WO2018079326A1 - 光干渉断層画像撮像装置および計測方法 - Google Patents

光干渉断層画像撮像装置および計測方法 Download PDF

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light
measurement
optical coherence
attenuation
interference light
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崇市郎 中村
平二郎 平山
野口　高史
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富士フイルム株式会社
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    • G01B2290/45—Multiple detectors for detecting interferometer signals

Definitions

  • the present invention relates to an optical coherent tomographic imaging apparatus, and more particularly to an optical coherent tomographic imaging apparatus capable of acquiring a full-color optical coherent tomographic image.
  • the present invention also relates to a measurement method using an optical coherence tomographic imaging apparatus.
  • an optical coherence tomographic imaging apparatus (hereinafter sometimes referred to as an OCT (Optical Coherence Tomography) apparatus) is known.
  • OCT Optical Coherence Tomography
  • near-infrared light (1.3 ⁇ m or 1.5 ⁇ m) is used. ing.
  • the practical near-infrared OCT apparatus has a depth resolution of about 20 ⁇ m and is not suitable for high-resolution observation of the skin.
  • the skin layer structure was keratin (thickness 10 to 30 ⁇ m), epidermis (thickness 100 to 300 ⁇ m), and dermis (thickness 1 mm or more) from the surface side, and a resolution of 20 ⁇ m was not sufficient.
  • JP2013-108766A No. 1, JP-A-2015-163862, JP-T-2007-523386, and the like.
  • red (R), green (G), and blue (B) low-coherent light in the visible light range is generated by an SLD (Super Luminescent Diode) light source of each color to create a skin replica.
  • SLD Super Luminescent Diode
  • a method has been devised in which a foundation is applied to evaluate the surface irregularities and the thickness of the foundation layer.
  • the RGB-OCT apparatus disclosed in Japanese Patent Application Laid-Open No. 2013-108766 includes a SLD light source for each color of R, G, and B as a light source in the visible light range, the wavelength of the light source provided It is limited to the measurement with, and measurement with any color is not possible.
  • the OCT apparatus disclosed in Japanese Patent Application Laid-Open No. 2015-163862 has a white light source and a spectrum shaping unit that cuts out an arbitrary wavelength region in the light source unit, an optical coherence tomography using an arbitrary wavelength in the visible light region Images can be acquired.
  • OCT images are measured in a state where the skin of the back of an albino mouse with a very thin pigment is thinly stretched and fixed between chambers, and information up to a relatively deep depth exceeding 130 ⁇ m can be acquired.
  • Japanese Patent Application Publication No. 2007-523386 proposes an apparatus capable of acquiring a full color OCT image.
  • the measurement light irradiated on the surface of the measurement object enters the measurement object, is scattered inside, returns to the surface side, and is detected by a detector via an optical component such as a lens.
  • an optical component such as a lens.
  • light attenuation due to light absorption or scattering by the pigment present in the measurement object actually occurs. Therefore, even if a signal (interference light) based on the scattered light from the inside of the measurement target can be detected, the color of the scattered light is a pseudo color including the influence of light absorption and the like. I can not say.
  • the present invention has been made in view of the above circumstances, and provides an optical coherence tomographic imaging apparatus capable of acquiring a true color inside a measurement object and a measurement method using the optical coherent tomographic imaging apparatus. With the goal.
  • the optical coherence tomographic imaging apparatus of the present invention includes a light source unit that simultaneously emits red wavelength low coherent light, green wavelength low coherent light, and blue wavelength low coherent light, A light splitting unit that splits low-coherent light emitted from the light source unit into measurement light and reference light; A measurement light irradiation optical system for irradiating measurement light to a measurement object; A multiplexing unit that superimposes the reflected light from the measurement object and the reference light when the measurement light is irradiated on the measurement object; An interference light detection unit that detects interference light between the reflected light and the reference light combined by the multiplexing unit; An image generation unit that generates an optical coherence tomographic image of the measurement object from the interference light detected by the interference light detection unit, The image generation unit calculates an attenuation-related value related to signal attenuation in the first depth region of the signal intensity of the interference light of the red wavelength, the green wavelength, and the blue wavelength, and the second deeper than the first depth region.
  • a correction signal of interference light is obtained by correcting the signal intensity in the depth region according to the attenuation-related value, and a full-color optical coherence tomographic image is obtained using the correction signals obtained for the red wavelength, the green wavelength, and the blue wavelength, respectively. It is an optical coherence tomographic imaging apparatus to be generated.
  • the image generation unit calculates the attenuation constant in the first depth region of the signal intensity of the interference light having the red wavelength, the green wavelength, and the blue wavelength as an attenuation-related value.
  • a constant calculation unit and a signal correction calculation unit that obtains a correction signal by correcting the signal intensity in the second depth region using the attenuation constant obtained by the attenuation constant calculation unit may be provided.
  • the optical coherence tomographic imaging apparatus of the present invention further includes a spectral reflectance measurement unit that measures the spectral reflectance on the surface of the measurement target, and the image generation unit is included in the first depth region from the spectral reflectance. Based on the dye concentration calculated by the dye concentration calculation unit for obtaining the dye concentration and the dye concentration obtained by the dye concentration calculation unit, the attenuation of light by the dye is obtained as an attenuation-related value, and the signal intensity in the second depth region is corrected. Then, a signal correction calculation unit for obtaining a correction signal may be provided.
  • the pigment concentration calculation unit can determine the concentration of melanin as the pigment.
  • the red wavelength is 612 nm
  • the green wavelength is 537 nm
  • the blue wavelength is 448 nm.
  • the wavelength is a peak wavelength in each color of low-coherent light emitted from the light source unit.
  • the low-coherent light of each color emitted from the light source unit has a spectrum with a Gaussian distribution shape centered on the peak wavelength.
  • the interference light detection unit includes a photodetector that detects interference light with a red wavelength, a photodetector that detects interference light with a green wavelength, and interference light with a blue wavelength. It is preferable that each photodetector to be detected is provided separately.
  • the optical coherence tomographic imaging apparatus of the present invention may be a spectral domain type or a time domain type, but the spectral domain type is preferable from the viewpoint of shortening the measurement time.
  • the measurement light irradiation optical system includes a first cylindrical lens that irradiates measurement light in a line shape on the measurement target, and the first cylindrical lens and the cylinder of each other are provided between the multiplexing unit and the interference light detection unit.
  • the second cylindrical lens with the axes orthogonally arranged is provided, the interference light detection unit spectrally detects the interference light, and the image generation unit outputs a signal based on the interference light spectrally detected by the interference light detection unit.
  • the spectral domain type optical coherence tomographic imaging apparatus configured to convert into depth information by Fourier transform is preferable.
  • the measurement method of the present invention uses the optical coherence tomographic imaging apparatus of the present invention, Irradiate the measurement object with measurement light, Detects the interference light between the reference light and the reflected light from the measurement object, Generate an optical coherence tomographic image of the measurement target, This is a measurement method in which an optical coherence tomographic image is displayed on an image display device, and the surface or internal optical features of the measurement target are obtained from the interference light and displayed on the image display device.
  • Optical characteristics include the reflected light intensity at the surface of the measurement object or an arbitrary location inside, the depth profile of the reflected light intensity, or the attenuation constant.
  • the reflected light intensity includes light caused by scattered light.
  • Measured objects include paint films, human skin, plants, printed materials, paintings that cannot be destroyed, and precious antiquities.
  • the measurement target is human skin
  • generate optical coherence tomographic images of human skin before and after application of any cosmetics or pharmaceuticals to human skin determine optical characteristics, and It is preferable to display the optical coherence tomographic image and optical features after coating on the image display device. Further, since it is difficult to fix the human skin so that it does not move on the micron order within the measurement time, it is preferable to perform measurement with one shot.
  • the image generation unit calculates attenuation-related values related to signal attenuation in the first depth region of the signal intensity of the interference light having the red wavelength, the green wavelength, and the blue wavelength. Then, the correction signal of the interference light is obtained by correcting the signal intensity of the second depth region deeper than the first depth region according to the attenuation-related value, and is obtained for each of the red wavelength, the green wavelength, and the blue wavelength. Since the full-color optical coherence tomographic image is generated using the corrected signal, the true color inside the measurement object can be acquired.
  • FIG. 1 is a schematic diagram illustrating an overall configuration of an optical coherence tomographic imaging apparatus according to an embodiment of the present invention. It is a figure which shows the transmittance
  • FIG. 3 is a schematic cross-sectional view of a skin composed of first to nth depth regions. It is a cross-sectional schematic diagram of the coating film of 3 layer structure.
  • Diagram for explaining colorization procedure (part 1) Diagram for explaining colorization procedure (Part 2) Diagram for explaining the colorization procedure (Part 3) It is the schematic of model skin. It is a figure which shows the external appearance (A) and OCT image (B) of a white skin model. It is a figure which shows the external appearance (A) and OCT image (B) of a skin model with strong yellowishness.
  • the optical coherence tomographic imaging apparatus of this embodiment is the OCT image acquired in each wavelength range of red, green, and blue acquired by human skin measurement. It is a figure for demonstrating the 1st correction method, and is the OCT image acquired in the green wavelength range. It is a figure for demonstrating the 1st correction method, and is a figure which shows the one-dimensional profile in the depth direction of the signal strength acquired from the image data of FIG. 13A. It is a figure which shows the full-color OCT image before correction
  • FIG. 1 is a diagram schematically showing the overall configuration of an OCT apparatus 1 according to an embodiment of the present invention. As shown in FIG. 1
  • OCT apparatus 1 of this embodiment is a light source unit 10 for emitting the low coherence light L 0, the light source unit measurement light L 1 to the low coherence light L 0 emitted from the 10 and the reference light L 2 a light splitting unit 3 for dividing the bets, the measurement light L 1 measured S a (in this case, human skin) and the measurement light irradiation optical system 20 that irradiates the linearly, the measurement light L 1 is irradiated onto the measurement target S interference light L and the reflected light L 3 from the measurement target S and the reference beam L 2 and the multiplexing section 4 of overlapping, and the reflected light L 3, which are multiplexed by the multiplexing section 4 and the reference light L 2 when the 4 R light, G light, and dichroic filters 42 and 44 for separating the B light, the B interference light detector 30B for the B light (B interference light) L 4B spectroscopic detection of the interference light L 4, G light and G interference light detector 30G for spectrally detecting (G
  • the light source unit 10 emits a red wavelength low-coherent light, a green wavelength low-coherent light, and a blue wavelength low-coherent light simultaneously.
  • the light source unit 10 emits light including a wavelength range of at least 400 nm to 800 nm.
  • One light source 11 and a spectrum shaping unit 12 that performs spectrum shaping by cutting out a red wavelength region, a green wavelength region, and a blue wavelength region from light emitted from the light source 11 are provided.
  • the light source unit 10 emits low-coherent light L 0 including low-coherent light having a spectrally shaped red wavelength, low-coherent light having a spectrally shaped green wavelength, and low-coherent light having a spectrally shaped blue wavelength.
  • the light source 11 is a white light source including a visible light region of at least 400 nm to 800 nm, and in particular, a white light source that emits supercontinuum light is suitable.
  • the spectrum shaping unit 12 is a Gaussian filter that cuts out an arbitrary wavelength region from light in a band including the entire visible light emitted from the light source 11 and shapes the spectrum into a Gaussian distribution.
  • a Gaussian filter having a plurality of peaks in which at least three primary colors of red, green, and blue are individually spectrally shaped and transmitted simultaneously, for example, having a transmission spectrum as shown in FIG. As shown in FIG. 2, in a filter having a transmission spectrum of a plurality of peaks, each peak has a Gaussian distribution.
  • the wavelength ranges of R, G, and B may be any combination that can reproduce full color, but in particular, 448 nm as the blue peak wavelength, 537 nm as the green peak wavelength, and 612 nm as the red peak wavelength. It is preferable to use it.
  • WA Thornton (1973) uses a computer program to generate a large number of conditional color pairs, calculate the frequency distribution of the same white crossing wavelength, and the crossing wavelengths are concentrated around 448 nm, 537 nm and 612 nm. Is heading. By using these wavelengths, the white reproduction performance is very good.
