WO2010143601A1 - ２ビーム型光コヒーレンストモグラフィー装置 - Google Patents

２ビーム型光コヒーレンストモグラフィー装置 Download PDF

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WO2010143601A1
WO2010143601A1 PCT/JP2010/059603 JP2010059603W WO2010143601A1 WO 2010143601 A1 WO2010143601 A1 WO 2010143601A1 JP 2010059603 W JP2010059603 W JP 2010059603W WO 2010143601 A1 WO2010143601 A1 WO 2010143601A1
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light
oct
blood flow
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PCT/JP2010/059603
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安野　嘉晃
修一 巻田
伊藤　雅英
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国立大学法人筑波大学
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    • G01—MEASURING; TESTING
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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
    • G01N21/47—Scattering, i.e. diffuse reflection
    • G01N21/4795—Scattering, i.e. diffuse reflection spatially resolved investigating of object in scattering medium
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B3/00—Apparatus for testing the eyes; Instruments for examining the eyes
    • A61B3/10—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions
    • A61B3/102—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions for optical coherence tomography [OCT]
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
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    • A61B5/0059—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons using light, e.g. diagnosis by transillumination, diascopy, fluorescence
    • A61B5/0062—Arrangements for scanning
    • A61B5/0066—Optical coherence imaging

Definitions

  • the present invention relates to a two-beam optical coherence tomography apparatus, for example, a two-beam optical coherence tomography apparatus applicable to a quantitative measurement apparatus for fundus blood flow (retinal blood flow).
  • OCT has been used to capture the internal information of an object, that is, the differential structure of the refractive index distribution, in a non-destructive and high resolution manner.
  • OCT optical coherence tomography
  • the basic OCT 53 is based on a Michelson interferometer, and its principle will be described with reference to FIG.
  • the light emitted from the light source 44 is collimated by the collimator lens 45 and then divided into reference light and object light by the beam splitter 46.
  • the object light is condensed on the measurement object 48 by the objective lens 47 in the object arm, scattered and reflected there, and then returns to the objective lens 47 and the beam splitter 46 again.
  • the reference light is reflected by the reference mirror 50 after passing through the objective lens 49 in the reference arm, and returns to the beam splitter 46 through the objective lens 49 again.
  • the object light and the reference light that have returned to the beam splitter 46 in this way are incident on the condensing lens 51 together with the object light and are collected on the photodetector 52 (photodiode or the like).
  • the OCT light source 44 uses a light source of light that is low in coherence in time (light emitted from the light source at different times is extremely difficult to interfere).
  • a Michelson interferometer using temporally low coherence light as a light source, an interference signal appears only when the distance between the reference arm and the object arm is approximately equal.
  • an interference signal (interferogram) for the optical path length difference is obtained.
  • the shape of the interferogram indicates the reflectance distribution in the depth direction of the measurement object 48, and the structure in the depth direction of the measurement object 48 can be obtained by one-dimensional axial scanning.
  • the structure in the depth direction of the measurement object 48 can be measured by optical path length scanning.
  • a two-dimensional cross-sectional image of the object to be measured can be obtained by performing a two-dimensional scan by applying a horizontal mechanical scan.
  • the scanning device that performs the horizontal scanning includes a configuration in which the object to be measured is directly moved, a configuration in which the objective lens is shifted while the object is fixed, and a pupil of the objective lens while the object to be measured and the objective lens are fixed.
  • a configuration in which the angle of the galvanometer mirror placed near the surface is rotated is used.
  • a wavelength scanning OCT Swept Source OCT, abbreviated as “SS-OCT” for short
  • SS-OCT Spectrum Domain OCT
  • SD-OCT Spectrum Domain OCT
  • FD-OCT Fourier domain OCT
  • PS-OCT Polarization-sensitive OCT
  • the wavelength scanning type OCT obtains a three-dimensional optical tomographic image by changing the wavelength of a light source by a high-speed wavelength scanning laser, rearranging interference signals using a light source scanning signal acquired in synchronization with a spectrum signal, and applying signal processing.
  • a device using a monochromator can be used as the wavelength scanning OCT.
  • the wavelength spectrum of the reflected light from the object to be measured is acquired with a spectrometer (spectrum spectrometer), and Fourier transform is performed on this spectrum intensity distribution, so that the real space (OCT signal space) is obtained.
  • This Fourier domain OCT does not need to scan in the depth direction, and can measure the cross-sectional structure of the object to be measured by scanning in the x-axis direction.
  • the polarization-sensitive OCT acquires the wavelength spectrum of the reflected light from the object to be measured with a spectrum spectrometer. For example, horizontal linearly polarized light, vertical linearly polarized light, 45 ° linearly polarized light, and circularly polarized light passed through a four-wavelength plate, etc. Only the horizontally polarized component is incident on the spectrum spectrometer to cause interference, and only the component having a specific polarization state of the object light is extracted and subjected to Fourier transform. This polarization sensitive OCT also does not need to be scanned in the depth direction.
  • Doppler OCT Doppler optical coherence tomography
  • Doppler OCT is a means for obtaining the velocity of a blood flow or the like by using the fact that the amount of phase change (frequency change) obtained by Fourier transform of spectral interference information corresponds to the moving speed of a subject as a Doppler signal.
  • Wavelength scanning OCT, Fourier domain OCT, etc. can be applied (see Patent Documents 4 and 5, Non-Patent Documents 1 and 2).
  • the inventor of the present application has also proposed a quantitative measurement device for fundus blood flow that enables extraction of the retinal blood vessel structure by Doppler optical coherence angiography means and enables quantification of blood flow in the retinal blood vessel (Japanese Patent Application No. 2008-8465). Issue).
  • JP 2002-310897 A Japanese Patent Laid-Open No. 11-325849 JP 2004-028970 A US Pat. No. 6,549,801 Japanese Patent No. 4138027
  • phase change amount (hereinafter simply referred to as “phase change amount”, also referred to as “phase difference”) is obtained from the tomographic image, and a time change amount of frequency (hereinafter simply referred to as “phase difference”) is obtained. (Referred to as “frequency shift”), and the blood flow velocity at the site is calculated from the optical Doppler effect.
  • the Doppler OCT has a problem that it is necessary to reduce the scanning speed and to measure the same place multiple times over time in order to increase the sensitivity of the flow velocity.
  • the present invention solves the problem that the scanning speed by the multiple times of probe beam irradiation and measurement to the same part of the sample in the conventional Doppler OCT and the like is slowed down, and the Doppler OCT is applied to a fundus blood flow quantitative measurement apparatus. Therefore, it is an object to enable quick measurement of blood flow velocity, blood flow volume, and the like.
  • the present invention provides a two-beam optical coherence tomography apparatus including a broadband light source, a polarization control device, a fiber coupler, a reference arm, a sample arm, and a spectrometer,
  • the linearly polarized beam is linearly polarized by the polarization controller, and the linearly polarized beam is converted into two independent polarized beams such as a vertically polarized beam and a horizontally polarized beam, or a clockwise circularly polarized beam and a counterclockwise circularly polarized beam in the sample arm.
  • scanning is performed while simultaneously irradiating two different polarized beams with a galvanoscope at two different positions in the scanning direction, and the reference light from the reference arm and the object light from the sample arm are combined to interfere with each other.
  • the interference signal light is split by the diffraction grating in the spectroscope, and further converted into a vertical component and a horizontal component by a polarization beam splitter.
  • the two tomographic images of the same part at different times are simultaneously detected by two detectors, and two tomographic images of the same part at different times are acquired by the one mechanical scan.
  • a two-beam optical coherence tomography device characterized by being capable of measuring a phase variation with time.
