JP4038560B2

JP4038560B2 - Time shearing optical coherence tomography system

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Publication number: JP4038560B2
Application number: JP2003134034A
Authority: JP
Inventors: 嘉晃安野; 豊彦谷田貝
Original assignee: 国立大学法人筑波大学
Priority date: 2003-05-13
Filing date: 2003-05-13
Publication date: 2008-01-30
Anticipated expiration: 2023-05-13
Also published as: JP2004340581A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
この発明は、医学、生物学、物理学、分析学、構造解析学、その他広く物体の構造を計測する分野で利用される時間シアリング光コヒーレンストモグラフィー装置及び時間シアリング光コヒーレンストモグラフィー方法に関する。
【０００２】
【従来の技術】
筋肉や内臓、眼球等の生体器官の機能の解明のために、それらの組織の構造を生体内（インビボ in vivo）で計測できるようなシステムが必要とされている。そのような目的において、現在、光コヒーレンストモグラフィー（optical coherence tomography 、OCT）装置が広く使用されている。光コヒーレンストモグラフィー（OCT）装置とは、広帯域の、時間的に低コヒーレンスな光を光源としたマイケルソン干渉計型の装置である。ここで、マイケルソン干渉計は、入射光の一部を透過し残りを反射するような光学素子に入射する干渉計で、この光学素子による反射光と透過光とは、他の反射鏡によってそれぞれ反射されて、この光学素子に戻り、ここで再結合される干渉計である。
【０００３】
上記光コヒーレンストモグラフィー（OCT）装置では、被計測試料（物体）からの一方の光路（経路、アーム）の光を物体光（プローブ光）、もう一方の光路（経路、アーム）の光を参照光とし、これら物体光と参照光の2つの光を干渉させることで物体光の時間的なコヒーレンス情報を読み出す。そして、そこから被計測試料（物体）の深さ方向の構造を得るのである。
【０００４】
ところで、従来技術として、参照光が光路を維持できる範囲において光路の長さを任意に選択でき、物体光における光軸の奥行き方向（Ｚ方向）に一致させ、被検査物の深層の反射構造の深さ方向の走査を行う光コヒーレンストモグラフィー装置が開示されている（例えば特許文献１参照）。
【０００５】
【特許文献１】
特開２００２−３１０８９９号公報（第３頁、第１図）
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、上記従来の光コヒーレンストモグラフィー（OCT）装置には、いくつかの克服すべき問題点がある。一つ目の問題点は振動に対する脆弱性である。これは、光コヒーレンストモグラフィー（OCT）装置（システム）が、前述した２つの光路（アーム）を有する2アーム型の干渉計、つまり、それぞれ異なる２種類の光路の光を干渉させる干渉計である事に起因する。
【０００７】
この２つの光路（アーム）を持つことに起因する振動の問題に関しては、横方向（物体の表面方向）に走査される物体について単色光による干渉を計測する場合（横方向の単色干渉計測）ならば、以下のような干渉計を用いることにより振動の問題を回避することが可能である。つまり、フィゾー（Fizeau）干渉計と呼ばれる干渉計や、ミロー（Mirau）干渉計と呼ばれる干渉計等のように、共通の光路を有する（コモンパスな）干渉計を用いることにより振動の問題を回避することが可能である。
【０００８】
しかし、光コヒーレンストモグラフィー（OCT）等のような低コヒーレンス干渉においては、時間域のインターフェログラム（干渉図形）を取得するために、参照光が通る光路（参照アーム）と、物体光が通る光路（プローブアーム）との光路長差を走査する必要がある。そのため、上述したような共通の光路を有する（コモンパスな）低コヒーレンス干渉のシステム、言い換えれば、低コヒーレンス干渉において共通の光路を有する（コモンパス型の）干渉計（装置）を作成するのは、光学系が複雑になってしまうという欠点が存在する。
【０００９】
そしてもう一つ問題点は、計測の際に要求される高い次数の機械的走査、およびそれによって引き起こされる長い計測時間を要することである。すなわち、2次元の光コヒーレンストモグラフィー（OCT）画像を取得するためには2次元の機械的走査が必要であり、3次元の光コヒーレンストモグラフィー（OCT）画像を取得するためには3次元の機械的走査が必要であるということである。これは、光コヒーレンストモグラフィー（OCT）装置が点計測装置であることに起因している。
【００１０】
本発明は、振動に対して安定な光コヒーレンストモグラフィー（OCT）装置を構築すると共に、機械走査次元の問題を解消して計測時間の短縮を実現することを課題とするものである。
【００１１】
【課題を解決するための手段】
本発明は上記課題を解決するために、光源と、前記光源からの光を照射することにより、被計測試料からの物体光と、参照光とが、スペクトル干渉すると共に、該物体光及び該参照光が進む共通の光路と、前記物体光と前記参照光とが前記スペクトル干渉することにより生じるスペクトル干渉縞を計測する分光器と、を具備することを特徴とする時間シアリング光コヒーレンストモグラフィー装置を提供する。
【００１２】
前記光源は、時間的に広帯域である光源であることが好ましい。
【００１３】
また本発明は、光源からの光を照射し、前記照射により、被計測試料からの物体光と、参照光とがスペクトル干渉して生じるスペクトル干渉縞を計測し、前記スペクトル干渉縞から前記物体光及び前記参照光の時間的な相関を計算することにより、該物体光と該参照光の時間的相関関数を得、該時間的相関関数から前記被計測試料の奥行き構造を得ることを特徴とする時間シアリング光コヒーレンストモグラフィー方法を提供する。
【００１４】
前記光源は、時間的に広帯域である光源であることが好ましい。
【００１５】
【発明の実施の形態】
本発明に係る光コヒーレンストモグラフィー装置の実施の形態を実施例に基づいて図面を参照して説明する。実施例に先立ち、まず、本発明の原理について説明する。
【００１６】
（原理）
前記した機械走査次元の問題に対して、スペクトル干渉法を用いることで奥行き走査を解消するスペクトル干渉光コヒーレンストモグラフィー（OCT）方法やコヒーレンスレーダー方法等の方法が考えられる。即ち、これらの方法では、光路長差の走査は行わずに、物体光と参照光とをスペクトル域で干渉させ、そのスペクトル干渉縞を計測する。そして、その干渉縞からウィーナー・ヒンチン（Wiener-Khinchine）の定理に基づいて物体光と参照光の両ビームの時間的な相関を計算することで、物体光と参照光の時間的相関関数を得、さらには被計測試料の奥行き構造を得るのである。なお、ここでウィーナー・ヒンチンの定理とは、時間的な信号の自己相関関数と、その信号のスペクトル強度とがフーリエ変換の関係にあるという定理である。
【００１７】
また、振動に対する脆弱性の問題に対して、先に述べたように、低コヒーレンス干渉においては、参照光（アーム）と物体光（アーム）の光路長走査が必要であり光学系が複雑になってしまうという問題から、参照光と物体光とが共通の光路を有する（コモンパス型の）干渉計（装置）の作成は困難である。