  • the light source unit may include a light source that emits R light, a light source that emits G light, and a light source that emits B light, instead of the above-described configuration including the white light source and the spectrum shaping unit. .
  • a light source SLD of each color of R, G, and B is suitable.
  • the light splitting unit 3 that separates the low-coherent light L 0 emitted from the light source unit 10 into the measurement light L 1 and the reference light L 2 is composed of a quartz plate (hereinafter referred to as the quartz plate 3 and This also functions as a combining unit 4 that combines the reflected light L 3 of the measuring light L 1 irradiated to the measuring object S and the reference light L 2 .
  • a predetermined incident angle low coherence light L 0 is not 0 ° to the incident surface (e.g., 45 °) enters, the low coherence light incident on the incident surface of the quartz plate 3 (4) Of the L 0 , the light reflected by the incident surface is irradiated to the measuring object S as the measurement light L 1 , and the light transmitted through the quartz plate 3 (4) among the low coherent light L 0 incident on the incident surface is the reference light L 2. As shown in FIG.
  • a general beam splitter, half mirror, or the like can be used as the light splitting unit 3 and the multiplexing unit 4, but the quartz plate is inexpensive and the reflected light is very low at about 4%. By using this reflected light as measurement light, irritation to human skin can be suppressed, which is very preferable.
  • a quartz plate 5 is disposed on the optical path of the measurement light L 1.
  • the quartz plate 5 for dispersion compensation has the same shape as the quartz plate 3 that is a light splitting portion, and is disposed substantially parallel to the quartz plate 3.
  • a measuring light irradiation optical system 20 is provided between the quartz plate 3 (4) and the measuring object S.
  • the measurement light irradiation optical system 20 includes a first cylindrical lens 21, and the first cylindrical lens 21 extends in the uniaxial (depth direction in FIG. 1) direction y on the surface of the measurement target S. It is configured to irradiate the measurement light L 1 to Jo.
  • As the first cylindrical lens 21, for example, a lens having a focal length f 75 mm is provided.
  • the measurement light irradiation optical system 20 may include other optical systems such as a polarizer and a zoom lens which are not shown.
  • Reflective member 6 is made of a mirror for example, it arranged to reflect the reference light L 2 which are separated by the light splitting unit 3 to the multiplexing unit 4 side.
  • the combining unit 4 combines the reference light L 2 reflected by the reflecting member 6 and the reflected light L 3 from the measurement target S and emits the combined light to the interference light detecting unit side.
  • the multiplexing unit 4 is configured by a quartz plate that also serves as the light dividing unit 3.
  • a cylindrical lens 25 is provided.
  • the measurement of the measurement light L 1 irradiated to the subject S, so measuring the reflected light L 3, which returns to the multiplexing unit 4 is reflected from the object S is very small, the reference light L 2 and the reflected light L 3 to ensure symmetry, and a neutral density filter (ND filter) 27 for being reduced intensity of the reference light L 2 in the optical path of the reference light L 2.
  • ND filter neutral density filter
  • an optical path adjustment mechanism 28 is provided on the optical path of the measurement light L 1 in order to compensate for the optical path difference caused by the neutral density filter 27.
  • the optical path adjustment mechanism 28 is not particularly limited as long as it can compensate for the optical path difference generated by the neutral density filter 27. Specifically, a quartz plate with an adjusted thickness can be used.
  • the optical system is configured so that the optical path length of the reference light L 2 is equal to the optical path length of the measurement light L 1 irradiated on the reference point of the measurement target S (here, the surface of the measurement target S). It is preferable.
  • Three interference light detecting unit 30B, 30G, 30R is, B component of the interference light L 4 of the reflected light L 3, which is combined by each multiplexing unit 4 and the reference light L 2, a G component and the R component Further, the light is split and detected for each wavelength component, and includes a spectroscope 31 that splits the interference light L 4 and a two-dimensional photodetector 32.
  • the first dichroic filter 42 reflects B light and transmits other colors.
  • the second dichroic filter 44 reflects the G light and transmits other colors.
  • the reflectance profile of the dichroic filter 42 is as shown in FIG. 3A and reflects the B light.
  • the reflectance profile of the dichroic filter 44 is as shown in FIG. 3B, and reflects the G light, and the transmittance profile of the dichroic filter 44 transmits the R light as shown in FIG. 3C.
  • the B interference light detection unit 30B is arranged at a position for receiving the B interference light L 4B reflected by the first dichroic filter 42, and the G interference light detection unit 30G is a G interference light reflected by the second dichroic filter 44.
  • the R interference light detection unit 30R is disposed at a position for receiving L 4G , and the R interference light detection unit 30R is disposed at a position for receiving R interference light L 4R that passes through the second dichroic filter 44.
  • the spectroscope 31 various known techniques can be used.
  • the spectroscope 31 can be constituted by a diffraction grating or the like.
  • the photodetector 32 can be constituted by a two-dimensional photosensor in which light receiving elements such as CCDs or photodiodes are arranged two-dimensionally.
  • each color is detected by each photodetector 32 of the individual interference light detectors 30B, 30G, and 30R, the wavelength resolution can be increased, and as a result, an OCT image in a range extending from the surface to a depth exceeding 130200 ⁇ m is acquired. be able to. Even if the configuration is such that one interference light detection unit detects three colors of interference light, the two-dimensional photosensor has the same depth as long as the number of pixels of the two-dimensional photosensor is three. The OCT image can be acquired.
  • the longitudinal axis (cylindrical axis) of the cylinder is orthogonal to the first cylindrical lens 21 disposed in the measurement light irradiation optical system 20 for performing linear irradiation.
  • Light-receiving element of an XY-axis two-dimensional optical sensor constituting the light detector 32 are arranged in a two-dimensional XY direction indicated schematically in the middle photodetector 32 1, the spectroscope 31 disperses the interference light L 4 And it arrange
  • interference light caused by reflected light at each position in the line direction (y direction) of the linear measurement light on the measurement surface is incident on the light receiving elements arranged in the Y-axis direction.
  • Information in the depth direction (z direction) can be obtained by Fourier transforming the light in the x direction compressed by the first cylindrical lens 21.
  • the present OCT apparatus 1 light having information on the surface direction (y direction) and the depth direction (z direction) of the measurement object is simultaneously incident on the two-dimensional optical sensor, so that the two-dimensional in the y direction and the z direction
  • An optical coherence tomographic image can be acquired by one exposure (one shot).
  • the image generation unit 50 can be configured by, for example, a personal computer and a program incorporated in the computer for causing the computer to execute image generation processing.
  • 4 and 5 are block diagrams of a first configuration example and a second configuration example of the image generation unit 50.
  • the image generation unit 50 generates the optical coherence tomographic image data (OCT image data) of each color from the interference light of each color detected by the interference light detection units 30B, 30G, and 30R. From the signal processing unit 51 and the OCT image data of each color, an attenuation-related value related to the signal attenuation in the first depth region of the signal intensity of the interference light of the red wavelength, the green wavelength, and the blue wavelength is calculated.
  • OCT image data optical coherence tomographic image data
  • the correction processing unit 52 that corrects the signal intensity of the second depth region deeper than the depth region according to the attenuation-related value to obtain a correction signal of the interference light, and the red wavelength, the green wavelength, and the blue wavelength are obtained respectively.
  • a color image generation unit 58 that generates a full-color optical coherence tomographic image using the correction signal.
  • the interference light detector 30B, 30G, by frequency interference light L 4 detected analyzed in 30R specifically, the light receiving elements arranged in the X-axis direction of the two-dimensional photosensor
  • the wavelength is converted into wave number, and Fourier transform (FT) is performed to obtain reflection information at the depth position z of the measuring object S, and generate OCT image data of each color.
  • FT Fourier transform
  • the correction processing unit 52 obtains an attenuation-related value related to the signal attenuation in the first depth region in the depth direction of the measurement target from the OCT image data of each color.
  • the attenuation-related value relates to the attenuation of the measurement light and the reflected light (scattered light) inside the measurement target, and can be a factor applicable to the correction of the signal intensity of the correction of the detection signal from the second depth region.
  • the measurement object is composed of a first depth region and a second depth region deeper than the first depth region in the depth direction from the surface, and from the first depth region.
  • the signal of the second depth region is corrected using the acquired attenuation-related value
  • the depth direction of the measurement target is subdivided to have an n-layer configuration from the surface side to the nth region. Therefore, the i-th region signal may be corrected using the attenuation-related value obtained from the (i ⁇ 1) -th region.
  • the signal in the i-th region is affected by light attenuation in the region (i ⁇ 1) from the surface, in the case of signal correction calculation, the signal from the surface to the (i ⁇ 1) -th region What is necessary is just to calculate including a correction
  • FIG. 6A The first and second depth regions in a specific measurement target will be described with reference to FIGS. 6A, 6B, and 7.
  • FIG. 6A The first and second depth regions in a specific measurement target will be described with reference to FIGS. 6A, 6B, and 7.
  • FIG. 6A The first and second depth regions in a specific measurement target will be described with reference to FIGS. 6A, 6B, and 7.
  • FIG. 6B The first and second depth regions in a specific measurement target will be described with reference to FIGS. 6A, 6B, and 7.
  • the skin has a configuration of a horny layer 82, an epidermis 84, and a dermis 86 from the skin surface 80 to which the measurement light L 1 is irradiated.
  • d 1 the dermis 86 is regarded as the second depth region d 2 .
  • the stratum corneum 82 is thinner and transparent than the other layers, and is treated as an integral part of the epidermis because the attenuation of light is small. Then, to correct the second depth region d 2 signal using the attenuation associated value in the first depth region d 1.
  • the range of the first depth region d 1 and the second depth region d 2 and / or the boundary between both may be appropriately determined from an OCT image or a one-dimensional profile in the depth direction of measurement light. Further, the region may be determined based on the thickness from the average skin surface to the dermis 86 or the like.
  • the skin surface 80 may be subdivided into a plurality of three or more regions in the depth direction.
  • each depth in the depth direction is independent of the boundary between the epidermis and the dermis.
  • An area may be defined.
  • Each depth region may be determined at a constant interval in the depth direction, or may be determined such that the interval increases as the depth increases.
  • FIG. 7 shows a configuration in which a coating film 98 including a base layer 92, a colored layer 94, and a clear coating layer 96 is provided on the surface of a base body (for example, a car body of a car) 90 from the base body 90 side.
  • the thickness is, for example, about 100 ⁇ m for each layer. If the clear coating layer 96 is hardly damped in a transparent light, as shown in FIG.
  • the layer 94 may be the first depth region d 1
  • the base layer 92 may be the second depth region d 2 .
  • the layer boundary can be recognized from the acquired OCT image, each region may be designated by the observer, and the boundary in the image It may be determined automatically by processing.
  • the measurement object is not a boundary that can be clearly determined, such as the skin composed of the epidermis and dermis shown in FIGS. 6A and 6B, and the coating film composed of a plurality of layers shown in FIG. Even if the boundary cannot be observed, the influence of light attenuation, etc. in the depth region (first depth region) in which the depth region (second depth region) of interest to the observer is shallower than that. If the measurement object is received, it can be regarded that the measurement object is composed of the first depth region and the second depth region.
  • the measurement light When acquiring the optical coherence tomographic image, the measurement light is irradiated on the surface of the measurement object. As the measurement light enters the measurement object in the depth direction, that is, as the depth increases, the amount of light attenuates due to absorption by the dye existing inside and scattering in the internal structure. That is, the deeper the region, the less light reaches. Further, even for return light from a deep region, absorption by the dye and scattering in the internal structure occur again in the optical path to the surface of the measurement object, so that further attenuation occurs in the detected light intensity. For example, when only a specific color is absorbed due to the absorption of a specific dye, information about the specific color in the original data is lost.
  • the image generation unit 50 of the OCT apparatus 1 includes a correction processing unit 52, the correction processing unit 52 calculates an attenuation-related value and a correction signal, and generates a full-color image using the correction signal. The true color inside the measurement object can be reproduced.
  • the depth z is obtained by Fourier transforming the wave number, but the reflection information at an arbitrary depth position z includes the optical to be measured.