  • the present invention provides a two-beam optical coherence tomography device including a broadband light source, a polarization control device, a fiber coupler, a reference arm, a sample arm, and a spectrometer
  • the polarization control device includes: A beam from a broadband light source is linearly polarized, the sample arm includes a Wollaston prism and a galvanometer mirror, and the Wollaston prism divides the linearly polarized beam into a vertically polarized beam and a horizontally polarized beam, Or, by placing a polarization conversion element such as a wave plate behind the Wollaston prism, it is divided into two polarization beams that are independent of each other, such as a clockwise circularly polarized beam and a counterclockwise circularly polarized beam.
  • the spectroscope includes a diffraction grating, a polarization beam splitter, and two polarization-sensitive photodetectors
  • the fiber coupler includes a reference beam from the reference arm and a sample arm.
  • the object light is combined and interfered to form interference signal light
  • the diffraction grating splits the interference signal light into spectral interference signal light
  • the polarization beam splitter converts the spectral interference signal light into a vertical polarization component and a horizontal polarization component.
  • the two photodetectors detect the vertical polarization component and the horizontal polarization component of the spectral interference signal light at the same time, and obtain two tomographic images of the same part at different times.
  • Two-beam optical coherence obtained by mechanical scanning and capable of measuring a temporal change amount of the phase for the same part from the two tomographic images To provide a mode chromatography apparatus.
  • the blood vessel structure in the sample is extracted, and the blood flow velocity and blood flow in the blood vessel structure can be calculated based on the frequency change calculated based on the time change amount of the phase. Is preferred.
  • the retinal blood vessel structure is extracted as the blood vessel structure and used as a fundus blood flow quantitative measurement apparatus capable of quantifying the blood flow of the retinal blood vessels.
  • the same part of the sample is measured with one probe beam, but in order to increase the scanning speed, the same part of the sample is measured with a single probe beam with a time difference of 2 as short as possible. If you try to measure the number of times, the time difference is too short and noise occurs, and the Doppler frequency shift cannot be measured sufficiently.
  • the phase change amount or the frequency shift is calculated from the data of the two tomographic images, and the measurement sensitivity of the Doppler frequency shift is improved by increasing the time difference for acquiring the two tomographic images. .
  • This two-beam optical coherence tomography apparatus 1 uses a principle of low coherence interference, and has a fundamental configuration of spectral domain OCT (SD-OCT) that obtains spectral interference signal light with a spectroscope and obtains resolution in the depth direction.
  • SD-OCT spectral domain OCT
  • a two-beam optical coherence tomography apparatus 1 includes a light source 2, a polarization controller 3, a fiber coupler 4, a reference arm 5, a sample arm 6, and a spectrometer 7. These optical elements are shown in FIG. Thus, they are coupled through the fiber 8.
  • the fiber 8 desirably uses a polarization maintaining fiber in order to maintain the polarization of the light linearly polarized by the polarization controller 3.
  • a broadband light source such as an SLD (super luminescent diode) or an ultrashort pulse laser is used.
  • the polarization control device 3 is provided so that the light from the light source 2 can be linearly polarized and the polarization direction (polarization angle) of the linearly polarized light can be adjusted.
  • a fiber coupler 4 is connected to the polarization controller 3.
  • the reference arm 5 and the sample arm 6 are connected to the fiber coupler 4 via two branched fibers 8.
  • the reference arm 5 includes a collimating lens 9, a light amount adjusting device 10 (an attenuator (Neutral Density (ND) Filter) may be used as the light amount adjusting device), a condenser lens 11, and a reference mirror 12 (fixed mirror).
  • the light amount adjusting device 10 is provided so that the intensity of the reference light reflected and returned by the reference mirror 12 does not change.
  • the reference light linearly polarized by the polarization controller 3 is introduced into the reference arm 5 and reflected by the reference mirror 12, it goes without saying that this reference light includes a horizontal component and a vertical component. Yes.
  • a collimating lens 13, a Wollaston prism 14 (WP: Wollaston Prism), a condensing lens 15, a collimating lens 16, a fixed mirror 17, a galvano mirror 18, a collimating lens 20, and a condensing lens 21 are sequentially provided.
  • WP Wollaston Prism
  • a Wollaston prism which is an example of a polarization separation element, is a polarization prism composed of two joined prisms, and vertically incident light is separated into mutually orthogonal polarization states by two prisms and emitted in different directions.
  • the polarization beam incident from the fiber coupler 4 is converted into a horizontal polarization component (horizontal polarization beam 22, see solid line in FIG. 1) and a vertical polarization component (vertical polarization beam 23, see dotted line in FIG. 1) in the Wollaston prism 14. ).
  • the horizontal polarization beam 22 and the vertical polarization beam 23 are spatially separated at an appropriate interval ⁇ in the scanning direction (B direction) described later. In this way, two probe beams of the horizontally polarized beam 22 and the vertically polarized beam 23 are formed at an interval ⁇ in the scanning direction.
  • the polarization beam incident from the fiber coupler 4 is separated into the horizontal polarization beam 22 and the vertical polarization beam 23. And can be separated into two independent circularly polarized beams such as a clockwise circularly polarized beam 22 and a counterclockwise circularly polarized beam 23, and can be emitted in different directions. Two circularly polarized beams with these different rotational directions may be used.
  • the horizontal polarization beam 22 and the vertical polarization beam 23 separated from each other in the scanning direction are swung in the B direction perpendicular to the A direction which is the depth direction of the sample 24 by the galvanometer mirror 18 to scan the sample 24. Scanning is performed so that two different parts in the direction are irradiated simultaneously.
  • a clockwise circularly polarized beam 22, a counterclockwise circularly polarized beam 23, or the like is used instead of the horizontally polarized beam 22 and the vertically polarized beam 23.
  • the backscattered light (reflected light) from each sample 24 of the irradiated horizontally polarized beam 22 and vertically polarized beam 23 passes through the Wollaston prism 14 and is again made into the fiber coupler 4 as object light including the horizontal component and the vertical component.
  • the signal is superimposed and combined with the reference light, interferes, and is transmitted to the spectroscope 7 as interference signal light including two vertical and horizontal polarization components.
  • This point is also the case where a clockwise circularly polarized beam 22, a counterclockwise circularly polarized beam 23, etc. are used instead of the horizontally polarized beam 22 and the vertically polarized beam 23, and the interference including two vertically and horizontally polarized components as described above. It is sent to the spectrometer 7 as signal light.
  • the spectroscope 7 includes a collimator lens 25, a diffraction grating 26, a Fourier transform lens 27, a polarization beam splitter 28, and two photodetectors 29 and 30 which are sequentially arranged on the optical path.
  • the polarization beam splitter 28 and the two photodetectors 29 and 30 constitute a polarization sensitive detection device.
  • the interference signal light transmitted from the fiber coupler 4 is incident on the diffraction grating 26 through the collimator lens 25 and is split into spectral interference signal light including two polarization components, a vertical polarization component and a horizontal polarization component.
  • the spectral interference signal light including the two polarization components dispersed by the diffraction grating 26 is Fourier-transformed by the Fourier transform lens 27, and the two polarization components are spectral interference signals including the respective polarization components by the polarization beam splitter 28. It is separated into light and detected simultaneously by two polarization-sensitive photodetectors 29 and 30, and two OCT tomographic image data (OCT signals) are acquired simultaneously.
  • a line CCD camera one-dimensional CCD camera
  • the two OCT signals detected by the two photodetectors 29 and 30 in this way are taken into the computer 31, and based on these two OCT signals, two OCT tomograms are simultaneously performed on the sample 24 in one scan. An image is formed.
  • the two tomographic images have tomographic image information at different times and phase information included in the tomographic image information for the same part of the sample 24, respectively.