【００１８】
そこで、発明者らは、振動に対して安定な光コヒーレンストモグラフィー（OCT）装置の構築を目的の一つとし、フィゾー（Fizeau）干渉計と類似した構造を持った光コヒーレンストモグラフィー装置（時間シアリング光コヒーレンストモグラフィー（OCT）装置、time shearing OCT装置）を発明した。ここで、フィゾー干渉計とは、点光源からの光を平行光にし、平面鏡と平行平面板との間の反射光で細い多光束から成る等厚の干渉縞を作るのを特徴とした干渉計である。
【００１９】
本発明の装置では上述したスペクトル干渉光コヒーレンストモグラフィー（OCT）方法の原理を利用することで、光路長差走査の必要性を無くし、共通の光路を有する（コモンパスの）光コヒーレンストモグラフィー（OCT）装置を実現している。本発明の時間シアリング光コヒーレンストモグラフィー装置は、共通の光路を有する（コモンパス型の）干渉計（装置）であるため、振動に強く、また、小型化が容易である。さらに、スペクトル干渉光コヒーレンストモグラフィー（OCT）方法の原理に基づいていることから1次元の機械的走査で2次元の光コヒーレンストモグラフィー（OCT）計測を可能としている。
【００２０】
また、本発明の時間シアリング光コヒーレンストモグラフィー装置はフィゾー（Fizeau）干渉計と類似した構造であるものの、その概念はフィゾー（Fizeau）干渉計とは大きく異なる。これは、フィゾー（Fizeau）干渉計では光の空間域の位相情報を計測する方法が適用されるのに対し、本発明の時間シアリング光コヒーレンストモグラフィー（OCT）装置では、光の時間域の位相情報を計測する方法が適用されるからである。本発明の時間シアリング光コヒーレンストモグラフィー装置は、いわば、スペクトル干渉によって物体光と参照光の和の光の時間的な自己相関を取得する装置である。これはすなわち、空間的なシアリング（shearing）干渉法（試料物体内で、光軸に垂直な方向にわずかにずらせた光線間で干渉を起こさせる方法）を時間域に置き換えたものであると考えることができる。これがすなわち、本発明の装置が時間シアリング光コヒーレンストモグラフィー（time shearing OCT）装置と呼ばれる所以である。
【００２１】
（実施例）
本発明者らが製作した本発明の本実施例に係る時間シアリング光コヒーレンストモグラフィー装置（光コヒーレンストモグラフィー装置、time shearing OCTシステム）の光学系概要を図1に示す。本実施例の時間シアリング光コヒーレンストモグラフィー装置は、光源１と、平らで傾いた面を持った光学素子である光学楔（ウェッジ）２と、光線束を分離するビームスプリッター（光分離素子、光分割素子）３と、最終的にノイズになってしまうような、被計測試料（被計測物体）７からの余分な散乱光を除去する瞳ストップ（ピューピルストップ）４と、対物レンズ５と、光線束を反射するミラー（鏡）８と、分光器（スペクトロメータ）９と、走査ステージ１３ａを有する１次元走査装置１３と、走査ステージ１３ａ上に載置された参照ガラス板（参照用のガラスプレート）６と、を含んで構成される。走査ステージ１３ａ上であって、参照ガラス板６の後ろには、被計測試料７が載置されている。
【００２２】
光源１として、ここでは再生増幅されたチタニウム（チタン）・サファイア（Ｔｉ：Sapphire）フェムト秒パルスレーザー(中心波長７７５ｎｍ、波長半値幅８．３ｎｍ)が用いられている。このチタニウム・サファイアフェムト秒パルスレーザーは、パルス幅１５０フェムト秒（ｆｓ）のレーザーパルス光を発生するモードロックレーザー（mode-locked laser）である。
【００２３】
光源１からの光は、光学楔（ウェッジ）２で曲げられて、ビームスプリッター３を通過し、瞳ストップ４を経て、対物レンズ５により、走査ステージ１３ａ上の被計測試料７に収束する。対物レンズ５は、１００ｍｍの焦点距離を有する。
【００２４】
光源１から被計測試料７に照射される光のうち、参照ガラス板６で一部の光が反射される。この参照ガラス板６で反射される光が参照光である。光源１から照射される光のうち被計測試料７内に到達する光が物体光であり、この物体光は被計測試料の屈折率分布の微分に応じてフレネル反射される。なお、１次元走査装置１３の走査ステージ１３ａは、被計測試料７を走査するため、横方向（矢印１４で示される方向、図１の紙面上下方向）に移動可能である。
【００２５】
本発明の特徴の一つは、物体光と参照光とがスペクトル干渉すると共に、これらの物体光及び参照光が進む共通の光路Ｐを、光コヒーレンストモグラフィー装置が有することである。本実施例では、反射された物体光と参照光とが進む共通の光路Ｐは、少なくとも参照ガラス板６からビームスプリッター３までの間の部分である。さらに、具体的に説明すると、光源１から光が照射されることにより、被計測試料７及び参照ガラス板６でそれぞれ反射された物体光と参照光とが、対物レンズ５、瞳ストップ（ピューピルストップ）４、及びビームスプリッター３を経てミラー８で反射し、分光器９へ共に入射すると共に、スペクトル干渉する。
【００２６】
分光器９は、物体光と参照光とがスペクトル干渉することにより生じるスペクトル干渉縞を計測する。分光器９は、回折格子（格子、グレーティング）１０と、レンズ１１とＣＣＤカメラ（撮像素子）１２とから成る。レンズ１１は、１５０ｍｍの焦点距離を有するシリンドリカルレンズ（円筒形レンズ）である。回折格子１０の格子密度は、２０００ｌｐ／ｍｍである。なお、ｌｐ／ｍｍは、１ｍｍあたりの溝の数（line-pair per mili meter）を表す単位である。
【００２７】
（作用）
次に、本実施例の時間シアリング光コヒーレンストモグラフィー装置の作用について説明する。光源１から入射した光ｈは、光学楔２で光路を曲げられ、ビームスプリッター３、瞳ストップ（ピューピルストップ）４を経て、対物レンズ５により、参照ガラス板６の後ろに位置する被計測試料７に照射される。この際、光の一部は参照ガラス板６の表面で反射され、反射された光、即ち、参照光は、対物レンズ５、瞳ストップ４を通過し、ビームスプリッター３、さらにはミラー（鏡）８により形成される光路Ｐを経て、分光器９に入射する。一方、被計測試料７内に到達した光、つまり、物体光は、物体、つまり、被計測試料７の屈折率分布の微分に応じてフレネル反射され、参照光と同じ光路（パス）を通って、つまり同様に、ビームスプリッター３、ミラー８を経て分光器９に入射する。
【００２８】
分光器９に入射した参照光及び物体光は、それぞれ回折格子１０でスペクトルに分散され、レンズ１１を経てＣＣＤカメラ１２において両者のビーム（参照光と物体光）のスペクトルの干渉縞が計測される。
【００２９】
上記のように本発明の本実施例に係る時間シアリング光コヒーレンストモグラフィー装置を用いて本発明の時間シアリング光コヒーレンストモグラフィー方法、つまり、スペクトルの干渉縞を計測することにより、機械的な走査を行わずに被計測試料７の奥行き方向の構造を計測する方法及び原理について、さらに以下に詳述する。
【００３０】
本発明の時間シアリング光コヒーレンストモグラフィー方法では、図１に示す時間シアリング光コヒーレンストモグラフィー装置を用いて前述したように、まず、光源１からの光を被計測試料７に照射する。この照射により、参照ガラス板６で反射する一部の光、つまり、参照光と、被計測試料７で反射する物体光とが、共通の光路を進むと共にスペクトル干渉して生じるスペクトル干渉縞を分光器９で計測する。
【００３１】
上記スペクトルの干渉縞を計測することにより、ビーム（参照光と物体光）の光強度の時間概形（時間プロファイル）は模式的に図２（ｉ）の様に表される。縦軸は光強度を表し、横軸は時間を表し、それぞれの単位は任意である。ここで、（ａ）で示されるピークは参照光であり、（ｂ）で示されるシグナルは物体光であり、物体の奥行き方向の構造を表している。
