WO2010044322A1 - 光断層測定装置 - Google Patents

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WO2010044322A1
WO2010044322A1 PCT/JP2009/065804 JP2009065804W WO2010044322A1 WO 2010044322 A1 WO2010044322 A1 WO 2010044322A1 JP 2009065804 W JP2009065804 W JP 2009065804W WO 2010044322 A1 WO2010044322 A1 WO 2010044322A1
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optical path
optical
sample
side optical
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PCT/JP2009/065804
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French (fr)
Inventor
大澤　聡
Original Assignee
コニカミノルタオプト株式会社
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    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • 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
    • G01N21/47—Scattering, i.e. diffuse reflection
    • G01N21/4795—Scattering, i.e. diffuse reflection spatially resolved investigating of object in scattering medium
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01B—MEASURING LENGTH, THICKNESS OR SIMILAR LINEAR DIMENSIONS; MEASURING ANGLES; MEASURING AREAS; MEASURING IRREGULARITIES OF SURFACES OR CONTOURS
    • G01B9/00—Measuring instruments characterised by the use of optical techniques
    • G01B9/02—Interferometers
    • G01B9/0209—Low-coherence interferometers
    • G01B9/02091—Tomographic interferometers, e.g. based on optical coherence

Definitions

  • the present invention relates to an optical tomography measuring apparatus for acquiring an optical tomographic image of a measurement object.
  • an optical coherence tomography (OCT) device that can obtain optical information inside the tissue has been proposed.
  • An optical coherence tomographic imaging device divides low-coherence light into two, irradiates one of the light onto the subject, and causes the return scattered light provided with the phase information of the subject to interfere with the other light.
  • the phase information of the subject is obtained from the intensity information of the interference light, and the measurement location of the subject is imaged (see, for example, Patent Document 1).
  • a light guide path that is freely bent when inserted into the body, such as an endoscope or a blood vessel catheter.
  • a light guide can be achieved by a flexible optical fiber or the like.
  • Patent Document 2 discloses that an optical tomographic interferometer is built in the probe tip in order to prevent the fiber portion of the optical probe from being deformed and the image from deteriorating. However, in this configuration, it is necessary to form an interferometer with a prism or the like at the probe tip, which increases the size of the tip.
  • Patent Document 3 discloses a configuration in which sample light and reference light are passed through the same fiber, and only the reference light is reflected and returned at the probe end surface using a partial reflection mirror such as PBS arranged at the probe tip.
  • a partial reflection mirror such as PBS arranged at the probe tip.
  • the partial reflection mirror at the probe tip arranged to reflect the sample light causes ghosting or the optical paths of the reference light and the sample light are not separated, the sample light and the reference light are not separated. It is difficult to obtain an appropriate interference signal by adjusting the light quantity ratio according to the reflectance of the sample.
  • An object of the present invention is to provide an optical tomography measuring apparatus that can obtain a good interference signal and obtain a high-resolution tomographic image even when a bendable optical fiber is used.
  • an optical tomographic measurement apparatus for acquiring an optical tomographic image of a measurement object, a light source that generates coherent light, and light from the light source.
  • a light splitting means for splitting the light a sample side optical path means for transmitting one light split by the light splitting means toward the measurement object, and a reference mirror for the other light split by the light splitting means
  • Optical path means for interfering with the reference side optical path means for transmission toward the sample, the sample return light from the measurement object via the sample side optical path means, and the reference return light from the reference mirror via the reference side optical path means
  • an optical detector for detecting interference light by the optical interference means, and the sample side optical path means and the reference side optical path means are optical fibers configured to bend in the same shape when bent. Characterized in that it comprises Re.
  • the same lens is respectively disposed at the tip of the sample side optical path means on the measurement object side and at the reference mirror side of the reference side optical path means.
  • the photodetector differentially detects the interference light of the sample return light and the reference return light.
  • the optical fiber included in the sample side optical path means and the optical fiber included in the reference side optical path means are inserted in the same bendable tube.
  • the tip of the sample side optical path means and the tip of the reference side optical path means are held at substantially the same position.
  • the polarization state and chromatic dispersion characteristic of the sample light change due to the bending of the optical fiber
  • the polarization state and chromatic dispersion characteristic of the reference light also change, so that a good interference signal can be obtained. Can be maintained. As a result, a high-resolution tomographic image can be acquired regardless of the bending of the optical fiber.
  • FIG. 1 is a configuration diagram showing an optical tomography measuring apparatus according to the first embodiment.
  • the optical tomography measuring apparatus is configured as a Michelson interferometer using a low-coherence light source, and includes a light source 10, a coupler 12, a probe 20, a reference mirror 30, a photodetector 42, and a plurality of optical paths 11, 21. 31 and 41 are provided.
  • the optical paths 11, 21, 31, 41 include flexible single mode optical fibers.
  • the light source 10 is composed of an SLD (Super Luminescent Diode) or the like, and generates, for example, low-coherence light having a center wavelength of 1.3 ⁇ m and an oscillation spectrum width of about 50 nm.
  • the light from the light source 10 reaches the coupler 12 through the optical path 11.
  • the coupler 12 is composed of an optical fiber coupler, a beam splitter, or the like, and reverses the function of the light dividing means for dividing the light from the optical path 11 toward the optical paths 21 and 31 at a predetermined ratio and the optical paths 21 and 31. And a function as light interference means for causing light to interfere.