  • the frequency shift (change in frequency) of the reflected light applied to the moving object corresponds to the speed of the object. Therefore, in the two-beam optical coherence tomography device according to the present invention, phase information at different times included in the same predetermined portion of the two tomographic images obtained as described above is extracted, and based on this extracted data Thus, frequency shifts at different times for the same part of the sample 24 can be calculated.
  • the blood flow velocity flowing through a predetermined region eg, one portion of the blood vessel
  • the blood flow rate based on the blood flow velocity and the cross-sectional area of the blood vessel that can be acquired from the tomographic image, etc. can be measured.
  • the two-beam optical coherence tomography apparatus according to the present invention is characterized in that two probe beams are used in order to increase the phase detection (flow velocity) sensitivity without reducing the scanning speed.
  • a clockwise circularly polarized beam 22, a counterclockwise circularly polarized beam 23, or the like is used instead of the horizontally polarized beam 22 and the vertically polarized beam 23.
  • the probe beam 22 is focused on x 1 (t 0 ) for the sample portion P, and the probe beam 23 is x for the sample portion P ′. 2 (t 0 ).
  • These two probe beams 22 and 23 are simultaneously scanned at a speed of vx [mm / s].
  • the scanning direction position x 1 (t 0 ) where the probe beam 22 is condensed at time t 0 and the scanning direction position x 2 (t 1 ) where the probe beam 23 is condensed at time t 1 are the same position. is there.
  • the OCT signal obtained by the probe beam 22 at x 1 (t 0 ) and the probe beam 23 OCT signals obtained at x 2 (t 1 ) are the same, and there is no phase change and no frequency shift at the site P of the sample 24 between time t 0 and time t 1 .
  • the amount of change and the frequency shift of the phase occurs at the site P of the sample 24 between the times t 0 and time t 1.
  • FIG. 3 shows the positional relationship between the two probe beams 22 and 23 and the detection timing.
  • the detection time difference t 1 -t 0 between the two beams is T
  • the position x 2 (t + T) at which the light 23 is condensed is the same position (see FIG. 3).
  • T ⁇ x / vx.
  • ⁇ x is the distance between the two beams
  • vx is the scanning speed.
  • the OCT signal ⁇ 1 (x 1 (t), z i ) obtained by the probe beam 22 at x 1 (t) and the probe beam 23 are x 2 (t + T) OCT signal obtained in ⁇ 2 (x 2 (t + T), z k) the amount of change in the phase of a, as the frequency shift, represented by the following formula 1.
  • Equation 1 x is a position in the B scan direction, and z is a position in the A scan direction.
  • * in Equation 1 represents a complex co-integration. Equation 1 has the following meaning.
  • the OCT signal is added in the depth direction for noise reduction.
  • the frequency shift ⁇ f (x 1 (t), z i ) at the i-th position zi in the depth direction is the i-th signal ⁇ 1 (x 1 (t), z i ), ⁇ 2 (x 2 ) in the depth direction.
  • T), z i ) to i + M-th signal ⁇ 1 (x 1 (t), z i + M), ⁇ 2 (x 2 (t), z i + M) are calculated as the sum of signals.
  • k is a parameter in the z direction and varies from i to i + M.
  • the frequency shift ⁇ f (x 1 (t), z i ) shown in Equation 1 is a Doppler shift of the OCT signal due to the speed in the movement (motion) in the optical axis direction such as blood flow in the predetermined portion P of the sample 24.
  • ⁇ is the center wavelength of the light source used for measurement
  • n is the refractive index of the measurement target.
  • a predetermined portion eg, one portion of a blood vessel
  • the phase shift represents the amount of minute deformation of the living tissue, it can be applied to measurement of tissue motion.
  • the predetermined portion P It is possible to perform processing such as calculation of the velocity of the blood flow flowing through (eg, a part of the blood vessel) and acquisition of the blood flow volume based on the velocity.
  • the blood flow velocity is quantified by quantification means (specifically, functional means of quantification software) of a computer to which the OCT signal is input. Further, the blood flow volume is quantitatively measured using the blood vessel lumen diameter (or blood vessel cross-sectional area) obtained based on the two OCT signals.
  • FIG. 4 shows an example of the configuration of a computer that performs processing for acquiring the blood flow velocity, blood flow, and the like flowing through a predetermined portion (eg, one portion of a blood vessel) based on the spectral interference signal light in the two polarization states.
  • the computer 31 is a normal computer having an input unit 32, a storage unit 33, a CPU 34, and an output unit 35. An output signal from the output unit 35 is visualized by an output device 36 such as a display device or a printer.
  • the CPU 34 executes a series of functional means of the quantification software.
  • the quantitative measurement of blood flow will be described focusing on the functional means of the quantification software.
  • the signals of the two tomographic images obtained by the spectroscope 7 are input to the input unit 32 of the computer 31 from the two photodetectors 29 and 30 (eg, CCD camera), respectively.
  • the spectrum interference signal input to the input unit 32 is Fourier-transformed by the Fourier transform unit 37, and the phase component is calculated by the phase difference calculation unit 38 from the complex number data.
  • the frequency shift amount calculated by the frequency shift calculation means 39 from the phase component is converted into a blood flow velocity by the blood flow velocity calculation means 40 as a Doppler signal.
  • the blood vessel structure is extracted by the blood vessel structure acquisition means 41 from the intensity component (normal OCT image) of the spectrum interference signal subjected to Fourier transform, and the blood vessel cross section calculation means 42 calculates the blood vessel cross section using this.
  • the blood vessel flow product calculation means 43 calculates the blood vessel flow rate from the blood flow velocity and the blood vessel cross-sectional area, and the three-dimensional structure of the blood vessel and the blood flow rate are displayed on the display device (output device).
  • a super luminescent diode (SLD) is used as a broadband light source, and the polarization direction of broadband light from the light source is controlled by the polarization controller 3 so that the ratio of the horizontal and vertical components of linearly polarized light is 1: 1.
  • SLD super luminescent diode
  • the polarization controller 3 so that the ratio of the horizontal and vertical components of linearly polarized light is 1: 1.
  • it is introduced into the fiber coupler 4 by the optical fiber 8.
  • linearly polarized light enters the reference arm 5 and the sample arm 6 from the fiber coupler 4.
  • the backscattered light from the sample arm 6 and the reference light from the reference arm 5 are combined by the fiber coupler 4 and interfere with each other, separated by the diffraction grating 26, and separated into a horizontal polarization component and a vertical polarization component by the polarization beam splitter 28.
  • each can be detected simultaneously with a one-dimensional CCD.
  • the light of the broadband light source used in this embodiment has, for example, a center frequency of 840 nm and a spectral width of 50 nm.
  • the Wollaston prism 14 separates the horizontal polarization component and the vertical polarization component into 0.35 degrees.
  • the separation interval ⁇ x between the two probe beams 22 and 23 on the sample 24 is 162 micron.
  • FIG. 5A is an OCT image of the human retina. OCT Doppler images at depths of B, C, D, and E are shown in FIGS. 5 (B), (C), (D), and (E).
  • FIG. 6A is an OCT Doppler image obtained by this example
  • FIG. 6B is an OCT Doppler image obtained by conventional OCT, and an improvement in sensitivity (definition) was clearly recognized.
  • OCT Doppler image is different from a normal OCT image (tomographic image) as follows.
  • an OCT image (or a tomographic image having the same meaning) is an image based on the intensity (intensity distribution) of an OCT signal (Fourier transform of a spectral interference signal that is dispersed by a spectroscope and detected by a CCD). Since the result of the Fourier transform of the OCT signal is a complex number, the absolute value is displayed in the OCT image.
  • the phase component of the complex number is constant when the phase to be measured does not change with time (when there is no movement). If there is a temporal movement such as blood flow in a part of the sample, the phase will be different even if the intensity component (reflectance) is constant if the measurement time is different.