【００３２】
今、もとの光源１から出た光の時間プロファイルをＥo（ｔ）、参照光および物体光の時間プロファイルを、それぞれEr（ｔ）＝Eo（ｔ）、Ep(ｔ)＝Eo（ｔ）＊ｎ’（ｔ）＊δ（ｔ−τ）で表す。ここで、ｎ’（ｔ）は被計測試料７の屈折率構造の奥行き方向の空間微分、つまり、奥行き方向への反射率の空間分布であり、変数ｔは奥行き方向の位置の変数ｚを光の飛行時間（time of flight）で時間の変数ｔに置き換えたものである。また、τ＝２ｄｎｒ／ｃは参照ガラス板６の厚さｄ、屈折率ｎｒ、および、真空中の光速ｃによって決まる定数である。
【００３３】
これらの二つのコンポーネント（成分）よりなる光Ｅ１（ｔ）＝Ｅｐ（ｔ）＋Ｅｒ（ｔ）は、回折格子１０及びレンズ１１を具備する分光器９に導かれ、ＣＣＤカメラ１２の撮像面上において、以下の式（１）で表されるようなスペクトルの干渉縞を形作る。
【００３４】
I~(ω)=|Eo~(ω)×n’~(ω)｜^２＋|Eo~(ω)|^２×[１＋２×|ｎ’~(ω)|×cos(ωτ−Phaseof(n’~(ω)))] （１）
【００３５】
ここで、ｆ~(ω)は関数ｆ（ｔ）のフーリエ変換を表している。即ち、I~(ω)、Eo~(ω)、n’~(ω)は、それぞれ関数I(ｔ)、Eo(ｔ)、n’(ｔ)のフーリエ変換を表している。
【００３６】
次に、上記のようにして得られたスペクトル干渉縞から物体光および参照光の時間的な相関を計算することにより、物体光と参照光の時間的相関関数を得る。そして、この物体光と参照光の時間的相関関数から被計測試料７の奥行き構造を得るのである。
【００３７】
具体的には、以下の通りである。つまり、スペクトル干渉縞から物体光及び参照光の時間的な相関を計算するため、ＣＣＤカメラ１２によって得られたスペクトル干渉縞を計算機上でフーリエ変換する。すると、以下の式（２）のように参照光と物体光の自己・相互相関が得られる。
【００３８】
I(t)=A[Eo(t)]+A[Eo(t)＊n'(t)]
＋A[Eo(t)]＊n'(−t＋τ)＋A[Eo(t)]＊n'(t−τ) （２）
【００３９】
ここで、A[f(t)]は関数f(t)の自己相関関数である。即ち、A[Eo(t)]、A[Eo(t)＊n'(t)]は、それぞれ、Eo(t)、[Eo(t)＊n'(t)]の自己相関関数である。また、＊は、コンボリュージョン（convolution）演算を表す。なお、コンボリュージュン演算とは、二つの関数ｆ（ｔ）、ｇ（ｔ）間において、Intｆ（τ）×ｇ（ｔ−τ）ｄτ（ここでIntはマイナス無限大（−∞）からプラス無限大（＋∞）までの積分記号）で定義される関数間の演算である。また、式（２）の第１項及び第２項は参照光および物体光の自己相関（自己相関関数）である。一方、第３項及び第４項には、物体光と参照光の時間的相関関数が得られており、これらの第３項及び第４項には、光源１の時間プロファイルの自己相関を点応答関数として被計測試料７の奥行き構造が現れていることがわかる。
【００４０】
図２（ｉｉ）に式（２）の模式図を示す。図２（ｉｉ）は、図２（ｉ）に示された参照光と物体光の光強度の時間概形（時間プロファイル）をフーリエ逆変換したものである。縦軸は光強度を表し、横軸は時間を表し、それぞれの単位は任意である。この図２（ｉｉ）では、参照光と物体光の相互相関及びそれぞれの自己相関を見ることができる。ここで、中央に位置しているピーク３１が式（２）の自己相関項、つまり、式（２）の第１項及び第２項である。一方その両脇に対照に現れているシグナル３２、３３が、信号項であり、それぞれ式（２）の第３項及び第４項であり、先ほど述べたように、これらは被計測試料７の奥行き構造を直接表している。
【００４１】
式（２）より、第３項、第４項の位置はそれぞれ、参照ガラス板６のガラスの厚さｄによって決まる定数τだけ原点からシフトしていることがわかる。つまり、適切にτを、要するに、参照ガラス板６の厚さｄを選択すれば、位置的に信号項と自己相関項とを分離することが可能になるのである。
【００４２】
以上の時間シアリング光コヒーレンストモグラフィー方法を用いることで、本発明者らは、本発明の時間シアリング光コヒーレンストモグラフィー装置により機械的な走査を行わずに被計測試料７の奥行き方向の構造を計測することができる。さらに、被計測試料７を１次元走査装置１３によって走査ステージ１３ａを横方向（矢印１４で示される方向、図１の紙面上下方向）に移動させて走査しながら、この計測を繰り返すことで、1次元の機械走査のみによって２次元の光コヒーレンストモグラフィー（OCT）画像を、そして、もちろん、２次元の走査によって３次元の光コヒーレンストモグラフィー（OCT）画像を計測することが可能になる。
【００４３】
なお、本実施例では、上記のように１次元走査装置１３を用いて走査ステージ１３ａを移動させることにより被計測試料７を横方向に走査することとした。一方、対物レンズ５を、移動（シフト）させることにより被計測試料７への光（ビーム）のスポット位置を動かして走査することにしてもよい。また、ガルバノミラー（検流計ミラー）やレゾナントミラー等の角度可変鏡（図示せず）を用いることにより、対物レンズ５の手前で光（ビーム）の角度を振って光のスポット位置を動かして走査することにしてもよい。
【００４４】
上述した実施例では、説明を簡単にするため、光源１にパルス光を用いて、図２に示すような光強度の時間概形（強度プロファイル）の模式図を使用した。しかし、実際には光源１にはパルス光（パルス）を用いる必要はない。これは、本発明の時間シアリング光コヒーレンストモグラフィー装置（システム）が非線形光学現象を利用していない線形な光システムであることに起因する。本発明の時間シアリング光コヒーレンストモグラフィー装置の光源は、奥行き方向の計測に際して高い空間分解能が得られるように、時間的に広帯域であればより望ましい。このような光源の例として、本実施例で用いたパルス光の他、スーパールミネッセントダイオード（ＳＬＤ）等を用いてもよい。なお、本発明の光源の例として、時間的に広帯域である光源、つまり、５ｎｍ程度以上の波長幅で発光する光源を用いることが考えられる。本実施例ではこのような光源の例として、フェムト秒パルスレーザーを光源１に用いている。
【００４５】
（実験例）
次に、実験例として、本実施例の時間シアリング光コヒーレンストモグラフィー装置（システム）を用いて被計測試料７として計測された牛の腱組織（tendon of bovine）の光コヒーレンストモグラフィー（OCT）断面画像を図３に示す。ただし、ここでは式（２）の第４項の部分だけが示されている。ここで、図３の横軸（水平軸）が被計測試料７の奥行（深さ）方向を、縦軸（垂直軸）が被計測試料７の横方向(つまり、機械的走査方向、図１の矢印１４で示される方向)を示している。深さ方向は空気中に換算した深さである。また、図３の向かって左側が被計測試料７の表面S、右側が被計測試料７の内部に対応する。横方向に関しては1μｍ間隔で２００点の走査を行うことで２００μｍの視野を得ている。また、奥行き方向の視野は空気中で８７０μｍであり、これは参照ガラス板（参照用のガラス板）６を用いて較正されている。
【００４６】
この実験例の計測における被計測試料７は、上述したように牛の腱組織である。ここでは、腱索(tendinous cord)を横切る方向に断面形状を計測しているため、いくつかの腱索断面を見ることができる。この計測では、被計測試料７の保存、及び取扱上の問題から生体外（ex vivo）で行っているが、染色、固定等はされておらず、生体内（in vivo）での計測も可能である。
【００４７】