  • the optical path 21 transmits the sample light divided by the coupler 12 toward the probe 20.
  • the probe 20 irradiates sample light toward the measurement object.
  • the sample return light reflected according to the internal structure of the measurement object enters the probe 20 again, travels back along the optical path 21, and returns to the coupler 12.
  • the optical path 31 transmits the reference light divided by the coupler 12 toward the reference mirror 30.
  • the reference return light reflected by the reference mirror 30 travels back along the optical path 31 and returns to the coupler 12.
  • the sample return light and the reference return light that have traveled back in the optical paths 21 and 31 are mixed by the coupler 12 to generate interference light.
  • the interference light reaches the photodetector 42 through the optical path 41.
  • the photodetector 42 is composed of, for example, an InGaAs PIN diode, and outputs a voltage corresponding to the intensity of the interference light as a heterodyne beat signal.
  • the signal from the photodetector 42 is subjected to various noise removal and filtering processes, converted into a digital signal, and then stored in a signal processing device such as a personal computer.
  • the signal processing apparatus uses the stored data to construct an optical tomographic image according to an optical tomographic measurement method described later.
  • Optical tomographic measurement methods are roughly classified into time domain OCT (TD-OCT) and Fourier domain OCT (FD-OCT). Further, Fourier domain OCT is wavelength scanning OCT (SS-OCT) and spectroscopic OCT ( SD-OCT).
  • time domain OCT an optical phase modulator is provided in one or both of the optical path 21 and the optical path 31, and the phase of light is modulated in accordance with a scanning signal.
  • wavelength scanning OCT a wavelength variable light source is used as the light source 10, and the wavelength of light is modulated in accordance with the scanning signal.
  • the spectroscope-type OCT the interference light of the sample return light and the reference return light is dispersed by a diffraction grating, and the spectrum is measured by a linear image sensor.
  • the present invention can be applied to any of the above-described methods, but a mechanism for temporally changing the optical path length in the reference optical path is not necessary, and the wavelength of the portion formed by the reference optical path can be reduced. Scanning OCT and spectroscopic OCT are preferred.
  • the sample-side optical path 21 and the reference-side optical path 31 each include an optical fiber configured to bend into the same shape when bent.
  • the optical tomography measurement apparatus according to the present invention is applied to in-vivo diagnosis, and both optical fibers included in the optical paths 21 and 31 can be inserted into an endoscope or the like.
  • diagnosis when the optical fiber is bent along with the bending of the endoscope, the sample side optical fiber and the reference side optical fiber are bent so as to have the same shape.
  • the tip of the sample side optical path 21 and the tip of the reference side optical path 31 are held at substantially the same position.
  • the situation for example, the degree of bending
  • the probe may be in a complicated bent state near the tip. Even in such a case, if the tip of the reference-side optical path 31 is arranged up to almost the tip of the sample-side optical path 21, the influence of the complicated bending state is almost the same, so that a good interference signal can be obtained.
  • sample light and the reference light are transmitted through separate optical fibers, it is possible to insert an attenuator only in the reference side optical path 31. Therefore, the light amount control of the reference return light can be easily realized, and the light amount adjustment optimal for interference can be achieved. Further, since the sample light and the reference light pass through different optical paths, it is possible to remove ghost light generated in the sample optical path.
  • FIG. 2 is a configuration diagram showing an optical tomography measuring apparatus according to the second embodiment.
  • the optical tomography measuring apparatus is configured as a Michelson interferometer using a low-coherence light source, and includes a light source 10, a coupler 12, circulators 22 and 32, an attenuator 33, a probe 20, a reference mirror 30, and a coupler 40.
  • the optical paths 11, 21, 31, 41a, 41b include flexible single mode optical fibers.
  • the light source 10 is composed of an SLD or the like, and generates, for example, low-coherence light having a center wavelength of 1.3 ⁇ m and an oscillation spectrum width of about 50 nm.
  • the light from the light source 10 reaches the coupler 12 through the optical path 11.
  • the coupler 12 is configured by an optical fiber coupler, a beam splitter, or the like, and has a function as a light splitting unit that splits the light from the optical path 11 toward the optical paths 21 and 31 at a predetermined ratio.
  • the sample light divided by the coupler 12 reaches the probe 20 through the optical path 21 and the circulator 22.
  • the probe 20 irradiates sample light toward the measurement object.
  • the sample return light reflected according to the internal structure of the measurement object is incident on the probe 20 again, travels back along the optical path 21, and reaches the coupler 40 through the circulator 22.
  • the reference light divided by the coupler 12 reaches the reference mirror 30 through the optical path 31, the circulator 32 and the attenuator 33.
  • the reference return light reflected by the reference mirror 30 travels back along the optical path 31 and reaches the coupler 40 through the attenuator 33 and the circulator 32.
  • the sample return light and the reference return light that have traveled back through the optical paths 21 and 31 are mixed by the coupler 40 to generate interference light.
  • the coupler 40 is configured by an optical fiber coupler, a beam splitter, or the like, and has a function as an optical interference unit that interferes with light traveling backward through the optical paths 21 and 31.
  • the interference light reaches the differential detectors 42a and 42b through the optical paths 41a and 41b, respectively.
  • the differential detectors 42a and 42b output the difference between the two interference signals.
  • the signals from the differential detectors 42a and 42b are subjected to various noise removal and filtering processes, converted into digital signals, and then stored in a signal processing device such as a personal computer.