  • An OCT Doppler image is displayed by changing a different phase to a frequency change (Doppler signal) (converted to pixel brightness for display).
  • the probe beams 22 and 23 scan the same point (the same part of the sample) at different times (B scan).
  • the obtained OCT signal and the OCT signal obtained by the probe beam 23 are shifted by time T.
  • an OCT Doppler image is obtained from the amount of change in the phase component of the two OCT signals.
  • the OCT signal at different times must be repeated twice for the B-scan and C-scan, but according to the two-beam optical coherence tomography apparatus according to the present invention, 1
  • An OCT signal shifted by time T is obtained by the B scan and C scan.
  • an OCT Doppler image can be created from an image at an approaching time. Therefore, if the image is disturbed due to vibration caused by the conventional Doppler OCT, or the time is too far away. Since factors such as disturbance in the phase relationship are relatively eliminated, the OCT Doppler image can be expected to become clearer.
  • the two-beam optical coherence tomography apparatus has the above-described configuration, not only quantitative measurement of fundus blood flow but also medical examination apparatus is required to have a high-precision resolution.
  • the present invention can also be applied to various technical fields, for example, living organisms and structures of animals and plants.

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Abstract

　ドップラーＯＣＴなどにおける試料の走査速度を速くし血流速度、血流量などの計測を迅速に行えるようにする。光源２からの広帯域光を偏光制御装置３で直線偏光し、試料アームにおいてウォーラストンプリズム１４により直線偏光したビームを垂直偏光と水平偏光に分け、ガルバノ鏡１８で、走査方向について試料の異なる２部位に同時に照射して走査を行い、参照アーム５からの参照光と試料アーム６からの物体光を合波、干渉させ、この干渉信号光を回折格子２６で分光し、さらに偏光ビームスプリッター２８で水平成分と垂直成分を分離し、２つ偏光感受型光検出器２９、３０により同時に計測し、時間の異なる同じ位置の２枚の断層画像を１回の機械的走査によって取得し、２枚の断層画像により、位相の時間変化量を計測可能とする。

Description

２ビーム型光コヒーレンストモグラフィー装置
　本発明は、２ビーム型光コヒーレンストモグラフィー装置に関し、例えば、眼底血流量（網膜血管の血流量）の定量測定装置などに適用可能な２ビーム型光コヒーレンストモグラフィー装置に関する。
　従来、物体の内部情報、つまり屈折率分布の微分構造を非破壊、高分解能で捉えるために、ＯＣＴを用いることが行われている。
　医療分野などで用いられる非破壊断層計測技術の１つとして、光断層画像化法「光コヒーレンストモグラフィー」（ＯＣＴ）がある（特許文献１参照）。ＯＣＴは、光をプローブビーム（計測光）として用いるため、被計測物体の屈折率分布、分光情報、偏光情報（複屈折率分布）などが計測できるという利点がある。
　基本的なＯＣＴ５３は、マイケルソン干渉計を基本としており、その原理を図７で説明する。光源４４から射出された光は、コリメートレンズ４５で平行化された後に、ビームスプリッター４６により参照光と物体光に分割される。物体光は、物体アーム内の対物レンズ４７によって被計測物体４８に集光され、そこで散乱・反射された後に再び対物レンズ４７、ビームスプリッター４６に戻る。
　一方、参照光は参照アーム内の対物レンズ４９を通過した後に参照鏡５０によって反射され、再び対物レンズ４９を通してビームスプリッター４６に戻る。このようにビームスプリッター４６に戻った物体光と参照光は、物体光とともに集光レンズ５１に入射し光検出器５２（フォトダイオードなど）に集光される。
　ＯＣＴの光源４４は、時間的に低コヒーレンスな光（異なった時刻に光源から出た光同士は極めて干渉しにくい光）の光源を利用する。時間的低コヒーレンス光を光源としたマイケルソン型の干渉計では、参照アームと物体アームの距離がほぼ等しいときにのみ干渉信号が現れる。この結果、参照アームと物体アームの光路長差（τ）を変化させながら、光検出器５２で干渉信号の強度を計測すると、光路長差に対する干渉信号（インターフェログラム）が得られる。
　そのインターフェログラムの形状が、被計測物体４８の奥行き方向の反射率分布を示しており、１次元の軸方向走査により被計測物体４８の奥行き方向の構造を得ることができる。このように、ＯＣＴ５３では、光路長走査により、被計測物体４８の奥行き方向の構造を計測できる。
　このような軸方向の走査のほかに、横方向の機械的走査を加え、２次元の走査を行うことで被計測物体の２次元断面画像が得られる。この横方向の走査を行う走査装置としては、被計測物体を直接移動させる構成、物体は固定したままで対物レンズをシフトさせる構成、被計測物体も対物レンズも固定したままで、対物レンズの瞳面付近においたガルバノミラーの角度を回転させる構成などが用いられている。
　以上の基本的なＯＣＴが発展したものとして、光源の波長を走査してスペクトル干渉信号を得る波長走査型ＯＣＴ（Swept Source OCT、略して「ＳＳ－ＯＣＴ」という。）と、分光器を用いてスペクトル干渉信号光を得るスペクトルドメインＯＣＴ（Spector Domain OCT、略して「ＳＤ－ＯＣＴ」という。）があり、後者としてフーリエドメインＯＣＴ（Fourier Domain OCT、略して「ＦＤ－ＯＣＴ」という。特許文献２参照）、及び偏光感受型ＯＣＴ（Polarization-Sensitive OCT、略して「ＰＳ－ＯＣＴ」という。特許文献３参照）がある。