次に本発明の時間シアリング光コヒーレンストモグラフィー装置（OCTシステム）の性能について議論する。まず、被計測試料７に対する深さ方向の解像度であるが、これは光源１のスペクトル幅で決まる。本実施例では、光源１として波長半値幅８．３ｎｍ、中心波長７７５ｎｍ、時間的にSech2型（Sech2型は双曲線関数の一種である双曲正割（Hyperbolic secant）の二乗を意味する）のプロファイルを持つパルスレーザーを使用している。このことから、本システム、つまり、本発明の光コヒーレンストモグラフィー装置が反射計測計であることを考慮した上で、上記深さ方向の理論的な解像度が空気中(屈折率1の空間)で２２．５μｍと見積もられる。しかし、実際の生体計測においては、被計測試料７の持つ散乱、分散、複屈折性等により、解像度は理論値よりも低くなる。この時の解像度は、被計測試料７に依存するため、個別に検討する必要がある。
【００４８】
一方、被計測試料７に対する深さ方向の計測可能幅について考える。一般的なスペクトル干渉光コヒーレンストモグラフィー（OCT）装置においては、深さ方向の計測可能幅は、分光器の解像度によって決まる。ＣＣＤカメラ（撮像素子）で計測されるスペクトル干渉縞と、最終的に得られる被計測試料（物体）の奥行き構造の間にはフーリエ変換の関係があるので、分光器の解像度が高いほど、スペクトル干渉光コヒーレンストモグラフィー（OCT）装置の計測可能幅は広くなるのである。
【００４９】
しかし、本発明の時間シアリング光コヒーレンストモグラフィー装置（時間シアリングOCT装置、 time shearing OCT装置）の計測可能幅は、実施例で示した分光器９の解像度だけでなく、式（２）および図２（ｉｉ）の各項の位置および幅にも制限される。つまり、各項が重ならない範囲でのみ計測が可能なのである。そのため、この計測可能幅は参照ガラス板６の厚さｄや被計測試料７内における物体光（プローブビーム）の到達深さにも影響される。つまり、被計測試料７の光吸収率、散乱量等によっても計測可能幅は変化するのである。
【００５０】
以上の事から、一意には決定できないものの、今回示した計測においては、空気中に換算して９００μｍ程度の計測可能幅が得られた。
【００５１】
次に、被計測試料７の横方向（図１で示した矢印１４で示される方向、図１の紙面上下方向）の解像度について考察する。この横方向の解像度は物体光の直径、および対物レンズ５の焦点距離、つまり実効的な開口数（ＮＡ）より決定される。ここで作成した本実施例の時間シアリング光コヒーレンストモグラフィー装置（システム）においては、この横方向の解像度は２５μｍ程度であると見積もられる。また、この時の焦点深度は１mm程度であり、このことより、前述した深さ方向の計測レンジ（範囲）内においては、横方向の解像度が保たれていると考えられる。また、横方向の計測可能幅は、被計測試料７を走査する１次元走査装置１３における走査ステージ１３ａの可動範囲によってのみ制限されている。
【００５２】
本実施例の光コヒーレンストモグラフィー装置（システム）を用いて1枚の光コヒーレンストモグラフィー（OCT）画像を得るために２０秒程度の時間が必要である。しかし、その大半は１次元走査装置１３においてステッピングモーター（図示せず）による横方向の機械的走査に要する時間である。そのため、上述したようにガルバノミラーやレゾナントミラー等といった角度可変鏡等の高速な横方向の走査装置を用いることで、大幅な計測時間の高速化が可能であり、ビデオレイト（ビデオで撮影して画像を得る場合に要する遅延時間）程度での断面形状計測が容易に可能になるものと思われる。
【００５３】
以上をまとめると、本明細書において、発明者らは、共通の光路を用いる（コモンパスな、コモンパス型の）参照光（アーム）及び物体光（アーム）を持つ本発明の光コヒーレンストモグラフィー（OCT）装置、及び光コヒーレンストモグラフィー方法、並びに、この光コヒーレンストモグラフィー装置及び方法を用いた時間シアリング光コヒーレンストモグラフィー（time shearing OCT）画像の作成に関する報告を行った。
【００５４】
本発明の光コヒーレンストモグラフィー装置では、参照光と物体光とが共通の光路を有する（コモンパス型の）干渉計の構造を採用することにより、高い振動安定性を実現している。これと共に、スペクトル干渉光コヒーレンストモグラフィー（OCT）の原理を用いる本発明の光コヒーレンストモグラフィー方法により、奥行き方向の走査を無くすことが可能である。つまり、時間軸のインターフェログラムを直接計測するのではなく、スペクトル領域における干渉縞を計測し、そこから時間軸のインターフェログラムを計算する方法を用いることで、深さ方向に対する機械的走査を解消している。
【００５５】
今回作成された本実施例に係る光コヒーレンストモグラフィー（OCT）装置のプロトタイプは、理論的に２２．５μｍの奥行き分解能と２５μｍの横方向分解能を持っている。また、奥行き方向に９００μｍ程度の計測可能幅を持っていることが実験的に確認された。つまり、深さ方向に２２．５μmの解像度と９００μmの計測可能幅を持ち、横方向に２５μｍの解像度を持つ光コヒーレンストモグラフィー装置により、牛の腱組織の断面画像の計測を行った。要するに、本発明者らは、本発明に係る光コヒーレンストモグラフィー装置及び方法を用いて実際に牛の腱組織の観察を行い、腱索（腱の筋肉繊維）の断面形状を画像化することに成功した。
【００５６】
以上、本発明に係る光コヒーレンストモグラフィー装置及び光コヒーレンストモグラフィー方法の実施形態を実施例に基づいて説明したが、本発明は特に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いうまでもない。
【００５７】
【発明の効果】
以上の構成から成る本発明に係る光コヒーレンストモグラフィー装置及び光コヒーレンストモグラフィー方法によると、振動に対して安定であると共に、機械走査次元の問題を解消して計測時間の短縮を実現することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本実施例の時間シアリング光コヒーレンストモグラフィー装置の光学系概要を示す模式図である。
【図２】（ｉ）は参照光と物体光の光強度の時間概形の模式図であり、（ｉｉ）は、（ｉ）をフーリエ逆変換した図である。
【図３】本実施例の時間シアリング光コヒーレンストモグラフィーによる牛の腱組織の断面画像である。図の水平軸は深さ方向を、垂直軸は横方向（走査方向）を表している。深さ方向、横方向の画像の視野範囲は８７０μｍ×２００μｍである。
【符号の説明】
１光源
２光学楔（ウェッジ）
３ビームスプリッター（光分離素子）
４瞳ストップ（ピューピルストップ）
５対物レンズ
６参照ガラス板
７被計測試料
８ミラー（鏡）
９分光器（スペクトロメータ）
１０回折格子
１１レンズ
１２ＣＣＤカメラ（撮像素子）
１３１次元走査装置
１３ａ走査ステージ
１４矢印
３１ピーク
３２、３３シグナル[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to a temporal shearing optical coherence tomography apparatus and a temporal shearing optical coherence tomography method that are widely used in the fields of medicine, biology, physics, analysis, structural analysis, and other widely measuring structures of objects.
