components are not detected, so the thickness may be several times larger.
  • FIG. 12 is a view showing another embodiment of the ⁇ directional optical system of the present invention.
  • 30 is a highly directional optical element
  • 33 is a light absorbing material
  • 35 is a core
  • 37 is a clad.
  • a high directivity optical element 30 is made of, for example, a linear, elongated hollow glass fiber, and a light absorbing material, for example, carbon or the like is applied to the inner wall surface.
  • the aperture diameter and length are appropriately set according to the measurement object and the optical element is made sufficiently longer than the incident aperture diameter, the light incident on the highly directional optical element will be parallel to the optical axis. Only plane waves can be extracted from the emission surface. However, it is necessary that the tube diameter is large compared to the wavelength of the incident light and that substantially plane wave propagation is possible. If the diameter is approximately the same as the wavelength of the incident light, the diffraction will be large and the amount of light that can be extracted from the exit surface will be extremely small. Also in the case of this embodiment, it is possible to use a heterodyne detection light receiving system even with a larger tube diameter. When detecting only a 0th-order Fraunhofer diffraction image as a plane wave as a signal light, an incoherent scattered light The separation between the plane wave and the plane wave is given by the following equation.
  • the beat component is only the 0th-order component and has the same resolution.
  • the refractive index of the core portion is made smaller than that of the peripheral portion, and light that is not parallel to the optical axis is not totally reflected by the cladding. Dissipates, even if partially reflected, all outside the optical element after several reflections It may be possible to detect only the plane wave other than the scattered component after all.
  • FIG. 13 is a view showing another embodiment of the present invention using a lens.
  • the length of the light receiving system can be shortened by using a lens 25 and forming a Fraunhofer diffraction image on the rear focal plane by opening the front focal plane.
  • the length of the light receiving system can be further reduced.
  • FIG. 14 is a diagram showing an embodiment of an optical system for microscope size light CT. '
  • the laser beam is narrowed down by a condenser lens and irradiated onto the sample.
  • the sample is to be observed in an enlarged at the front focal point of the objective lens L 2.
  • pairs objective lens L 2 by Fraunhofer diffraction of the sample 0 can be the rear focal point position F.
  • the size of the ⁇ order diffraction image at that time is determined by focusing the lens, and a plane wave is incident on the aperture equal to the size of the 0th-order diffraction image on the focal plane (which is in the sample plane) due to. can be considered as Fraunhofer diffraction equivalent by the objective lens L 2 when the.
  • the wavefront is aligned with the local light at the focal point F or at positions before and after it, and heterodyne detection is performed at that position, or the eyepiece L A reduced image, which is a Fourier transform image of the 0th-order diffraction image, is created on the focal plane by 3 and is taken out from the pinhole P and heterodyne detected.
  • the size D of the 0th-order diffraction image on this pinhole is given by the focal length of the eyepiece L 3 as f 2 and the aperture as D 2
  • the size can be made smaller or larger than the size of the zero-order diffraction image on the zero surface of the sample.
  • the sample surface in order to observe the entire image of the sample, the sample surface may be scanned with laser light.
  • the broken line in the figure is the optical path of the scattered light, and the scattered light is diffused and reduced as a spherical wave.
  • FIG. 15 is a diagram showing an embodiment of a ⁇ -resolution optical system in which a plurality of highly directional optical systems of the present invention are bundled so that the entire image of the sample can be observed at a time.
  • the optical device 60 is composed of, for example, the optical element 61 as described with reference to FIGS. 11 to 14, the distance ⁇ is a length satisfying the formula ⁇ , and D is a Fraunhofer diffraction image.
  • the diameter is such that the diffraction image up to n times the 0th-order spectrum can be extracted.
  • FIG. 16 is a diagram showing an embodiment in which a highly directional optical system composed of a lens and a pinhole is combined with heterodyne detection.
  • the light from the laser light source ⁇ 1 is divided into two by a half mirror, one of them is irradiated to the sample S, and the other half is passed through a mirror 73, a phase shifter 74, and a mirror 75.
  • the light is combined with the transmitted light of sample S in mirror 76.
  • the frequency of the light passing through the phase shifter 74 is shifted, and light having a frequency difference is synthesized, and is incident on the light receiving system through the aperture P 1.
  • Long focus lens 7 8 are front focal plane to the opening position location, detecting a beat component detector 7 9 was removed from the pin hole P 2 of the rear focal plane of a long focal lens the Fraunhofer diffraction image caused by the opening .
  • a beat component detector 7 9 was removed from the pin hole P 2 of the rear focal plane of a long focal lens the Fraunhofer diffraction image caused by the opening .
  • FIG. 17 is a diagram showing an embodiment of an optical system for microscope size light CT.
  • one of the laser light divided by the half Mi la first throttle by the condenser lens, irradiating the sample 0 was placed in the front focal vicinity of the objective lens L 2, is frequency shift by the phase shifter and the other
  • the light from the objective lens is combined with the half mirror 76.
  • Their to, ocular to front focal the back focal position of the objective lens L 2 The lens L 3 and the image expanded, to detect the beat component through the pinhole plane P.
  • the focal lengths of the objective lens and the eyepiece are f 2 and f 2 respectively, a Fraunhofer diffraction image is observed as f 2 »f.
  • the sample surface may be scanned with laser light.
  • FIG. 18 is a diagram showing an embodiment of an optical system for microscope size light C ⁇ .
  • This embodiment is the same as FIG. 17 except that the combined light is intermittently output by the chopper 77 and the beat component is detected in synchronization with the intermittent period. The same is true.
  • FIG. 19 shows a bundle of a plurality of optical elements that form a Fraunhofer diffraction image on the focal plane using a lens to reduce the length of the optical system.
  • FIG. 20 is a view showing an embodiment of observing an image of a living body or the like by using the ⁇ -dyning detection and the high directivity optical system of the present invention.
  • the laser light source 181 which divides the absorber 170a buried in the scatterers 170b and 170c, into one half laser beam, and irradiates the other phase
  • the beam component of the Fraunhofer diffraction image is detected by the detector 180 through the high directivity optical system 100 of the present invention in which the frequency is shifted through the shifter and combined with the transmitted light, and a plurality of light receiving elements are bundled. To detect.
  • FIG. 21 is a diagram showing an embodiment of an optical tomographic image imaging apparatus using the optical system of the present invention.
  • the laser light from the He-Ne laser 200 is split into two by a half mirror 201, and each light is driven by an acousto-optic modulator 203 driven by modulators 205 and 206. Frequency modulation is performed at 206, and a frequency difference ⁇ f is provided between the two. Then, the sample 2 12 driven by the pulse stage 2 12 is irradiated via the objective lens 208. The light transmitted through the sample and the light passing through the objective lens 207 and the mirror 209 are combined by the beam splitter 213 and received by the highly directional optical system 214 of the present invention. Detected by 215, amplified by amplifier 216 and amplified by spectrum analyzer 217, and analyzed by filter 218 with ⁇ f band. Is detected.