　波長走査型ＯＣＴは、高速波長スキャニングレーザーにより光源の波長を変え、スペクトル信号と同期取得された光源走査信号を用いて干渉信号を最配列し、信号処理を加えることで３次元光断層画像を得るものである。なお、光源の波長を変える手段として、モノクロメーターを利用したものでも、波長走査型ＯＣＴとして利用可能である。
　フーリエドメインＯＣＴは、被計測物体からの反射光の波長スペクトルを、スペクトロメーター（スペクトル分光器）で取得し、このスペクトル強度分布に対してフーリエ変換することで、実空間（ＯＣＴ信号空間）上での信号を取り出すことを特徴とするものであり、このフーリエドメインＯＣＴは、奥行き方向の走査を行う必要がなく、ｘ軸方向の走査を行うことで被計測物体の断面構造を計測可能である。
　偏光感受型ＯＣＴは、フーリエドメインＯＣＴと同様に、被計測物体からの反射光の波長スペクトルをスペクトル分光器で取得するものであるが、入射光及び参照光をそれぞれ１／２波長板、１／４波長板などを通して水平直線偏光、垂直直線偏光、４５°直線偏光、円偏光として、被計測物体からの反射光と参照光を重ねて１／２波長板、１／４波長板などを通して、例えば水平偏光成分だけをスペクトル分光器に入射させて干渉させ、物体光の特定偏光状態をもつ成分だけを取り出してフーリエ変換するものである。この偏光感受型ＯＣＴも、奥行き方向の走査を行う必要がない。
　また、ドップラー光コヒーレンストモグラフィー（「ドップラーＯＣＴ」とも言う。）による、網膜の血流の分布の計測をする技術、横断面網膜血流画像を形成する技術、３次元の網膜の脈管構造も観察する技術などが知られている。ドップラーＯＣＴは、スペクトル干渉情報のフーリエ変換によって得られる位相の時間変化量（周波数の変化）がドップラー信号として被検体の移動速度に対応することを利用し、血流などの速度を求める手段であり、波長走査型ＯＣＴ、フーリエドメインＯＣＴなどを適用することができる（特許文献４、５、非特許文献１、２参照）。
　本願発明者も、ドップラー光コヒーレンス血管造影手段によって網膜血管構造の抽出を行い、網膜血管の血流量の定量化を可能とする眼底血流量の定量測定装置を提案している（特願２００８－８４６５号参照）。
特開２００２－３１０８９７号公報 特開平１１－３２５８４９号公報 特開２００４－０２８９７０号公報 米国特許第６５４９８０１号明細書 特許第４１３８０２７号公報
B. R. White他, Optics Express, １１巻２５号（２００３年）３４９０～３４９７頁 R.A. Leitgeb他, Optics Express, １１巻２３号（２００３年）３１１６～３１２１頁
　ドップラーＯＣＴは、例えば、試料の所定部位の血流速度を計測するために試料の当該所定部位にプローブビーム（計測光）を時間Δｔをおいて２回を照射し、それによって得られた２枚の断層画像から位相の時間変化量Δφ（以下、単に「位相の変化量」という。「位相差」ともいう。）を得て、その位相の変化量Δφから周波数の時間変化量（以下、単に「周波数シフト」という。）を算出し、光ドップラーの効果から当該部位の血流速度を算出して得られる手段である。
　従って、試料の当該所定部位にプローブビームを時間少なくともΔｔをおいて２回照射して計測が必要であり、走査時間、乃至断層画像の取得時間が長くなる問題があった。要するに、ドップラーＯＣＴは、流速の感度を上げるには、走査速度を落とし、ほぼ同じ場所を時間をかけて複数回計測する必要があるという問題があった。
　本発明は、従来のドップラーＯＣＴなどにおける試料の同じ部位への複数回のプローブビームの照射、計測による走査速度が遅くなるという問題を解決し、ドップラーＯＣＴを眼底血流量の定量測定装置に適用して血流速度、血流量などの計測を迅速に行えるようにすることを課題とする。
　本発明は上記課題を解決するために、広帯域光源、偏光制御装置、ファイバーカプラー、参照アーム、試料アーム及び分光器を備えた２ビーム型光コヒーレンストモグラフィー装置であって、広帯域光源からの光を前記偏光制御装置で直線偏光し、該直線偏光したビームを、前記試料アームにおいて、垂直偏光ビームと水平偏光成ビーム、又は右回り円偏光ビームと左回り円偏光ビームなど互いに独立な２つの偏光ビームに分けて、２つの偏光ビームをガルバノ鏡により、その走査方向について異なる２部位に同時に照射しながら走査を行い、前記参照アームからの参照光と前記試料アームからの物体光を合波して干渉させた干渉信号光を、前記分光器において、回折格子で分光し、さらに偏光ビームスプリッターで垂直成分と水平成分に分離してそれぞれを２つの検出器で同時に検出し、時間の異なる同じ部位の２枚の断層画像を、前記１回の機械的走査によって取得し、該２枚の断層画像により、前記同じ部位についての位相の時間変化量を計測可能とすることを特徴とする２ビーム型光コヒーレンストモグラフィー装置を提供する。
　本発明は上記課題を解決するために、広帯域光源、偏光制御装置、ファイバーカプラー、参照アーム、試料アーム及び分光器を備えた２ビーム型光コヒーレンストモグラフィー装置であって、前記偏光制御装置は、前記広帯域光源からのビームを直線偏光し、前記試料アームは、ウォーラストンプリズムとガルバノ鏡を備えており、前記ウォーラストンプリズムは、前記直線偏光したビームを、垂直偏光ビームと水平偏光成ビームに分け、又はウォーラストンプリズムの後ろに波長板などの偏光変換素子をおくことにより右回り円偏光ビームと左回り円偏光ビームなど互いに独立な関係にある２つの偏光ビームに分け、前記ガルバノ鏡は、２つの偏光ビームを、前記試料における該ガルバノ鏡の走査方向について異なる２部位に同時に照射しながら走査を行い、前記分光器は、回折格子と、偏光ビームスプリッターと、２つ偏光感受型光検出器とを備えており、前記ファイバーカプラーは、前記参照アームからの参照光と前記試料アームからの物体光を合波、干渉させて干渉信号光とし、前記回折格子は、前記干渉信号光を分光しスペクトル干渉信号光とし、前記偏光ビームスプリッターは、前記スペクトル干渉信号光を垂直偏光成分と水平偏光成分に分離し、前記２つの光検出器は、前記スペクトル干渉信号光の垂直偏光成分と水平偏光成分を同時に検出して、時間の異なる同じ部位の２枚の断層画像を、前記１回の機械的走査によって取得し、該２枚の断層画像により、前記同じ部位についての位相の時間変化量を計測可能とすることを特徴とする２ビーム型光コヒーレンストモグラフィー装置を提供する。
　前記断層画像において試料中の血管構造の抽出を行い、前記位相の時間変化量に基づいて算出される周波数変化により、前記血管構造中の血流速度及び血液流量を算出可能とする構成とすることが好ましい。
　前記血管構造として網膜血管構造の抽出を行い網膜血管の血流量の定量化が可能な眼底血流量の定量測定装置として利用可能である構成とすることが好ましい。
　本発明に係る２ビーム型光コヒーレンストモグラフィー装置によれば、走査速度を速くしても、走査方向に所定の間隔をおいてずれた２つの偏光ビームによって、試料の同じ部位を異なる時刻に計測し、計測タイミングの異なる２枚の断層画像が取得でき、この２枚の断層画像から試料の同じ部位について異なる時刻での位相の変化量、乃至周波数シフト（周波数の変化）を得て、高感度の流速分布断層画像計測を高速に行うことが可能になる。
　また、通常のドップラーＯＣＴでは、試料の同じ部位を１本のプローブビームで計測するのであるが、走査速度をあげようとするために試料の同じ部位を１本のプローブビームでなるべく短い時間差で２回計測しようとすると、時間差が短すぎてノイズが入り、ドップラー周波数シフトの計測が十分できない。しかしながら、本発明では、２枚の断層画像のデータにより位相の変化量、乃至周波数シフトが計算され、この２つの断層画像を取得する時間差を長くすることにより、ドップラー周波数シフトの計測感度が向上する。