  • the signal processing apparatus uses the stored data to construct an optical tomographic image according to the optical tomographic measurement method described above.
  • the interference signal between the sample return light and the reference return light is differentially detected
  • the signal obtained by causing the coupler 40 to interfere with the light from the sample optical path and the light from the reference optical path is a reverse phase signal.
  • the signal strength is enhanced by differential detection.
  • a ghost-induced interference signal generated on an optical surface such as a prism disposed in the sample optical path is simply divided by the coupler 40 and thus becomes in-phase, and the noise signal can be reduced by differential detection. A good tomographic image can be obtained.
  • the sample side optical path 21 and the reference side optical path 31 include optical fibers configured to bend in the same shape when bent.
  • the sample side optical fiber and the reference side optical fiber are bent so as to have the same shape. For this reason, even if the polarization state and chromatic dispersion characteristics of the sample light change, the polarization state and chromatic dispersion characteristics of the reference light also change in the same manner, so that a good interference signal can be maintained and deterioration of the tomographic image can be suppressed.
  • both optical fibers are inserted into the same tube TB that can be bent, as in the previous embodiment. Is preferred. By inserting such a tube TB into the forceps hole of the endoscope, it becomes easy to make the reference optical path and the sample optical path be in substantially the same bent state. As another configuration, the same effect can be obtained by bonding the optical fibers for the reference optical path and the sample optical path.
  • the tip of the sample side optical path 21 and the tip of the reference side optical path 31 are held at substantially the same position.
  • the situation for example, the degree of bending
  • the probe may be in a complicated bent state near the tip. Even in such a case, if the tip of the reference-side optical path 31 is arranged up to almost the tip of the sample-side optical path 21, the influence of the complicated bending state is almost the same, so that a good interference signal can be obtained.
  • the sample light and the reference light are transmitted through separate optical fibers, it is possible to insert the attenuator 33 only in the reference side optical path 31. Therefore, the light amount control of the reference return light can be easily realized, and the light amount adjustment optimal for interference can be achieved. Further, since the sample light and the reference light pass through different optical paths, it is possible to remove ghost light generated in the sample optical path.
  • FIG. 3 is a configuration diagram showing an optical tomography measuring apparatus according to the third embodiment.
  • the optical tomography apparatus is configured as a Michelson interferometer using a low-coherence light source, and includes a light source 10, a circulator 13, a coupler 12, an attenuator 33, a probe 20, a reference mirror 30, a differential detector 42a, 42b and a plurality of optical paths 11, 21, 31, 41, 43 and the like.
  • the optical paths 11, 21, 31, 41 and 43 include flexible single mode optical fibers.
  • the light source 10 is composed of an SLD or the like, and generates, for example, low-coherence light having a center wavelength of 1.3 ⁇ m and an oscillation spectrum width of about 50 nm.
  • the light from the light source 10 reaches the coupler 12 through the optical path 11 and the circulator 13.
  • the coupler 12 is composed of an optical fiber coupler, a beam splitter, or the like, and reverses the function of the light dividing means for dividing the light from the optical path 11 toward the optical paths 21 and 31 at a predetermined ratio and the optical paths 21 and 31. And a function as light interference means for causing light to interfere.
  • the optical path 21 transmits the sample light divided by the coupler 12 toward the probe 20.
  • the probe 20 irradiates sample light toward the measurement object.
  • the sample return light reflected according to the internal structure of the measurement object enters the probe 20 again, travels back along the optical path 21, and returns to the coupler 12.
  • the optical path 31 transmits the reference light divided by the coupler 12 toward the reference mirror 30.
  • the reference return light reflected by the reference mirror 30 travels back along the optical path 31 and returns to the coupler 12 through the attenuator 33.
  • the sample return light and the reference return light that have traveled back through the optical paths 21 and 31 are mixed by the coupler 40 to generate interference light.
  • a part of the interference light reaches the differential detector 42b through the optical path 41, and the remaining part travels back along the optical path 11 and reaches the differential detector 42a through the circulator 13.
  • the differential detectors 42a and 42b output the difference between the two interference signals.
  • the signals from the differential detectors 42a and 42b are subjected to various noise removal and filtering processes, converted into digital signals, and then stored in a signal processing device such as a personal computer.
  • the signal processing apparatus uses the stored data to construct an optical tomographic image according to the optical tomographic measurement method described above.
  • the interference signal between the sample return light and the reference return light is differentially detected, the signal obtained by causing the coupler 12 to interfere with the light from the sample optical path and the light from the reference optical path becomes an opposite phase signal.
  • the signal strength is enhanced by differential detection.
  • an interference signal caused by a ghost generated on an optical surface such as a prism arranged in the sample optical path is simply divided by the coupler 12 and thus becomes in-phase, and a noise signal can be reduced by differential detection. A good tomographic image can be obtained.
  • the sample side optical path 21 and the reference side optical path 31 include optical fibers configured to bend in the same shape when bent.
  • the sample side optical fiber and the reference side optical fiber are bent so as to have the same shape. For this reason, even if the polarization state and chromatic dispersion characteristics of the sample light change, the polarization state and chromatic dispersion characteristics of the reference light also change in the same manner, so that a good interference signal can be maintained and deterioration of the tomographic image can be suppressed.
  • both optical fibers are inserted into the same tube TB that can be bent, as in the previous embodiment. Is preferred. By inserting such a tube TB into the forceps hole of the endoscope, it becomes easy to make the reference optical path and the sample optical path be in substantially the same bent state. As another configuration, the same effect can be obtained by bonding the optical fibers for the reference optical path and the sample optical path.