  • the optical features include reflected light intensity on the surface of the measurement object, reflected light intensity including scattered light at an arbitrary depth, a one-dimensional profile in the depth direction, an attenuation constant described later, and the like. It is desirable that the image generation unit 50 is configured to obtain such an arbitrary optical feature in conjunction with the generation of the OCT image.
  • the image display device 60 displays the full-color OCT image generated by the image generation unit 50 as described above and the optical features of the measurement target.
  • the image display device 60 can be composed of a liquid crystal display or the like. By displaying the OCT image and the optical features of the measurement target on the image display device 60, the observer sees the measurement target that has been imaged or digitized, and the measurement target. Can be evaluated.
  • the display of the OCT image and the display of the optical feature on the image display device 60 may be performed simultaneously or sequentially.
  • FIG. 4 shows a first configuration example.
  • the correction processing unit 52 of the image generation unit 50 of FIG. 4 includes an attenuation constant calculation unit 53 that calculates an attenuation constant in the first depth region of the signal intensity of the interference light of each RGB color as an attenuation related value, and an attenuation constant calculation. Using the attenuation constant obtained by the unit 53, a signal correction calculation unit 54 that corrects the signal intensity in the second depth region to obtain a correction signal is provided.
  • FIG. 5 shows a second configuration example of the correction processing unit 52.
  • the image generation unit 50 in FIG. 5 calculates a dye concentration calculation unit that obtains the concentration of the dye contained in the first depth region from the spectral reflectance measured on the surface of the measurement target S (the same part as the part where the OCT image is acquired). 55 and a signal for obtaining a correction signal by obtaining the attenuation amount of light due to the dye as an attenuation-related value based on the dye concentration obtained by the dye concentration calculation unit 55 and correcting the signal intensity in the second depth region.
  • a correction calculation unit 56 is provided.
  • the OCT apparatus further includes a spectral reflectance measurement unit 59 that acquires the spectral reflectance on the surface of the measurement target.
  • the spectral reflectance measurement unit 59 may be provided separately, the spectroscope 31 of any one of the interference light detection units 30B, 30G, or 30R in the OCT apparatus 1 illustrated in FIG. 1 also serves as the spectral reflectance measurement unit 59. May be.
  • the attenuation-related value is obtained from the OCT image data (original data) of each color obtained in the original signal processing unit 51, the original data of each color is corrected, and the corrected image data is converted into the corrected image data.
  • a full-color OCT image can be generated by the color image generation unit 58 using the corrected image data of each color.
  • the original data obtained in the original signal processing unit 51 is used to generate a full color OCT image in the color image generation unit 58, and then the signal correction obtained in the correction processing unit 52 is performed on the full color OCT image.
  • Data correction processing may be performed. That is, the correction signal obtained by the signal correction calculation unit 54 or 56 may be corrected image data of each color as described above, or may be signal correction data applied to a full color OCT image. Good.
  • the procedure for generating a full-color image from R, G, and B OCT image data is as follows.
  • a case where colorization is performed using the optical coherence tomographic image data of each color as shown in FIG. 8A obtained in the original signal processing unit 51 will be described.
  • a full color image using the corrected image data of each color is described.
  • a similar procedure can be used for the generation.
  • the scattered light spectrum I ( ⁇ ) is obtained from the corresponding position of the OCT data for each color.
  • the scattered light spectrum I ( ⁇ ) at each corresponding position (a, b) in each image of FIG. 8A is obtained (FIG. 8B).
  • the scattered light spectrum I ( ⁇ ) at each position is integrated by applying the color matching functions x ( ⁇ ), y ( ⁇ ), z ( ⁇ ) (FIG. 8C, Equation 1 below).
  • stimulus values X, Y, and Z in the CIE (International Commission on Illumination) -XYZ color system are obtained.
  • the stimulus values X, Y, and Z are converted into the RGB color system by the calculation represented by the following formula 2, and are converted to 256 gradations to calculate full-color tomographic image data.
  • Equation 2 the content of the 3 ⁇ 3 matrix is a conversion equation in the case of the D65 light source, and this is optional because it depends on the optical system and the conditions for color reproduction.
  • Rw, Gw, and Bw are 80000 here, these values can also be changed depending on the measurement system and the white standard sample.
  • the inventors of the present invention acquired a full color OCT image of a commercially available color checker by the above method, and confirmed that white and yellow of the color checker can be accurately reproduced. Below, the imaging result of the full-color OCT image with respect to model skin is demonstrated.
  • FIG. 9 is a diagram showing a schematic configuration of the model skin.
  • a model skin was prepared by placing gelatin particles containing polystyrene particles (particle size 200 nm, concentration 0.8 wt%) and yellow pigment 0 wt% or 0.3 wt% in a glass container 101 having a bottom thickness t of about 170 ⁇ m. Since the skin has a multilayer structure of epidermis and dermis, the glass container 101 is regarded as the epidermis and the gelatin 102 in the container 101 is regarded as the dermis. 10 and 11 are an external view A and a full-color OCT image B taken from below A of the bottom surface of the glass container 101 in FIG. 9 (the correction process is not performed here).
  • FIG. 10 is a model of white skin in which no yellow pigment is contained in gelatin (pigment 0 wt%)
  • FIG. 11 is a model of skin with strong yellowness in which 0.3 wt% of yellow pigment is contained in gelatin.
  • a signal backscattered light
  • the surface of the glass simulating the epidermis was observed on the surface of the glass simulating the epidermis, and it was confirmed that the signal was dark in the transparent region below. From deeper areas, signals from gelatin simulating the dermis were observed.
  • the color is not clear, but in the color image corresponding to FIGS. 10 and 11, in the white skin model, the gelatin region corresponding to the dermis is white, and the skin model is strongly yellowish. Then, it was confirmed that the gelatin region corresponding to the dermis was displayed in yellow, and that the color difference at the deep position corresponding to the dermis of the model skin could be shown by the color image.
  • the inventors of the present invention performed one-shot imaging of human skin with the OCT apparatus 1 configured as shown in FIG. 1, and acquired RGB OCT images. It was confirmed that a red OCT image, a green OCT image, and a blue OCT image as shown in FIG. 12 can be obtained by frequency analysis in the original signal processing unit 51 of the image generation unit 50.
  • the vicinity of the vertical axis of 100 ⁇ m is the surface of human skin, and the deeper region is the inside of the skin.
  • the signal near the depth of 0 to 30 ⁇ m from the surface position is keratinous, the dark region having a depth of 30 to 100 ⁇ m is the epidermis, and the region having a depth of 100 ⁇ m or more is the dermis.
  • the epidermis is relatively transparent and the scattered light is small, and the dermis contains collagen, so the scattered light is stronger than the epidermis. It is clear that the signals from the dermis can be observed for each of the RGB colors, and that the same location can be measured. In addition, observation up to a very deep range of 400 ⁇ m in depth is possible.
  • a full color image can be obtained by obtaining stimulus values X, Y, and Z in the CIE-XYZ color system using these three colors of OCT image data (original data) and performing RGB conversion.
  • original data original data
  • RGB conversion RGB conversion
  • a true color cannot be displayed using original data including the influence of light attenuation due to hue or the like.
  • the image generation unit 50 performs correction processing on the OCT image data of each color to generate correction data.
  • 13A is a green OCT image of human skin
  • FIG. 13B shows the OCT signal intensity with respect to the depth extracted from the OCT image data of FIG. 13A.
  • the white shining region near the vertical axis of 100 ⁇ m is the keratin
  • the vertical axis around 120 to 190 ⁇ m is the epidermis.
  • the true OCT signal intensity when not affected by the epidermis can be obtained.
  • the attenuation amount in the OCT signal is attenuated by the round-trip optical path 2 ⁇ D, but there is no problem if this constant 2 is treated as being incorporated in ⁇ in this correction calculation.
  • the electric field E is used in place of the light intensity I and calculation is performed on a straight line of ⁇ (exp ( ⁇ D)) + C.
  • the attenuation constant calculation unit 53 calculates the attenuation constant of the first depth region in the image data of each color. Then, the signal correction calculation unit 54 calculates corrected data obtained by correcting the data of the second depth region using the obtained attenuation constant. The color image generation unit 58 generates full color image data based on the corrected data.
  • FIG. 14 shows a full-color OCT image (before correction) generated from the original data of each RGB color not subjected to correction processing and a full-color OCT image (after correction) generated from the corrected data corrected by the above processing. Yes. From the comparison of the OCT images before and after correction shown in FIG. 14, after correction, the amount of white scattered light in the dermis region is increased because the attenuation of the light intensity inside is corrected and the light intensity is increased. Can be confirmed.
  • FIG. 13A is an example shown for explaining the correction method
  • FIG. 14 is an example of a full-color OCT image corrected using the same correction method, and the measurement objects of both do not match.
  • the spectral reflectance measurement unit 59 measures the spectral reflectance on the surface at the same location as the measurement target OCT image measurement position. Then, the melanin concentration in the epidermis (first depth region) is estimated from the spectral reflectance.
  • the human skin is assumed to be composed of a total three-layer structure consisting of the epidermis (here the skin is included in the epidermis) and the dermis, and the dermis is a two-layer structure.
  • the melanin and hemoglobin concentrations are calculated based on the skin scattering coefficient and the absorption spectra of melanin and hemoglobin described in known literature. It is assumed that the epidermis contains melanin, the upper layer of the two-layered dermis does not contain pigment, and the lower layer, which is a deeper region, contains hemoglobin. Here, the upper layer of the two layers constituting the dermis is defined as the second depth region. Note that the lower layer of the dermis is a deep region that cannot be acquired with an OCT image.
  • the thickness of the epidermis is 100 ⁇ m
  • the upper layer in the dermis particularly the 200 ⁇ m thick region corresponding to the vicinity of the papillary layer
  • the thickness of the lower layer in the dermis is 2.8 mm.
  • the scattering coefficients of the epidermis and dermis were the same.
  • the concentration ratio of oxidized hemoglobin to reduced hemoglobin was 1: 1.
  • the spectral reflectance in the visible region was calculated by the Monte Carlo method using the melanin concentration and the hemoglobin concentration, and the melanin concentration and the hemoglobin concentration that were closest to the actual measurement were obtained.
  • FIG. 15 shows the spectral reflectance of human skin measured using a reflectance measuring machine V-7200 manufactured by JASCO, and the closest spectral reflectance (melanin concentration of 1.9) obtained by the above method with respect to the measured value. %) And a factor other than the melanin concentration in the epidermis (first depth region) are common, and the spectral reflectance is shown when the melanin concentration is 0%.
  • the spectral reflectance obtained by simulation with a melanin concentration of 1.9% agrees with the measured spectral reflectance behavior with high accuracy, and the melanin concentration in the epidermis is 1.9%. Desired.
  • the attenuation of light due to melanin in the epidermis that can be obtained from the melanin concentration in the epidermis is corrected with respect to the signal intensity from the dermis (second depth region). Thereby, a color tomographic image of the dermis that is not affected by the color of the epidermis is obtained.
  • the dye concentration calculation unit 55 performs the Monte Carlo calculation from the spectral reflectance obtained from the surface of the measurement object as described above, the known structure and the contained dye for the measurement object, and the dye concentration in the first depth region. Is calculated. Then, the signal correction calculation unit 56 calculates corrected data obtained by correcting the data in the second depth region using the attenuation obtained from the dye density. The color image generation unit 58 generates full color image data based on the corrected data.
  • FIG. 16 shows a full color OCT image (before correction) generated from the original data of each RGB color that has not been corrected, and a full color OCT image (after correction) generated from the corrected data corrected by the above processing. Yes. From the comparison of the OCT images before and after the correction shown in FIG. 16, after the correction, the attenuation amount of the light intensity inside is corrected and the light intensity is increased, so that the ratio of white scattered light in the dermis region is increased. It can be confirmed that the dermis is bright.
  • the true color of the measurement object at least not corrected
  • OCT having a color closer to the true color can reproduce an image.
  • the measurement target is human skin.
  • the measurement target is a coating film (a coating film formed on a substrate)
  • the true color in the depth direction is similarly applied. Obviously, it can be used as a non-invasive means of measuring.