  • the beat component has information on the transmission image buried in the scattered component, detects the beat component while moving the sample on the pulse stage 212, processes the image on the computer 200, and processes the image on the CRT 200.
  • An optical tomographic image is obtained by displaying an image on 19, and the image is printed out by the printer 22 1 as necessary.
  • the signal light and the local oscillation light are combined, and the beam component of the combined light is detected, whereby the n of the 0th order spectrum in the Fraunhofer diffraction image is obtained.
  • Higher order components can be emphasized even if double the spectrum is taken. In other words, it is difficult to extract only the 0th-order Fraunhofer diffraction image.
  • the sensor By using the sensor, a practical value can be used for the light receiving aperture.
  • the human body since only information light can be detected from the scattered components, it can be applied to light CT and the like.

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Description

明 細 書
ヘテロダイ ン検波受光系及び該受光系を用いた光透過像画像 ィ 鼠。
技 術 分 野
本発明は散乱光中に埋もれた情報光を髙解像度で検出する ことができるヘテロダイ ン検波受光系及び光透過像を画像化 することができる画像化装置に関する。
背 景 技 術
生体組織のような散乱体に光を照射した際、 1 8 0 ° 向かい 合わせで受光すればある程度直進光を取り出すことができる が、 今のところ、 その空間分解能はあまり良いとはいえない。
X線と光とでの空間分離能の差は今のところ埋めることは できない。 しかしながら光、 特に近赤外光を用いると、 血液 中のへモグロビンから組織酸素濃度のィ メ一ジングができる はずである。 これらは他の N M R— C Tや X線 C Tと異なつ た情報を与えてくれるであろう。
例えば、 第 2 2図において物体 0が散乱体をあまり含まな い、 比較的透明に近いものであった場合には、 フ ィ ルタ 3 4 0を通して特定波長成分光を選択し、 レンズし ， の焦点位置 に置かれたリ ング状のス リ ッ ト 3 4 1から光を被測定物体〇 に照射し、 対物レンズ L 2 で拡大像を面 Pに結像して観察す ることができる。 レンズし , の焦点位置に置かれた ϋ ング状 ス リ ッ ト 3 4 1を使用することにより、 第 2 3図に示すよう に物体 0に様々な方向から光を照射したこととなり、 一度に 各方向から見た物体◦の像 I , 、 I 2 …を観察することが可 能である。
また、 3〜 5 cmの厚さの組織ならばわれわれは透過してき た光を検出することができる。 このことは "光一レン トゲン 写真" を診断に使えることを意味する。 女性の乳房は組織が 比較的均一であり光が透過しやすく、 またその形状から透過 光の検出 （厚さ ： 〜 3 cm程度） が容易であり、 古くから乳ガ ンの 断 fこ、 Diaphanography (Lightscanning) と 、つ名で用 いられてきた。 このような従来の診断装置について第 2 4図 により説明する。
第 2 4図は従来の光吸収分布像を得る装置構成を示す図で ある。 図中、 4 0 1 はスキャ ンヘッ ド、 4 0 3は人体、 4 0 5はビデオカメ ラ、 4 0 7は AZDコ ンバータ、 4 0 9は近 赤外光フ レームメ モ リ 、 4 1 1 は赤色光フ レームメ モ リ 、 4 1 3はプロセッサ、 4 1 5はカラ一変換処理部、 4 1 7はェ ンコーダキーボード、 4 1 9 は DZ Aコ ンバータ、 4 2 1 は プリ ンタ、 4 2 3はテレビモニタ、 4 2 5はビデオテープレ コーダである。
赤色光 （主に血液中のヘモグロビンが強く吸収する） と近 赤外光 （血液、 水分、 脂防、 その他が吸収する） を交互にラ イ トガイ ドを介してスキヤ ンヘッ ド 4 0 1 により人体の被測 定部位、 例えば乳房に照射しつつ走査する。 図では下から上 方へ光が照射されている。 その結果乳房全体が明るく光り、 この透過像をビデオ力メ ラ 4 0 5で捉え、 AZDコ ンバータ 4 0 7でデジタル信号に変換し、 デジタルスィ ツチを介して 近赤外光、 赤色光をそれぞれフ レームメ モ リ 4 0 9， 4 1 1 に取り込み、 両フ レームメ モ リ のデータから、 プロセ ッ サ 4 1 3で近赤外光および赤色光の強度比を演算し、 さらにカラ 一変換処理してアナ口グ信号に変換し、 プリ ンタゃテ レビモ ニタ、 ビデオテープで光吸収分布像を観測する。
この装置においてはスキヤ ンヘッ ド 4 0 1からの光は平行 光ではなく、 恰も懐中電燈で照らしたのと同じように組織
(乳房） で拡がっており、 これをビデオカメ ラのような 2次 元検出器で受けるので分解能はあまり良くない。
この点を改良し、 コ リ メ ー ト した照射一受光システムを用 いた例を第 2 5図により説明する。
第 2 5図はコ リメ 一 ト した照射一受光系を使用した従来の 光吸収分布像を得る装置構成を示す図である。
この例においては、 光源にレーザ光を使用し、 光ファイノ ' 4 3 3でレーザ光を導いて測定対象 4 3 5に照射し、 その透 過光をフアイバコ リメ ータ 4 3 7で捉えて検出器 4 4 3で電 気信号に変換し、 前処理回路 4 4 5、 AZDコ ンバータ 4 4 7、 イ ンタ ーフ ヱ ース 4 4 9を介してコ ン ピュ ータ 4 5 1で 信号処理する。 この場合に照射用光フアイバ 4 3 3 と検出用 のファイバコ リ メ ータ 4 3 7をモータ 4 3 9で同期してスキ ャニングすることにより測定対象各部位の光吸収分布像を得 てモニタ 4 5 3で観察している。
なお、 光源は赤色光として 6 3 3 n mの H e— N e レーザ 一、 近赤外光として 8 3 0 II mの半導体レーザーを用いる。 この診断装置は 1 9 7 7年， J o b s i s らがネコや人の頭 部に近赤外光を照射して透過した光の検出に成功し、 その透 過光量が動物の呼吸状態で変動することを報告した。 7 0 0 〜 1 5 0 0 n mの波長の近赤外光はネコの頭程度の大きさの 組織であれば 5 m W程度の照射光量で十分に透過した光を検 出でき、 この光量は現在のレーザーの安全基準の約 1 Z 5 0 以下である。 また、 われわれが海岸で浴びる近赤外光の約 1 / 1 0程度でもあり非常に安全である。
ところで、 生体等に光を照射した場合、 その透過光には試 料による吸収と散乱が生ずる。
第 2 6図は Twersky の散乱理論曲線を示す図であり、 赤血 球浮遊液の吸光度とへマ トク リブト濃度との関係を求めたも ので、 波長 9 4 0 n mのレーザ光を照射したとき得られる透 過光強度及び透過光の散乱成分と吸光度成分とを示したもの である。
第 2 6図から分かるように、 透過光には吸光度成分に大き な散乱成分が重畳されている。 散乱成分は方向性がないため、 いろいろな部位からの散乱光が含まれてしまい、 光断層像を ぼけたものにしてしまう性質がある。 そのため単に透過光を 検出してもこの散乱成分のために必要な情報の吸光度成分を 精度よく検出することができない。.