  • the tip of the sample side optical path 21 and the tip of the reference side optical path 31 are held at substantially the same position.
  • the situation for example, the degree of bending
  • the probe may be in a complicated bent state near the tip. Even in such a case, if the tip of the reference-side optical path 31 is arranged up to almost the tip of the sample-side optical path 21, the influence of the complicated bending state is almost the same, so that a good interference signal can be obtained.
  • the sample light and the reference light are transmitted through separate optical fibers, it is possible to insert the attenuator 33 only in the reference side optical path 31. Therefore, the light amount control of the reference return light can be easily realized, and the light amount adjustment optimal for interference can be achieved. Further, since the sample light and the reference light pass through different optical paths, it is possible to remove ghost light generated in the sample optical path.
  • FIG. 4 is a configuration diagram showing the fourth embodiment.
  • the probe 20 is disposed at the tip of the optical path 21 and reflects, for example, a lens 25 such as a gradient index (GRIN) lens and the sample light emitted from the lens 25 and irradiates the measurement object OBJ.
  • a prism 26 The sample return light reflected according to the internal structure of the measurement object OBJ is reflected by the reflecting prism 26 and enters the optical path 21 again through the lens 25.
  • GRIN gradient index
  • the reference mirror 30 has a lens 35 such as a gradient index (GRIN) lens disposed at the tip of the optical path 31, a predetermined refractive index n and a length L, and a mirror surface 30a at the final end face. And a focal point alignment member 36 having the same.
  • GRIN gradient index
  • the sample light side lens 25 and the reference light side lens 35 are preferably the same in terms of optical characteristics (for example, lens material, lens thickness, refractive power, dispersion).
  • optical characteristics for example, lens material, lens thickness, refractive power, dispersion.
  • the dispersion of light generated by the lens 25 becomes the same as the dispersion of light generated by the lens 35. Therefore, when the wavelength scanning type OCT is employed, the phase error at the time of interference can be reduced.
  • a gradient index lens is exemplified as the lenses 25 and 35, a normal curved lens may be used.
