(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
ユーザによって操作されて、同ユーザの指示に基づいて各種信号を出力するコントローラと、
前記コントローラから供給される所定の駆動信号に基づいて少なくとも１つの特定波長を有する近赤外線光または可視光を発生する非変調光発生手段と、前記コントローラから供給される所定の駆動信号を変調した二次駆動信号を生成し、同二次駆動信号に基づいて少なくとも２つの特定波長を有する近赤外線光を発生する変調光発生手段とを有する光出射部と、
前記光出射部から所定の孔径を有する第１のピンホール板を介して出射されたスポット状の近赤外線光または可視光を被検体に向けて透過させるとともに、前記被検体により反射された近赤外線光または可視光を前記透過した近赤外線光または可視光の光路から分離する光路分離部と、
前記光路分離部から前記被検体に向けて透過した近赤外線光または可視光を、前記被検体に対して面内方向に走査させる光走査部と、
前記光路分離部によって分離された近赤外線光または可視光を、所定の孔径を有する第２のピンホール板を介して受光する受光手段と、同受光手段によって受光した近赤外線光または可視光のうち前記光出射部の非変調光発生手段が発生した近赤外線光または可視光の光量に基づいて前記被検体の表面近傍の形状を表す表面形状情報を算出する表面形状情報算出手段と、前記受光手段によって受光した近赤外線光または可視光のうち前記光出射部の変調光発生手段が発生した近赤外線光が有する前記二次駆動信号を前記所定の駆動信号に復調する復調手段と、前記光出射部の変調光発生手段が発生した近赤外線光の光量と前記復調手段によって復調した近赤外線光の光量とに基づいて生体の代謝に伴う前記被検体の生体情報を算出する生体情報算出手段と、前記表面形状情報算出手段によって算出された表面形状情報および前記生体情報算出手段によって算出された生体情報に基づいて視認可能な画像データを生成する画像データ生成手段とを有する光検出部と、
前記光検出部によって生成された画像データに基づき、前記被検体の表面形状画像、前記被検体の生体情報画像または前記被検体の表面形状画像と生体情報画像とを合成した合成画像を表示する表示部とを備えて構成したことを特徴とする機能型共焦点画像表示装置。
【請求項２】
請求項１に記載した機能型共焦点画像表示装置において、
前記光出射部の変調光発生手段は、
前記コントローラから供給される所定の駆動信号をスペクトラム拡散変調して二次駆動信号を生成するスペクトラム拡散変調手段と、
各光源が前記二次駆動信号に基づいて一斉に発生した異なる特定波長を有する近赤外線光を光学的に合成する光合成手段とで構成され、
前記光検出部の復調手段は、
前記受光手段によって受光した前記近赤外線光に含まれる前記二次駆動信号を前記所定の駆動信号に逆拡散して復調することを特徴とする機能型共焦点画像表示装置。
【請求項３】
請求項１に記載した機能型共焦点画像表示装置において、
前記光出射部の変調光発生手段は、
前記コントローラから供給される所定の駆動信号を周波数分割多重変調して二次駆動信号を生成する周波数分割多重変調手段と、
各光源が前記二次駆動信号に基づいて一斉に発生した異なる特定波長を有する近赤外線光を光学的に合成する光合成手段とで構成され、
前記光検出部の復調手段は、
前記受光手段によって受光した近赤外線光に含まれる前記二次駆動信号を前記所定の駆動信号に復調することを特徴とする機能型共焦点画像表示装置。
【請求項４】
請求項１に記載した機能型共焦点画像表示装置において、
前記第２のピンホール板は、前記光路分離部によって分離された近赤外線光または可視光の光軸方向に移動可能なコンフォーカルアパーチャであることを特徴とする機能型共焦点画像表示装置。
【請求項５】
請求項１に記載した機能型共焦点画像表示装置において、
前記表示部は、
前記被検体の表面形状画像によって特定される位置と前記被検体の生体情報画像によって特定される位置とを一致させて、前記表面形状画像と前記生体情報画像とを合成した合成画像を表示することを特徴とする機能型共焦点画像表示装置。
【請求項６】
請求項１に記載した機能型共焦点画像表示装置において、
前記光検出部の生体情報算出手段によって算出される生体情報は、
前記被検体の血管中における、血液量、血流量、血流変化および酸素飽和度のうちの一つであることを特徴とする機能型共焦点画像表示装置。
【請求項７】
請求項１に記載した機能型共焦点画像表示装置において、
前記被検体は、眼球の眼底であることを特徴とする機能型共焦点画像表示装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、生体内部における被検体の形状を計測して表示するとともに、同計測した被検体の形状に対応する部位の生体情報を計測して表示することができる機能型共焦点画像表示装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
近年、医療現場においては、生体内部を簡便に無侵襲で計測できる装置および方法として、光コヒーレンストモグラフィ(Optical Coherence Tomography)技術を利用することが注目されている。この光コヒーレンストモグラフィ技術によれば、近赤外線光、より詳しくは、近赤外線低干渉光を利用することにより、近接領域におけるミクロンオーダの画像化が可能となる。そして、この光コヒーレンストモグラフィ技術は、特に、血管内カテーテルや内視鏡の分野で実用化されつつあり、例えば、下記特許文献１には、光コヒーレンストモグラフィ技術と共焦点顕微鏡技術とを合わせた断層映像装置が開示されている。
【０００３】
この断層映像装置を利用すれば、医師は、切替え操作により、深達度に優れた光コヒーレンストモグラフィを用いて患部の深さ方向における断層像に基づいて診察することができるとともに、解像度に優れた共焦点顕微鏡を用いて患部を細胞レベルで診察することができる。このため、例えば、癌や腫瘍などを早期に発見することができて正確かつ迅速な診断が可能となるとともに患者の負担を軽減することができる。一方で、無侵襲で正確に診断可能であることから、これらの技術を眼病診断に利用することも盛んに研究されている。
【特許文献１】特開２００５−２３０２０２号公報
【０００４】
ところで、上記した特許文献１に記載された断層映像装置においては、患部の断層像が良好に得られるものの、医師は、断層像から得られる断面形状の情報しか得ることができない。したがって、病状やその進行具合を診断するに当たっては、医師の経験や知識に頼ることになり、医師の負担が大きくなる。また、眼病診断、特に、眼球の網膜近傍の眼病診断においては、極めて微細な領域の観察が必要となり、医師の負担はより大きくなる。さらに、例えば、緑内障などのように視細胞が壊死するような眼病においては、断層像から得られる断面形状の情報のみでは正確な診断ができない可能性もある。したがって、特に、眼病診断においては、より多くの正確な情報、具体的には、血液量や酸素飽和度などの生体情報を医師に提供できる計測装置すなわち機能型の計測装置の実用化が熱望されている。
【発明の開示】
【０００５】