第 2 7図は生体等の試料の光学的性質を説明するための図
^ある。
例えば、 第 2 2図の場合には物体 0が散乱成分を含まず、 言わば元々見えるものを観察しているにすぎないが、 実際に は観察対象である第 2 7図の試料 4 6 0は、 光の波長に対し て十分小さいレイ リ一散乱体 4 6 0 a、 光の波長同程度の大 JP90 00694
5 きさのミ一散乱体 4 6 0 b . 観察対象である目的とする光吸 収を生じる光透過情報体 4 6 0 c . 光を拡散させる拡散物体 4 6 0 d、 ラ ンダムな回折を生じさせる回折格子 4 6 0 e等 からなつていると等価と考えることができる。 こう した試料 に対してレーザ光学系 4 6 1を通してコ ヒーレン トな平面波 を照射したときの出射光中には透過光以外にレイ リ一散乱、 ミ ー散乱、 拡散光、 ラ ンダムな回折光等が含まれ、 これらの 中から光透過情報体 4 6 0 cからの透過光のみを検出するこ とは従来不可能であった。
第 2 8図は有限開口の正弦波格子によって生じたフ レネル 回折波を示す図である。
平面波を有限開口に照射すると、 透過光 4 7 0の外にサイ ドバンド 4 7 1、 4 7 2が生じる。 したがって、 ラ ンダムな 回折格子では透過光を観察しようと してもサイ ドバン ドの影 響がでるため高 度の検出は困難である。
第 2 9図はラ ンダムな散乱物体にコ ヒーレン ト光を照射し たとき反対側の観測面における輝度分布を示す図である。
生体のような散乱物体にレーザ光のようなコ ヒ一レン ト光 を照射すると、 第 2 9図 (a)に示すように観測面においてはラ ンダムな回折像が現れる。 そして、 第 2 9図 (b)に示すように 散乱物体からの透過光をレンズ Lで結像させると、 ラ ンダム な回折像がのるため、 生体等の観測したい部分の像を高解像 で見ることはできない。
第 3 0図は拡散反射面の状態に応じた反射光の輝度分布を 示す図で、 第 3 0図 (a)は極座標表示したもの、 第 3 0図 (b)は 直角座標表示したものである。
図において、 Jは完全拡散面からの反射光輝度分布、 Gは つやのある面からの反射光輝度分布、 Pはつやのない面の反 射光輝度分布を示しており、 つやのある面では所定方向にお いて広がりのない鋭いピークが得られるが、 つやがない面で は輝度分布が広がりを見せ、 面の状態によつて輝度分布が変 化し、 反射光を利用した観察の場合には面の状態に大きく左 右されることが分かる。
以上のように、 コ ヒ ーレ ン ト光を使用して断層像を観察す る場合には各種散乱体の影響で必要な情報光が埋もれてしま うため高解像度の像観察ができなかった。
本発明は上記課題を解決するためのもので、 情報光が多く の散乱成分に埋もれている場合にも、 短い受光素子を使用し て散乱成分の中から必要な情報光を検出することができ、 生 体等の光断層像を画像化することができるヘテロダイ ン検波 受光系及び光断層像画像化装置を提供することを目的とする。
発 明 の 開 示
本発明のへテロダイ ン検波受光系は、 試料を透過したレー ザ光と、 該レーザ光と周波数の異なるレーザ光とを合成する 合成手段と、 合成した光が入射され、 光の伝播する領域を複 数に分割する受光素子と、 受光素子からの出射光のうち合成 した光のビー ト成分を検出する検出器とを有し、 受光素子出 射端における異なる点間の干渉が生ずる空間領域を最小空間 分解単位内に限定して混合光のビー ト成分を検出することを 特徴とする。 また、 光断層像画像化装置は、 試料を移動させるステージ と、 所定の周波数差を有する 2つのレーザ光の一方を試料に 照射し、 その透過光と他方の光とを合成する手段と、 合成し た光が入射され、 光の伝播する領域を複数に分割して出射端 における異なる点間の干渉が生ずる空間領域を最小空間分解 単位内に限定する単数の受光素子の走査または複数の受光素 子と、 受光素子からの出射光のうちビー ト成分を検出する検 出器と、 検出した信号を演算処理する手段と、 処理結果を表 示する表示手段とを備えたことを特徴とする。
本発明は、 試料を透過したレーザ光と、 これと周波数の異 なるレーザ光とを合成し、 合成した光を、 光の伝播する領域 を複数に分割し、 各分割領域を異なる点間の干渉が生ずる最 小空間分解単位内に限定する受光素子で受光してフ ラ ウ ンホ ーフ ァ回折像を生じさせ、 n次の回折像まで検出する。 これ は 0次のフ ラ ウ ンホ一フ ァ回折像の大きさが 1 mm以下になる と 0次回折像だけをとり出すのが困難になる。 そこで回折像 を取り出すピンホールを振動やゆらぎによる光学系のズレが 問題にならない程度の大きさである nrai単位の大きさにし 0次 光の n倍まで取り込む。 そして合成した光のビー ト成分を取 り出すことにより、 散乱成分から透過像を分離して検出する ことができる。
図面の簡単な説明
第 1図は本発明のへテロダイ ン検波受光径の構成を示す図、 第 2図、 第 3図は本発明の検出原理を説明するための図、 第 4図、 第 5図は結像原理を説明するための図、 第 6図はコ ヒ ーレント光による結像を説明するための図、 第 7図はイ ンコ ヒーレン ト光による結像を説明するための 図、
第 8図は平面波と球面波のフ ラゥンホーファ回折像を説明 するための図、
第 9図は本発明の結像方法を説明するための図、
第 1 0図はフラウンホーファ回折像から 0次回折像を取り 出す方法を説明するための図、
第 1 1図は 2ケのピンホールにより 0次スぺク ト ルを検出 するための光学系を示す図、
第 1 2図は内面に吸収体を塗布した高指向性光学系を示す 図、
第 1 3図は長焦点レンズにより 0次スペク ト ルを検出する ようにした本発明の一実施例を示す図、
第 1 4図は顕^ [鏡サイズ光 C T用光学系の実施例を示す図、 第 1 5図は本発明の光学系を複数束ねた高指向性光学系の 実施例を示す図、
第 1 6図は長焦点を用いた本発明のへテロダイ ン検出方式 を示す図、
第 1 7図、 第 1 8図は顕微鏡サイズ光 C T用光学径におけ るへテロダイ ン検波を説明するための図、
第 1 9図は長焦点レンズ受光系を複数本束ねてヘテロダイ ン検波を行う実施例を説明するための図、
第 2 0図は本発明のへテ口ダイ ン検波による像観察の概念 図、 第 2 1図は本発明のへテロダイ ン検波を用いた光断層像画 像化装置の実施例を示す図、
第 2 2図、 第 2 3図は従来の光 C T像観察方法を説明する ための図、
第 2 4図は従来の光吸収分布像を得る装置構成を示す図、 第 2 5図は従来の光吸収分布像を得る他の装置構成を示す 図、