[0002]
[Prior art]
In order to elucidate the functions of living organs such as muscles, internal organs, and eyeballs, a system that can measure the structure of these tissues in vivo is required. Currently, optical coherence tomography (OCT) devices are widely used for such purposes. An optical coherence tomography (OCT) apparatus is a Michelson interferometer-type apparatus that uses broadband, temporally low coherence light as a light source. Here, the Michelson interferometer is an interferometer that is incident on an optical element that transmits a part of incident light and reflects the rest, and the reflected light and transmitted light by this optical element are respectively transmitted by other reflecting mirrors. An interferometer that is reflected back to this optical element where it is recombined.
[0003]
In the optical coherence tomography (OCT) device, the light of one optical path (path, arm) from the sample (object) to be measured is the object light (probe light), and the light of the other optical path (path, arm) is the reference light. Then, the temporal coherence information of the object light is read out by causing the two lights of the object light and the reference light to interfere with each other. From there, the structure in the depth direction of the sample (object) to be measured is obtained.
[0004]
By the way, as a conventional technique, the length of the optical path can be arbitrarily selected within the range in which the reference light can maintain the optical path, and is matched with the depth direction (Z direction) of the optical axis in the object light. An optical coherence tomography apparatus that performs scanning in the depth direction is disclosed (for example, see Patent Document 1).
[0005]
[Patent Document 1]
JP 2002-310899 A (page 3, FIG. 1)
[0006]
[Problems to be solved by the invention]
However, the conventional optical coherence tomography (OCT) apparatus has several problems to be overcome. The first problem is vulnerability to vibration. This is because the optical coherence tomography (OCT) device (system) is a two-arm type interferometer having the two optical paths (arms) described above, that is, an interferometer that interferes with light of two different optical paths. caused by.
[0007]
With regard to the vibration problem caused by having these two optical paths (arms), if measuring interference by monochromatic light for an object scanned in the lateral direction (surface direction of the object) (lateral monochromatic interference measurement) For example, it is possible to avoid the vibration problem by using the following interferometer. In other words, the problem of vibration is avoided by using an interferometer having a common optical path, such as an interferometer called a Fizeau interferometer or an interferometer called a Mirau interferometer. It is possible.
[0008]
However, in low coherence interference such as optical coherence tomography (OCT), the optical path through which the reference beam passes (reference arm) and the optical path through which the object beam passes in order to obtain the interferogram (interferogram) in the time domain It is necessary to scan the optical path length difference with the (probe arm). For this reason, a low coherence interference system having a common optical path as described above (in other words, a (common path type) interferometer (apparatus) having a common optical path in low coherence interference) There is a disadvantage that the system becomes complicated.
[0009]
Another problem is the high order mechanical scanning required during measurement and the long measurement time caused by it. That is, two-dimensional mechanical scanning is required to obtain a two-dimensional optical coherence tomography (OCT) image, and three-dimensional mechanical coherence to obtain a three-dimensional optical coherence tomography (OCT) image. Scanning is necessary. This is due to the fact that the optical coherence tomography (OCT) device is a point measuring device.
[0010]
An object of the present invention is to construct an optical coherence tomography (OCT) apparatus that is stable against vibration, and to solve the problem of the mechanical scanning dimension and to reduce the measurement time.
[0011]
[Means for Solving the Problems]
In order to solve the above problems, the present invention irradiates light from a light source and the light from the light source, so that the object light from the sample to be measured and the reference light interfere with each other in the spectrum, and the object light and the reference A temporal shearing optical coherence tomography apparatus comprising: a common optical path through which light travels; and a spectroscope that measures spectral interference fringes generated by spectral interference between the object light and the reference light To do.
[0012]
The light source is preferably a light source that is broad in time.
[0013]
Further, the present invention irradiates light from a light source, measures spectral interference fringes caused by spectral interference between the object light from the sample to be measured and the reference light by the irradiation, and the object light from the spectral interference fringes. And calculating a temporal correlation between the object beam and the reference beam to obtain a temporal correlation function between the object beam and the reference beam, and obtaining a depth structure of the sample to be measured from the temporal correlation function. A temporal shearing optical coherence tomography method is provided.
[0014]
The light source is preferably a light source that is broad in time.
[0015]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Embodiments of an optical coherence tomography apparatus according to the present invention will be described based on examples with reference to the drawings. Prior to the examples, first, the principle of the present invention will be described.
[0016]
(principle)
In order to solve the above-mentioned mechanical scanning dimension problem, a method such as a spectral interference optical coherence tomography (OCT) method or a coherence radar method that eliminates depth scanning by using spectral interferometry can be considered. That is, in these methods, without scanning the optical path length difference, the object light and the reference light are caused to interfere with each other in the spectral region, and the spectral interference fringes are measured. The temporal correlation function between the object beam and the reference beam is obtained by calculating the temporal correlation between the object beam and the reference beam from the interference fringes based on the Wiener-Khinchine theorem. In addition, the depth structure of the sample to be measured is obtained. Here, the Wiener-Hinchin theorem is a theorem that the autocorrelation function of a temporal signal and the spectrum intensity of the signal have a Fourier transform relationship.
[0017]
In addition, as described above, with respect to the problem of vulnerability to vibration, in low coherence interference, optical path length scanning of the reference beam (arm) and object beam (arm) is required, and the optical system becomes complicated. Therefore, it is difficult to create a (common path type) interferometer (device) in which the reference light and the object light have a common optical path.
[0018]
Accordingly, the inventors have set up an optical coherence tomography (OCT) device that is stable against vibration, and have an optical coherence tomography device (temporal shearing light) having a structure similar to that of a Fizeau interferometer. Invented coherence tomography (OCT) device, time shearing OCT device). Here, the Fizeau interferometer is an interferometer characterized in that light from a point light source is converted into parallel light and an equal-thickness interference fringe made of thin multi-beams is formed by reflected light between a plane mirror and a plane-parallel plate. It is.