  • an SD (spectral domain) type OCT apparatus that uses a broadband white light source and obtains a depth distribution from the spectrum of interference light has been described, but the present invention mechanically changes the optical path length.
  • a TD (time domain) type OCT apparatus having the above mechanism may be used. If the measurement object is a static object, there is no particular problem whether it is TD or SD type, and if the measurement object is an object that is prone to blur such as human skin or animal skin. It is preferable to use the SD type configured as described above, which can be photographed in one shot.
  • the measurement method of the present invention using the optical coherence tomographic imaging apparatus of the present embodiment will be described.
  • the measurement target is human skin
  • the subject's skin human skin
  • the interference light between the measurement light and reference light is spectrally detected
  • the interference light is frequency analyzed
  • two-dimensional image data is generated.
  • Correction processing is performed to correct the amount of light attenuation, and a full-color OCT image is generated from the RGB three-color corrected image data, and the optical characteristics of the surface of or inside the human skin are obtained from the spectrally detected interference light.
  • the full-color OCT image and optical features are displayed on the image display device. Images and optical features may be displayed simultaneously on the image display device or may be displayed sequentially.
  • Optical features include reflected light intensity on the surface of human skin or an arbitrary location inside human skin acquired from image data of a specific color (for example, red), a one-dimensional profile of the reflected light intensity in the depth direction, and an attenuation constant. Each numerical value or graph is displayed.
  • a measurer or a diagnostician can easily evaluate the skin condition from the displayed content.
  • Samples from a large number of subjects are obtained for brightness, depth profile, etc. in the OCT image, and a numerical range that can be regarded as healthy and abnormal is prepared in the analysis unit in advance as data, and the healthy by comparing these numerical values and measured values
  • evaluations such as abnormalities may be displayed together.
  • OCT images are acquired before and after application to human skin, optical characteristics are obtained, and the OCT images and optical characteristics before and after application are simultaneously or sequentially applied to the image display device.
  • OCT images and optical characteristics before and after application are simultaneously or sequentially applied to the image display device.
  • a difference between OCT images before and after application and a difference in optical characteristics may be obtained, and these differences may be displayed on the image display device as changes before and after application.
  • each skin such as white skin or black skin (here, assumed to be pale or dark skin in a yellow race), transparent skin, and full skin. It is possible to clarify the true color inside and to present new values regarding the distribution of pigments in the skin and the mechanism of color expression.
  • the measurement method using the optical coherence tomography apparatus of the present invention it is possible to easily evaluate the effect of active ingredients such as cosmetics, quasi drugs, and pharmaceuticals on the skin. Specifically, evaluate the effects of rough skin improvers, moisturizers, whitening agents, anti-wrinkle agents, acne improvers, keratin thickening improvers, turnover improvers, pore astringents, hair restorers, antioxidants, etc. It is also useful, but is not particularly limited.
  • the optical coherence tomography apparatus of the present invention is an apparatus capable of obtaining a full-color OCT image in real time with high temporal resolution. Regardless of cosmetics, diagnosis and analysis of skin including injuries and diseases, and film production It can be used for monitoring or color image analysis in a tomographic direction such as a coating film provided on the surface of various substrates, and the measurement object is not limited.
  • the two-dimensional OCT image has been described.
  • Optical coherence tomographic imaging system OCT system
  • OCT system Light splitting part
  • Quartz plate 4
  • Quartz plate 6
  • Reflective member (mirror) DESCRIPTION OF SYMBOLS 10
  • Light source part 11
  • Light source 12 Spectrum shaping part 20
  • Neutral filter 28
  • Optical path adjustment mechanism 30B, 30G, 30R Interference light detection part
  • Spectroscope 32 Two-dimensional photodetector 35, 36, 37 Imaging lens 50
  • Image generation unit 51
  • Original signal processing unit 52
  • Correction processing unit 53
  • Attenuation constant calculation unit 54
  • Signal correction calculation unit 55
  • Dye concentration calculation unit 58
  • Color image generation unit 59
  • Spectral reflectance measurement unit 60
  • Image display Apparatus 80 skin surface 82 keratin 84 epidermis 86 dermis 90 base 92 base layer 94 colored layer 96 clear coating layer 98 coating 101 glass container 102

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Abstract

ＲＧＢ三色の低コヒーレント光を同時に射出する光源部を備え、ＲＧＢ三色の低コヒーレント光を測定対象に照射して、その反射光と参照光による干渉光をＲＧＢ色毎に検出しフルカラーの光干渉断層画像を生成する光干渉断層画像撮像装置において、画像生成部が、Ｒ，Ｇ，Ｂ三色の干渉光信号強度の、第１の深さ領域での信号減衰に関する減衰関連値を算出し、第１の深さ領域よりも深い第２の深さ領域の信号強度を減衰関連値に応じて補正して干渉光の補正信号を求める補正処理部を備え、Ｒ，Ｇ、Ｂについてそれぞれ求められた補正信号を用いてフルカラーの光干渉断層画像を生成する。

Description

光干渉断層画像撮像装置および計測方法
　本発明は、光干渉断層画像撮像装置に関し、特にはフルカラーの光干渉断層画像を取得可能な光干渉断層画像撮像装置に関するものである。また、本発明は光干渉断層画像撮像装置を用いた計測方法に関するものである。