本発明の２ビーム型光コヒーレンストモグラフィー装置の全体構成を説明する図である。 本発明の原理、作用を説明する図である。 本発明の原理、作用を説明する図である。 本発明の２ビーム型光コヒーレンストモグラフィー装置の断層画像のデータをコンピュータで処理する手段を説明する図である。 本発明の実施例による実施結果を説明する図である。 本発明の実施例による実施結果を説明する図である。 従来の基本的なＯＣＴを説明する図である。
　本発明に係る２ビーム型光コヒーレンストモグラフィー装置を実施するための形態を実施例に基づいて図面を参照して、以下に説明する。
　まず、本発明に係る２ビーム型光コヒーレンストモグラフィー装置の全体構成を図１によって説明する。この２ビーム型光コヒーレンストモグラフィー装置１は、低コヒーレンス干渉の原理を用い、分光器でスペクトル干渉信号光を得て奥行き方向の分解能を得るスペクトルドメインＯＣＴ（ＳＤ－ＯＣＴ）を基本的構成としている。
　２ビーム型光コヒーレンストモグラフィー装置１は、光源２、偏光制御装置３（polarization controller）、ファイバーカプラー４、参照アーム５、試料アーム６及び分光器７を備え、これらの光学要素が、図１に示すように、ファイバー８を介して結合されている。ファイバー８は、偏光制御装置３で直線偏光された光の偏光を維持するために、偏光保持ファイバーを利用することが望ましい。
　光源２として、ＳＬＤ（スーパールミネツセントダイオード）や超短パルスレーザーなどの広帯域光源が用いられる。偏光制御装置３は、光源２からの光を直線偏光するとともに直線偏光の偏光方向（偏光角）を調整することが可能なように設けられている。偏光制御装置３には、ファイバーカプラー４が接続されている。
　ファイバーカプラー４には分岐する２本のファイバー８を介して、参照アーム５と試料アーム６が接続されている。参照アーム５には、コリメートレンズ９、光量調整装置１０（光量調節装置として減衰器（Neutral Density (ND) Filter）を用いてもよい。）、集光レンズ１１及び参照鏡１２（固定鏡）が、順次、設けられている。光量調整装置１０は、参照鏡１２で反射されて戻ってくる参照光の強度が変化しないように設けられている。なお、参照アーム５には、偏光制御装置３で直線偏光された参照光が導入され、参照鏡１２で反射されるが、この参照光は、水平成分と垂直成分が含まれていることは言うまでもない。
　試料アーム６では、コリメートレンズ１３、ウォーラストンプリズム１４（ＷＰ：Wollaston Prism）、集光レンズ１５、コリメートレンズ１６、固定鏡１７、ガルバノ鏡１８、コリメートレンズ２０、集光レンズ２１が、順次、設けられている。偏光分離素子の一例であるウォーラストンプリズムは、２つの接合されたプリズムからなる偏光プリズムであり、垂直に入射した光は、２つのプリズムによって互いに直交する偏光状態に分離され違った方向に射出される。
　ファイバーカプラー４から入射してくる偏光ビームが、ウォーラストンプリズム１４において、水平偏光成分（水平偏光ビーム２２、図１中の実線参照）と垂直偏光成分（垂直偏光ビーム２３、図１中の点線参照）に分離される。しかも、水平偏光ビーム２２と垂直偏光ビーム２３は、後記する走査方向（Ｂ方向）に適宜間隔δをおいて空間的に分離される。このようにして、走査方向に間隔δをおいて、水平偏光ビーム２２と垂直偏光ビーム２３の２つのプローブビームが形成される。
　なお、ウォーラストンプリズム１４の後ろの光路中に波長板などの偏光変換素子を挿入すれば、ファイバーカプラー４から入射してくる偏光ビームを、水平偏光ビーム２２、垂直偏光ビーム２３に分離する代わりに、右回り円偏光ビーム２２、左回り円偏光ビーム２３など互いに独立な２つの円偏光ビームに分離でき、違った方向に射出できる。これらの異なる回転方向の２つの円偏光ビームを用いてもよい。ウォーラストンプリズム１４及び波長板で分離されたこれらの２つの円偏光ビームも、水平偏光ビーム２２、垂直偏光ビーム２３と同様に、後記する走査方向（Ｂ方向）に適宜間隔δをおいて空間的に分離されている。
　そして、互いに走査方向分離された水平偏光ビーム２２と垂直偏光ビーム２３は、ガルバノ鏡１８により、試料２４の深さ方向であるＡ方向に対して垂直なＢ方向に振られて、試料２４の走査方向に異なる２部位に同時に照射されるようにして走査が行われる。この点は、水平偏光ビーム２２、垂直偏光ビーム２３の代わりに右回り円偏光ビーム２２、左回り円偏光ビーム２３などを用いた場合も同様である。
　照射された水平偏光ビーム２２及び垂直偏光ビーム２３のそれぞれの試料２４からの後方散乱光（反射光）は、ウォーラストンプリズム１４を通過し、水平成分及び垂直成分を含む物体光として再びファイバーカプラー４に戻り、参照光と重畳、合波されて干渉し、垂直及び水平の２つの偏光成分を含む干渉信号光として分光器７に送られる。この点は、水平偏光ビーム２２、垂直偏光ビーム２３の代わりに右回り円偏光ビーム２２、左回り円偏光ビーム２３などを用いた場合も、上記同様に垂直及び水平の２つの偏光成分を含む干渉信号光として分光器７に送られる。
　分光器７は、光路上に順次、配置されたコリメートレンズ２５、回折格子２６、フーリエ変換レンズ２７、偏光ビームスプリッター２８及び２つの光検出器２９、３０を備えている。偏光ビームスプリッター２８及び２つの光検出器２９、３０は、偏光感受型の検出装置を構成している。
　ファイバーカプラー４から送られてくる干渉信号光は、コリメートレンズ２５を通して回折格子２６に入射されて分光され、垂直偏光成分及び水平偏光成分の２つの偏光成分を含むスペクトル干渉信号光になる。
　回折格子２６で分光された２つの偏光成分を含むスペクトル干渉信号光は、フーリエ変換レンズ２７でフーリエ変換され、さらに、２つの偏光成分は、偏光ビームスプリッター２８でそれぞれの偏光成分を含むスペクトル干渉信号光に分離され、それぞれ偏光感受型の２つの光検出器２９、３０で同時に検出され、２つのＯＣＴ断層画像データ（ＯＣＴ信号）が同時に取得される。２つの光検出器２９、３０としては、それぞれラインＣＣＤカメラ（１次元ＣＣＤカメラ）などを利用する。
　このように２つの光検出器２９、３０で検出された２つのＯＣＴ信号は、コンピュータ３１に取り込まれ、これら２つのＯＣＴ信号に基づき、試料２４について、１回の走査で同時に２枚のＯＣＴ断層画像が形成される。この２枚の断層画像は、それぞれ試料２４の同じ部位について、異なる時刻における断層画像情報、及びこの断層画像情報に含まれる位相情報を有する。
　ところで、光ドップラーの効果によれば、移動する物に照射された反射光の周波数シフト（周波数の変化）はその物の速度に対応する。そこで、本発明に係る２ビーム型光コヒーレンストモグラフィー装置では、上記のようにして得られた２枚の断層画像の所定の同じ部位に含まれる異なる時刻における位相情報を抽出し、この抽出データに基づいて、試料２４の同じ部位についての異なる時刻における周波数シフトを算出可能とするものである。
　そして、この周波数シフトに基づいて、所定部位（例．血管の一部位など）を流れる血流の速度、さらには、血流の速度と断層画像から取得可能な血管の断面積に基づき血流量などを計測することが可能となる。
　以下、本発明に係る２ビーム型光コヒーレンストモグラフィー装置の原理、作用をさらに、数式を交えて具体的、詳細に説明する。本発明に係る２ビーム型光コヒーレンストモグラフィー装置では、走査速度を落とすことなく位相検知(流速)感度を増加させるために、２つのプローブビームを用いる構成が特徴である。