[0019]
The apparatus of the present invention eliminates the need for optical path length difference scanning by utilizing the principle of spectral interference optical coherence tomography (OCT) method described above, and has a common optical path (common path) optical coherence tomography (OCT) apparatus. Is realized. Since the temporal shearing optical coherence tomography apparatus of the present invention is a (common path type) interferometer (apparatus) having a common optical path, it is resistant to vibration and can be easily downsized. Furthermore, because it is based on the principle of spectral interference optical coherence tomography (OCT) method, it enables two-dimensional optical coherence tomography (OCT) measurement by one-dimensional mechanical scanning.
[0020]
The temporal shearing optical coherence tomography apparatus of the present invention has a structure similar to that of a Fizeau interferometer, but the concept is greatly different from that of a Fizeau interferometer. This is because the Fizeau interferometer uses a method for measuring phase information in the spatial region of light, whereas the temporal shearing optical coherence tomography (OCT) device of the present invention uses phase information in the temporal region of light. This is because the method of measuring the value is applied. The temporal shearing optical coherence tomography apparatus of the present invention is, so to speak, an apparatus that acquires temporal autocorrelation of the sum of object light and reference light by spectral interference. This means that spatial shearing interferometry (a method that causes interference between light beams slightly shifted in the direction perpendicular to the optical axis in the sample object) is replaced with the time domain. be able to. This is why the apparatus of the present invention is called a time shearing optical coherence tomography (time shearing OCT) apparatus.
[0021]
(Example)
FIG. 1 shows an outline of the optical system of a time shearing optical coherence tomography apparatus (optical coherence tomography apparatus, time shearing OCT system) according to this embodiment of the present invention produced by the present inventors. The temporal shearing optical coherence tomography apparatus of the present embodiment includes a light source 1, an optical wedge (wedge) 2 which is an optical element having a flat and inclined surface, and a beam splitter (light separating element, light dividing element) for separating a light beam. Element) 3, pupil stop 4 that removes excess scattered light from the sample to be measured (object to be measured) 7, which eventually becomes noise, an objective lens 5, and light rays A mirror (mirror) 8 that reflects the bundle, a spectroscope (spectrometer) 9, a one-dimensional scanning device 13 having a scanning stage 13a, and a reference glass plate (reference glass plate) placed on the scanning stage 13a 6). A sample 7 to be measured is placed on the scanning stage 13 a and behind the reference glass plate 6.
[0022]
Here, a regenerated and amplified titanium (sapphire) femtosecond pulse laser (center wavelength 775 nm, wavelength half width 8.3 nm) is used as the light source 1. The titanium sapphire femtosecond pulse laser is a mode-locked laser that generates laser pulse light having a pulse width of 150 femtoseconds (fs).
[0023]
The light from the light source 1 is bent by an optical wedge 2, passes through a beam splitter 3, passes through a pupil stop 4, and converges on a measurement sample 7 on a scanning stage 13 a by an objective lens 5. The objective lens 5 has a focal length of 100 mm.
[0024]
Of the light emitted from the light source 1 to the sample 7 to be measured, a part of the light is reflected by the reference glass plate 6. The light reflected by the reference glass plate 6 is reference light. Of the light emitted from the light source 1, the light reaching the sample 7 to be measured is object light, and this object light is reflected by Fresnel according to the differentiation of the refractive index distribution of the sample to be measured. Note that the scanning stage 13a of the one-dimensional scanning device 13 is movable in the horizontal direction (the direction indicated by the arrow 14, the vertical direction in FIG. 1) in order to scan the sample 7 to be measured.
[0025]
One of the characteristics of the present invention is that the optical coherence tomography apparatus has a common optical path P along which the object light and the reference light travel while spectral interference occurs between the object light and the reference light. In the present embodiment, the common optical path P along which the reflected object light and reference light travel is at least a portion between the reference glass plate 6 and the beam splitter 3. More specifically, when the light from the light source 1 is irradiated, the object light and the reference light reflected by the sample 7 to be measured and the reference glass plate 6, respectively, are converted into the objective lens 5, the pupil stop (Pupils). The light is reflected by the mirror 8 through the top 4 and the beam splitter 3, enters the spectroscope 9, and interferes with the spectrum.
[0026]
The spectroscope 9 measures spectral interference fringes generated by spectral interference between the object light and the reference light. The spectroscope 9 includes a diffraction grating (grating, grating) 10, a lens 11, and a CCD camera (imaging device) 12. The lens 11 is a cylindrical lens (cylindrical lens) having a focal length of 150 mm. The grating density of the diffraction grating 10 is 2000 lp / mm. Note that lp / mm is a unit representing the number of grooves per 1 mm (line-pair per mili meter).
[0027]
(Function)
Next, the operation of the time shearing optical coherence tomography apparatus of this embodiment will be described. The light h incident from the light source 1 is bent in the optical path by the optical wedge 2, passes through the beam splitter 3, the pupil stop (pupil stop) 4, and is measured by the objective lens 5 behind the reference glass plate 6. 7 is irradiated. At this time, a part of the light is reflected by the surface of the reference glass plate 6, and the reflected light, that is, the reference light passes through the objective lens 5 and the pupil stop 4, and the beam splitter 3 and further a mirror (mirror). The light then enters the spectroscope 9 through the optical path P formed by 8. On the other hand, the light that has reached the sample 7 to be measured, that is, the object light, is Fresnel reflected according to the differentiation of the refractive index distribution of the object, that is, the sample 7 to be measured, and passes through the same optical path as the reference light. That is, similarly, the light enters the spectroscope 9 through the beam splitter 3 and the mirror 8.
[0028]
The reference light and the object light incident on the spectroscope 9 are each dispersed into a spectrum by the diffraction grating 10, and the interference fringes of the spectrum of both beams (reference light and object light) are measured by the CCD camera 12 through the lens 11. .
[0029]
As described above, the temporal shearing optical coherence tomography method of the present invention using the temporal shearing optical coherence tomography device according to the present embodiment of the present invention, i.e., by measuring the interference fringes of the spectrum, mechanical scanning is not performed. The method and principle of measuring the structure in the depth direction of the sample 7 to be measured will be described in detail below.
[0030]
In the temporal shearing optical coherence tomography method of the present invention, the sample 7 is first irradiated with light from the light source 1 as described above using the temporal shearing optical coherence tomography apparatus shown in FIG. By this irradiation, a part of the light reflected by the reference glass plate 6, that is, the reference light and the object light reflected by the sample to be measured 7 travel along a common optical path and spectral interference is generated by spectral interference. Measure with instrument 9.
[0031]
By measuring the interference fringes of the spectrum, the approximate time shape (time profile) of the light intensity of the beam (reference light and object light) is schematically represented as shown in FIG. The vertical axis represents light intensity, the horizontal axis represents time, and each unit is arbitrary. Here, the peak indicated by (a) is reference light, and the signal indicated by (b) is object light, which represents the structure of the object in the depth direction.
[0032]
Now, the time profile of the light emitted from the original light source 1 is Eo (t), and the time profiles of the reference light and the object light are Er (t) = Eo (t) and Ep (t) = Eo (t), respectively. * N ′ (t) * δ (t−τ) Here, n ′ (t) is the spatial differential in the depth direction of the refractive index structure of the sample 7 to be measured, that is, the spatial distribution of the reflectance in the depth direction, and the variable t is the variable z of the position in the depth direction. The time of flight is replaced with a time variable t. Further, τ = 2dnr / c is a constant determined by the thickness d of the reference glass plate 6, the refractive index nr, and the speed of light c in vacuum.