第 2 6図は Twersky の散乱理論曲線を示す図、
第 2 7図は試料の光学的性質を説明するための図、 第 2 8図は有限開口による回折パター ンを説明するための 図、
第 2 9図は散乱物体によるラ ンダム回折パター ンを説明す るための図、
及び第 3 0図は拡散面における反射パター ンを示す図であ る。 '
発明を実施するための最良の形態
まず本発明の基本原理を説明する。 第 4図に示すように、 有限な大きさを持つ準単色 1次光源 σによって照明された平 面上に固定点 Ρ 2 と可動点 Ρ , における振動の相関を記述す る干渉度 （複素コ ヒ 一 レ ンスファクタ） は、 Ρ 2 を中心とす る回折像内の対応する点 Ρ！ における正規化された複素振幅 に等しく、 この回折像は光源と同じ大きさで同じ形をした回 折孔によって光源を置き換え、 その開口を Ρ 2 に収束し、 波 面上の振幅が光源の強度に比例する球面波によって満たされ た時できるもので V a n C i t t e r t - Z e r n i k e の定理と呼ばれるものである。 この定理に基づき結像式が誘 導される。
投影光学系の像について考え、 簡単のため 2次元的扱いと し、 第 5図 (a)に示すように σ上、 点 Xにある微小光源 d xを 考え、 d Xからの光はコ ヒーレン トであり、 レンズ L c 、 物 体 0を通過後 L上、 Xを中心 （ 0周波数） とするスぺク トル 0 ( s ) を作る。 び と Lとは同じ座標 Xで表され、 0 ( s ) の原点は Xにあるため、 Lを通過しうる成分はその一部 分である。 次に、 第 5図 (b)に示すように瞳闋数を f とし、 レ ンズの吸収、 波面収差をそれぞれ a ( s ) 、 W ( s ) とする と、
f (s )= a ( s ) e ( ) w cs) ( | s \ ≤ i ) …ひ） で表される。 ただし (1)式の f ( s ) の原点は瞳と光軸との交 点〇にしている。 従って、 f ( s ) を通過しうるスぺク トル は 0 ( s — X ) f ( s ) である。 点 Xの強度が 1であればこ の瞳を通過したスぺク ト ルはレンズ Lによってフー リェ逆変 換され、 すなわち像面の像の複素振幅は
o ' ( u ' ) = J 0(s-x ) f (s)e2K i u/ s ds …… (2) したがって d xによって像面上に生じた強度は
i (u ' )dX = I J 0(s - X)f ( s )e211 iu' s ds | 2 …… (3)
(3)式はまた、 次のごとく解釈できる。 即ち、 像面上の像の複 素振幅 o ' ( u ' ) は
o ' ' )
= X： 0 ( s ' - X ) f ( s ' ) e 2,1 i u' s ' ds' - (4) ただし、 （4)式では変数 sを s ' に変更してある。 また、 数は有限であるが、 そのほかでは 0であるから積分の上下限 を ±∞とした。
(4)において s ' — X =f ' とすれば、 ds' -df であるの で、
o ' ( uリ
= 1^0 ( f ' ) f ( f ' +X) e M iu' (f' +x) df
= e 2π iu/ x IT 0 ( f ' ) X f ( f ' +x) e 2" iu' f ' AV
…… (5) 同様に変数を s ' と書き直し、 s ' - X = f ' とおき、 o ' (u ' ) の複素共役を o ' * ( u ' ) すれば、
0 ' * (u ' )
= e - m ia/ κ ίΙ^Ό* ( f ' )
x f * ( f ' + x ) e -2π iu/ f ' άϊ'
…… (6) i ( u ' )dX = o ' ( u ' ) o ' ♦ ( uリ dX "-… (7) これを有効光源 σ (X)全部で積分すれば、
1 ( u ' ) = a (X) i (u' )dX …… (8) ここで (7)式に (5)、 （6)式を代入し、 それを (8)式に代入すれば、
I (u' )
= J σ (X)dX JJ 0 ( f ) 0 * ( f ' )
xf (f ' +X)f * (f + X)e m iaf (f/ ―" ) df df
=ΰί a (X)f ( f ' +X)f * (f +X)
X0( Γ )0* ( f ' ) e 271 i u / け' - f' ) df df dX
…… (9) ここで Xを含む積分を分離すれば、 J a (X)f ( f ' + X)f * (f +X)dX- T (f , Ϊ" ) …(！ d この Tをクロスモデュ レーショ ン係数と称する。 これを (9)式 に代入すれば次の結像式を得る。
I ( u ' ) = JI T (f , f ) Q( V )0* (f )
x em i u/ (f- " ) df' df'
+0*
= JJ σ (x) f (f ' + x) f * (f + x)0(f ' )
-Co
x 0 * (f, ) e 2π i u' ( f- f , ) df df dx
…… (U) な!)式は物体スぺク トルを 0 ( s ) としたとき、 スぺク トル 0 ( f ) と 0 * (f ) とのビー トによって生じる干渉縞に 重み Τ (Γ , ί" ) を乗じたものを全体の周波数で積分したも のが像 I ( u ' ) となることを意味している。 Τ (Γ ，f
' ) は、 Γ — f ' のみの関数ではなく、 Γ -f ' が同じ であっても Γ 、 f が位置によって異なり、 そのため結像 式はビー ト周波 f ' - {" = {が同一であっても、 Τ (Γ , f ' ) は f ' ， f ' によって異なるため、 同じ Τ (Γ , ϊ" ) を用いることができない非線形写像系であり、 一般には結像 解析は困難である。
例えば、 第 6図に示すように、 物体面∑。 の微小な孔 3を 通して光を透過させたとすると、 レンズ系 2を通して結像面 ∑ i ではある点を中心としてリ ング状に広がったすそのを有 する光強度分布を示すことになり、 物体各点からの光は結像 面において互いに干渉してしまい、 それらの影響をすベて積 分しなければ像解析を行うことができない。
この結像式が解けるのは次のような場合である。 (a)イ ンコ ヒ ーレン ト系で σ ( X ) が無限大の場合 Τ (Γ ， f * ) は、 f = f ' 一 のみの関数で系は線形となり、 この ときの T ( f ) をレスポ ンス関数と称する。 イ ンコ ヒ 一レン ト光による結像は、 第 7図に示すように物体面∑。 の微小領 域 5がレンズ系 2を通して結像面∑ i において点 4に結像す る。 このとき結像面における光強度は広がりをもたずに点 4 に鋭いピークを生ずる。 したがって物体の各点が結像面にお いて互いに干渉することなく独立して結像する。