本発明は、上記した課題を解決するためになされたものであり、その目的は、無侵襲によって、生体の代謝に伴う生体情報を用いて生体内部の状態を詳細に観察できる機能型共焦点画像表示装置を提供することにある。
【０００６】
本発明の特徴は、機能型共焦点画像表示装置を、ユーザによって操作されて、同ユーザの指示に基づいて各種信号を出力するコントローラと、前記コントローラから供給される所定の駆動信号に基づいて少なくとも１つの特定波長を有する近赤外線光または可視光を発生する非変調光発生手段と、前記コントローラから供給される所定の駆動信号を変調した二次駆動信号を生成し、同二次駆動信号に基づいて少なくとも２つの特定波長を有する近赤外線光を発生する変調光発生手段とを有する光出射部と、前記光出射部から所定の孔径を有する第１のピンホール板を介して出射されたスポット状の近赤外線光または可視光を被検体に向けて透過させるとともに、前記被検体により反射された近赤外線光または可視光を前記透過した近赤外線光または可視光の光路から分離する光路分離部と、前記光路分離部から前記被検体に向けて透過した近赤外線光または可視光を、前記被検体に対して面内方向に走査させる光走査部と、前記光路分離部によって分離された近赤外線光または可視光を、所定の孔径を有する第２のピンホール板を介して受光する受光手段と、同受光手段によって受光した近赤外線光または可視光のうち前記光出射部の非変調光発生手段が発生した近赤外線光または可視光の光量に基づいて前記被検体の表面近傍の形状を表す表面形状情報を算出する表面形状情報算出手段と、前記受光手段によって受光した近赤外線光または可視光のうち前記光出射部の変調光発生手段が発生した近赤外線光が有する前記二次駆動信号を前記所定の駆動信号に復調する復調手段と、前記光出射部の変調光発生手段が発生した近赤外線光の光量と前記復調手段によって復調した近赤外線光の光量とに基づいて生体の代謝に伴う前記被検体の生体情報を算出する生体情報算出手段と、前記表面形状情報算出手段によって算出された表面形状情報および前記生体情報算出手段によって算出された生体情報に基づいて視認可能な画像データを生成する画像データ生成手段とを有する光検出部と、前記光検出部によって生成された画像データに基づき、前記被検体の表面形状画像、前記被検体の生体情報画像または前記被検体の表面形状画像と生体情報画像とを合成した合成画像を表示する表示部とを備えて構成したことにある。ここで、前記光出射部が出射する近赤外線光は、例えば、６００ｎｍ〜１０００ｎｍの波長を有するものであるとよい。
【０００７】
この場合、前記表示部は、前記被検体の表面形状画像によって特定される位置と前記被検体の生体情報画像によって特定される位置とを一致させて、前記表面形状画像と前記生体情報画像とを合成した合成画像を表示するとよい。また、この場合、例えば、前記光検出部の生体情報算出手段によって算出される生体情報は、前記被検体の血管中における、血液量、血流量、血流変化および酸素飽和度のうちの一つであるとよい。さらに、この場合、前記被検体は、例えば、眼球の眼底であるとよい。
【０００８】
また、前記光出射部の変調光発生手段は、前記コントローラから供給される所定の駆動信号をスペクトラム拡散変調して二次駆動信号を生成するスペクトラム拡散変調手段と、各光源が前記二次駆動信号に基づいて一斉に発生した異なる特定波長を有する近赤外線光を光学的に合成する光合成手段とで構成され、前記光検出部の復調手段は、前記受光手段によって受光した前記近赤外線光に含まれる前記二次駆動信号を前記所定の駆動信号に逆拡散して復調するとよい。
【０００９】
また、前記光出射部の変調光発生手段は、前記コントローラから供給される所定の駆動信号を周波数分割多重変調して二次駆動信号を生成する周波数分割多重変調手段と、各光源が前記二次駆動信号に基づいて一斉に発生した異なる特定波長を有する近赤外線光を光学的に合成する光合成手段とで構成され、前記光検出部の復調手段は、前記受光手段によって受光した前記近赤外線光に含まれる前記二次駆動信号を前記所定の駆動信号に復調するとよい。
【００１０】
これらによれば、本発明に係る機能型共焦点画像表示装置は、以下のように作動する。すなわち、ユーザによってコントローラが操作されると、光出射部の非変調光発生手段は、近赤外線光または可視光を出射し、光出射部の変調光発生手段は、各光源から異なる特定波長の近赤外線光を出射する。このとき、出射される近赤外線光または可視光は、第１のピンポイント板を通過することにより、スポット状の点光源として出射される。光路分離部は、例えば、ビームスプリッタやダイクロックミラーなどを採用することができ、光出射部から出射された近赤外線光または可視光を被検体、すなわち、眼球の眼底に向けて透過するとともに、同眼底にて反射した近赤外線光または可視光を、透過した近赤外線光または可視光の光路と光学的に分離して光検出部に向けて出射する。このとき、光走査部は、光路分離部を透過して被検体に向けて進む近赤外線光または可視光の光軸を適宜変更することができるため、スポット状の近赤外線光または可視光の被検体における到達点を面内方向で走査することができる。これにより、被検体の計測領域内で近赤外線光または可視光を反射させることができる。
【００１１】
光検出部は、非変調光発生手段が発生して被検体にて反射した近赤外線光または可視光を受光し、受光した近赤外線光または可視光の光量に基づいて被検体の表面形状を表す表面形状情報を算出する。また、光検出部は、変調光発生手段が発生して被検体にて反射した近赤外線光を復調し、変調光発生手段が発生した近赤外線光の光量と復調した近赤外線光の光量とに基づいて被検体の生体情報、例えば、血液量、血流量、血流変化および酸素飽和度などを算出する。
【００１２】
このとき、光検出部は、第２のピンホール板を介して近赤外線光または可視光を受光するため、被検体（眼底）の特定位置、より具体的には、被検体（眼底）内部に入射した光の到達点から適切に反射した近赤外線光または可視光のみを検出することができる。言い換えれば、被検体（眼底）内部で乱反射した近赤外線光または可視光を排除して、表面形状情報および生体情報の算出に必要な近赤外線光または可視光のみを検出することができる。
【００１３】
そして、光検出部は、算出した表面形状情報および生体情報に基づいて、視認可能な画像データを生成する。一方、表示部は、算出された表面形状情報に基づく表面形状画像、算出された生体情報に基づく生体情報画像またはこれらの表面形状画像と生体情報画像とを合成した合成画像を表示する。このとき、表示部は、表面形状画像によって特定される位置と生体情報画像によって特定される位置とを一致させて、表面形状画像と前記生体情報画像とを合成した合成画像を表示することができる。
【００１４】
このため、本発明に係る機能型共焦点画像表示装置は、被検体（眼底）の表面形状と生体情報とを算出することができるとともに、算出した表面形状と生体情報とを表示部に表示することができる。したがって、より多くの正確な情報を医師に提供できる。また、特に、例えば、医師が表示された表面形状の画像を用いて観察している部位に対して、同部位に一致する部位の生体情報の画像を合成して（重ねて）表示することもできる。これにより、医師は、表示された表面形状および生体情報に基づいて、正確に診断することができる。また、病状の診断に必要な生体情報として、例えば、血液量、血流量、血流変化および酸素飽和度などを容易に算出して表示することができるため、医師は、病状やその進行具合を極めて容易にかつ正確に診断することができる。