[0033]
The light E1 (t) = Ep (t) + Er (t) composed of these two components (components) is guided to the spectroscope 9 including the diffraction grating 10 and the lens 11, and on the imaging surface of the CCD camera 12. Then, an interference fringe having a spectrum represented by the following formula (1) is formed.
[0034]
I ~ (ω) = | Eo ~ (ω) × n '~ (ω) | ² ＋ | Eo ~ (ω) | ² × [1 + 2 × | n′˜ (ω) | × cos (ωτ−Phaseof (n′˜ (ω)))] (1)
[0035]
Here, f˜ (ω) represents the Fourier transform of the function f (t). That is, I˜ (ω), Eo˜ (ω), and n′˜ (ω) represent Fourier transforms of the functions I (t), Eo (t), and n ′ (t), respectively.
[0036]
Next, a temporal correlation function between the object light and the reference light is obtained by calculating a temporal correlation between the object light and the reference light from the spectral interference fringes obtained as described above. Then, the depth structure of the sample 7 to be measured is obtained from the temporal correlation function of the object light and the reference light.
[0037]
Specifically, it is as follows. That is, in order to calculate the temporal correlation between the object light and the reference light from the spectral interference fringes, the spectral interference fringes obtained by the CCD camera 12 are Fourier transformed on the computer. Then, the auto / cross-correlation between the reference light and the object light is obtained as in the following formula (2).
[0038]
I (t) = A [Eo (t)] + A [Eo (t) * n '(t)]
+ A [Eo (t)] * n ′ (− t + τ) + A [Eo (t)] * n ′ (t−τ) (2)
[0039]
Here, A [f (t)] is an autocorrelation function of the function f (t). That is, A [Eo (t)] and A [Eo (t) * n ′ (t)] are autocorrelation functions of Eo (t) and [Eo (t) * n ′ (t)], respectively. . * Represents a convolution operation. Note that the convolution operation means that between two functions f (t) and g (t), Intf (τ) × g (t−τ) dτ (where Int is added from minus infinity (−∞) to This is an operation between functions defined by an integral symbol up to infinity (+ ∞). In addition, the first and second terms of Equation (2) are autocorrelations (autocorrelation functions) of the reference light and the object light. On the other hand, the temporal correlation functions of the object light and the reference light are obtained in the third term and the fourth term, and the autocorrelation of the time profile of the light source 1 is indicated in these third term and fourth term. It can be seen that the depth structure of the sample 7 to be measured appears as a response function.
[0040]
FIG. 2 (ii) shows a schematic diagram of the formula (2). FIG. 2 (ii) shows the inverse Fourier transform of the time outline (time profile) of the light intensity of the reference light and object light shown in FIG. 2 (i). The vertical axis represents light intensity, the horizontal axis represents time, and each unit is arbitrary. In FIG. 2 (ii), the cross-correlation between the reference light and the object light and the respective autocorrelations can be seen. Here, the peak 31 located at the center is the autocorrelation term of the formula (2), that is, the first term and the second term of the formula (2). On the other hand, the signals 32 and 33 appearing on both sides of the control are signal terms, which are the third term and the fourth term of the equation (2), respectively. It directly represents the depth structure.
[0041]
From the expression (2), it can be seen that the positions of the third and fourth terms are shifted from the origin by a constant τ determined by the glass thickness d of the reference glass plate 6. That is, if τ is appropriately selected, that is, if the thickness d of the reference glass plate 6 is selected, the signal term and the autocorrelation term can be separated in position.
[0042]
By using the above temporal shearing optical coherence tomography method, the present inventors can measure the structure in the depth direction of the sample 7 to be measured without performing mechanical scanning by the temporal shearing optical coherence tomography device of the present invention. Can do. Further, by repeating this measurement while scanning the sample 7 to be measured by moving the scanning stage 13a in the horizontal direction (the direction indicated by the arrow 14 and the vertical direction in FIG. 1) by the one-dimensional scanning device 13, 1 It is possible to measure two-dimensional optical coherence tomography (OCT) images by only two-dimensional mechanical scanning, and of course, three-dimensional optical coherence tomography (OCT) images by two-dimensional scanning.
[0043]
In the present embodiment, the sample 7 to be measured is scanned in the lateral direction by moving the scanning stage 13a using the one-dimensional scanning device 13 as described above. On the other hand, by moving (shifting) the objective lens 5, the spot position of the light (beam) on the measurement sample 7 may be moved and scanned. Further, by using a variable angle mirror (not shown) such as a galvanometer mirror (galvanometer mirror) or a resonant mirror, the light spot position is moved by swinging the angle of the light (beam) in front of the objective lens 5. You may scan.
[0044]
In the embodiment described above, for the sake of simplicity, pulse light is used as the light source 1, and a schematic diagram of the light intensity time profile (intensity profile) as shown in FIG. 2 is used. However, it is not actually necessary to use pulsed light (pulse) for the light source 1. This is due to the fact that the temporal shearing optical coherence tomography apparatus (system) of the present invention is a linear optical system that does not use nonlinear optical phenomena. The light source of the temporal shearing optical coherence tomography apparatus of the present invention is more preferably a temporally wide band so that a high spatial resolution can be obtained when measuring in the depth direction. As an example of such a light source, a super luminescent diode (SLD) or the like may be used in addition to the pulsed light used in this embodiment. As an example of the light source of the present invention, it is conceivable to use a light source having a wide time band, that is, a light source that emits light with a wavelength width of about 5 nm or more. In this embodiment, a femtosecond pulse laser is used as the light source 1 as an example of such a light source.
[0045]
(Experimental example)
Next, as an experimental example, an optical coherence tomography (OCT) cross-sectional image of a tendon tissue of a cow measured as a measurement sample 7 using the temporal shearing optical coherence tomography apparatus (system) of this example is used. As shown in FIG. However, only the part of the fourth term of the formula (2) is shown here. Here, the horizontal axis (horizontal axis) in FIG. 3 is the depth (depth) direction of the sample 7 to be measured, and the vertical axis (vertical axis) is the horizontal direction of the sample 7 to be measured (that is, the mechanical scanning direction, FIG. 1). Direction indicated by arrow 14). The depth direction is the depth converted into the air. 3 corresponds to the surface S of the sample 7 to be measured and the right side corresponds to the inside of the sample 7 to be measured. In the horizontal direction, a 200 μm field of view is obtained by scanning 200 points at 1 μm intervals. Further, the visual field in the depth direction is 870 μm in the air, and this is calibrated by using a reference glass plate (reference glass plate) 6.
[0046]
The sample 7 to be measured in the measurement of this experimental example is bovine tendon tissue as described above. Here, since the cross-sectional shape is measured in a direction crossing the tendonous cord, several chordal sections can be seen. This measurement is performed in vitro (ex vivo) due to problems with storage and handling of the sample 7 to be measured, but it is not stained or fixed, and can be measured in vivo. It is.