(b)コ ヒーレン ト系で σ ( X ) が点光源の場合
Τ (Γ ， ） = c 0 n s tであり、 結像式 (11)は解ける。 こ のときの T ( f ) をレスポ ンス関数と称する。
(c)近似的線形系の場合
部分的コ ヒ ーレン ト系であり、 かつ物体が大部分透明であ り、 淡い像または微小物点が散在する場合であり、 大部分の 照明光はまつすぐ物体を透過する。 したがって、 零次スぺク トルのみ大きく、 他の髙次スぺク トルは微小で、 ビー ト f = f ' - f の成分は無視でき、 主として f ' = 0のスぺク ト ルと f ' のスぺク トルのみのビー ト成分によつて像は生ずる ので ί ' = f となり、 f のみによって系の写像特性を近似的 に記述できる。
ところで、 第 8図 (a)に示すように、 開口 1 0を通してレー ザ光を透過させた場合、 散乱光は開口 1 0に無数の点光源 1 1が存在していると考えることができ、 一方、 透過光は入射 光と同じ方向に進行する平面波の回折波として広がっていく。 すなわち、 第 8図 (b)に示すように、 散乱光の放射パター ンは 球面状であり、 平面波の回折波として伝播する透過光の放射 パターンは鋭い指向性を有する。 そして、 充分距離が離れた 面 P 3 ではフ ラ ウ ンホーファ回折像が観測され、 平面波は、 透過光 1 7 として示すように 0次スぺク トルが非常に大きく、 高次スぺク トルが小さい強度分布を示す。 一方、 球面波の集 合による散乱光 1 8は図示のようにフ ラ ッ トな強度分布を示 すが、 中間にレンズ 1 3を配置した場合には散乱光 1 9 も 0 次スぺク トルが比較的大きい回折パターンとなる。 このフラ ゥンホーファ回折像が得られる位置においては、 第 8図 (a)か らも分かるように散乱光は充分減衰し、 平面波の 0次スぺク ト ルは充分に大きい。
フラウンホーファ回折像の 0次回折像を観測するには、 二 通りある。 一つは、 平面波を開口に照射し遠距離で観測する 方法、 他法は凸レンズにより焦点面で回折像を観測する方法 である。
開口 （物体面での最小空間分解） によるフ ラ ウ ンホーファ回 折像の 0次回折像 （A i ryの d i skの第 1暗輪） の大きさは、 観 測距離を離すことにより、 それに比例して大きくなり開口よ り大きく出来る。 しかし、 開口の大きさを数關〜 0.数國とし、 波長入 = 500 nm程度とすると、 フ ラ ウ ンホーファ回 折が略 観測出来る最短距離においては、 開口より若干小さい 0次の 回折像が得られる。
—方、 凸レンズによるフラウンホーファ回折像の 0次回折像 の大きさも、 レンズの焦点距離を数 era〜数 10cm、 レンズ開口 径を数誦〜 0 . 数咖とすると、 開口の大きさと、 レンズの焦 点距離の組み合わせにより、 レンズ開口径より小さい 0次回 折像とレンズ開口径より大きい 0次回折像が得られる場合が 生じる。
フラウ ンホーファの 0次の回折像の大きさが mm以下の場合、 0次回折光だけを取り出すことが測定系の振動等のため困難 となる。 そこで、 0次の n倍の回折像まで取り込んで散乱光 と透過光を分離する手段と してへテロダイ ン方式を採用する。
—方、 フラウ ンホーファの 0次の回折像の大きさが mm以上 の場合、 0次回折光だけを全部、 またはその一部を取り込ん で、 散乱光と透過光を分離する手段としてへテロダイ ン方式 を採用する。 但し、 0次回折光の一部を取り込む方式はエネ ルギを損失して検出するため、 0次回折光を全部取り込む方 法に比べて最小検出感度は悪くなる。
フラウンホーファの 0次の回折像の大きさが ,以下の場合を まず考えてみる。' この場合、 フラウンホーファ回折像の 0次 スぺク トルのみをへテロダイ ンのビー ト成分として観測すれ ば、 その光強度は大きいので十分観測物体の情報を取得でき るとともに散乱成分を殆ど除く ことができ、 かつ平面波の高 次スぺク トルが他の位置に影響を及ぼすこともなくなるので 前述したレスポ ンス関数を線形化して結像解析を簡単化する ことができる。 すなわち、 第 9図に示すように光源びから R だけ離れ、 フ ラ ウ ンホーフ ァ回折像が観測可能な面 Pにおい て、 微小光源 S uによる面 Pにおける光強度は、 微小光源 S i jに対応する光軸方向の のみ検出し、 P , 、 P 2 等の他 の位置では検出しないようにする。 例えば、 円形開口の場合のフ ラ ウ ンホーファ回折像は、 第 1 0図に示すようなものである。 図中、 実線波形は電界強度、 破線波形は光強度を示している。
円形開口のピンホールの場合、 十分離れた位置においては 第 1 0図 (a)に示すようなフ ラ ウ ンホーファ回折像が観測され る。 これは第 1 0図 (b)に示すように A i r yの d i s kと呼 ばれる複数の暗輪と各暗輪間の明るい領域からなり、 第 1暗 輪内の A領域、 すなわち 0次スぺク ト ルの部分が最も明るい 領域である。 そこで、 0次スペク ト ルの幅の n倍に等しいピ ンホール孔径、 すなわち第 1暗輪径のピンホールの n倍の大 きさを有するス リ ッ ト 1を配置して像観測を行えば 0次スぺ ク ト ルのみがへテロダイ ンのビー ト成分として検出され、 高 次スぺク トルを除く ことができ、 各点につい Tこのような検 出を行えば異なる位置における干渉が起こらない、 すなわち V a n C i t t e r t - Z e r n i k eの定理が像形成に 及ばないようにすることができ、 光 C Tのように散乱光の中 に微小な情報光が含まれている場合に、 散乱光から情報光の みを分離して検出することができる。 勿論、 ピンホール内で は V a n C i t t e r t - Z e r n i k eの定理が成立す るがこの定理が成立する領域を最小空間分解単位内に限定す るようにする。
平面波の場合、 フ ラ ウ ンホーファ回折像ができる条件は、 光源の開口径を！"、 伝播距離を z としたとき、
z » r 2 «ax X 2 …… 2) で表せる。 したがって、 ^式を満足するような距離にしてフ ラウンホーファ回折像をつく り、 そのうちの 0次スぺク ト ル の n倍のピンホールを通しへテロダイ ン光検波するようにす ればよい。
円形開口のピンホールの回折像は、