【００１５】
また、光出射部の変調光発生手段が少なくとも２つ以上の光源を有して異なる特定波長の近赤外線光を出射することができるため、生体情報を算出するに当たり、好適な特定波長を選択して出射することもできる。これにより、より正確に生体情報を算出することができて、医師の診断をより好適に補助することもできる。この場合、変調された二次駆動信号に基づき、近赤外線光を一斉に（同時に）発光することができる。そして、光合成手段（例えば、光ファイバーなど）は、一斉に（同時に）出射された異なる特定波長の近赤外線光を光学的に合成し、光路分離部に出射することができる。そして、光路分離部によって分離された近赤外線光は、それぞれ、光検出部によって復調されて生体情報が算出される。
【００１６】
このように、複数の特定波長を有する近赤外線光を同時に出射し、被検体（眼底）にて反射したそれぞれの近赤外線光を検出することにより、時間経過に伴う状態変化を極めて小さくして生体情報を算出することができる。すなわち、生体情報として、例えば、動脈あるいは細動脈中の酸素飽和度を算出する場合には、血流の脈波に伴って変化する近赤外線光の光量に基づいて算出する必要がある。このとき、脈波は極めて速く状態変化するため、例えば、近赤外線光を順次出射した場合には、各近赤外線光の出射順に対応して光検出部によって検出される近赤外線光の光量がそれぞれ異なる脈波の状態によるものとなる。このため、算出される生体情報の精度が劣る場合がある。これに対し、近赤外線光を同時に出射した場合には、光検出部によって検出される近赤外線光の光量が略同一の脈波の状態によるものとなり、算出される生体情報を精度よく算出することができる。したがって、より正確に生体情報を算出することができて、医師の診断をより好適に補助することができる。
【００１７】
さらに、本発明の他の特徴は、前記第２のピンホール板として、前記光路分離部によって分離された近赤外線光または可視光の光軸方向に移動可能なコンフォーカルアパーチャを採用したことにもある。これによれば、コンフォーカルアパーチャを光軸方向に移動させることによって、光検出部に到達する近赤外線光または可視光を容易に選別することができる。したがって、より好適に、被検体内部で乱反射した近赤外線光または可視光を排除することができ、この結果、算出される表面形状および生体情報の精度をより高めることができる。これにより、より正確な表面形状と生体情報を提供することができて、医師の診断をより好適に補助することができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１８】
ａ．第１実施形態
以下、本発明の第１実施形態を、図面を用いて詳細に説明する。図１は、本発明の第１実施形態に係り、生体内部、例えば、眼底の表面形状および生体情報を計測する機能型共焦点画像表示装置Ｍの構成を概略的に示している。この機能型共焦点画像表示装置Ｍは、光出射部１と、光路分離部２と、光走査部３と、光検出部４と、表示部５とを備えている。さらに、機能型共焦点画像表示装置Ｍは、ＣＰＵ、ＲＯＭ、ＲＡＭなどからなるマイクロコンピュータを主要構成部品とするコントローラ６を備えている。
【００１９】
光出射部１は、図２に示すように、異なる特定波長を有する近赤外線光または可視光を発生させるために、光発生器１１と２つの光発生器１２から構成されている。非変調光発生手段としての光発生器１１は、特定波長を有する近赤外線光または可視光を、変調を施すことなく発光する。なお、以下の説明においては、光発生器１１が発生する近赤外線光または可視光を非変調光ともいう。この非変調光を発光するため、光発生器１１はコントローラ６から供給される駆動信号を取得する光源ドライバ１１１を備えている。光源ドライバ１１１は、コントローラ６から取得した駆動信号に基づいて光源１１２を駆動（発光）させるものである。光源１１２は、例えば、レーザーダイオード(Laser Diode：LD)やスーパールミネッセンスダイオード(Super Luminescent Diode：SLD)などの近赤外発光素子から構成されている。これにより、光源１１２は、特定波長を有する近赤外線光または可視光を発光する。
【００２０】
ここで、光源１１２の発光する近赤外線光の特定波長としては、６００ｎｍ〜１０００ｎｍのうちから適宜選択することができ、例えば、７８５ｎｍ，８１７ｎｍを採用するとよい。また、光源１１２の発光する可視光の特定波長としては、４００ｎｍ〜７００ｎｍのうちから適宜選択することができ、例えば、４８８ｎｍを採用するとよい。このため、本実施形態においては４８８ｎｍの特定波長を有する可視光を発光するものとして説明する。
【００２１】
変調光発生手段としての光発生器１２は、特定波長を有する近赤外線光をスペクトラム拡散変調して発光する。なお、以下の説明においては、光発生器１２が発生する近赤外線光を変調光ともいう。この変調光を発光するため、光発生器１２は、拡散符号系列として、例えば、１２８ビット長の「＋１」と「−１」からなるＰＮ(Pseudorandom Noise)系列を発生させるための拡散符号系列発生器１２１を備えている。この拡散符号系列発生器１２１は、例えば、アダマール系列やＭ系列、あるいは、ゴールド符号系列をＰＮ系列として発生する。
【００２２】
なお、上記したアダマール系列、Ｍ系列、あるいは、ゴールド符号系列は、一般的にスペクトラム拡散変調に用いられるものと同様であるため、その発生方法に関する詳細な説明は省略するが、以下に簡単に説明しておく。アダマール系列は、「＋１」と「−１」からなるアダマール行列の各行または各列を取り出して得られる系列である。Ｍ系列は、「０」または「＋１」の状態を記憶する１ビットのレジスタをｎ段並べたシフトレジスタを用い、同シフトレジスタの中間から帰還した値と最終段における値との排他的論理和を初段に接続することにより得られる２値系列である。ただし、この２値系列をＰＮ系列とするために、レベル変換を行い、値「０」を「−１」に変換する。ゴールド符号系列は、基本的には、２種類のＭ系列を用意し、これらを加算して得られる符号系列である。このため、ゴールド符号系列は、Ｍ系列に比して、格段に系列数を増やすことができる系列である。そして、これらの系列の特徴として、異なる系列は互いに直交する性質を有しており、積和演算を行うことによって「０」、すなわち、自己以外には相関が「０」となることが挙げられる。
【００２３】
このように、拡散符号系列発生器１２１の発生したＰＮ系列は、コントローラ６に出力されるとともに、掛け算器１２２に出力される。掛け算器１２２は、コントローラ６から供給された駆動信号（以下、特に一次駆動信号という）と、拡散符号系列発生器１２１から供給されるＰＮ系列との積を計算する。これにより、一次駆動信号をスペクトラム拡散変調することができる。そして、掛け算器１２２は、スペクトラム拡散変調した二次駆動信号を光源ドライバ１２３に供給する。
【００２４】