[0047]
Next, the performance of the temporal shearing optical coherence tomography apparatus (OCT system) of the present invention will be discussed. First, the resolution in the depth direction with respect to the sample 7 to be measured is determined by the spectral width of the light source 1. In this embodiment, the light source 1 has a half-wavelength width of 8.3 nm, a central wavelength of 775 nm, and a temporally Sech2 type (Sech2 type means the square of a hyperbolic secant, which is a kind of hyperbolic function). Use a pulsed laser with. Therefore, in consideration of the fact that the present system, that is, the optical coherence tomography apparatus of the present invention is a reflection measuring instrument, the theoretical resolution in the depth direction is 22 in the air (space of refractive index 1). Estimated to be 5 μm. However, in actual living body measurement, the resolution is lower than the theoretical value due to scattering, dispersion, birefringence and the like of the sample 7 to be measured. Since the resolution at this time depends on the sample 7 to be measured, it is necessary to examine it individually.
[0048]
On the other hand, the measurable width in the depth direction with respect to the sample 7 to be measured will be considered. In a general spectral interference optical coherence tomography (OCT) apparatus, the measurable width in the depth direction is determined by the resolution of the spectrometer. Since there is a Fourier transform relationship between the spectral interference fringes measured by the CCD camera (imaging device) and the depth structure of the finally measured sample (object), the higher the resolution of the spectrometer, the higher the spectrum. The measurable range of coherent optical coherence tomography (OCT) devices is increased.
[0049]
However, the measurable width of the time shearing optical coherence tomography device (time shearing OCT device, time shearing OCT device) of the present invention is not limited to the resolution of the spectrometer 9 shown in the embodiment, It is also limited to the position and width of each term in ii). In other words, measurement is possible only in the range where the terms do not overlap. Therefore, this measurable width is also affected by the thickness d of the reference glass plate 6 and the arrival depth of the object light (probe beam) in the sample 7 to be measured. That is, the measurable width varies depending on the light absorption rate, the amount of scattering, and the like of the sample 7 to be measured.
[0050]
From the above, although it cannot be uniquely determined, in the measurement shown this time, a measurable width of about 900 μm was obtained in terms of air.
[0051]
Next, the resolution of the sample 7 to be measured in the horizontal direction (the direction indicated by the arrow 14 shown in FIG. 1, the vertical direction on the paper in FIG. 1) will be considered. This lateral resolution is determined by the diameter of the object light and the focal length of the objective lens 5, that is, the effective numerical aperture (NA). In the temporal shearing optical coherence tomography apparatus (system) of this example created here, the lateral resolution is estimated to be about 25 μm. Further, the depth of focus at this time is about 1 mm. From this, it is considered that the horizontal resolution is maintained within the above-described measurement range (range) in the depth direction. Further, the measurable width in the horizontal direction is limited only by the movable range of the scanning stage 13a in the one-dimensional scanning device 13 that scans the sample 7 to be measured.
[0052]
It takes about 20 seconds to obtain one optical coherence tomography (OCT) image using the optical coherence tomography apparatus (system) of this embodiment. However, most of the time is the time required for horizontal mechanical scanning by a stepping motor (not shown) in the one-dimensional scanning device 13. For this reason, as described above, by using a high-speed lateral scanning device such as a variable angle mirror such as a galvanometer mirror or a resonant mirror, the measurement time can be greatly increased, and a video rate (video shot) can be used. It seems that cross-sectional shape measurement can be easily performed with a delay time) required for obtaining an image.
[0053]
In summary, in the present specification, the inventors of the present invention use optical coherence tomography (OCT) of the present invention having a common optical path (common path, common path type) reference beam (arm) and object beam (arm). An apparatus, an optical coherence tomography method, and creation of a time shearing optical coherence tomography (time shearing OCT) image using the optical coherence tomography device and method were reported.
[0054]
In the optical coherence tomography apparatus of the present invention, high vibration stability is realized by adopting a (common path type) interferometer structure in which the reference light and the object light have a common optical path. At the same time, scanning in the depth direction can be eliminated by the optical coherence tomography method of the present invention using the principle of spectral interference optical coherence tomography (OCT). In other words, instead of directly measuring the time-axis interferogram, mechanical scanning in the depth direction can be performed by measuring the interference fringes in the spectral domain and calculating the time-axis interferogram from there. It has been resolved.
[0055]
The prototype of the optical coherence tomography (OCT) apparatus according to the present embodiment created this time has a theoretical depth resolution of 22.5 μm and a lateral resolution of 25 μm. Moreover, it was experimentally confirmed that it has a measurable width of about 900 μm in the depth direction. That is, a cross-sectional image of bovine tendon tissue was measured with an optical coherence tomography apparatus having a resolution of 22.5 μm in the depth direction and a measurable width of 900 μm and a resolution of 25 μm in the lateral direction. In short, the present inventors have actually observed the bovine tendon tissue using the optical coherence tomography apparatus and method according to the present invention, and succeeded in imaging the cross-sectional shape of the chords (tendon muscle fibers). did.
[0056]
As described above, the embodiments of the optical coherence tomography apparatus and the optical coherence tomography method according to the present invention have been described based on examples. However, the present invention is not particularly limited to such examples, and the scope of the claims is described. It goes without saying that there are various embodiments within the scope of technical matters.
[0057]
【The invention's effect】
According to the optical coherence tomography apparatus and the optical coherence tomography method according to the present invention having the above-described configuration, it is stable against vibration, and the problem of mechanical scanning dimension can be solved and the measurement time can be shortened.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a schematic diagram showing an outline of an optical system of a time shearing optical coherence tomography apparatus according to the present embodiment.
FIG. 2 (i) is a schematic diagram of a temporal outline of the light intensity of reference light and object light, and (ii) is a diagram obtained by inverse Fourier transform of (i).
FIG. 3 is a cross-sectional image of bovine tendon tissue by temporal shearing optical coherence tomography of the present example. In the figure, the horizontal axis represents the depth direction, and the vertical axis represents the horizontal direction (scanning direction). The visual field range of the image in the depth direction and the horizontal direction is 870 μm × 200 μm.
[Explanation of symbols]
1 Light source
2 Optical wedge
3 Beam splitter (light separation element)
4 Eye stop (Pupil stop)
5 Objective lens
6 Reference glass plate
7 Sample to be measured
8 Mirror
9 Spectrometer
10 Diffraction grating
11 Lens
12 CCD camera (image sensor)
13 One-dimensional scanning device
13a Scanning stage
14 arrows
31 peak
32, 33 signals

Claims

A light source;
By irradiating the sample to be measured placed after the reference glass plate through the beam splitter and the objective lens with the light from the light source, according to the refractive index distribution of the sample to be measured. The object light reflected by the Fresnel and the reference light reflected by the surface of the reference glass plate spectrally interfere with each other, and the object light and the reference light travel at least from the reference glass plate to the beam splitter. A common optical path between,
A spectroscope for measuring spectral interference fringes generated by the spectral interference between the object light and the reference light;
Comprising
A temporal correlation function between the object light and the reference light is obtained by calculating a temporal autocorrelation of the combined light of the object light and the reference light from the spectral interference fringes, and the temporal correlation function A temporal shearing optical coherence tomography apparatus characterized in that the depth structure of the sample to be measured is obtained from the above.

The temporal shearing optical coherence tomography apparatus according to claim 1, wherein the light source is a light source that is temporally broadband.