ιπ Dr 2 \ 2 J i (2 ττ Dr / z
I ( P ) = ——
z ノ 2 7Γ Dr p / Λ z
で表される。 但し Drはピンホールの半径、 J ,はベッ セル関数、 λは波長、 ζは光軸上の長さである。 A i r yの d i s kの 第 1暗輪の半径 Δ pは、
△ P = 0 . 6 1 X λ z / Dr
で表され、 第暗輪までに全光量の 8 4 %が含まれ、 ピンホー ルによる第 1暗輪内を取り込むようにすれば平面波の損失は 1 6 %で検出することができる。 一方、 球面波は距離の 2乗 に反比例して減衰するのでフラウンホーファ回折像の 0次ス ぺク ト ルのみ取り込むことにより高解像度の像観察を行う こ とができる。
ところで、 このようにしてフラウ ンホーファ回折像の 0次 スぺク トルのみ取り込むことをピンホールと同じ径の管で実 現しようとすると、 非常に細くて長い細管が必要となる。
また、 管径が大きくなる程△ Pは小さ くなり、 普通のレン ズ系を用いた場合、 fflm以下の非常に小さなものとなる。 した がって、 ピンホールで 0次だけを取り出すことは困難となる。 そこでピンホールの穴を 0次回折光より大きく してへテロダ ィ ンで 0次だけを取り出す。 即ち、 本発明では試料を透過し たレーザ光と、 局部発振光とを混合した光のフ ラ ウ ンホーフ ァ回折像をのビー ト成分を観測することにより、 比較的短く、 かつピンホール径も比較的大きい受光系でフラウンホーファ 回折像の 0次スぺク ト ルのみ検出するようにしたものである。 第 1図は本発明の構成を示す図である。 図中、 0 1 はレー ザ光源、 Sは試料、 0 2は局部発振光源、 0 3はハーフ ミ ラ ―、 0 4は高指向性光学系、 0 5は光検波器、 0 6はフ ィ ル タである。
図において、 レーザ光源 0 1 と局部発振光源 0 2 とは波長 を異ならせてあり、 試料 Sを透過したレーザ光源 0 1からの 光と、 局部発振光源 0 2からの光とをハーフ ミ ラー 0 3で合 成し、 合成光を後述する高指向性光学系 0 4で受光する。 高 指向性光学系 0 4は、 例えばピンホール 、 P 2 を有し、 検波器でフ ラ ウ ンホーファ回折像を検出し、 ブイルタ 6 でレ 一ザ光源 0 1 と局部発振光源 0 2からの光のビー ト成分を検 出する。
フ ラ ウ ンホーフ ァ回折像の信号光の振幅は、 例えば円形開 口、 矩形開口、 円環開口の場合それぞれ次のようになる。
円形開口… 2 J , ( X ) X X
矩形開口，" s i n X X X
円環開口 '" J D ( X )
ここに J D 、 J , はべッセル関数、 Xは光学系により決まる 値である。
受光面で試料透過光と局部発振光の光のフラウンホーファ 回折像がそれぞれ第 2図の A , 、 A 2 であるとすると、 フ ィ ルタ 0 6を通して検出されるビー ト成分は図の斜線部となる。 ビー ト成分はフラウ ンホーファ回折像 A , 、 A 2 の積として 検出されるので、 0次スペク ト ルの重なり部分の面積に対応 し、 A , 、 A 2 が一致した場合に最大になり、 位置がずれる とそれに応じて小さ く なる。 したがって、 回折像を取り込む ピンホール径が 0次スぺク ト ルの n倍まで取り込める程大き くても検出される信号はビー ト成分であるので高次成分は検 出されない。 このビー ト成分の信号強度は、 受信光の開口形 状と局部発振光の開口形状の組合せによっても異なり、 第 3 図に示すように両者の振幅の積として求められ、 受信光と局 部発振光に対する開口形状が一致しているときが最大になる。 したがって、 ヘテロダイ ン検波を行う場合には両者の形状を 揃えることが好ま しいが、 これは測定目的に応じて適宜選択 すればよい。
第 1 1図から第 1 5図までは、 受光素子出射端におけるフ ラウンホーファ回折像の 0次のスぺク トルの π倍の大きさを 選択する受光素子としての高指向性光学系を示す。
第 1 1図は回折像を検出する受光素子としての本発明の開 口による高指向性光学系の一実施例を示す図である。
光源 2 0からのレーザ光を試料 2 1 に照射し、 その透過光 をス リ ッ ト P， を通し、 ^式を満足するような距離 £だけ離 れた位置のス リ ッ ト P 2 を通して 0次光を検出器 2 3で検出 する。
いま、 ス リ ツ ト P , 、 P 2 のピンホール径をそれぞれ D r、 Dとし、 レーザ光の波長を 、 第 1暗輪の半径△ P とすると、 D = 2 Δ p = 1 . 2 2 X λ £ / D r …… 3 の関係がある。 ス = 5 0 0 nm、 £ = 6 m、 D r = 1画とした とき D = 7 . 3 2 mmとなるが、 本発明のへテ ダイ ン検波受 光系により、 0次スペク トルの n倍の IU折像まで取り込んで も高次成分は検出されないのでこの数倍の太さでもよいこと になる。
第 1 2図は本発明の髙指向性光学系の他の実施例を示す図 である。 図中、 3 0は高指向性光学素子、 3 3は光吸収材、 3 5はコア、 3 7はクラ ッ ドである。
図において、 高指向性光学素子 3 0は例えば直線状の細長 い中空のガラス繊維からなっており、 その内壁面には光吸収 材、 例えばカーボン等が塗布されている。
入射面 3 5から光が入射したとすると、 光学素子 3 0の光 軸に平行な光は直進して出射面 3 7から出射するが、 光軸に 対して傾きをもつた光は壁面に当たつて吸収材 3 3により吸 収されて出射面 には現れない。 ここで、 高指向性光学素子 3 3の開口径を D、 長さを 、 入射光の波長を λとしたとき、 光軸に平行でない成分が吸収され、 出射面側で完全に平面波 によるフラ ンフォーファ一回折像として、 検出される長さ £ は、
£ <^ Ό τ 2 / λ
の関係がある。 即ち、 フラ ンフォーフ ァー回折像が観測でき る距離である。
例えば； 1 = 6 3 2 8 Αの場合、 D r = 1 0 mmのとき、 = 6 0 0 m、 D r = 1 mmのとき £ = 6 m、 D r = 0 . 1画のと き £ = 6 c m、 D r = 0 . 0 1 mmのとき £ = 0 . 6誦、 D r = l 〃mのとき ^ = 6 z m、 D r = 0 . 5 〃mのとき ^ = 1 . 2 5 At mである。