光源ドライバ１２３は、掛け算器１２２から供給された二次駆動信号に基づいて、光源１２４を駆動（発光）させるものである。光源１２４も、上述した光源１１２と同様に、例えば、ＬＤやＳＬＤなどの近赤外発光素子から構成されており、特定波長を有する近赤外線光を発光する。ここで、光源１２４の発光する近赤外線光の特定波長としては、例えば、６００ｎｍ〜１０００ｎｍ程度の波長範囲から適宜選択して採用することができる。このため、本実施形態においては、一方の光源１２４が、例えば、７８０ｎｍの特定波長を有する近赤外線光を発光し、他方の光源１２４が、例えば、８３０ｎｍの特定波長を有する近赤外線光を発光するものとして説明する。
【００２５】
ここで、本実施形態においては、光出射部１を、非変調光を発生する光発生器１１と、変調光を発生する２つの光発生器１２から構成して、言い換えれば、光出射部１が３つの特定波長を有する近赤外線光または可視光を発生するように構成して実施する。しかしながら、光出射部１を構成する光発生器の数すなわち出射する近赤外線光または可視光の特定波長の数については、これらに限定されるものではない。したがって、光出射部１を、例えば、２つ以上の光発生器１１によって２つ以上の非変調光を発生するように構成したり、３つ以上の光発生器１２によって３つ以上の変調光を発生するように構成して実施可能であることはいうまでもない。このように、光発生器１１，１２を多数設けることにより、後述する眼底の表面形状をより詳細に算出したり、後述する生体情報としての酸素飽和度の算出において定量性が十分に確保できる。
【００２６】
ふたたび、図１に戻り、光出射部１から出射した近赤外線光または可視光、すなわち、非変調光または変調光は、光合成手段としての光ファイバーＨ１に入光する。この場合、各光発生器１２から同時に所定の変調光が発光された場合には、各変調光は、光ファイバーＨ１内を導通することにより合成される。そして、光ファイバーＨ１を導通した変調光は、集光レンズＳ１によって集光され、ピンホール板Ａ１を通過した後、光路分離部２に到達する。
【００２７】
光路分離部２は、ピンホール板Ａ１に設けられた所定の孔径のピンホールを通過した非変調光または変調光を眼底に向けて透過させるとともに、眼底で反射した非変調光または変調光を透過した非変調光または変調光の光路から分離するものである。このため、光路分離部２は、図３に示すように、ビームスプリッタ２１から構成されている。ビームスプリッタ２１は、ピンホール板Ａ１を通過した非変調光または変調光の光軸に対して、例えば、４５°傾斜するように配置されている。なお、この第１実施形態においては、光路分離部２としてビームスプリッタ２１を採用して実施するが、光出射部１から出射された近赤外線光または可視光を透過させるとともに、眼底にて反射した近赤外線光または可視光を、透過した近赤外線光または可視光の光路から光学的に分離できるもの、例えば、ダイクロックミラーなどを採用して実施可能であることはいうまでもない。
【００２８】
そして、このようにビームスプリッタ２１から構成された光路分離部２は、以下に示すように動作する。すなわち、ピンホール板Ａ１のピンホールを通過した非変調光または変調光は、ビームスプリッタ２１を透過し、集光レンズＳ２および後述する光走査部３を介して、眼底に到達する。そして、眼底にて反射した非変調光または変調光は、ビームスプリッタ２１によって、後述する光検出部４側に設けられたピンホール板Ａ２に向けて出射（反射）される。
【００２９】
光走査部３は、光路分離部２のビームスプリッタ２１を透過して集光レンズＳ２によって集光された非変調光または変調光を、光学的に眼底の縦横方向に走査するものである。このため、光走査部３は、図４に示すように、２枚一対のガルバノミラー３１，３２から構成されている。ガルバノミラー３１は、集光レンズＳ２によって集光された非変調光または変調光の光軸上に配置されて、所定方向に伸びる回転軸を中心として回転可能に設けられている。そして、ガルバノミラー３１は、回転軸を中心に回転することによって、集光レンズＳ２を透過した非変調光または変調光の光軸すなわち反射方向を変更するものである。ガルバノミラー３２は、ガルバノミラー３１によって反射された非変調光または変調光の光軸上に配置されて、ガルバノミラー３１の回転軸に対して直交する回転軸を中心として回転可能に設けられている。そして、ガルバノミラー３２は、回転軸を中心して回転することにより、ガルバノミラー３１によって反射された非変調光または変調光の光軸すなわち反射方向を変更するものである。
【００３０】
この構成により、集光レンズＳ２によって集光された非変調光または変調光は、各回転軸を中心として回転するガルバノミラー３１，３２によって反射されることにより、反射光の光軸すなわち進行方向が変更される。このように反射光の進行方向を適宜変更することにより、対物レンズＴを介して眼底に到達する非変調光または変調光の到達点を眼底における所定の計測領域内で面内方向に移動させることができる。また、眼底にて反射した非変調光または変調光は、対物レンズＴを透過した後、ガルバノミラー３１，３２によって反射され、集光レンズＳ２を透過して光路分離部２すなわちビームスプリッタ２１に到達する。
【００３１】
光検出部４は、光路分離部２にて反射されて、ピンホール板Ａ２、集光レンズＳ３および光ファイバーＨ２を介して到達した非変調光または変調光を検出する。そして、光検出部４は、検出した非変調光または変調光に対応した検出信号に基づいて、眼底の状態を表す画像信号を出力するものである。このため、光検出部４は、図５に示すように、非変調光または変調光を受光するための受光器４１を備えている。受光器４１は、光出射部１から出射され得る近赤外線光または可視光の波長領域全域に対して感度を有するものであって、例えば、ＰＩＮダイオード(P-Intrinsic-N Diode)、フォトマルチプライア(photo multiplier)やＡＰＤ(Avalanche Photo Diode)などを主要構成部品とするものである。そして、光路分離部２から非変調光または変調光を受光すると、電気的な検出信号を時系列的にＡＤコンバータ４２に出力する。ＡＤコンバータ４２は、受光器４１から出力された電気的な検出信号（アナログ信号）をデジタル信号に変換して出力する。
【００３２】
ここで、光出射部１は、上述したように、光発生器１１による非変調光と光発生器１２による変調光とを出射することができる。したがって、光検出部４は、光発生器１１が発生して眼底にて反射した非変調光（以下、この反射した非変調光を非変調反射光という）と、各光発生器１２が発生して眼底にて反射した変調光（以下、この反射した変調光を変調反射光という）とを受光する。この場合、後述する酸素飽和度SO2を正確に算出するために、各光発生器１２が変調光を同時に発生するため、光検出部４は各変調反射光を受光して分離する必要がある。このため、光検出部４は、特定の光発生器１２から出射された変調光に基づく変調反射光を選択的に分離するために、拡散符号系列取得器４３を備えている。拡散符号系列取得器４３は、コントローラ６と接続されていて、受光すべき特定の光発生器１２からの変調光が有する拡散符号系列すなわちＰＮ系列をコントローラ６から取得するものである。そして、拡散符号系列取得器４３は、取得したＰＮ系列をそれぞれの掛け算器４４に供給する。
【００３３】