  • the present invention is extremely useful industrially in that a good and high-resolution tomographic image can be obtained.

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Abstract

　光断層測定装置は、可干渉性の光を発生する光源１０と、光源１０からの光を分割し、測定対象物からの戻り光と参照ミラー３０から戻り光を干渉させるカプラ１２と、カプラ１２によって分割された一方の光を測定対象物に向けて伝送する光路２１と、カプラ１２によって分割された他方の光を参照ミラー３０に向けて伝送する光路３１と、カプラ１２による干渉光を検出する光検出器４２とを備え、光路２１，３１は、屈曲時に互いに同じ形状に屈曲するように構成された光ファイバをそれぞれ含む。 　こうした構成により、屈曲可能な光ファイバを用いた場合でも、良好な干渉信号を得ることでき、高解像度の断層像が取得可能な光断層測定装置が得られる。

Description

光断層測定装置
　本発明は、測定対象物の光断層像を取得するための光断層測定装置に関する。
　近年、生体組織を診断する場合、その組織の表面状態の光学的情報を得るイメージング装置の他に、組織内部の光学的情報を得ることのできる光コヒーレンス断層画像化（ＯＣＴ：Optical Coherent Tomography）装置が提案されている。光コヒーレンス断層画像化装置とは、低干渉性光を二つに分割して、一方の光を被検体に照射し、被検体の位相情報を付与された戻り散乱光を他方の光と干渉させ、干渉光の強度情報から被検体の位相情報を得て、被検体の測定箇所を画像化する技術である（例えば、特許文献１参照）。
特表平６－５１１３１２号公報 特開２００３－３０７４８７号公報 米国特許第６９０３８２０号明細書
　このような光断層測定装置を体内診断に応用するためには、内視鏡や血管カテーテルのように、体内挿入時に自由に屈曲する導光路によって体内に上記光源を測定位置まで導入する必要がある。このような導光路は、可撓性の光ファイバ等で達成できる。
　光ファイバの屈曲状態が変化すると、その導光路を通過した光の偏光状態や波長分散特性が変化することは一般に知られている。こうした屈曲状態の変化に起因して２つに分割した光のうち一方の偏光状態や波長分散特性が変化すると、サンプル戻り光および参照戻り光の干渉信号の強度や位相が変化してしまい、高解像度な断層画像の取得が困難となってしまう。
　特許文献２では、光プローブのファイバ部が変形して画像が劣化するのを防ぐために、プローブ先端部に光断層干渉計を内蔵することが開示されている。しかし、この構成では、プローブ先端部にプリズム等で干渉計を構成する必要があり、先端部のサイズが大きくなってしまう。
　特許文献３では、同一のファイバにサンプル光と参照光を通して、プローブ先端に配置した、ＰＢＳ等の部分反射ミラーを用いて参照光のみプローブ端面で反射して戻す構成が開示されている。しかし、この構成では、サンプル光を反射するために配置されたプローブ先端の部分反射ミラーが、ゴーストの原因となったり、参照光とサンプル光の光路が分離されていないため、サンプル光と参照光の光量比をサンプルの反射率に応じて調節して適切な干渉信号を得ることが困難である。
　本発明の目的は、屈曲可能な光ファイバを用いた場合でも、良好な干渉信号を得ることでき、高解像度の断層像が取得可能な光断層測定装置を提供することである。
　上記目的を達成するために、本発明に係る光断層測定装置は、測定対象物の光断層像を取得するためのものであって、可干渉性の光を発生する光源と、光源からの光を分割するための光分割手段と、光分割手段によって分割された一方の光を測定対象物に向けて伝送するためのサンプル側光路手段と、光分割手段によって分割された他方の光を参照ミラーに向けて伝送するための参照側光路手段と、測定対象物からサンプル側光路手段を経由したサンプル戻り光、および参照ミラーから参照側光路手段を経由した参照戻り光を干渉させるための光干渉手段と、光干渉手段による干渉光を検出するための光検出器とを備え、サンプル側光路手段および参照側光路手段は、屈曲時に互いに同じ形状に屈曲するように構成された光ファイバをそれぞれ含むことを特徴とする。
　本発明において、サンプル側光路手段の測定対象物側の先端、および参照側光路手段の参照ミラー側の先端には、互いに同じレンズがそれぞれ配置されていることが好ましい。
　本発明において、光検出器は、サンプル戻り光と参照戻り光の干渉光を差動検出することが好ましい。
　本発明において、サンプル側光路手段に含まれる光ファイバ、および参照側光路手段に含まれる光ファイバは、屈曲可能な同一のチューブに挿入されていることが好ましい。
　本発明において、サンプル側光路手段の先端と参照側光路手段の先端がほぼ同じ位置に保持されていることが好ましい。
　本発明によれば、光ファイバの屈曲に起因してサンプル光の偏光状態や波長分散特性が変化した場合でも、参照光の偏光状態や波長分散特性も同様に変化するため、良好な干渉信号を維持できる。その結果、光ファイバの屈曲に関わらず、高解像度の断層像を取得することができる。
第１実施形態に係る光断層測定装置を示す構成図である。 第２実施形態に係る光断層測定装置を示す構成図である。 第３実施形態に係る光断層測定装置を示す構成図である。 第４実施形態を示す構成図である。
　　１０　光源
　　１１，２１，３１，４１，４１ａ，４１ｂ，４３　光路
　　１２，４０　カプラ
　　１３，２２，３２　サーキュレータ
　　２０　プローブ
　　２５，３５　レンズ
　　２６　反射プリズム
　　３０　参照ミラー
　　３０ａ　ミラー面
　　３３　アッテネータ
　　４２　光検出器
　　４２ａ，４２ｂ　差動検出器
　　ＴＢ　チューブ
（第１実施形態）