　図２（ａ）、（ｂ）は、図１に示す２ビーム型光コヒーレンストモグラフィー装置において、試料２４に焦点を結んだδxだけ空間的に走査方向（Ｂスキャン方向）に離れた２つのプローブビーム２２、２３（水平偏光ビーム２２、垂直偏光ビーム２３）で走査し、試料２４の同じ部位Ｐを、異なる時刻、時刻ｔ＝ｔ０と時刻ｔ＝ｔ１に照射した状態を説明する図である。ｘは走査方向（Ｂスキャン方向）の位置であり、ｚは試料２４の深さ方向（Ａスキャン方向）の位置である。この点は、水平偏光ビーム２２、垂直偏光ビーム２３の代わりに右回り円偏光ビーム２２、左回り円偏光ビーム２３などを用いた場合も同様である。
　図２（ａ）に示すように、ｔ＝ｔ０の時刻の時、プローブビーム２２は試料の部位Ｐについてｘ１（ｔ０）に集光され、プローブビーム２３は試料の部位Ｐ’についてｘ２（ｔ０）に集光される。これらの２つのプローブビーム２２、２３は、同時にｖｘ［ｍｍ／ｓ］の速度で走査される。
　さらに、図２（ｂ）に示すように、プローブビーム２３は試料の部位Ｐについてｔ＝ｔ１の時刻の時、ｘ２（ｔ１）に到達する。プローブビーム２２が時刻ｔ０に集光された走査方向の位置ｘ１（ｔ０）と、プローブビーム２３が時刻ｔ１に集光された走査方向の位置ｘ２（ｔ１）は同じ位置である。
　図２（ａ）、（ｂ）において、試料２４の所定の部位Ｐにおける血流などの動きが全くない場合は、プローブビーム２２がｘ１（ｔ０）で得たＯＣＴ信号と、プローブビーム２３がｘ２（ｔ１）で得たＯＣＴ信号は、同一のものとなり、時刻ｔ０と時刻ｔ１の間での試料２４の部位Ｐにおける位相の変化量及び周波数シフトはない。試料２４の所定の部位Ｐにおける血流などの動きのある場合は、時刻ｔ０と時刻ｔ１の間での試料２４の部位Ｐにおける位相の変化量及び周波数シフトが生じる。
　２つのプローブビーム２２、２３の位置関係と検出のタイミングを図３に示す。図３において、２つのビームの検出時間差ｔ１－ｔ０をＴとすると、時刻ｔでビーム２２が集光した位置ｘ１（ｔ）と、時刻ｔと時間差Ｔをおいた時刻ｔ＋Ｔでプローブビーム２３が集光した位置ｘ２（ｔ＋Ｔ）とは、同じ位置となる（図３参照）。そして、Ｔ＝δｘ／ｖｘとなる。ここで、δｘは２つのビーム間の距離、ｖｘは走査速度である。
　試料２４の所定の部位Ｐにおける血流などの動きが有る場合は、プローブビーム２２がｘ１（ｔ）で得たＯＣＴ信号Γ１（ｘ１（ｔ），ｚｉ）と、プローブビーム２３がｘ２（ｔ＋Ｔ）で得たＯＣＴ信号Γ２（ｘ２（ｔ＋Ｔ），ｚｋ）との位相の変化量は、周波数シフトとして、次の数式１で示される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
　なお、この数式１中、ｘはＢスキャン方向の位置、ｚはＡスキャン方向の位置である。また、数式1中の * は、複素共約を示す。この数式１は、次の意味を有する。雑音軽減のためＯＣＴ信号は深さ方向に加算される。深さ方向にｉ番目の位置ｚｉの周波数シフトΔｆ（ｘ１（ｔ），ｚｉ）は深さ方向のｉ番目の信号Γ１（ｘ１（ｔ），ｚｉ）、Γ２（ｘ２（ｔ），ｚｉ）からｉ＋Ｍ番目の信号Γ１（ｘ１（ｔ），ｚｉ＋Ｍ）、Γ２（ｘ２（ｔ），ｚｉ＋Ｍ）までの信号の和で計算される。ｋはｚ方向のパラメータでｉからｉ＋Ｍまで変化する。
　この数式１に示される周波数シフトΔｆ（ｘ１（ｔ），ｚｉ）は、試料２４の所定部位Ｐにおける血流などの光軸方向の動き（運動）における速度によるＯＣＴ信号のドップラーシフトとなる。周波数シフト（ドップラーシフト）Δｆから光軸方向（ｚ軸方向）の流速（血流の速度）成分ｖｃは、ｖｃ＝Δｆλ／２ｎで求められる。ここでλは計測に用いている光源の中心波長、ｎは計測対象の屈折率である。実際の血管は光軸と角度θを持っているため、実際の血流速ｖは、ｖ＝ｖｃ／ｓｉｎθとなる。血管の方向θは解剖学的に既知の情報を用いてもよい。また、ＯＣＴの強度画像から血管の直径などの断面形状が定量的に求められるため、血管断面が円とすると、その半径ｒを用いて単位時間あたりの流量（血流量）Ｖは、Ｖ＝ｖπｒ２と見積もることができる。このように、得られた周波数シフトに基づいて、所定部位（例．血管の一部位など）を流れる血流の速度、さらには血流量などを取得することが可能となる。また、位相シフトは生体組織の微小変形量を表しているため、組織の運動の計測にも応用することができる。
　以上の原理、作用で説明したように、２つの偏光状態のスペクトル干渉信号光について同時に得られた２枚の断層画像から抽出された所定の同じ部位に含まれる位相データに基づいて、所定部位Ｐ（例．血管の一部位など）を流れる血流の速度の算出、及びその速度に基づく血流量などを取得などの処理が可能となる。
　これらの処理は、具体的には、ＯＣＴ信号が入力されたコンピュータの定量化手段（具体的には定量化ソフトの機能手段）によって血流速度の定量化をおこなわれる。さらに、２つのＯＣＴ信号に基づいて求められる血管内腔直径（乃至血管断面積）を用いて、血流量の定量測定が行われる。
　図４は、上記２つの偏光状態のスペクトル干渉信号光に基づいて、所定部位（例．血管の一部位など）を流れる血流の速度、血流量などの取得の処理を行うコンピュータの構成の一例を示す図である。このコンピュータ３１は、入力部３２、記憶手段３３、ＣＰＵ３４、出力部３５を有する通常のコンピュータであり、出力部３５からの出力信号は、表示装置、プリンタなどの出力装置３６で可視化される。記憶手段３３にインストールされている定量化ソフトに基づいて、ＣＰＵ３４は定量化ソフトの一連の機能手段を実行する。以下、血流量の定量測定について定量化ソフトの機能手段を中心にして説明する。
　分光器７で得られた２枚の断層画像の信号は、それぞれ２つの光検出器２９、３０（例．ＣＣＤカメラ）からコンピュータ３１の入力部３２に入力される。入力部３２に入力されたスペクトル干渉信号は、フーリエ変換手段３７でフーリエ変換され、その複素数データから位相差算出手段３８で位相成分が計算される。位相成分から周波数シフト算出手段３９で計算された周波数シフト量は、血流速度算出手段４０でドップラー信号として血流速度に変換される。
　一方、フーリエ変換されたスペクトル干渉信号の強度成分（通常のＯＣＴ画像）から血管構造取得手段４１において血管構造が抽出され、これを用いて血管断面積算出手段４２で血管断面積が計算される。血流速度と血管断面積から血管流量積算出手段４３で血管流量が計算され、血管の３次元構造と血流量が表示装置（出力装置）に表示される。
　図１の２ビーム型光コヒーレンストモグラフィー装置によって、試料２４としてヒト網膜について計測実験を行った。広帯域光源としてスーパールミネセントダイオード（ＳＬＤ）を用い、光源からの広帯域の光の偏光方向を偏光制御装置３で制御し、直線偏光の水平成分及び垂直成分の割合が１：１になるように変換し、光ファイバー８によってファイバーカプラー４に導入する。そして、直線偏光した光を、ファイバーカプラー４から参照アーム５と試料アーム６に入射させる。
　試料アーム６からの後方散乱光と参照アーム５からの参照光はファイバーカプラー４で合波され干渉し、回折格子２６で分光し、偏光ビームスプリッター２８によって、水平偏光成分と垂直偏光成分に分離することで、それぞれ同時に一次元ＣＣＤで検出することができる。
　本実施例で使用する広帯域光源の光は、例えば、中心周波数８４０ｎｍ、スペクトル幅５０ｎｍである。ウォーラストンプリズム１４は、水平偏光成分と垂直偏光成分を０．３５度に分離する。試料２４上の２つのプローブビーム２２、２３の分離間隔δｘは１６２ミミクロンである。