従って、 適宜測定対象に応じて開口径と長さを設定し、 光 学素子を入射開口径に比して充分長くすれば、 高指向性光学 素子に入射した光のうち、 光軸に平行な平面波のみが出射面 から取り出せることになる。 但し、 管径が入射光の波長に比 較して大き く略平面波伝播ができる必要がある。 も し入射光 波長と同程度の径となると回折が大き く出射面から取り出せ る光量は極端に小さ く なる。 本実施例の場合も、 ヘテロダイ ン検波受光系を用いることによりより太い管径でも可能であ 信号光としての平面波を 0次のフラウンホーファ回折像の みを検出する場合、 イ ンコ ヒーレン トな散乱光と平面波の分 離度は次の式で与えられる。
散乱強度 ' 2
透過平面波強度
Figure imgf000023_0001
即ち、 髙指向性光学素子の入口径 D rが波長 λに比較して 大きい程、 散乱光が減衰して平面波と分離できる。 しかし、 0次スぺク トルの η倍のフラウンホーファ回折像までピンホ ールで検出してもビー ト成分は上記と同じ 0次のものだけで あり、 同じ分離能がある。
第 1 2図の変形として、 通常の光ファイバと逆に、 コア部 分の屈折率を周辺部分のそれよりも小さ く して光軸に平行で ない光はクラ ッ ドで全反射されずに散逸し、 一部反射された としても何回か反射を繰り返しているうちに全て光学素子外 に失われてしまい、 結局散乱成分以外の平面波のみを検出す ることができるようにしてもよい。
第 1 3図はレンズを用いた本発明の他の実施例を示す図で ある。
第 1 3図において、 レンズ 2 5を使用し、 前側焦点面の開 口によるフラウ ンホーファ回折像を後側焦点面につく ること により、 受光系の長さを短くすることができる。 レンズを用 いた場合も G3)式の場合と同様に開口 Dを求めることができ、 A = 5 0 O nmとし、 焦点距離 f = l m、 D r = l 画としたと き D = l . 2 2 mm、 また焦点距離 f = 5 m、 D r = 5 隱とし たとき D - 1 . 2 2誦である。 これと本発明のへテロダイ ン 検波とを併用することにより、 一層受光系の長さを短くする ことがてきる。
第 1 4図は顕微鏡サイズ光 C T用光学系の実施例を示す図 である。 '
第 1 4図において、 集光レンズ でレーザ光を絞って試 料〇に照射する。 このとき試料は対物レンズ L 2 の前側焦点 近傍において拡大して観察できるようにする。 この場合、 対 物レンズ L 2 による試料 0のフラウンホーファ回折が後側焦 点位置 Fに出来る。 そのときの◦次の回折像の大きさは、 集 光レンズし ， による焦点面 （これは試料面の中になる） にお ける 0次の回折像の大きさと等しい開口に、 平面波が入射し たときの対物レンズ L 2 によるフラウンホーファ回折と等価 と考えることが出来る。 但し、 対物レンズ L 2 に平面波が入 射したとき出来る焦点面でのフラウンホーフ ァ回折像の 0次 スぺク ト ル大きさが、 集光レンズ L , によるフ ラ ウ ンホーフ ァ回折像の 0次スぺク トル以上の条件を満足するときである。 このとき、 0次の回折像の大きさは画以上となるため、 焦 点位置 F面かその前後の位置で局発光と波面整合し、 そこの 位置でヘテロダイ ン検波するか、 あるいは接眼レンズ L 3 に より 0次回折像のフーリェ変換像である縮小像を焦点面につ く り、 ピンホール Pより取り出してヘテロダイ ン検波する。 このピンホール上での 0次回折像の大きさ Dは、 接眼レンズ L 3 の焦点距離を f 2 、 口径を D 2 とすると
f 2
D
D 2
となる。 従って、 レンズ L 3 の F値 = f 2 Z D 2 を選ぶこと により、 試料 0面での 0次回折像の大きさより小さ く も大き く も出来る。 本実施例では試料の全体像を観察するためには レーザ光で試料面を走査するようにすればよい。 なお、 図の 破線は散乱光の光路であり、 散乱光は球面波として拡散し減 ¾ "¾ る。
第 1 5図は本発明の高指向性光学系を複数本束ねて一度に 試料の全体像を観察できるようにした髙解像光学系の実施例 を示す図である。
光学装置 6 0は、 例えば第 1 1図〜第 1 4図で説明したよ うな光学素子 6 1からなり、 距離^は^式を満足するような 長さであり、 さらに Dはフラウ ンホーファ回折像のうち 0次 スぺク ト ルの n倍の回折像までを取り出せるような径である。 このような光学素子を使用してヘテロダイ ン検波と併用する ことにより光学素子の出射端においては、 各素子に対応する 各位置間では互いに干渉が起こらず独立であるので鮮明に物 体像を観察することが可能である。
第 1 6図はレンズと ピンホールよりなる高指向性光学系と ヘテロダイ ン検波を組み合わせた実施例を示す図である。 第 1 6図において、 レーザ光源 Ί 1からの光をハーフ ミ ラ 一で二分し、 一方を試料 Sに照射し、 他方をミ ラー 7 3、 位 相シフタ 7 4、 ミ ラ一 7 5を通してハーフ ミ ラ一 7 6で試料 Sの透過光と合成する。 位相シフタ 7 4を通った光は周波数 がシフ ト し、 周波数差を有する光を合成して開口 P , より受 光系に入射させる。 長焦点レンズ 7 8は前側焦点面が開口位 置にあり、 開口によるフラウンホーファ回折像を長焦点レン ズの後側焦点面のピンホール P 2 より取り出して検出器 7 9 でビー ト成分を検出する。 ビー ト成分の検出は、 チョ ッパ 7 7の開閉周期と同'期して行うことにより電源変動、 温度変動 等のゆるやかな変化を除去することができる。 そして長焦点 レンズを用いることにより受光系の長さを短くすることがで きる。
第 1 7図は顕微鏡サイズ光 C T用光学系の実施例を示す図 である。
第 1 7図において、 ハーフ ミ ラ一で二分した一方のレーザ 光を集光レンズ で絞り、 対物レンズ L 2 の前側焦点近傍 においた試料 0を照射し、 他方を位相シフタで周波数偏移さ せて対物レンズからの光とハーフ ミ ラー 7 6で合成する。 そ して、 対物レンズ L 2 の後側焦点位置を前側焦点とする接眼 レンズ L 3 により像拡大し、 面 Pのピンホールを通してビー ト成分を検出する。 対物レンズと接眼レンズの焦点距離をそ れぞれ f , と f 2 としたとき、 f 2 » f , としてフラウ ンホ —フ ァ回折像が観察される。 本実施例では試料の全体像を観 察するためにはレーザ光で試料面を走査するようにすればよ い。
第 1 8図は顕微鏡サイズ光 C Τ用光学系の実施例を示す図 である。
本実施例は第 1 7図と同様であり、 チヨ ッパ 7 7で合成光 を断続させ、 断続周期に同期してビー ト成分を検出するうよ うにした点が異なっているのみで他は同様である。