掛け算器４４は、ＡＤコンバータ４２から取得した検出信号と拡散符号系列取得器４３から供給されたＰＮ系列との積を計算する。そして、掛け算器４４は、計算した検出信号とＰＮ系列との積の値を累算器４５に出力する。累算器４５は、供給された積の値を、前記供給されたＰＮ系列の１周期以上に渡り加算する。そして、累算器４５は、特定の光発生器１２が発生した変調光に基づく変調反射光に対応する検出信号を演算器４６に出力する。
【００３４】
演算器４６は、ＡＤコンバータ４２によって出力された検出信号、より詳しくは、非変調反射光の検出信号を用いて、眼底近傍部分にて反射した非変調反射光の光量分布に基づき、眼底における所定の計測領域の形状（すなわち眼底の表面形状）を表す表面形状信号を算出する。なお、表面形状信号の算出については、周知の算出方法を採用することができるため、その詳細な説明を省略する。また、演算器４６は、累算器４５によって出力された検出信号、すなわち、眼底近傍部分（例えば、眼底表面から略３００μｍ程度進んだ位置）にて反射した変調反射光の検出信号を用いて、各光発生器１２から出射された変調光の光量と受光した変調反射光の光量とに基づき、眼底における所定の計測領域内の毛細血管中を流れる血液の酸素飽和度SO2を算出する。
【００３５】
ここで、演算器４６による血液の酸素飽和度SO2の算出について説明する。血液中のヘモグロビン、より詳しくは、酸素と結合した酸素化ヘモグロビンと酸素と結合していない還元ヘモグロビンにおける近赤外線光の吸光特性は、文献（例えば、株式会社日立メディコ、ＭＥＤＩＸ，ｖｏｌ．２９など）に示されて一般的に知られるように、ランバート・ベール(Lambert-Beer)の法則に従って、下記式１で表すことができる。
−ln(R(λ)／Ro(λ))＝εoxy(λ)×Coxy×d＋εdeoxy(λ)×Cdeoxy×d＋α(λ)＋S(λ)  …式１
【００３６】
ただし、前記式１中のR(λ)、Ro(λ)およびdは、図６に概略的に示すように、それぞれ、波長λの検出光量、波長λの出射光量および検出領域の光路長を表すものである。また、前記式１中のεoxy(λ)は、波長λに対する酸素化ヘモグロビンの分子吸光係数を表し、εdeoxy(λ)は、波長λに対する還元ヘモグロビンの分子吸光係数を表すものである。また、前記式１中のCoxyは、酸素化ヘモグロビンの濃度を表し、Cdeoxyは、還元ヘモグロビンの濃度を表すものである。さらに、前記式１中のα(λ)は、血液中のヘモグロビン以外の色素（例えば、細胞中のミトコンドリアでの酸素の需供を反映するチトクロームaa33など）の光吸収による減衰量を表し、S(λ)は、生体組織の光散乱による減衰量を表すものである。
【００３７】
このように、前記式１に従って表される血液中のヘモグロビンの吸光特性に基づき、例えば、血管中の血流変化に着目して血流変化前後の差分を考慮することにより、血液の酸素飽和度SO2を算出することができる。具体的に説明すると、眼底表面近傍に存在する毛細血管について、血流変化前の吸光特性を前記式１に従って表せば、血流変化後の吸光特性は下記式２に示すように表すことができる。
−ln(growthR(λ)／Ro(λ))＝εoxy(λ)×growthCoxy×d＋εdeoxy(λ)×growthCdeoxy×d＋growthα(λ)＋S(λ)  …式２
ただし、前記式２中のgrowthR(λ)、growthCoxy、growthCdeoxyおよびgrowthα(λ)は、血流変化によって増加変化または減少変化した値を表すものであって、それぞれ、血流変化後の検出光量、血流変化後の酸素化ヘモグロビンの濃度、血流変化後の還元ヘモグロビンの濃度および血流変化後のヘモグロビン以外の色素の光吸収による減衰量を表すものである。
【００３８】
ここで、血液中のヘモグロビンの光吸収量は、ヘモグロビン以外の色素の光吸収量に比して極めて大きいため、前記式１中のα(λ)をα(λ)＝growthα(λ)とすることができる。これにより、前記式２から前記式１を差し引けば、下記式３が成立する。
−ln(growthR(λ)／R(λ))＝εoxy(λ)×ΔCoxy＋εdeoxy(λ)×ΔCdeoxy  …式３
ここで、前記式３中のΔCoxyおよびΔCdeoxyは、それぞれ、下記式４および式５によって表されるものである。
ΔCoxy＝(growthCoxy−Coxy)×d  …式４
ΔCdeoxy＝(growthCdeoxy−Cdeoxy)×d  …式５
【００３９】
そして、図７にてヘモグロビンの光吸光スペクトルを概略的に示すように、吸光特性のコントラスト比が明確となる特定波長として、例えば、λ＝７８０ｎｍや８３０ｎｍの近赤外線光を用いて計測した結果に基づいて、前記式３を解くことによって、酸素化ヘモグロビン濃度変化ΔCoxy、還元ヘモグロビン濃度変化ΔCdeoxyおよび全ヘモグロビン濃度変化(ΔCoxy＋ΔCdeoxy)を相対的に計算することができる。そして、これらの各値を計算することによって、下記式６によって表される相対的な酸素飽和度SO2を計算することができる。
SO2＝ΔCoxy／(ΔCoxy＋ΔCdeoxy)  …式６
【００４０】
ここで、前記式６における酸素化ヘモグロビン濃度変化ΔCoxy、還元ヘモグロビン濃度変化ΔCdeoxy全ヘモグロビン濃度変化(ΔCoxy＋ΔCdeoxy)および酸素飽和度SO2は、眼底表面から若干内部に入射した近赤外線光が毛細血管中のヘモグロビンによって反射された近赤外線光すなわち変調反射光の検出光量を用いて計算されるものである。ところで、変調反射光の検出光量は、所定の計測深度（例えば、毛細血管の太さに対応）における反射強度（屈折率変化など）を示しているが、変調反射光の吸収の影響は、同光の通過した光路全域におけるヘモグロビン濃度の影響を受けている。すなわち、変調反射光の光量は、眼底表面近傍にて吸収を往復で２回受けたものとなる。
【００４１】
したがって、変調反射光の眼底内部における吸収を考慮して酸素化ヘモグロビン濃度変化ΔCoxy、還元ヘモグロビン濃度変化ΔCdeoxy、全ヘモグロビン濃度変化(ΔCoxy＋ΔCdeoxy)および酸素飽和度SO2を計算する場合には、所定の計測深度における変調反射光の光量と、所定の計測深度からの変化量Δにおける変調反射光の光量との比を求めるとよい。このとき、所定の計測深度における反射強度と変化量Δにおける反射強度とが略同一で、かつ、ヘモグロビンによる吸収減衰量が異なる波長の組み合わせ（例えば、７８０ｎｍと８３０ｎｍなど）となる変調反射光について光量の比を求めるとよい。
【００４２】
なお、これらの異なる波長の組み合わせにおいては、反射強度を決定している屈折率は、生体構成物質内にて、両波長の差が小さいため無視することができる。これにより、幅Δ内での変調反射光の前記２波長における吸収減衰比を求めることができ、この吸収減衰比を用いて各ヘモグロビン濃度を計算することもできる。
【００４３】
したがって、所定の計測深度のみにおける酸素化ヘモグロビン濃度変化ΔCoxy、還元ヘモグロビン濃度変化ΔCdeoxy、全ヘモグロビン濃度変化(ΔCoxy＋ΔCdeoxy)および酸素飽和度SO2を算出することができる。そして、上述したように、演算器４６は、眼底の表面形状および酸素飽和度SO2を算出すると、同算出した形状を表す表面形状信号および酸素飽和度SO2を表す酸素飽和度信号を画像処理器４７に出力する。
【００４４】