　本実施例では、走査の範囲は７．７×７．７ミリで計測時間は５秒である。図５（Ａ）はヒト網膜のＯＣＴ像である。Ｂ、Ｃ、Ｄ、Ｅの深さでのＯＣＴドップラー像を図５（Ｂ）、（Ｃ）、（Ｄ）、（Ｅ）に示す。図６（Ａ）は本実施例により得られたＯＣＴドップラー像、図６（Ｂ）は従来のＯＣＴで得られたＯＣＴドップラー像であり、明らかに感度（鮮明度）の向上が認められた。
　なお、ここで言う「ＯＣＴドップラー像」は、通常のＯＣＴ像（断層画像）とは次のように異なる。通常、ＯＣＴ像（又は同じ意味である断層画像）は、ＯＣＴ信号（分光器で分光され、ＣＣＤで検出されたスペクトル干渉信号のフーリエ変換）の強度（強度分布）による像である。ＯＣＴ信号のフーリエ変換の結果は複素数になるので、ＯＣＴ像ではその絶対値を表示している。
　ところで、複素数の位相成分は測定対象の位相が時間的に変化しない場合（動きがない場合）一定になる。試料のある部位において血流などのように時間的に動きがあると、測定時刻が異なると、強度成分（反射率）は一定でも位相が異なる。異なった位相を周波数変化（ドップラー信号）にして（表示のために画素の明るさに変換して）表示したものがＯＣＴドップラー像である。
　以上のとおり、本発明に係る２ビーム型光コヒーレンストモグラフィー装置によれば、プローブビーム２２、２３は、同じ点（試料の同じ部位）を異なる時刻にスキャン（Ｂスキャン）するため、プローブビーム２２によって得られるＯＣＴ信号とプローブビーム２３によって得られるＯＣＴ信号は、時間Ｔだけずれていることになる。
　そして、２つのＯＣＴ信号の位相成分の変化量からＯＣＴドップラー像を求める。通常異なる時刻のＯＣＴ信号はＢスキャン、Ｃスキャンを２回繰り返し行わなくてはならないのであるが、本発明に係る２ビーム型光コヒーレンストモグラフィー装置によれば、２つのプローブビームビームを用いることで１回のＢスキャン、Ｃスキャンで時間ＴずれたＯＣＴ信号が得られることになる。
　ところで、２つの時刻のＯＣＴ信号を得る場合、従来のドップラーＯＣＴによると、全面スキャンなどで時刻が離れすぎているから、振動などの影響で像が乱れるものと考えられる。そして時刻が離れすぎると位相の関係も乱れる。
　しかしながら、本発明に係る２ビーム型光コヒーレンストモグラフィー装置によれば、接近した時刻の画像からＯＣＴドップラー像を作成できるから、上記従来のドップラーＯＣＴにより生じる振動による像の乱れや、時刻が離れすぎると位相の関係も乱れなどの要因が比較的排除されるので、ＯＣＴドップラー像はより鮮明になることが期待できるものである。
　以上、本発明に係る２ビーム型光コヒーレンストモグラフィー装置を実施するための最良の形態を実施例に基づいて説明したが、本発明はこのような実施例に限定されることなく、特許請求の範囲記載の技術的事項の範囲内で、いろいろな実施例があることは言うまでもない。
　本発明に係る２ビーム型光コヒーレンストモグラフィー装置は、以上のような構成であるから、眼底血流量の定量測定はもちろんのこと、医療用検査装置に、さらには、高精度な分解能が要求される各種の技術分野、例えば、動植物物の生体、構造観察などにも適用可能である。
　１　２ビーム型光コヒーレンストモグラフィー装置
　２　光源
　３　偏光制御装置
　４　ファイバーカプラー
　５　参照アーム
　６　試料アーム
　７　分光器
　８　ファイバー
　９　コリメートレンズ
　１０　光量調整装置
　１１　集光レンズ
　１２　参照鏡
　１３　コリメートレンズ
　１４　ウォーラストンプリズム
　１５　集光レンズ
　１６　コリメートレンズ
　１７　固定鏡
　１８　ガルバノ鏡
　２０　コリメートレンズ
　２１　集光レンズ
　２２　水平偏光ビーム、右回り円偏光ビーム（プローブビーム）
　２３　垂直偏光ビーム、左回り円偏光ビーム（プローブビーム）
　２４　試料
　２５　コリメートレンズ
　２６　回折格子
　２７　フーリエ変換レンズ
　２８　偏光ビームスプリッター
　２９、３０　光検出器
　３１　コンピュータ
　３２　入力部
　３３　記憶手段
　３４　ＣＰＵ
　３５　出力部
　３６　出力装置（ディスプレーなど）
　３７　フーリエ変換手段
　３８　位相差算出手段
　３９　周波数シフト算出手段
　４０　血流速度算出手段
　４１　管構造取得手段
　４２　血管断面積算出手段
　４３　血管流量積算出手段

Claims (4)

  1. 　広帯域光源、偏光制御装置、ファイバーカプラー、参照アーム、試料アーム及び分光器を備えた２ビーム型光コヒーレンストモグラフィー装置であって、
    　広帯域光源からの光を前記偏光制御装置で直線偏光し、該直線偏光したビームを、前記試料アームにおいて、互いに独立な２つの偏光ビームに分けて、該２つの偏光ビームをガルバノ鏡により、その走査方向について異なる２部位に同時に照射しながら走査を行い、
    　前記参照アームからの参照光と前記試料アームからの物体光を合波して干渉させた干渉信号光を、前記分光器において、回折格子で分光し、さらに偏光ビームスプリッターで垂直成分と水平成分に分離してそれぞれを２つの検出器で同時に検出し、時間の異なる同じ部位の２枚の断層画像を、前記１回の機械的走査によって取得し、該２枚の断層画像により、前記同じ部位についての位相の時間変化量を計測可能とすることを特徴とする２ビーム型光コヒーレンストモグラフィー装置。
  2. 　広帯域光源、偏光制御装置、ファイバーカプラー、参照アーム、試料アーム及び分光器を備えた２ビーム型光コヒーレンストモグラフィー装置であって、
    　前記偏光制御装置は、前記広帯域光源からのビームを直線偏光し、
    　前記試料アームは、ウォーラストンプリズムとガルバノ鏡を備えており、
    　前記ウォーラストンプリズムは、前記直線偏光したビームを、垂直偏光ビームと水平偏光成ビームに分け、又はウォーラストンプリズムの後ろに偏光変換素子を設けることにより右回り円偏光ビームと左回り円偏光ビームに分け、
    　前記ガルバノ鏡は、垂直偏光ビームと水平偏光ビーム又は右回り円偏光ビームと左回り円偏光ビームを、前記試料における該ガルバノ鏡の走査方向について異なる２部位に同時に照射しながら走査を行い、
    　前記分光器は、回折格子と、偏光ビームスプリッターと、２つ偏光感受型光検出器とを備えており、
    　前記ファイバーカプラーは、前記参照アームからの参照光と前記試料アームからの物体光を合波、干渉させて干渉信号光とし、
    　前記回折格子は、前記干渉信号光を分光しスペクトル干渉信号光とし、
    　前記偏光ビームスプリッターは、前記スペクトル干渉信号光を垂直偏光成分と水平偏光成分に分離し、
    　前記２つの光検出器は、前記スペクトル干渉信号光の垂直偏光成分と水平偏光成分を同時に検出して、時間の異なる同じ部位の２枚の断層画像を、前記１回の機械的走査によって取得し、該２枚の断層画像により、前記同じ部位についての位相の時間変化量を計測可能とすることを特徴とする２ビーム型光コヒーレンストモグラフィー装置。
  3. 　前記断層画像において試料中の血管構造の抽出を行い、前記位相の時間変化量に基づいて算出される周波数変化により、前記血管構造中の血流速度及び血液流量を算出可能とすることを特徴とする請求項２記載の２ビーム型光コヒーレンストモグラフィー装置。
  4. 　前記血管構造として網膜血管構造の抽出を行い網膜血管の血流量の定量化が可能な眼底血流量の定量測定装置として利用可能である請求項３記載の２ビーム型光コヒーレンストモグラフィー装置。
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