　化粧品や医薬品の開発、および医療において、皮膚内部の状態を観察することは重要である。欧州では、２０１３年春に動物実験した化粧品の販売が全面禁止となっているため、ヒト肌を非破壊かつ非侵襲で観察する手法の必要性が増している。
　非破壊、非侵襲な断層画像撮像法の一つとして、光干渉断層画像撮像装置（以下において、ＯＣＴ(Optical Coherence Tomography)装置という場合がある。）が知られている。これは、光干渉を利用した断層撮像法で、１９９０年代より開発が進み、主に眼底検査などに適用されており、一般に近赤外の光 (１．３μｍ、または１．５μｍ）が使用されている。
　実用化されている近赤外ＯＣＴ装置は深さ分解能が約２０μｍ程度であるため、肌の高分解能な観測には適さない。肌の層構造は、表面側から角質（厚み１０～３０μｍ）、表皮（厚み１００～３００μｍ）、真皮（厚み１ｍｍ以上）となっており、分解能２０μｍでは十分でなかった。
　これに対し、紫外～可視光域を利用し分解能を向上させた可視分光ＯＣＴ装置の開発が進められており、可視光の皮膚内での散乱の様子が観察可能な装置が特開２０１３－１０８７６６号公報、特開２０１５－１６３８６２号公報および特表２００７－５２３３８６号公報などにおいて提案されている。
　特開２０１３－１０８７６６号公報では、可視光域の赤（Ｒ）、緑（Ｇ）、青（Ｂ）の低コヒーレント光を各色のＳＬＤ(Super Luminescent Diode)光源でそれぞれ発生させ、肌のレプリカにファンデーションを塗布して表面凹凸やファンデーション層の厚さを評価する方法が考案されている。しかしながら、特開２０１３－１０８７６６号公報に開示されているＲＧＢ－ＯＣＴ装置は、可視光域の光源として、Ｒ、Ｇ、Ｂ各色のＳＬＤ光源を備える構成であるため、備えられている光源の波長での測定に限定され、任意色での測定はできない。
　一方、特開２０１５－１６３８６２号公報に開示されているＯＣＴ装置は、光源部に白色光源と任意の波長域を切り出すスペクトル成形部を有するため、可視光域の任意の波長を用いた光干渉断層画像を取得することができる。
　さて、ヒト肌に関する分野では、加齢とともに人間の肌内部が黄色くくすむ「黄ぐすみ」と呼ばれる現象が知られている。紫外線が肌に照射されることで、真皮におけるタンパクの酸化反応などがきっかけで起こると考えられている。このような肌内部の色を観察可能な測定装置に対する要望がある。
　物体内部の色が知りたいというニーズは、肌だけでなく、車体など色材を多層に塗装した系や、絵画などの美術品、食品の腐食検査、内臓の医療診断などの分野においても広く存在している。したがって、深さ方向における構造内部の色味を非破壊で定量する方法としても応用可能な、測定対象内部のフルカラーの光干渉断層画像（以下において、ＯＣＴ画像という場合がある。）を取得することができる装置に対する強い需要が見込まれる。
　しかしながら、既述の特開２０１３－１０８７６６号公報および特開２０１５－１６３８６２号公報等においては、単色のＯＣＴ画像を比較等することにより内部構造の分析等を行うことを主に意図しており、フルカラー画像を取得することについては想定されていなかった。
　一方、Francisco E. Robles, Christy Wilson, Gerald Grant & Adam Wax, "Molecular imaging true-color spectroscopic optical coherence tomography", Nature Photonics 5, 744－747 (1 December 2011)においては、生きたマウスの皮膚に対して、色再現したＯＣＴ画像像を得ている。具体的には色素が非常に薄いアルビノマウスの背中の皮膚を薄く延ばしてチャンバーで挟んで固定した状態でＯＣＴ画像を測定しており、１３０μｍを超える比較的深くまでの情報を取得できている。
　また、特表２００７－５２３３８６号公報においては、フルカラーＯＣＴ画像を取得可能な装置が提案されている。
　測定対象の表面に照射された測定光は、測定対象内部に侵入し、内部で散乱されて表面側に戻り、レンズ等などの光学部品を介して検出器で検出されることとなる。このとき、実際には、測定対象中に存在する色素による光の吸収や散乱による光の減衰が生じる。そのため、測定対象の内部からの散乱光に基づく信号（干渉光）を検出することができても、その散乱光の色は、光吸収等の影響を含む疑似色であり、真の色とは言えない。
　Francisco E. Robles, Christy Wilson, Gerald Grant & Adam Wax, "Molecular imaging true-color spectroscopic optical coherence tomography", Nature Photonics 5, 744－747 (1 December 2011)では、色素が薄く光が透過しやすいアルビノマウスを測定対象としており、マウスの背中の皮膚を伸ばして固定した状態で測定が行われているため良好な撮影が可能であったが、色素が濃いヒト肌や塗装膜などに対して、同様に深い領域まで測定することは困難であり、また、真の色を検出することはできないと考えられる。また、特表２００７－５２３３８６号公報においても、測定対象内部における色素による光の吸収の等の影響が考慮されていないため、フルカラーＯＣＴ画像が取得できても、あくまでも疑似色であり、真の色が観察できていない。
　本発明は上記事情に鑑みてなされたものであって、測定対象内部の真の色を取得することができる光干渉断層画像撮像装置および光干渉断層画像撮像装置を用いた計測方法を提供することを目的とする。
　本発明の光干渉断層画像撮像装置は、赤色波長の低コヒーレント光、緑色波長の低コヒーレント光および青色波長の低コヒーレント光を同時に射出する光源部と、
　光源部から射出された低コヒーレント光を測定光と参照光とに分割する光分割部と、
　測定光を測定対象に照射する測定光照射光学系と、
　測定光が測定対象に照射されたときの測定対象からの反射光と参照光とを重ね合わせる合波部と、
　合波部により合波された反射光と参照光との干渉光を検出する干渉光検出部と、
　干渉光検出部により検出された干渉光から測定対象の光干渉断層画像を生成する画像生成部とを有し、
　画像生成部が、赤色波長、緑色波長および青色波長の干渉光の信号強度の、第１の深さ領域での信号減衰に関する減衰関連値を算出し、第１の深さ領域よりも深い第２の深さ領域の信号強度を減衰関連値に応じて補正して干渉光の補正信号を求め、赤色波長、緑色波長および青色波長についてそれぞれ求められた補正信号を用いてフルカラーの光干渉断層画像を生成する光干渉断層画像撮像装置である。
　本発明の光干渉断層画像撮像装置においては、画像生成部を、赤色波長、緑色波長および青色波長の干渉光の信号強度の、第１の深さ領域における減衰定数を減衰関連値として算出する減衰定数算出部と、減衰定数算出部で得られた減衰定数を用いて、第２の深さ領域における信号強度を補正して補正信号を求める信号補正演算部を備えたものとすることができる。
　本発明の光干渉断層画像撮像装置においては、測定対象の表面における分光反射率を測定する分光反射率測定部をさらに備え、画像生成部を、分光反射率から第１の深さ領域に含まれる色素の濃度を求める色素濃度算出部と、色素濃度算出部において得られた色素の濃度に基づいて、色素による光の減衰量を減衰関連値として求め、第２の深さ領域における信号強度を補正して補正信号を求める信号補正演算部を備えたものとしてもよい。
　ここで、色素濃度算出部においては、色素としてメラニンの濃度を求めるものとすることができる。
　本発明の光干渉断層画像撮像装置においては、赤色波長が６１２ｎｍであり、緑色波長が５３７ｎｍであり、青色波長が４４８ｎｍであることが好ましい。ここでいう波長は、光源部から射出される低コヒーレント光の各色におけるピーク波長である。
　なお、光源部から射出される各色の低コヒーレント光はピーク波長を中心とする、概ねガウシアン分布形状のスペクトルを有する。
　本発明の光干渉断層画像撮像装置においては、干渉光検出部が、赤色波長の干渉光を検出する光検出器と、緑色波長の干渉光を検出する光検出器と、青色波長の干渉光を検出する光検出器をそれぞれ別個に備えていることが好ましい。
　本発明の光干渉断層画像撮像装置は、スペクトラルドメイン型であっても、タイムドメイン型であってもよいが、測定時間が短縮される観点からはスペクトラルドメイン型が好ましい。
　特には、測定光照射光学系として測定対象に測定光をライン状に照射する第１のシリンドリカルレンズを備え、合波部と干渉光検出部との間に、第１のシリンドリカルレンズと互いの円筒軸が直交配置された第２のシリンドリカルレンズを備え、干渉光検出部が、干渉光を分光検出するものであり、画像生成部が、干渉光検出部により分光検出された干渉光に基づく信号を、フーリエ変換により深さ情報に変換する構成のスペクトラルドメイン型の光干渉断層画像撮像装置であることが好ましい。
　本発明の計測方法は、本発明の光干渉断層画像撮像装置を用い、
　測定対象に対して、測定光を照射し、
　参照光と測定対象からの反射光との干渉光を検出し、
　測定対象の光干渉断層画像を生成し、
　光干渉断層画像を画像表示装置に表示し、干渉光から測定対象の表面もしくは内部の光学的特長を求めて画像表示装置に表示する計測方法である。
　光学的特長としては、測定対象の表面もしくは内部の任意箇所における反射光強度、反射光強度の深さ方向プロファイル、あるいは減衰定数などが挙げられる。ここで、反射光強度には、散乱光による光も含まれる。
　測定対象としては、塗膜やヒト肌、植物、印刷物、破壊できない絵画、貴重な古美術品などが挙げられる。
　測定対象がヒト肌であるとき、ヒト肌に対する任意の化粧品もしくは医薬品の塗布前、および塗布後のそれぞれの場合のヒト肌についての光干渉断層画像を生成し、光学的特長を求め、塗布前および塗布後の光干渉断層画像および光学的特長をそれぞれ画像表示装置に表示することが好ましい。また、測定時間内でヒト肌がミクロンオーダーで動かないように固定することは難しいため、ワンショットで測定することが好ましい。
　本発明の光干渉断層画像撮像装置によれば、画像生成部が、赤色波長、緑色波長および青色波長の干渉光の信号強度の、第１の深さ領域での信号減衰に関する減衰関連値を算出し、第１の深さ領域よりも深い第２の深さ領域の信号強度を減衰関連値に応じて補正して干渉光の補正信号を求め、赤色波長、緑色波長および青色波長についてそれぞれ求められた補正信号を用いてフルカラーの光干渉断層画像を生成するので、測定対象内部の真の色を取得することができる。
本発明の実施形態に係る光干渉断層画像撮像装置の全体構成を示す模式図である。 光源部に備えられているスペクトル形成部の透過率プロファイルを示す図である。 第１のダイクロイックフィルタの反射率プロファイルを示す図である。 第２のダイクロイックフィルタの反射率プロファイルを示す図である。 第２のダイクロイックフィルタの透過率プロファイルを示す図である。 画像生成部の具体的な構成例１を示すブロック図である。 画像生成部の具体的な構成例２を示すブロック図である。 第１および第２の深さ領域からなる肌の断面模式図である。 第１～第ｎの深さ領域からなる肌の断面模式図である。 ３層構造の塗膜の断面模式図である。 カラー化の手順を説明するための図（その１） カラー化の手順を説明するための図（その２） カラー化の手順を説明するための図（その３） モデル皮膚の概略図である。 白い皮膚モデルの外観（Ａ）およびＯＣＴ画像（Ｂ）を示す図である。 黄色味が強い皮膚モデルの外観（Ａ）およびＯＣＴ画像（Ｂ）を示す図である。 本実施形態の光干渉断層画像撮像装置において、ヒト肌計測により取得された赤色、緑色および青色の各波長域で取得されたＯＣＴ画像である。 第１の補正方法について説明するための図であり、緑色の波長域で取得されたＯＣＴ画像である。 第１の補正方法について説明するための図であり、図１３Ａの画像データから取得された信号強度の深さ方向における一次元プロファイルを示す図である。 第１の補正方法による補正前および補正後のフルカラーＯＣＴ画像を示す図である。 第２の補正方法について説明するための図であり、測定対象についての分光反射率を示す図である。 第２の補正方法による補正前および補正後のフルカラーＯＣＴ画像を示す図である。
　以下、本発明の光干渉断層画像撮像装置（以下においてＯＣＴ装置という。）の実施の形態について図面を参照して説明する。
　図１は、本発明の一実施形態に係るＯＣＴ装置１の全体構成を模式的に示した図である。
　図１に示すように、本実施形態のＯＣＴ装置１は低コヒーレント光Ｌ０を射出する光源部１０と、光源部１０から射出された低コヒーレント光Ｌ０を測定光Ｌ１と参照光Ｌ２とに分割する光分割部３と、測定光Ｌ１を測定対象Ｓ（ここでは、ヒト肌）にライン状に照射する測定光照射光学系２０と、測定光Ｌ１が測定対象Ｓに照射されたときの測定対象Ｓからの反射光Ｌ３と参照光Ｌ２とを重ね合わせる合波部４と、合波部４により合波された反射光Ｌ３と参照光Ｌ２との干渉光Ｌ４をＲ光、Ｇ光、Ｂ光に分離するダイクロイックフィルタ４２、４４と、干渉光Ｌ４のうちのＢ光（Ｂ干渉光）Ｌ４Ｂを分光検出するＢ干渉光検出部３０Ｂと、Ｇ光（Ｇ干渉光）Ｌ４Ｇを分光検出するＧ干渉光検出部３０Ｇと、Ｒ光（Ｒ干渉光）Ｌ４Ｒを分光検出するＲ干渉光検出部３０Ｒと、各干渉光検出部３０Ｒ，３０Ｇ，３０Ｂにより検出された干渉光から測定対象の光干渉断層画像（以下においてＯＣＴ画像という。）を生成する画像生成部５０と、ＯＣＴ画像を表示する画像表示装置６０を有する。