　図１は、第１実施形態に係る光断層測定装置を示す構成図である。光断層測定装置は、低コヒーレンス光源を用いたマイケルソン干渉計として構成され、光源１０と、カプラ１２と、プローブ２０と、参照ミラー３０と、光検出器４２と、複数の光路１１，２１，３１，４１などを備える。光路１１，２１，３１，４１は、可撓性の単一モード光ファイバを含む。
　光源１０は、ＳＬＤ(Super Luminescent Diode)等で構成され、例えば、中心波長が１．３μｍ、発振スペクトル幅が約５０ｎｍの低コヒーレンス光を発生する。光源１０からの光は、光路１１を通ってカプラ１２に到達する。
　カプラ１２は、光ファイバカプラやビームスプリッタ等で構成され、光路１１からの光を光路２１，３１に向けて所定の比率で分割する光分割手段としての機能と、各光路２１，３１を逆行する光を干渉させる光干渉手段としての機能とを備える。
　光路２１は、カプラ１２によって分割されたサンプル光をプローブ２０に向けて伝送する。プローブ２０は、サンプル光を測定対象物に向けて照射する。測定対象物の内部構造に応じて反射したサンプル戻り光は、再びプローブ２０入射し、光路２１を逆行してカプラ１２に戻る。
　光路３１は、カプラ１２によって分割された参照光を参照ミラー３０に向けて伝送する。参照ミラー３０で反射した参照戻り光は、光路３１を逆行してカプラ１２に戻る。
　光路２１，３１をそれぞれ逆行したサンプル戻り光および参照戻り光は、カプラ１２で混合されて干渉光を発生する。干渉光は、光路４１を通って光検出器４２に到達する。光検出器４２は、例えば、ＩｎＧａＡｓのＰＩＮダイオードで構成され、干渉光の強度に応じた電圧をヘテロダインビート信号として出力する。
　光検出器４２からの信号は、各種のノイズ除去やフィルタ処理が施され、デジタル信号に変換された後、パーソナルコンピュータ等の信号処理装置に保存される。信号処理装置は、保存したデータを用いて、後述の光断層測定方式に応じて光断層像を構築する。
　光断層測定の方式は、タイムドメインＯＣＴ（ＴＤ―ＯＣＴ）とフーリエドメインＯＣＴ（ＦＤ―ＯＣＴ）に大別され、さらに、フーリエドメインＯＣＴは波長走査型ＯＣＴ（ＳＳ―ＯＣＴ）と分光器型ＯＣＴ（ＳＤ―ＯＣＴ）に分類される。タイムドメインＯＣＴでは、光路２１および光路３１のいずれか一方または両方に光位相変調器を設けて、走査信号に応じて光の位相を変調する。波長走査型ＯＣＴでは、光源１０として波長可変光源を用いて、走査信号に応じて光の波長を変調する。分光器型ＯＣＴでは、サンプル戻り光および参照戻り光の干渉光を回折格子で分光し、その分光スペクトルをリニアイメージセンサで計測する。
　本発明は、上述の何れの方式にも適用可能であるが、参照光路内に光路長を時間的に変動させる機構が不要となり、参照光路で構成される部分を細径化できる点で、波長走査型ＯＣＴや分光器型ＯＣＴが好ましい。
　本実施形態において、サンプル側光路２１および参照側光路３１は、屈曲時に互いに同じ形状に屈曲するように構成された光ファイバをそれぞれ含む。こうした構成により、本発明に係る光断層測定装置を体内診断に適用して、各光路２１，３１に含まれる光ファイバは共に内視鏡等に挿入することが可能になる。そして、診断の際、内視鏡の屈曲に伴って光ファイバが屈曲した場合、サンプル側光ファイバも参照側光ファイバも同じ形状となるように曲げが加えられる。このためサンプル光の偏光状態や波長分散特性が変化しても、参照光の偏光状態や波長分散特性も同様に変化するため、良好な干渉信号を維持でき、断層像の劣化が抑えられる。
　各光路２１，３１での光ファイバが屈曲時に互いに同じ形状に屈曲するように構成するためには、図１に示すように、両方の光ファイバを屈曲可能な同一のチューブＴＢに挿入することが好ましい。こうしたチューブＴＢを内視鏡の鉗子穴に挿入することで、参照光路とサンプル光路をほぼ同じ屈曲状態とすることが容易になる。また別の構成として、参照光路、サンプル光路用のそれぞれの光ファイバーを接着することによっても、同様な効果を得ることができる。
　また、サンプル側光路２１の先端と参照側光路３１の先端がほぼ同じ位置に保持されていることが好ましい。光路の先端まで、サンプル側光路２１および参照側光路３１を揃えることにより、両方のファイバの状況（例えば、屈曲度合い）がより近くなり、より良好な干渉信号を得ることができる。例えば、人体内部にプローブを深く挿入して測定する場合、プローブは先端付近で複雑な屈曲状態になる可能性がある。そのような場合でも、参照側光路３１の先端がサンプル側光路２１のほぼ先端まで配置されていれば、複雑な屈曲状態による影響もほぼ同一になるので、良好な干渉信号が得られる。
　また、サンプル光と参照光は別々の光ファイバで伝送する構成であるため、参照側光路３１だけにアッテネータの挿入が可能になる。そのため、参照戻り光の光量制御が容易に実現でき、干渉に最適な光量調整が図られる。さらに、サンプル光と参照光は別々の光路を通るため、サンプル光路内で発生するゴースト光の除去も可能となる。
（第２実施形態）
　図２は、第２実施形態に係る光断層測定装置を示す構成図である。光断層測定装置は、低コヒーレンス光源を用いたマイケルソン干渉計として構成され、光源１０と、カプラ１２と、サーキュレータ２２，３２と、アッテネータ３３と、プローブ２０と、参照ミラー３０と、カプラ４０と、差動検出器４２ａ，４２ｂと、複数の光路１１，２１，３１，４１ａ，４１ｂなどを備える。光路１１，２１，３１，４１ａ，４１ｂは、可撓性の単一モード光ファイバを含む。
　光源１０は、ＳＬＤ等で構成され、例えば、中心波長が１．３μｍ、発振スペクトル幅が約５０ｎｍの低コヒーレンス光を発生する。光源１０からの光は、光路１１を通ってカプラ１２に到達する。
　カプラ１２は、光ファイバカプラやビームスプリッタ等で構成され、光路１１からの光を光路２１，３１に向けて所定の比率で分割する光分割手段としての機能を有する。