画像処理器４７は、図８に示すように、フレームコントロール回路４７ａと、フレームメモリ４７ｂと、マルチプレクサ４７ｃと、画像生成回路４７ｄとを備えた回路である。フレームコントロール回路４７ａは、各フレームメモリ４７ｂおよびマルチプレクサ４７ｃの作動を制御する回路である。フレームメモリ４７ｂは、フレームコントロール回路４７ａの制御に従って、演算器４６から出力された表面形状信号または酸素飽和度信号を画像生成回路４７ｄに出力するものである。画像生成回路４７ｄは、出力された表面形状信号または酸素飽和度信号に基づき、表示部５に所定の態様で表示させる画像データ、すなわち、表面形状を表示するための表面形状画像データと酸素飽和度を表示するための酸素飽和度画像データを生成するものである。なお、この実施形態においては、演算器４６から出力された表面形状信号または酸素飽和度信号をフレームメモリ４７ｂに一時的に記憶するように実施するが、必要に応じて、前記各信号をマルチプレクサ４７ｃに直接出力するように実施してもよい。
【００４５】
表示部５は、図９に示すように、表示用画像データ記憶回路５１と、変換回路５２と、液晶ディスプレイなどのモニタ５３を備えている。表示用画像データ記憶回路５１は、必要に応じて、表面形状画像データと酸素飽和度画像データとを合成するとともに、表面形状画像データ、酸素飽和度画像データおよび合成画像データに対して付帯情報である数字や各種文字などのデータを重畳して一旦保存するものである。変換回路５２は、表示用画像データ記憶回路５１に保存された画像データに対して、例えば、Ｄ／Ａ変換およびＴＶフォーマット変換などを行うものである。そして、表示部５は、光検出部４の画像処理器４７から出力された画像データに基づいて、眼底の表面形状または酸素飽和度をそのまま表示したり、これらの画像データを合成（重畳）して表示する。
【００４６】
次に、上記のように構成した実施形態に係る機能型共焦点画像表示装置Ｍの作動について、患者の眼底を観察する場合を例示して説明する。
【００４７】
まず、医師またはオペレータは、光出射部１が照射する近赤外線光または可視光の光軸上に患者の眼球が位置するように、機能型共焦点画像表示装置Ｍを配置する。そして、医師またはオペレータは、対物レンズＴを図１の矢印方向に移動させることによって眼底に対するピントを調整した後、コントローラ６の図示しない入力装置を操作して近赤外線光または可視光の出射開始を指示する。これにより、コントローラ６は、光出射部１を構成する光発生器１１および光発生器１２に対して、所定の短い時間間隔で、駆動信号または一次駆動信号を供給する。これにより、光発生器１１と光発生器１２は、所定の短い時間間隔で、交互にその作動を開始する。なお、光発生器１１と光発生器１２とを同時に作動させることも可能である。
【００４８】
すなわち、光発生器１１は、所定の短い時間間隔でコントローラ６から供給された駆動信号を光源ドライバ１１１によって取得する。これにより、光源ドライバ１１１は、取得した駆動信号に基づいて光源１１２をパルス発光させ、光源１１２は、４８８ｎｍの可視光を出射する。
【００４９】
また、コントローラ６は、２つの光発生器１２に対して、所定の短い時間間隔で一次駆動信号を供給する。これにより、２つの光発生器１２は、同時にその作動を開始し、それぞれ、７８０ｎｍの近赤外線光と８３０ｎｍの近赤外線光を出射する。
【００５０】
具体的に説明すると、各光発生器１２においては、拡散符号系列発生器１２１が、例えば、ＰＮ系列としてゴールド符号系列を発生する。そして、拡散符号系列発生器１２１は、発生したＰＮ系列をコントローラ６に対して出力するとともに、掛け算器１２２に出力する。掛け算器１２２は、コントローラ６から供給された一次駆動信号とＰＮ系列との積を計算し、一次駆動信号をスペクトラム拡散変調する。そして、スペクトラム拡散変調された駆動信号すなわち二次駆動信号を光源ドライバ１２３が取得する。これにより、光源ドライバ１２３は、取得した二次駆動信号に基づいて光源１２４をパルス発光させる。したがって、一方の光源１２４は７８０ｎｍの近赤外線光を出射し、他方の光源１２４は８３０ｎｍの近赤外線光を出射する。
【００５１】
このように、光出射部１からパルス的に出射された近赤外線光および可視光はすなわち非変調光および変調光は、光ファイバーＨ１および集光レンズＳ１を介してピンホール板Ａ１を通過することによって、スポット状の点光源として光路分離部２に到達する。そして、光路分離部２に到達した非変調光および変調光はビームスプリッタ２１を透過し、光走査部３によって面内方向に走査されて患者の眼球に到達する。そして、眼球に入射した非変調光および変調光は、眼底表面近傍にて反射してビームスプリッタ２１に到達する。このように、ビームスプリッタ２１に到達した非変調光および変調光は、ビームスプリッタ２１にて反射して光検出部４に向けて伝播する。これにより、眼底にて反射した非変調光および変調光すなわち非変調反射光および変調反射光は、ピンホール板Ａ２、集光レンズＳ３および光ファイバーＨ２を介して、光検出部４に到達する。このとき、非変調反射光および変調反射光がピンホール板Ａ２を通過することにより、対物レンズＴによってピントの合っている眼底表面近傍にて反射した非変調反射光および変調反射光のみが光検出部４に到達する。
【００５２】
光検出部４においては、受光器４１が非変調反射光と変調反射光を受光し、眼底における所定の計測領域の表面形状情報または生体情報を含んでいる非変調反射光または変調反射光に応じた電気的な検出信号を時系列的にＡＤコンバータ４２に出力する。なお、電気的な検出信号の大きさは、眼底における反射強度（光量）に比例する。そして、ＡＤコンバータ４２は、出力された電気的な検出信号をデジタル信号に変換するとともに、同デジタル変換した検出信号を出力する。
【００５３】
この場合、光出射部１の光発生器１１が非変調光を発生している場合には、演算器４６がＡＤコンバータ４２からデジタル検出信号を取得する。これにより、演算器４６は、光発生器１１が発生した４８８ｎｍの非変調反射光に対応するデジタル検出信号に基づいて、所定の計測領域における眼底の表面形状を計算するとともに同計算した形状を表す表面形状信号を出力する。
【００５４】
具体的に説明すると、上述したように、眼底にて反射して光検出部４に到達する非変調反射光は、光走査部３によって、眼底における所定の計測領域内を面内方向に走査されている。このため、受光器４１からＡＤコンバータ４２を介して演算器４６に出力されるデジタル検出信号は、眼底表面近傍における非変調反射光の２次元的な光量分布となる。ここで、この非変調反射光の２次元的な光量分布は、眼底表面近傍の形状に応じて変化するものである。このため、この光量分布を用いることにより、眼底の表面形状を計算することができる。そして、演算器４６は、計算した眼底の表面形状を表す表面形状信号を画像処理器４７に出力する。
【００５５】
一方、光出射部１の２つの光発生器１２が、それぞれ、７８０ｎｍと８３０ｎｍの変調光を同時に発生している場合には、これらの変調光に基づく変調反射光を復調したデジタル検出信号が演算器４６に出力される。具体的に説明すると、コントローラ６は、上述したように、光出射部１に対して一次駆動信号を供給した後、各光発生器１２の拡散符号系列発生器１２１から取得したＰＮ系列（例えば、ゴールド符号系列）を、光検出部４に対して供給する。これにより、光検出部４は、供給されたゴールド符号系列を拡散符号系列取得器４３によって取得する。そして、拡散符号系列取得器４３は、取得したゴールド符号系列を掛け算器４４に供給する。