第 1 9図はレンズを使用して焦点面にフラウンホーファ回 折像を形成して光学系の長さを短くするようにしたものを複 数束ねたもので、 各光学素子に受信光と局部発振光との合成 光を入射させるこ'とにより、 比較的短い光学系を使用してビ ー ト成分を検出し、 高解像度の光断層像を得ることができる。 第 2 0図は本発明のへテ πダイ ン検波と高指向性光学系に より生体等の像を観察する実施例を示す図である。
散乱体 1 7 0 b、 1 7 0 cに埋もれた吸収体 1 7 0 aに対 してレーザ光源 1 8 1 よりハーフ ミ ラ一で二分した一方のレ 一ザ光を照射し、 他方を位相シフタを通して周波数偏移させ て透過光と合成し、 複数の受光素子を束ねた本発明の高指向 性光学系 1 0 0を通してフラウ ンホ一ファ回折像のビー ト成 分を検出器 1 8 0で検出する。 このような構成とすることに より、 人体等の光断層像を高解像度で観察することが可能と なる。
第 2 1図は本発明の光学系を用いた光断層像画像化装置の 一実施例を示す図である。
H e - N e レーザ 2 0 0からのレーザ光をハーフ ミ ラー 2 0 1で二分し、 それぞれの光を変調器 2 0 5、 2 0 6で駆動 されている音響光学変調器 2 0 3 . 2 0 6で周波数変調して 両者間に周波数差 Δ f をもたせる。 そして、 対物レ ンズ 2 0 8を介して、 パルスステージ 2 1 2で駆動されている試料 2 1 2を照射する。 この試料透過光と対物レンズ 2 0 7、 ミ ラ - 2 0 9を通った光とをビームスプリ ツタ 2 1 3で合成し、 本発明の高指向性光学系 2 1 4で受光し、 検出器 2 1 5で検 出し、 増幅器 2 1 6で増幅してスぺク ト ルアナライザ 2 1 7 でスぺク トル分析するとともに、 △ f の帯域を有するフ ィ ル タ 2 1 8でビー ト成分を検出する。 ビー ト成分は散乱成分中 に埋もれた透過像の情報を持っており、 パルスステージ 2 1 2で試料を移動させながらビー ト成分を検出してコ ンピュー タ 2 0 0で画像処理して C R T 2 1 9に画像表示することに より光断層像が得られ、 必要に応じてプリ ンタ 2 2 1でプリ ン トアウ トする。
以上のように本発明によれば、 信号光と局部発振光とを合 成し、 合成光のビー ト成分を検出することによりフラウンホ —フ ァ回折像のうち 0次スぺク ト ルの n倍のスぺク ト ルを取 り込んでも高次成分を力 ッ トすることができる。 すなわち、 0次のフラゥ ンホーファ回折像だけを取り出すには、 像が小 さ過ぎて困難であるためピンホールを大きく してへテロダイ ンを使用することにより、 受光径の口径が実用的な値を使用 できる。
産業上の利用可能性
以上のように、 散乱成分の中から情報光のみを検出するこ とできるので、 光 C T等に適用することが可能である。 人体 等に適用すれば、 例えばへモグロビンの吸収域に対応する波 長を用いることにより、 人体の血管像のみを観測することが でき、 或いは神経系の吸収波長に対応する波長光を用いれば、 神経系の像を観測することができ、 あるいは脳細胞、 骨、 特 定の細胞等、 所定の吸収波長を有するものを観測したい場合 にその吸収波長の光を照射することにより、 見たい部分のみ を鮮明に画像化することができるので、 医療技術等の飛躍的 な向上に役立てることが可能となる。

Claims

請求の範囲
( 1 ) レーザ光を散乱物体に照射し、 その透過光と該レーザ 光と周波数の異なるレーザ光とを合成し、 ビー ト成分を検出 することにより散乱物体からのィ ンコ ヒ ー レン ト光中のコ ヒ 一レ ン ト成分を抽出することを特徴とするヘテロダイ ン検波 受光系。
( 2 ) コ ヒ ー レ ン ト成分を平面波として抽出する請求項 1記 載のへテロダイ ン検波受光系。
( 3 ) コ ヒ ーレン ト成分を球面波として抽出する請求項 1記 載のへテロダイ ン検波受光系。
( 4 ) 試料を透過したレーザ光と、 該レーザ光と周波数の異 なるレーザ光とを合成する合成手段と、 合成した光が入射さ れ、 光の伝播する領域を複数に分割する受光素子と、 受光素 子からの出射光のうち合成した光のビー ト成分を検出する検 出器とを有し、 受光素子出射端における異なる点間の干渉が 生ずる空間領域を最小空間分解単位内に限定して混合光のビ 一ト成分を検出することを特徴とするへテ ダイ ン検波受光 系。
( 5 ) 受光素子出射端におけるフラウンホーファ回折像の 0 次スぺク トルの n倍迄の回折像を検出することにより最小空 間分解単位を限定することを特徵とする請求項 4記載の受光
( 6 ) 受光素子出射端におけるフラウンホーファの 0次の回 折像の全部、 または一部を検出することを特徴とする請求項 4記載の受光系。
( 7 ) 受光素子は入射端と出射端にそれぞれピンホールを有 する細管からなるこを特徴とする請求項 4ないし 6 の何れか 1項記載の受光系。
( 8 ) 受光素子は壁面に光吸収材を塗布した中空細管からな ることを特徴とする請求項 4ないし 6の何れか 1項記載の受 光系。
( 9 ) 受光素子はコァ部分の屈折率をクラ ッ ド部分の屈折率 より小さ く した光フアイバからなる請求項 4ないし 6の何れ か 1項記載の受光系。
( 1 0 ) 受光素子は入射端と出射端に前側及び後側焦点を有 する長焦点レンズを有することを特徴とする請求項 4ないし 6の何れか 1項記載の受光系。
( 1 1 ) 受光素子は試料を前側焦点位置とする対物レンズと、 対物レンズの後側焦点位置を前側焦点位置とする接眼レンズ を有することを特'徴とする請求項 4ないし 6の何れか 1項記 載の受光系。
( 1 2 ) 試料を移動させるステージと、 所定の周波数差を有 する 2つのレーザ光の一方を試料に照射し、 その透過光と他 方の光とを合成する手段と、 合成した光が入射され、 光の伝 播する領域を複数に分割して出射端における異なる点間の干 渉が生ずる空間領域を最小空間分解単位内に限定する受光素 子と、 受光素子からの出射光のうちビー ト成分を検出する検 出器と、 検出した信号を演算処理する手段と、 処理結果を表 示する表示手段とを備え、 試料からの出射光のうちビー ト成 分を検出することにより光透過像を画像化するようにしたこ とを特徵とする光透過像画像化装置。
( 1 3 ) 受光素子出射端におけるフラ ウ ンホーファ回折像の 0次スぺク トルの n倍迄の回折像を検出することにより最小 空間分解単位を限定することを特徴とする請求項 1 2記載の 光透過像画像化装置。
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