　カプラ１２によって分割されたサンプル光は、光路２１およびサーキュレータ２２を通って、プローブ２０に到達する。プローブ２０は、サンプル光を測定対象物に向けて照射する。測定対象物の内部構造に応じて反射したサンプル戻り光は、再びプローブ２０に入射し、光路２１を逆行して、サーキュレータ２２を通ってカプラ４０に到達する。
　カプラ１２によって分割された参照光は、光路３１、サーキュレータ３２およびアッテネータ３３を通って、参照ミラー３０に到達する。参照ミラー３０で反射した参照戻り光は、光路３１を逆行して、アッテネータ３３およびサーキュレータ３２を通ってカプラ４０に到達する。
　光路２１，３１をそれぞれ逆行したサンプル戻り光および参照戻り光は、カプラ４０で混合されて干渉光を発生する。カプラ４０は、光ファイバカプラやビームスプリッタ等で構成され、各光路２１，３１を逆行する光を干渉させる光干渉手段としての機能を備える。干渉光は、光路４１ａ，４１ｂを通って差動検出器４２ａ，４２ｂにそれぞれ到達する。差動検出器４２ａ，４２ｂは、２つの干渉信号の差分を出力する。
　差動検出器４２ａ，４２ｂからの信号は、各種のノイズ除去やフィルタ処理が施され、デジタル信号に変換された後、パーソナルコンピュータ等の信号処理装置に保存される。信号処理装置は、保存したデータを用いて、上述の光断層測定方式に応じて光断層像を構築する。
　本実施形態では、サンプル戻り光と参照戻り光の干渉信号を差動検出することによって、サンプル光路からの光と参照光路からの光をカプラ４０で干渉させた信号は逆相の信号となるため、差動検出により信号強度が増強される。一方、例えば、サンプル光路内に配置したプリズム等の光学面で発生したゴースト起因の干渉信号は、カプラ４０で単に分割されるだけなので同相となり、差動検出によりノイズ信号が低減でき、その結果、良好な断層像を得ることができる。
　また本実施形態において、サンプル側光路２１および参照側光路３１は、屈曲時に互いに同じ形状に屈曲するように構成された光ファイバをそれぞれ含む。こうした構成により、診断の際、内視鏡の屈曲に伴って光ファイバが屈曲した場合、サンプル側光ファイバも参照側光ファイバも同じ形状となるように曲げが加えられる。このためサンプル光の偏光状態や波長分散特性が変化しても、参照光の偏光状態や波長分散特性も同様に変化するため、良好な干渉信号を維持でき、断層像の劣化が抑えられる。
　各光路２１，３１での光ファイバが屈曲時に互いに同じ形状に屈曲するように構成するためには、前の実施形態と同様に、両方の光ファイバを屈曲可能な同一のチューブＴＢに挿入することが好ましい。こうしたチューブＴＢを内視鏡の鉗子穴に挿入することで、参照光路とサンプル光路をほぼ同じ屈曲状態とすることが容易になる。また別の構成として、参照光路、サンプル光路用のそれぞれの光ファイバーを接着することによっても、同様な効果を得ることができる。
　また、サンプル側光路２１の先端と参照側光路３１の先端がほぼ同じ位置に保持されていることが好ましい。光路の先端まで、サンプル側光路２１および参照側光路３１を揃えることにより、両方のファイバの状況（例えば、屈曲度合い）がより近くなり、より良好な干渉信号を得ることができる。例えば、人体内部にプローブを深く挿入して測定する場合、プローブは先端付近で複雑な屈曲状態になる可能性がある。そのような場合でも、参照側光路３１の先端がサンプル側光路２１のほぼ先端まで配置されていれば、複雑な屈曲状態による影響もほぼ同一になるので、良好な干渉信号が得られる。
　また、サンプル光と参照光は別々の光ファイバで伝送する構成であるため、参照側光路３１だけにアッテネータ３３の挿入が可能になる。そのため、参照戻り光の光量制御が容易に実現でき、干渉に最適な光量調整が図られる。さらに、サンプル光と参照光は別々の光路を通るため、サンプル光路内で発生するゴースト光の除去も可能となる。
（第３実施形態）
　図３は、第３実施形態に係る光断層測定装置を示す構成図である。光断層測定装置は、低コヒーレンス光源を用いたマイケルソン干渉計として構成され、光源１０と、サーキュレータ１３と、カプラ１２と、アッテネータ３３と、プローブ２０と、参照ミラー３０と差動検出器４２ａ，４２ｂと、複数の光路１１，２１，３１，４１，４３などを備える。光路１１，２１，３１，４１，４３は、可撓性の単一モード光ファイバを含む。
　光源１０は、ＳＬＤ等で構成され、例えば、中心波長が１．３μｍ、発振スペクトル幅が約５０ｎｍの低コヒーレンス光を発生する。光源１０からの光は、光路１１およびサーキュレータ１３を通ってカプラ１２に到達する。
　カプラ１２は、光ファイバカプラやビームスプリッタ等で構成され、光路１１からの光を光路２１，３１に向けて所定の比率で分割する光分割手段としての機能と、各光路２１，３１を逆行する光を干渉させる光干渉手段としての機能とを備える。
　光路２１は、カプラ１２によって分割されたサンプル光をプローブ２０に向けて伝送する。プローブ２０は、サンプル光を測定対象物に向けて照射する。測定対象物の内部構造に応じて反射したサンプル戻り光は、再びプローブ２０入射し、光路２１を逆行してカプラ１２に戻る。
　光路３１は、カプラ１２によって分割された参照光を参照ミラー３０に向けて伝送する。参照ミラー３０で反射した参照戻り光は、光路３１を逆行して、アッテネータ３３を通ってカプラ１２に戻る。
　光路２１，３１をそれぞれ逆行したサンプル戻り光および参照戻り光は、カプラ４０で混合されて干渉光を発生する。干渉光の一部は、光路４１を通って差動検出器４２ｂに到達し、残りの一部は、光路１１を逆行し、サーキュレータ１３を通って差動検出器４２ａに到達する。差動検出器４２ａ，４２ｂは、２つの干渉信号の差分を出力する。
　差動検出器４２ａ，４２ｂからの信号は、各種のノイズ除去やフィルタ処理が施され、デジタル信号に変換された後、パーソナルコンピュータ等の信号処理装置に保存される。信号処理装置は、保存したデータを用いて、上述の光断層測定方式に応じて光断層像を構築する。