　光源部１０は、赤色波長の低コヒーレント光、緑色波長の低コヒーレント光および青色波長の低コヒーレント光を同時に射出するものであり、例えば、少なくとも４００ｎｍ～８００ｎｍに亘る波長域を含む光を射出する単一の光源１１および光源１１から射出された光から赤色波長域、緑色波長域および青色波長域を切り出してスペクトル成形をするスペクトル成形部１２を有する。光源部１０は、スペクトル成形された赤色波長の低コヒーレント光、スペクトル成形された緑色波長の低コヒーレント光、スペクトル成形された青色波長の低コヒーレント光を含む低コヒーレント光Ｌ０を射出する。
　光源１１は少なくとも４００ｎｍ～８００ｎｍの可視光域を含む白色光源であり、特には、スーパーコンティニューム光を射出する白色光源が好適である。
　スペクトル成形部１２は、光源１１から射出される可視光全域を含む帯域の光から任意の波長域を切り出し、ガウシアン分布にスペクトル成形をするガウシアンフィルタである。フルカラーの画像を実現するため、少なくとも赤、緑、青の３原色を個々にスペクトル成形して同時に透過させる複数ピークを有する、例えば図２に示すような透過スペクトルを有するガウシアンフィルタが好ましい。図２に示すように、複数ピークの透過スペクトルを有するフィルタは、個々のピークがガウシアン分布を有する。
　なお、Ｒ、Ｇ、Ｂのそれぞれの波長域は、フルカラーを再現可能な組み合わせであればよいが、特には、青色のピーク波長として４４８ｎｍ、緑色のピーク波長として５３７ｎｍ、赤色のピーク波長として６１２ｎｍを用いることが好ましい。W.A. Thornton(1973)は、コンピュータプログラムを用いて、多数の条件等色対を発生させ、同じ白色の交差波長の頻度分布を計算し、それらの交差波長が４４８ｎｍ、５３７ｎｍおよび６１２ｎｍ近傍に集中することを見出している。これらの波長を用いることにより、白色の再現性能が非常によい。
　なお、光源部は、上記のような白色光源とスペクトル成形部とからなる構成に代えて、Ｒ光を射出する光源、Ｇ光を射出する光源およびＢ光を射出する光源をそれぞれ備えてもよい。このような光源としては、Ｒ，ＧおよびＢの各色のＳＬＤが好適である。
　本実施形態において、光源部１０から射出された低コヒーレント光Ｌ０を測定光Ｌ１、参照光Ｌ２に分離する光分割部３は、石英板により構成されており（以下において石英板３と言う場合がある。）これは、測定対象Ｓに照射された測定光Ｌ１の反射光Ｌ３と参照光Ｌ２を合波する合波部４としても機能するものである。石英板３（４）は、低コヒーレント光Ｌ０がその入射面に０°でない所定の入射角度（例えば、４５°）で入射し、石英板３（４）の入射面に入射した低コヒーレント光Ｌ０のうち入射面で反射した光を測定光Ｌ１として測定対象Ｓに照射し、入射面に入射した低コヒーレント光Ｌ０のうち石英板３（４）を透過した光を参照光Ｌ２として反射部材６に入射させるように構成されている。
　光分割部３および合波部４としては、一般的なビームスプリッター、ハーフミラー等を用いることも可能であるが、石英板は安価であり、かつ、反射光が４％程度と非常に低いので、この反射光を測定光として用いることによりヒト肌への刺激を抑制することができ、非常に好ましい。
　なお、光路長などの光学系の対称性を向上させるため、石英板５が測定光Ｌ１の光路上に配置されている。分散補償用の石英板５は、光分割部である石英板３と同一形状であり、石英板３とほぼ平行に配置されている。
　石英板３（４）と測定対象Ｓとの間には、測定光照射光学系２０が備えられている。測定光照射光学系２０には第１のシリンドリカルレンズ２１が備えられており、この第１のシリンドリカルレンズ２１により、測定対象Ｓの表面上の一軸（図１中紙面奥行方向）方向ｙに延びるライン状に測定光Ｌ１を照射するよう構成されている。第１のシリンドリカルレンズ２１としては、例えば焦点距離ｆ＝７５ｍｍのものを備える。測定光Ｌ１をライン状に照射することにより、二次元断層画像を短時間の一回の露光により取得することができる。
　なお、測定光照射光学系２０には、図示していない偏光子、ズームレンズ等の他の光学系を備えていてもよい。
　反射部材６は例えばミラーからなり、光分割部３で分離された参照光Ｌ２を合波部４側に反射するように配置されている。
　合波部４は、反射部材６により反射された参照光Ｌ２と測定対象Ｓからの反射光Ｌ３とを合波し干渉光検出部側に射出するものであり、既述の通り、本実施形態において、合波部４は光分割部３を兼ねる石英板により構成されている。
　参照光Ｌ２と反射光Ｌ３との干渉性を良好なものとするためには、参照光Ｌ２と反射光Ｌ３が通過した光路長や、波長分散特性が同一であることを要する。そこで、本実施形態においては、参照光Ｌ２の光路上には測定光Ｌ１（およびその反射光Ｌ３）の光路上に配される第１のシリンドリカルレンズ２１と同じ、例えばｆ＝７５ｍｍのシリンドリカルレンズ２５を備えている。また、測定対象Ｓに照射された測定光Ｌ１のうち、測定対象Ｓから反射して合波部４に戻る反射光Ｌ３は非常に小さいので、参照光Ｌ２と反射光Ｌ３との対称性を担保するために、参照光Ｌ２の強度を低減されるための減光フィルタ（ＮＤフィルタ）２７を参照光Ｌ２の光路上に備えている。さらには、減光フィルタ２７により生じる光路差を補償するために測定光Ｌ１の光路上には光路調整機構２８を備えている。光路調整機構２８は、減光フィルタ２７により生じる光路差を補償できる構成であれば特に制限はないが、具体的には、厚みを調整した石英板を用いることができる。このように、参照光Ｌ２の光路長が、測定対象Ｓの基準点（ここでは、測定対象Ｓの表面）に照射される測定光Ｌ１の光路長に等しくなるように光学系を構成することが好ましい。
　３つの干渉光検出部３０Ｂ、３０Ｇ、３０Ｒは、それぞれ合波部４により合波された反射光Ｌ３と参照光Ｌ２との干渉光Ｌ４のうちのＢ成分、Ｇ成分およびＲ成分をさらに分光して波長成分毎に検出するものであって、干渉光Ｌ４を分光する分光器３１と、二次元光検出器３２を備えている。
　第１のダイクロイックフィルタ４２はＢ光を反射し、他の色を透過する。そして、第２のダイクロイックフィルタ４４はＧ光を反射し、他の色を透過する。光源部１０が、図２に示すプロファイルのガウシアンフィルタを備えている場合、ダイクロイックフィルタ４２の反射率プロファイルは図３Ａに示す通りであり、Ｂ光を反射する。また、ダイクロイックフィルタ４４の反射率プロファイルは図３Ｂに示す通りであり、Ｇ光を反射し、ダイクロイックフィルタ４４の透過率プロファイルは図３Ｃに示すように、Ｒ光を透過する。
　Ｂ干渉光検出部３０Ｂは第１のダイクロイックフィルタ４２により反射されるＢ干渉光Ｌ４Ｂを受光する位置に配置され、Ｇ干渉光検出部３０Ｇは第２のダイクロイックフィルタ４４により反射されるＧ干渉光Ｌ４Ｇを受光する位置に配置され、Ｒ干渉光検出部３０Ｒは、第２のダイクロイックフィルタ４４を透過するＲ干渉光Ｌ４Ｒを受光する位置に配置されている。
　分光器３１としては様々な公知の技術を用いることができ、例えば、回折格子等により構成することができる。光検出器３２は、例えばＣＣＤあるいはフォトダイオード等の受光素子が二次元状に配列した二次元光センサから構成することができる。
　各色を個別の干渉光検出部３０Ｂ、３０Ｇ、３０Ｒの各光検出器３２により検出するので波長分解能を高くすることができ、結果として表面から１３０２００μｍを超える深さに至る範囲のＯＣＴ画像を取得することができる。
　なお、１つの干渉光検出部で３色の干渉光を検出する構成であっても、二次元光センサの画素数が３つの光検出器を備えた場合と同等であれば、同程度の深さのＯＣＴ画像を取得することができる。
　また、合波部４と干渉光検出部３０Ｂ，３０Ｇ，３０Ｒとの間には、第２のシリンドリカルレンズ（本例では焦点距離ｆ＝１５０ｍｍ）２６および、結像レンズ（焦点距離ｆ＝５０ｍｍ）３５、３６および３７を備えている。
　第２のシリンドリカルレンズ２６は、測定光照射光学系２０中に配置されたライン状照射を行うための第１のシリンドリカルレンズ２１に対して円筒の長さ方向の軸（円筒軸）が互いに直交するように配置される。
　光検出器３２を構成するＸＹ軸二次元光センサの受光素子は図１中光検出器３２中に模式的に示す二次元ＸＹ方向に配列されており、分光器３１は干渉光Ｌ４を分光して二次元光センサ上においてＸ軸方向に配列される受光素子により波長毎の光量が検出されるように配置される。二次元光センサにおいて、Ｙ軸方向に配列される受光素子には測定面におけるライン状の測定光のライン方向（ｙ方向）位置毎の反射光に起因する干渉光が入射されることとなる。第１のシリンドリカルレンズ２１により圧縮されたｘ方向の光をフーリエ変換することで、深さ方向（ｚ方向）の情報をえることができる。すなわち、本ＯＣＴ装置１においては、二次元光センサに測定対象の面方向（ｙ方向）および深さ方向（ｚ方向）の情報を有する光が同時に入射するため、ｙ方向およびｚ方向の二次元光干渉断層画像を一回の露光（ワンショット）で取得できる。
　画像生成部５０は、例えば、パーソナルコンピュータおよびそのコンピュータに画像生成処理を実行させるための、コンピュータに組み込まれたプログラムにより構成することができる。図４および図５は、画像生成部５０の第１の構成例および第２の構成例のブロック図である。
　図４および図５に示すように、画像生成部５０は、干渉光検出部３０Ｂ、３０Ｇ、３０Ｒで検出された各色の干渉光から各色の光干渉断層画像データ（ＯＣＴ画像データ）を生成するオリジナル信号処理部５１と、各色のＯＣＴ画像データから、赤色波長、緑色波長および青色波長の干渉光の信号強度の、第１の深さ領域での信号減衰に関する減衰関連値を算出し、第１の深さ領域よりも深い第２の深さ領域の信号強度を減衰関連値に応じて補正して干渉光の補正信号を求める補正処理部５２および、赤色波長、緑色波長および青色波長についてそれぞれ求められた補正信号を用いてフルカラーの光干渉断層画像を生成するカラー画像生成部５８を備えている。
　オリジナル信号処理部５１では、干渉光検出部３０Ｂ、３０Ｇ、３０Ｒにおいて検出された干渉光Ｌ４を周波数解析することにより、具体的には、二次元光センサのＸ軸方向に配列された受光素子から検出された波長毎の強度スペクトルにおいて波長を波数に変換し、フーリエ変換（ＦＴ）することにより、測定対象Ｓの深さ位置ｚにおける反射情報を取得して、各色のＯＣＴ画像データを生成する（図８Ａ参照）。
　補正処理部５２は、各色のＯＣＴ画像データから、測定対象の深さ方向における第１の深さ領域の信号減衰に関する減衰関連値を求める。ここで、減衰関連値とは、測定対象内部における測定光および反射光（散乱光）の減衰に関わり、第２の深さ領域からの検出信号の補正の信号強度補正に適用可能なファクタであれば特に限定はされない。具体的には、例えば、第１の深さ領域における減衰関数、第１の深さ領域における色素濃度などである。
　なお、ここでは、測定対象を、その表面からの深さ方向において第１の深さ領域とそれよりも深い第２の深さ領域から構成するものと見做し、第１の深さ領域から取得した減衰関連値を用いて第２の深さ領域の信号を補正するものとして説明するが、測定対象の深さ方向を細分化して表面側から第ｎの領域までのｎ層構成からなるものと見做し、ｉ番目の領域の信号を（ｉ－１）番目の領域から得られた減衰関連値を用いて補正するようにしてもよい。このｉ番目の領域の信号は表面から（ｉ－１）番目までの領域における光の減衰の影響を受けているので、信号の補正演算の場合には、表面から（ｉ－１）番目までの補正分を含めて算出すればよい。
　具体的な測定対象における第１および第２の深さ領域について図６Ａ，６Ｂおよび７を参照して説明する。
　まず、測定対象が肌である場合について、図６Ａおよび図６Ｂに肌の断層模式図を示して説明する。
　図６Ａに示すように、肌は測定光Ｌ１が照射される肌表面８０から角質８２、表皮８４および真皮８６の構成を有するが、例えば、肌表面８０から表皮８４を第１の深さ領域ｄ１、真皮８６を第２の深さ領域ｄ２と見做す。ここでは、角質８２は他の層に比べて薄く、透明であり、光の減衰が小さいため表皮と一体として扱っている。そして、第１の深さ領域ｄ１における減衰関連値を用いて第２の深さ領域ｄ２の信号を補正する。第１の深さ領域ｄ１、第２の深さ領域ｄ２の範囲および／または両者の境界は、ＯＣＴ画像あるいは、測定光の深さ方向の一次元プロファイルから適宜定めればよい。また、平均的な肌表面から真皮８６までの厚み等から領域を定めても構わない。
　また、図６Ｂに示すように、肌表面８０から深さ方向に３以上の複数の領域に細分化してもよく、この場合、表皮と真皮の境界などには無関係に深さ方向において各深さ領域を定めても構わない。第１の深さ領域ｄ１の領域から得られた減衰関連値を用いて第２の深さ領域ｄ２の領域の信号を補正し、既述の通り、ｉ番目の領域の信号を（ｉ－１）番目の領域から得られた減衰関連値を用いて補正すればよい。各深さ領域は、深さ方向に一定の間隔で定めてもよいし、深いほど、間隔が広くなるように定めるなどしてもよい。