【００５６】
掛け算器４４は、ＡＤコンバータ４２から取得したデジタル検出信号と、拡散符号系列取得器４３から供給されたゴールド符号系列との積を計算する。そして、掛け算器４４は計算した積の値を累算器４５に出力し、累算器４５は、出力された積の値をＰＮ系列の１周期（すなわち、１２８ビット長）以上に渡り加算する。このように、掛け算器４４と累算器４５による積和処理により、デジタル検出信号と供給されたゴールド符号系列との相関を取ることができ、特定の光発生器１２からの近赤外線光、具体的には、７８０ｎｍまたは８３０ｎｍの波長を有する変調反射光に対応したデジタル検出信号のみを選択して演算器４６に出力することができる。
【００５７】
すなわち、上述したように、ゴールド符号系列（ＰＮ系列）に関しては、異なる系列が互いに直交する性質、言い換えれば、異なる系列同士の積の和が「０」となる性質を有している。このため、拡散符号系列取得器４３が掛け算器４４に対して、特定の光発生器１２のゴールド符号系列（ＰＮ系列）を供給した場合には、ＡＤコンバータ４２から出力されたデジタル検出信号のうち、前記特定の光発生器１２が発生した近赤外線光に対応するデジタル検出信号以外の検出信号と前記供給されたゴールド符号系列（ＰＮ系列）との積の値は「０」となる。これにより、累算器４５によってゴールド符号系列（ＰＮ系列）の１周期以上の渡り加算される値も「０」となり、相関は「０」となる。したがって、拡散符号系列取得器４３から供給されたゴールド符号系列（ＰＮ系列）を有しない（または一致しない）デジタル検出信号、言い換えれば、特定の光発生器１２以外の光発生器が発生した変調光に基づく変調反射光は選択的に排除され、特定の光発生器１２から出射された変調光に基づく変調反射光に対応する検出信号のみが演算器４６に出力される。
【００５８】
そして、演算器４６においては、累算器４５から供給された７８０ｎｍの変調反射光に対応するデジタル検出信号と８３０ｎｍの変調反射光に対応するデジタル検出信号とを用いて、上述したように計算した眼底の表面形状と一致する部位の酸素飽和度SO2を表す酸素飽和度信号を出力する。すなわち、演算器４６は、取得した７８０ｎｍおよび８３０ｎｍの変調反射光に対応するデジタル検出信号を用い、言い換えれば、上述した眼底の表面形状と一致する部位の光量分布を用い、前記式１〜６に従って酸素飽和度SO2を計算する。そして、演算器４６は、計算した酸素飽和度SO2を表す酸素飽和度信号を画像処理器４７に出力する。
【００５９】
画像処理器４７においては、フレームコントロール回路４７ａが、演算器４６から出力された表面形状信号および酸素飽和度信号をフレームメモリ４７ｂに一時的に記憶させる。そして、フレームコントロール回路４７ａは、マルチプレクサ４７ｃに対して、フレームメモリ４７ｂの所定記憶位置に一時的に記憶されている表面形状信号および酸素飽和度信号を画像生成回路４７ｄに出力させる。画像生成回路４７ｄは、出力された表面形状信号に基づいて眼底の表面形状を表す表面形状画像データを生成するとともに、出力された酸素飽和度信号に基づいて眼底の表面形状の位置と一致する酸素飽和度SO2を表す酸素飽和度画像データを生成する。そして、画像生成回路４７ｄは、生成した表面形状画像データおよび酸素飽和度画像データを表示部５に出力する。
【００６０】
表示部５においては、表示用画像データ記憶回路５１が、画像生成回路４７ｄから供給された表面形状画像データおよび酸素飽和度画像データを一旦記憶する。そして、変換回路５２によって、表示用画像データ記憶回路５１に一旦記憶された画像データが変換されることにより、モニタ５３は、眼底の表面形状や眼底の酸素飽和度をそれぞれ表示したり、合成された表面形状と酸素飽和度を表示する。
【００６１】
以上の説明からも理解できるように、この第１実施形態に係る機能型共焦点画像表示装置Ｍによれば、所定の計測領域における眼底の表面形状を表示するとともに、この表面形状に一致した部分の酸素飽和度SO2を計算して表示することができる。また、これらの表面形状と酸素飽和度SO2を合成して表示することができる。これにより、例えば、緑内障などのように視細胞が壊死する眼病を医師が診察する場合には、眼底の表面形状と酸素飽和度SO2の両方の情報を提供することができるため、病状の早期発見に寄与することができる。すなわち、従来からこの種の診察に利用されてきた光コヒーレンストモグラフィや共焦点型顕微鏡などでは、眼底の表面形状や断面形状を詳細に観察できるものの、眼病の進行を判断するに当たっては、医師の知識や経験に依存する必要があった。しかしながら、機能型共焦点画像表示装置Ｍによれば、眼底の表面形状とともに酸素飽和度SO2をも同時に観察できるため、例えば、視細胞の壊死に伴う酸素飽和度SO2の低下を極めて容易に確認することができる。これにより、医師の診断を的確に補助することができ、患者に対して早期に適切な処置を施すことができる。
【００６２】
また、光出射部１の２つの光発生器１２が、スペクトラム拡散変調して同時に波長の異なる近赤外線光を出射することにより、酸素飽和度SO2の変化をより詳細に算出することができる。すなわち、酸素飽和度SO2の時間変化は比較的遅いものの、厳密には、時間変化している。これに対して、波長の異なる近赤外線光を同時に出射することにより、光検出部４にほぼ同一時点における酸素飽和度SO2の状態を反映した変調反射光が到達する。このため、瞬間における酸素飽和度SO2を良好に算出することができるとともに、時間経過に伴う酸素飽和度SO2の変化も極めて正確に算出することができる。
【００６３】
上記第１実施形態においては、前記式１〜式６（より詳しくは、前記式６）に従って、酸素飽和度SO2を算出するように実施した。ところで、上記第１実施形態において算出される酸素化ヘモグロビン濃度変化ΔCoxyおよび還元ヘモグロビン濃度変化ΔCdeoxyは、前記式４および式５から明らかなように、光路長dを含んで計算されるものである。一般的に生体内部に入射した光の光路長dを厳密に測定または算出することは、極めて難しい。したがって、前記式４および式５における光路長dは相対量として用いられており、酸素化ヘモグロビン濃度変化ΔCoxyおよび還元ヘモグロビン濃度変化ΔCdeoxyを用いた前記式６に従って算出される酸素飽和度SO2も相対量となる。
【００６４】
これに対して、下記に示す各式に従って酸素飽和度SO2を計算することにより、脈動成分中の酸素飽和度SO2、言い換えれば、動脈または細動脈中の酸素飽和度SO2を算出することができる。なお、この変形例に係る酸素飽和度の算出方法については、例えば、特開昭６３−１１１８３７号公報に開示されて従来から広く知られている算出方法であるため、その詳細な説明を省略する。
【００６５】
生体内の赤外減光度は、下記式７に従って計算することができる。
−log(I1／I0)＝E×C×e＋A  …式７