　本実施形態では、サンプル戻り光と参照戻り光の干渉信号を差動検出することによって、サンプル光路からの光と参照光路からの光をカプラ１２で干渉させた信号は逆相の信号となるため、差動検出により信号強度が増強される。一方、例えば、サンプル光路内に配置したプリズム等の光学面で発生したゴースト起因の干渉信号は、カプラ１２で単に分割されるだけなので同相となり、差動検出によりノイズ信号が低減でき、その結果、良好な断層像を得ることができる。
　また本実施形態において、サンプル側光路２１および参照側光路３１は、屈曲時に互いに同じ形状に屈曲するように構成された光ファイバをそれぞれ含む。こうした構成により、診断の際、内視鏡の屈曲に伴って光ファイバが屈曲した場合、サンプル側光ファイバも参照側光ファイバも同じ形状となるように曲げが加えられる。このためサンプル光の偏光状態や波長分散特性が変化しても、参照光の偏光状態や波長分散特性も同様に変化するため、良好な干渉信号を維持でき、断層像の劣化が抑えられる。
　各光路２１，３１での光ファイバが屈曲時に互いに同じ形状に屈曲するように構成するためには、前の実施形態と同様に、両方の光ファイバを屈曲可能な同一のチューブＴＢに挿入することが好ましい。こうしたチューブＴＢを内視鏡の鉗子穴に挿入することで、参照光路とサンプル光路をほぼ同じ屈曲状態とすることが容易になる。また別の構成として、参照光路、サンプル光路用のそれぞれの光ファイバーを接着することによっても、同様な効果を得ることができる。
　また、サンプル側光路２１の先端と参照側光路３１の先端がほぼ同じ位置に保持されていることが好ましい。光路の先端まで、サンプル側光路２１および参照側光路３１を揃えることにより、両方のファイバの状況（例えば、屈曲度合い）がより近くなり、より良好な干渉信号を得ることができる。例えば、人体内部にプローブを深く挿入して測定する場合、プローブは先端付近で複雑な屈曲状態になる可能性がある。そのような場合でも、参照側光路３１の先端がサンプル側光路２１のほぼ先端まで配置されていれば、複雑な屈曲状態による影響もほぼ同一になるので、良好な干渉信号が得られる。
　また、サンプル光と参照光は別々の光ファイバで伝送する構成であるため、参照側光路３１だけにアッテネータ３３の挿入が可能になる。そのため、参照戻り光の光量制御が容易に実現でき、干渉に最適な光量調整が図られる。さらに、サンプル光と参照光は別々の光路を通るため、サンプル光路内で発生するゴースト光の除去も可能となる。
（第４実施形態）
　図４は、第４実施形態を示す構成図である。ここでは、プローブ２０および参照ミラー３０の構成について説明する。プローブ２０は、光路２１の先端に配置された、例えば、屈折率分布型（ＧＲＩＮ）レンズ等のレンズ２５と、レンズ２５を出射したサンプル光を反射し、測定対象物ＯＢＪに向けて照射する反射プリズム２６とを備える。測定対象物ＯＢＪの内部構造に応じて反射したサンプル戻り光は、反射プリズム２６によって反射し、レンズ２５を通って光路２１に再び入射する。
　参照ミラー３０は、光路３１の先端に配置された、例えば、屈折率分布型（ＧＲＩＮ）レンズ等のレンズ３５と、所定の屈折率ｎおよび長さＬを有し、最終端面にミラー面３０ａを持つ焦点位置合わせ部材３６とを備える。
　焦点位置合わせ部材３６の光路長（＝ｎ×Ｌ）は、反射プリズム２６の光路長と、反射プリズム２６の出射面から測定対象物ＯＢＪまでの光路長との合計と一致するように設計することが好ましい。これによりカプラ１２から測定対象物ＯＢＪを経てカプラ１２（あるいはカプラ４０）に至るまでの経路に関して、サンプル光が往復する光路長は参照光が往復する光路長と一致するようになり、干渉時の位相誤差を低減できる。
　また、サンプル光側のレンズ２５と参照光側のレンズ３５は、光学特性（例えば、レンズ材料、レンズ厚さ、屈折パワー、分散）の点で同じであることが好ましい。これによりレンズ２５で発生する光の分散がレンズ３５で発生する光の分散と同じになるため、波長走査型ＯＣＴを採用した場合、干渉時の位相誤差を低減できる。なお、ここではレンズ２５，３５として屈折率分布型レンズを例示したが、通常の曲面レンズでも構わない。
　本発明は、良好で高解像度の断層像が取得できる点で、産業上極めて有用である。

Claims (5)

  1. 　測定対象物の光断層像を取得するための光断層測定装置であって、
    　可干渉性の光を発生する光源と、
    　光源からの光を分割するための光分割手段と、
    　光分割手段によって分割された一方の光を測定対象物に向けて伝送するためのサンプル側光路手段と、
    　光分割手段によって分割された他方の光を参照ミラーに向けて伝送するための参照側光路手段と、
    　測定対象物からサンプル側光路手段を経由したサンプル戻り光、および参照ミラーから参照側光路手段を経由した参照戻り光を干渉させるための光干渉手段と、
    　光干渉手段による干渉光を検出するための光検出器とを備え、
    　サンプル側光路手段および参照側光路手段は、屈曲時に互いに同じ形状に屈曲するように構成された光ファイバをそれぞれ含むことを特徴とする光断層測定装置。
  2. 　サンプル側光路手段の測定対象物側の先端、および参照側光路手段の参照ミラー側の先端には、互いに同じレンズがそれぞれ配置されていることを特徴とする請求項１記載の光断層測定装置。
  3. 　光検出器は、サンプル戻り光と参照戻り光の干渉光を差動検出することを特徴とする請求項１記載の光断層測定装置。
  4. 　サンプル側光路手段に含まれる光ファイバ、および参照側光路手段に含まれる光ファイバは、屈曲可能な同一のチューブに挿入されていることを特徴とする請求項１記載の光断層測定装置。
  5. 　サンプル側光路手段の先端と参照側光路手段の先端がほぼ同じ位置に保持されていることを特徴とする請求項１記載の光断層測定装置。
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