　測定対象が塗膜である場合について、図７に塗膜の断層模式図を示して説明する。
　図７は、基体（例えば自動車の車体）９０の表面に、下地層９２、着色層９４およびクリアコーティング層９６からなる塗膜９８が基体９０側から設けられた構成を示している。厚みは、例えば、各層１００μｍ程度である。クリアコーティング層９６が透明であり光の減衰はほとんどない場合には、図７に示すように、塗膜９８の測定光Ｌ１が照射される表面側からクリアコーティング層９６は無視して、着色層９４を第１の深さ領域ｄ１、下地層９２を第２の深さ領域ｄ２としてもよい。図７に示すような複数層からなる塗膜の場合には、取得されるＯＣＴ画像からその層境界は認識可能であり、各領域は観察者が指定してもよいし、画像における境界を画像処理により求めて自動的に定めるようにしてもよい。
　なお、測定対象が、図６Ａおよび図６Ｂに示す表皮と真皮からなる肌、図７に示す複数層からなる塗膜のように境界が明確に判断できるものではなく、測定深さ方向において、層境界が観察できないものであっても、観測者にとって関心のある深さ領域（第２の深さ領域）がそれよりも浅い深さ領域（第１の深さ領域）における光の減衰等の影響を受けている場合には、測定対象が第１の深さ領域と第２の深さ領域から構成されているものと看做せばよい。
　光干渉断層画像を取得する際には、測定対象の表面に測定光を照射する。その測定光が測定対象内部に侵入する際に深さ方向に進むにつれて、すなわち、深度が深くなるに連れて、内部に存在する色素による吸収、内部構造における散乱により光量は減衰する。すなわち、深い領域ほど光の到達量は減少する。そして、深い領域からの戻り光に対しても測定対象の表面までの光路において再度色素による吸収、内部構造における散乱が生じるため、検出される光強度にはさらなる減衰が生じる。例えば、特定の色素の吸収により、特定の色のみが吸収されると、オリジナルデータにおける特定の色についての情報が抜けてしまうこととなる。すなわち、オリジナルデータにより再現したフルカラーＯＣＴ画像は、測定対象の深部の色味は、その上の層（領域）における光の減衰の影響を受けたものとなる。本ＯＣＴ装置１の画像生成部５０は補正処理部５２を備え、補正処理部５２において減衰関連値および補正信号を算出し、補正信号を用いてフルカラー画像を生成するように構成されているので、測定対象の内部における真の色を再現することができる。
　なお、既述の通り、画像生成部５０のオリジナル信号処理部５１において、波数をフーリエ変換することで深さｚが得られるが、任意の深さ位置ｚにおける反射情報には、測定対象の光学的特長が含まれている。たとえば、光学的特長としては、測定対象の表面での反射光強度、任意の深さにおける散乱光を含む反射光強度、深さ方向の一次元プロファイルおよび後述の減衰定数等が挙げられる。画像生成部５０は、ＯＣＴ画像の生成と併せて、このような任意の光学的特長を求めるように構成されていることが望ましい。
　画像表示装置６０は、上記のようにして画像生成部５０において生成されたフルカラーＯＣＴ画像や測定対象の光学的特長を表示する。画像表示装置６０は液晶ディスプレイなどで構成でき、画像表示装置６０に測定対象のＯＣＴ画像および光学的特長を表示させることにより、観察者は画像化あるいは数値化された測定対象を見て、測定対象を評価することができる。画像表示装置６０へのＯＣＴ画像の表示と光学的特長の表示とは、同時であってもよいし、逐次であってもよい。
　画像生成部５０における補正処理部５２の具体的な構成例を説明する。図４は第１の構成例を示すものである。図４の画像生成部５０の補正処理部５２は、ＲＧＢ各色の干渉光の信号強度の、第１の深さ領域における減衰定数を減衰関連値として算出する減衰定数算出部５３と、減衰定数算出部５３で得られた減衰定数を用いて、第２の深さ領域における信号強度を補正して補正信号を求める信号補正演算部５４を備えている。
　図５は補正処理部５２の第２の構成例を示すものである。図５の画像生成部５０は、測定対象Ｓの表面（ＯＣＴ画像取得する箇所と同一箇所）において測定された分光反射率から第１の深さ領域に含まれる色素の濃度を求める色素濃度算出部５５と、色素濃度算出部５５において得られた色素の濃度に基づいて、色素による光の減衰量を減衰関連値として求め、第２の深さ領域における信号強度を補正して補正信号を求める信号補正演算部５６を備えている。この第２の構成例の補正処理部５２を備えた構成においては、ＯＣＴ装置が、測定対象の表面における分光反射率を取得する分光反射率測定部５９をさらに備えている。なお、分光反射率測定部５９は別途に備えてもよいが、図１に示すＯＣＴ装置１におけるいずれかの干渉光検出部３０Ｂ、３０Ｇまたは３０Ｒの分光器３１が分光反射率測定部５９を兼ねてもよい。
　いずれの構成においても、オリジナル信号処理部５１において得られた各色のＯＣＴ画像データ（オリジナルデータ）から、減衰関連値を求め、この各色のオリジナルデータに対して補正処理を行い、補正済み画像データを作成した上で、各色の補正済み画像データを用いてカラー画像生成部５８においてフルカラーＯＣＴ画像を生成することができる。あるいは、オリジナル信号処理部５１において得られたオリジナルデータを用いて、カラー画像生成部５８においてフルカラーＯＣＴ画像を生成した上で、このフルカラーＯＣＴ画像に対して、補正処理部５２において得られた信号補正データによる補正処理を施してもよい。すなわち、信号補正演算部５４あるいは５６において求められる補正信号とは、上記のような各色の補正済み画像データであっても良いし、フルカラーＯＣＴ画像に対して適用される信号補正データであってもよい。
　Ｒ、Ｇ、ＢのＯＣＴ画像データからフルカラー画像を生成する手順は以下の通りである。
　ここでは、オリジナル信号処理部５１において得られた、図８Ａに示すような各色の光干渉断層画像データを用いてカラー化する場合について説明するが、各色の補正済み画像データを用いたフルカラー画像を生成する場合も同様の手順で実施可能である。
　各色のＯＣＴデータの対応する位置から散乱光スペクトルＩ（λ）を求める。図８Ａの各画像において対応する各位置（ａ、ｂ）の散乱光スペクトルＩ（λ）を求める（図８Ｂ）。
　各位置の散乱光スペクトルＩ（λ）に等色関数ｘ(λ）,ｙ（λ），ｚ（λ）をかけて積分する（図８Ｃ、下記数式１）。これにより、ＣＩＥ（国際照明委員会）－ＸＹＺ表色系における刺激値Ｘ，Ｙ，Ｚが得られる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
　下記数式２で示す演算により、上記刺激値Ｘ，Ｙ，Ｚを、ＲＧＢ表色系に変換し、２５６階調化してフルカラー断層画像データを算出する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
　なお、測定対象からの散乱強度（干渉光強度）が弱いときには、数ピクセル分のデータをマージして平均化処理を行えばよい。また、数式２において、３×３行列の中身はＤ６５光源の場合の換算式であり、ここは光学系や色再現したい条件によってきまるため、任意性がある。さらに、ここでは、Ｒｗ、Ｇｗ、Ｂｗの値は８００００としているが、この値も測定系や白色の標準試料によって変えることができる値である。
　本発明者らは、上記手法により市販のカラーチェッカのフルカラーＯＣＴ画像を取得し、カラーチェッカの白および黄色を正確に再現できることを確認した。
　以下に、モデル皮膚に対するフルカラーＯＣＴ画像の撮像結果について説明する。
　図９は、モデル皮膚の概略構成を示す図である。底面厚みｔが約１７０μｍのガラス容器１０１にポリスチレン粒子（粒径２００ｎｍ、濃度０．８wt％）および黄色顔料を０wt％または０．３wt％含むゼラチン１０２を入れたものをモデル皮膚とした。皮膚は表皮と真皮の多層構造となっていることから、ガラス容器１０１を表皮、容器１０１内のゼラチン１０２を真皮に見立てた。図１０および図１１は、図９のガラス容器１０１の底面の下方Ａから撮影した外観図ＡおよびフルカラーＯＣＴ画像Ｂである（ここでは補正処理は施していない）。
　図１０はゼラチンに黄色顔料が含まれていない（顔料０wt％）白い皮膚のモデルであり、図１１はゼラチンに黄色顔料が０．３wt％含まれた黄色みが強い皮膚のモデルである。図１０および図１１のいずれのＯＣＴ画像においても表皮を模擬したガラスの表面において信号（後方散乱光）が観察され、その下の透明な領域では暗くなることを確認した。さらに深い領域からは真皮を模擬したゼラチンからの信号が観測された。
　グレースケールで示す図１０および図１１において色味は明らかでないが、図１０および図１１に相当するカラー画像においては、白い皮膚のモデルでは真皮相当のゼラチン領域が白く、黄色みが強い皮膚のモデルでは真皮相当のゼラチン領域が黄色く表示され、モデル皮膚の真皮相当の深い位置にある色味の違いをカラー画像で示すことができることを確認した。
　一方、本発明者らは、図１に示す構成のＯＣＴ装置１において、ヒト肌に対してワンショット撮影を行い、ＲＧＢ各色のＯＣＴ画像を取得した。画像生成部５０のオリジナル信号処理部５１における周波数解析により、図１２に示すような赤色ＯＣＴ画像、緑色ＯＣＴ画像、青色ＯＣＴ画像を得ることができることを確認した。図１２において、縦軸１００μｍ近傍がヒト肌の表面であり、それより深い領域が肌内部である。表面位置から深さ０～３０μｍ付近の信号は角質であり、深さ３０～１００μｍの暗い領域は表皮、深さ１００μｍ以上の領域は真皮である。表皮は比較的透明で散乱光は小さく、真皮はコラーゲンが存在するため、表皮と比べて散乱光が強い。ＲＧＢ各色において、真皮からの信号を観察することができ、かつ同一箇所の測定が実現できていることが明らかである。また、深さ４００μｍと非常に深い範囲までの観察が可能となっている。
　これらの３色のＯＣＴ画像データ（オリジナルデータ）を用い、ＣＩＥ－ＸＹＺ表色系における刺激値Ｘ，Ｙ，Ｚを求め、ＲＧＢ変換することによりフルカラー画像を得ることができるが、既に述べた通り、色相等による光減衰の影響を含むオリジナルデータを用いては真の色を表示することができない。そこで、画像生成部５０においては、各色のＯＣＴ画像データに対して補正処理を行い、補正データを生成する。
　図４に示した画像生成部５０における第１の構成の補正処理部５２を備えた場合の、具体的な補正データの算出方法を説明する。
　図１３Ａは、ヒト肌の緑色ＯＣＴ画像であり、図１３Ｂは、図１３ＡのＯＣＴ画像データから抜き出した深さに対するＯＣＴ信号強度を示している。図１３Ａに示すように、縦軸１００μｍ近傍の白く光る領域が角質であり、縦軸１２０～１９０μｍ辺りが表皮である。この画像に対応する図１３ＢのＯＣＴ信号プロファイルの表皮領域（第１の深さ領域）に対して、ｅｘｐ（－αＤ）＋Ｃの直線（図の破線）で最小二乗法にてフィッティングを行い、表皮領域の減衰定数αを求める。上記フィッティング直線においてＤは深さ、Ｃは装置定数（装置に依存して定まる値）である。Ｌａｍｂｅｒｔ－ｂｅｅｒの法則に則り、光の強度Ｉは、減衰していない表面での強度Ｉ０に対し、深さ方向Ｄに伴ってＩ＝Ｉ０×ｅｘｐ（－αＤ）で減衰する。したがって、表皮よりも深い領域（第２の深さ領域）の信号強度をＩ０／Ｉ＝ｅｘｐ（αＤ）倍すれば、表皮の影響を受けなかった際の真のＯＣＴシグナル強度を求めることができる。なお、ＯＣＴ信号における減衰量は厳密には往復光路２×Ｄによって減衰するが、本補正計算においてはこの定数２がαの中に組み込まれているとして扱えば問題ない。また、光の強度Ｉの代わりに電場Ｅを用いて、√(ｅｘｐ（－αＤ）)＋Ｃの直線にのるとして計算しても同じことである。
　上記の方法により、減衰定数算出部５３では、各色の画像データにおける第１の深さ領域の減衰定数を算出する。そして、信号補正演算部５４において、求めた減衰定数を用いて第２の深さ領域のデータを補正した補正済データを算出する。
　カラー画像生成部５８においては、この補正済みデータに基づいてフルカラー画像データを生成する。
　図１４は、補正処理をしていないＲＧＢ各色のオリジナルデータから生成されたフルカラーＯＣＴ画像（補正前）と上記処理により補正された補正済データから生成されたフルカラーＯＣＴ画像（補正後）を示している。図１４に示す補正前後のＯＣＴ画像の比較から、補正後においては、内部における光強度の減衰分が補正され、光強度が増したため、真皮領域における白色の散乱光の割合が増加していることが確認できる。なお、図１３Ａは、補正方法を説明するために示した例であり、図１４は、同様の補正方法を用いて補正したフルカラーＯＣＴ画像の例であり、両者の測定対象は一致していない。
　図５に示した画像生成部５０における第２の構成の補正処理部５２を備えた場合の、具体的な補正データの算出方法を説明する。
　まず、分光反射率測定部５９により、測定対象のＯＣＴ画像測定位置と同一箇所の表面における分光反射率を測定する。そして、その分光反射率から表皮（第１の深さ領域）におけるメラニン濃度の推定を行う。具体的には、ヒト肌を、表皮（ここでは角質を表皮に含む）と真皮からなり、その真皮を２層構造とする計３層構造からなるものと想定し、この３層構造に対してモンテカルロ計算を実施し、公知文献に記載されている肌の散乱係数、およびメラニン、ヘモグロビンの吸収スペクトルを元にして、メラニン、およびヘモグロビン濃度を算出する。なお、表皮にはメラニンが含まれ、２層構造の真皮のうち、上層には色素が含まれず、より深い領域である下層にはヘモグロビンが含まれているものと仮定する。ここでは、真皮を構成する２層のうちの上層を第２の深さ領域とする。なお、真皮の下層はＯＣＴ画像では取得できない深い領域である。本計算では、表皮の厚みを１００μｍとし、真皮中の上層、とくに乳頭層付近に相当する厚み２００μｍの領域を色素が存在しない領域と、さらに真皮中の下層の厚みを２．８ｍｍと仮定して計算を行った。なお、表皮、真皮の散乱係数は同一とした。また、血液中のヘモグロビンについては、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの濃度比が１：１であると仮定した。以上の条件下にて、メラニン濃度とヘモグロビンの濃度をふってモンテカルロ法で可視域の分光反射率の計算を行い、実測と最も近くなったときのメラニン濃度とヘモグロビン濃度を求めた。
　図１５は、日本分光製反射率測定機Ｖ－７２００を用いて測定したヒト肌の分光反射率および、その実測値に対して上記の手法により求めた最も近い分光反射率（メラニン濃度１．９％）および表皮（第１の深さ領域）におけるメラニン濃度以外のファクタは共通とし、メラニン濃度を０％とした場合の分光反射率を示している。
　図１５に示すように、メラニン濃度１．９％としてシミュレーションにより得られた分光反射率は実測の分光反射率の振る舞いと高い精度で一致し、表皮におけるメラニン濃度は１．９％であることが求められる。このように表皮中のメラニン濃度から求めることができる表皮のメラニンによる光の減衰分を真皮（第２の深さ領域）からの信号強度に対して補正する。これにより、表皮の色の影響を受けない真皮のカラー断層像が得られる。
　色素濃度算出部５５では、上記のように測定対象の表面から得られた分光反射率と、測定対象について既知の構造および含有色素などからモンテカルロ計算を実施し、第１の深さ領域の色素濃度を算出する。そして、信号補正演算部５６において、色素濃度から得られた減衰量を用いて第２の深さ領域のデータを補正した補正済みデータを算出する。
　カラー画像生成部５８においては、この補正済みデータに基づいてフルカラー画像データを生成する。
　図１６は、補正処理をしていないＲＧＢ各色のオリジナルデータから生成されたフルカラーＯＣＴ画像（補正前）と上記処理により補正された補正済データから生成されたフルカラーＯＣＴ画像（補正後）を示している。図１６に示す補正前後のＯＣＴ画像の比較から、補正後においては、内部における光強度の減衰分が補正され、光強度が増したため、真皮領域における白色の散乱光の割合が増加し、補正により真皮が明るくなっていることが確認できる。
　上記のように、上層の領域（第１の深さ領域）でその下層（第２の深さ領域）のデータを補正する処理を行うことにより、測定対象の真の色、少なくとも補正しない状態と比較してより真の色に近い色のＯＣＴが画像を再現することができる。
　上記においては、測定対象がヒト肌である場合について説明したが、測定対象が塗膜（基体上に形成された塗膜）である場合であっても、同様にして深さ方向の真の色を非侵襲で測定する手段として利用できることは明らかである。
　上記においては、広帯域な白色光源を使用し、干渉光のスペクトルから深さ分布を取得するＳＤ(スペクトラルドメイン)型のＯＣＴ装置について説明したが、本発明は、機械的に光路長を変化させるための機構を備えたＴＤ（タイムドメイン）型のＯＣＴ装置であっても構わない。測定対象が静的な物である場合にはＴＤであっても、ＳＤ型であっても特に問題なく、測定対象がヒトの肌、動物の皮膚などのブレが生じやすい物である場合には、ワンショットで撮影可能な上記構成のＳＤ型を用いることが好ましい。
　本実施形態の光干渉断層画像撮像装置を用いた本発明の計測方法の実施形態について説明する。
　ここでは、測定対象がヒト肌である場合について説明するが、測定対象が塗膜等である場合にも同様である。被験者の肌（ヒト肌）に対して、測定光を照射し、測定光と参照光との干渉光を分光検出し、干渉光を周波数解析して二次元画像データを生成し、さらに深さ方向における光減衰分を補正する補正処理を行い、ＲＧＢ３色の補正画像データからフルカラーのＯＣＴ画像を生成し、また、分光検出した干渉光からヒト肌の表面もしくは内部の光学的特長を求める。そして、フルカラーＯＣＴ画像および光学的特長を画像表示装置に表示させる。画像と光学的特長とを画像表示装置に同時に表示させてもよいし、逐次表示させてもよい。
　光学的特長としては、特定の色（例えば、赤色）の画像データから取得されるヒトの肌の表面もしくは内部の任意箇所における反射光強度、反射光強度の深さ方向の一次元プロファイルおよび減衰定数などがあげられ、それぞれの数値あるいはグラフ等が表示される。
　このように本発明の計測方法によりフルカラーＯＣＴ画像および光学的特長が表示されれば、この表示内容から測定者あるいは診断者等が肌の状態について容易に評価することができる。ＯＣＴ画像における輝度、深さ方向プロファイル等について多数の被験者からのサンプルを取得し、健常、異常とみなせる数値範囲を予めデータとして分析部に備えておき、それらの数値と測定値との比較により健常、異常などの評価を合わせて表示するようにしてもよい。
　また、評価したい化粧品や医薬品について、ヒトの肌への塗布前および塗布後にそれぞれＯＣＴ画像を取得し、光学的特長を求め、塗布前後のＯＣＴ画像および光学的特長を画像表示装置に同時にあるいは逐次に表示させることにより、化粧品や医薬品の塗布前後の肌表面および肌内部の変化を視覚的に確認することができ、塗布した製品の効果等を評価することができる。なお、画像表示装置への表示は、比較したい画像あるいは数値などを同時に表示させた方が、より比較しやすいため好ましい。塗布前後のＯＣＴ画像の差分や、光学的特長の差分を求め、塗布前後の変化としてこれら差分を画像表示装置に表示させるようにしてもよい。
　本発明の光干渉断層画像撮像装置を用いれば、白い肌や黒い肌（ここでは、黄色人種における色白もしくは色黒の肌を想定）、透明感のある肌、にごった肌など、それぞれの肌について内部の真の色を明らかにすることができ、肌内部の色素の存在分布や色の発現機構について新たな価値観を提示することが期待できる。
　また、本発明の光干渉断層画像撮影装置を用いた計測方法を用いれば、化粧品・医薬部外品・医薬品等の有効成分が肌に与える影響を容易に評価することができる。具体的には、肌荒れ改善剤、保湿剤、美白剤、抗シワ剤、ニキビ改善剤、角質肥厚改善剤、ターンオーバー改善剤、毛穴収斂剤、育毛剤、抗酸化剤等の効果を評価することにも有用であるが、特に限定されない。
　なお、本発明の光干渉断層画像撮影装置は高い時間分解能でリアルタイムにフルカラーのＯＣＴ画像を得ることができる装置であり、化粧品に関わらず、ケガ、病気を含む肌の診断および解析、フィルムの製造監視、あるいは各種基体表面に設けられている塗膜などの断層方向のカラーの画像解析にも用いることができ、測定対象は限定されるものではない。なお、上記においては二次元のＯＣＴ画像について説明したが、ＯＣＴ装置において、ライン状の測定光照射のラインに垂直な方向に走査させる走査部を設け、３次元のＯＣＴ画像を構築することも可能である。
　１　　光干渉断層画像撮像装置（ＯＣＴ装置）
　３　　光分割部（石英板）
　４　　合波部
　５　　石英板
　６　　反射部材（ミラー）
　１０　　光源部
　１１　　光源
　１２　　スペクトル成形部
　２０　　測定光照射光学系
　２１、２５、２６　　シリンドリカルレンズ
　２７　　減光フィルタ
　２８　　光路調整機構
　３０Ｂ，３０Ｇ，３０Ｒ　　干渉光検出部
　３１　　分光器
　３２　　二次元光検出器
　３５，３６，３７　　結像レンズ
　５０　　画像生成部
　５１　　オリジナル信号処理部
　５２　　補正処理部
　５３　　減衰定数算出部
　５４、５６　　信号補正演算部
　５５　　色素濃度算出部
　５８　　カラー画像生成部
　５９　　分光反射率測定部
　６０　　画像表示装置
　８０　　肌表面
　８２　　角質
　８４　　表皮
　８６　　真皮
　９０　　基体
　９２　　下地層
　９４　　着色層
　９６　　クリアコーティング層
　９８　　塗膜
　１０１　　ガラス容器
　１０２　　ゼラチン

Claims (12)

  1. 　赤色波長の低コヒーレント光、緑色波長の低コヒーレント光および青色波長の低コヒーレント光を同時に射出する光源部と、
    　該光源部から射出された低コヒーレント光を測定光と参照光とに分割する光分割部と、
    　前記測定光を測定対象に照射する測定光照射光学系と、
    　前記測定光が前記測定対象に照射されたときの該測定対象からの反射光と前記参照光とを重ね合わせる合波部と、
    　該合波部により合波された前記反射光と前記参照光との干渉光を検出する干渉光検出部と、
    　該干渉光検出部により検出された前記干渉光から前記測定対象の光干渉断層画像を生成する画像生成部とを有し、
    　該画像生成部が、前記赤色波長、前記緑色波長および前記青色波長の前記干渉光の信号強度の、第１の深さ領域での信号減衰に関する減衰関連値を算出し、前記第１の深さ領域よりも深い第２の深さ領域の前記信号強度を前記減衰関連値に応じて補正して前記干渉光の補正信号を求め、前記赤色波長、前記緑色波長および前記青色波長についてそれぞれ求められた補正信号を用いてフルカラーの光干渉断層画像を生成する光干渉断層画像撮像装置。
  2. 　前記画像生成部が、前記赤色波長、前記緑色波長および前記青色波長の前記干渉光の前記信号強度の、前記第１の深さ領域における減衰定数を前記減衰関連値として算出する減衰定数算出部と、該減衰定数算出部で得られた前記減衰定数を用いて、前記第２の深さ領域における前記信号強度を補正して前記補正信号を求める信号補正演算部を備えている請求項１記載の光干渉断層画像撮像装置。
  3. 　前記測定対象の表面における分光反射率を測定する分光反射率測定部をさらに備え、
    　前記画像生成部が、前記分光反射率から前記第１の深さ領域に含まれる色素の濃度を求める色素濃度算出部と、該色素濃度算出部において得られた前記色素の濃度に基づいて、該色素による光の減衰量を前記減衰関連値として求め、前記第２の深さ領域における前記信号強度を補正して前記補正信号を求める信号補正演算部を備えている請求項１記載の光干渉断層画像撮像装置。
  4. 　前記色素濃度算出部が、前記色素としてメラニンの濃度を求める請求項３記載の光干渉断層画像撮像装置。
  5. 　前記赤色波長が６１２ｎｍであり、前記緑色波長が５３７ｎｍであり、前記青色波長が４４８ｎｍである請求項１から４のいずれか１項に記載の光干渉断層画像撮像装置。
  6. 　前記干渉光検出部が、前記赤色波長の干渉光を検出する光検出器と、前記緑色波長の干渉光を検出する光検出器と前記青色波長の干渉光を検出する光検出器をそれぞれ別個に備えている請求項１から５のいずれか１項に記載の光干渉断層画像撮像装置。
  7. 　前記測定光照射光学系として前記測定対象に前記測定光をライン状に照射する第１のシリンドリカルレンズを備え、
    　前記合波部と前記干渉光検出部との間に、前記第１のシリンドリカルレンズと互いの円筒軸が直交配置された第２のシリンドリカルレンズを備え、
    　前記干渉光検出部が、前記干渉光を分光検出するものであり、
    　前記画像生成部が、前記干渉光検出部により分光検出された前記干渉光に基づく信号を、フーリエ変換により深さ情報に変換する請求項１から６のいずれか１項に記載の光干渉断層画像撮像装置。 
  8. 　請求項１から７のいずれか１項に記載の光干渉断層画像撮像装置を用い、
    　測定対象に対して、前記測定光を照射し、
    　前記干渉光を検出し、
    　前記測定対象の光干渉断層画像を生成し、
    　該光干渉断層画像を画像表示装置に表示し、前記干渉光から前記測定対象の表面もしくは内部の光学的特長を求めて前記画像表示装置に表示する計測方法。
  9. 　前記光学的特長として、前記測定対象の表面もしくは内部の任意箇所における反射光強度、反射光強度の深さ方向プロファイル、あるいは減衰定数を求める請求項８記載の計測方法。
  10. 　前記測定対象が塗膜である請求項８または９記載の計測方法。
  11. 　前記測定対象がヒト肌である請求項８または９記載の計測方法。
  12. 　前記ヒト肌に対する任意の化粧品もしくは医薬品の塗布前、および塗布後のそれぞれの場合の前記ヒト肌についての前記光干渉断層画像を生成し、前記光学的特長を求め、
    　前記塗布前および前記塗布後の前記光干渉断層画像および前記光学的特長をそれぞれ前記画像表示装置に表示する請求項１１に記載の計測方法。 
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