ただし、前記式７中のI1は細動脈を透過した透過光の光量を表し、I0は入射光の光量を表す。また、前記式７中のEはヘモグロビンの吸光係数を表し、Cは血中ヘモグロビン血液濃度を表し、eは血液層の厚さ（前記式４，５における光路長dに相当）を表し、Aは組織層の減光度を表す。ここで、前記式７は、生体内を透過した赤外線光の減光度を算出するものであるが、反射した赤外線光であっても同様の特性を示すことが知られている。
【００６６】
脈動により血液層の厚さeがΔeだけ変化したとすると、赤外減光度の変化は下記式８に従って計算することができる。
−(log(I1／I0)−log(I2／I0))＝E×C×e−E×C×(e−Δe)  …式８
前記式８を整理すると、下記式９に示すようになる。
−log(I2／I1)＝E×C×Δe  …式９
ただし、前記式８および式９中のI2は血液層の厚さの変化後における透過光の光量を表す。
【００６７】
次に、透過光の光量I1を有する赤外線光の波長をλ1、透過光の光量I2を有する赤外線光の波長をλ2として、時刻t1，t2におけるλ1の各透過光の光量をI11，I21、λ2の各透過光の光量をI12，I22とすると、前記式９に従って、各時刻における赤外減光度の変化は、下記式１０および式１１のように示すことができる。
−log(I21／I11)＝E1×C×Δe  …式１０
−log(I22／I12)＝E2×C×Δe  …式１１
ただし、前記式１０中のE1は、波長λ1の赤外線光に対するヘモグロビンの吸光係数を表し、前記式１１中のE2は、波長λ2の赤外線光に対するヘモグロビンの吸光係数を表す。そして、前記式１１を前記式１０で除算すると、血液層の厚さ変化Δeを消去した下記式１２が成立する。
log(I12／I22)／log(I11／I21)＝E2／E1  …式１２
したがって、前記式１２を変形すれば、下記式１３が成立する。
E2＝E1×log(I12／I22)／log(I11／I21)  …式１３
【００６８】
ここで、図１０に示す酸素飽和度に応じたヘモグロビンの光吸収スペクトルを参照して、ヘモグロビンの吸光係数E1に対応する吸光波長として８０５ｎｍを選択すると、酸素飽和度SO2＝０％と酸素飽和度SO2＝１００％の曲線の交点を得る。これにより、吸光係数E1は、酸素飽和度の影響を受けない値となる。そして、ヘモグロビンの吸光係数E2に対応する吸光波長として、例えば、７５０ｎｍを選択するとともに、酸素飽和度SO2＝０％のときのヘモグロビンの吸光係数をEp、酸素飽和度SO2＝１００％のときのヘモグロビンの吸光係数をE0とすると、現在の酸素飽和度SO2は下記式１４に従って計算できる。
SO2＝(E2−Ep)／(E0−Ep)  …式１４
これにより、前記式１４に従って計算される酸素飽和度SO2は、相対量を含むことなく計算されるため、実際の酸素飽和度を得ることができる。したがって、医師による診断において、より正確な酸素飽和度SO2を提供することができる。
【００６９】
ｂ．第２実施形態
上記第１実施形態においては、対物レンズＴを移動させて眼底に対するピントを調整し、所定の計測領域で反射した非変調反射光および変調反射光をビームスプリッタ２１で反射させて光路上に固定的に配置されたピンホール板Ａ２を通過させることにより、所定の計測領域、言い換えれば、対物レンズＴの焦点面における情報を選択的に抽出するように実施した。これにより、焦点面で集光していない部分からの非変調反射光および変調反射光は、ピンホール板Ａ２により排除され、精度よく表面形状および酸素飽和度SO2を得ることができるようにした。
【００７０】
しかしながら、この場合には、対物レンズＴによるピント調整が必要であり、眼底の複雑な表面形状に厳密に対応することが難しい場合がある。この問題に対して、上記第１実施形態のピンホール板Ａ２を、光路上にて移動可能に配置されたコンフォーカルアパーチャＣＡとして構成し、対物レンズＴの眼底に対するピント調整を省略して実施することができる。これにより、容易にかつ精度よく表面形状および酸素飽和度SO2を得ることができる。以下、この第２実施形態について説明するが、上記第１実施形態と同一部分に同一の符号を付しその詳細な説明を省略する。
【００７１】
この第２実施形態においては、図１１に示すように、コンフォーカルアパーチャＣＡが、ビームスプリッタ２１で反射された非変調反射光および変調反射光を集光レンズＳ３で集光した光路上に配置されている。そして、コンフォーカルアパーチャＣＡは、図示しない駆動装置によって、ビームスプリッタ２１で反射された非変調反射光および変調反射光の光軸方向に移動するように設けられている。
【００７２】
このように構成された第２実施形態に係る機能型共焦点画像表示装置Ｍにおいても、上記第１実施形態と同様に、光出射部１から非変調光と変調光とが出射される。そして、出射された非変調光と変調光は、ピンホール板Ａ１によって点光源となり、光路分離部２および光走査部３を介して、眼底に到達する。この場合、対物レンズＴの焦点面は、計測領域内における所定面に設定される。そして、眼底における所定の計測領域で反射した非変調反射光および変調反射光は、ビームスプリッタ２１で反射されるとともに集光レンズＳ３で集光されて、コンフォーカルアパーチャＣＡに到達する。この状態において、コンフォーカルアパーチャＣＡを移動させることにより、光走査部３によって面内方向に走査された非変調光または変調光が湾曲している眼底表面と最も結像しているすなわち最も焦点の合っている非変調反射光または変調反射光のみを、選択的に通過させることができる。
【００７３】
これにより、コンフォーカルアパーチャＣＡを通過した非変調反射光および変調反射光は、光ファイバーＨ２を介して、光検出部４に到達する。したがって、光検出部４は、非変調反射光に基づいて眼底の表面形状を正確に検出するとともに、変調反射光に基づいて眼底の酸素飽和度SO2を正確に検出することができる。これにより、表示部５は、眼底の表面形状と酸素飽和度SO2を正確に表示することができる。その他の効果については、上記第１実施形態と同様の効果が期待できる。
【００７４】
ｃ．その他の変形例
本発明の実施に当たっては、上記各実施形態および変形例に限定されるものではなく、本発明の目的を逸脱しない限りにおいて種々の変形が可能である。
【００７５】
例えば、上記各実施形態においては、光出射部１の光発生器１２がスペクトラム拡散変調して変調光を発生するように実施した。これに対して、他の変調方式、例えば、ＡＳＫ(Amplitude Shift Keying)変調や、ＦＤＭＡ(Frequency Division Multiple Access)変調などを採用して実施することが可能である。これらの変調方法を採用した場合であっても、２つの光発生器１２はそれぞれ変調光を互いに干渉させることなく出射することができる。そして、光検出部４がＡＤコンバータ４２から出力されたデジタル検出信号を所定の復調方法で復調することにより、上記各実施形態と同様に、特定の光発生器１２から出射された変調光に基づく変調反射光のデジタル検出信号のみを演算器４６に出力することができる。したがって、この場合においても、上記各実施形態と同様の効果が期待できる。
【００７６】
また、上記各実施形態およびその変形例においては、光出射部１から出射された変調光の光量と光検出部４によって検出された変調反射光の光量とを用いて、生体情報としての酸素飽和度SO2を算出するように実施した。これに対して、本発明に係る機能型共焦点画像表示装置Ｍによれば、光出射部１から出射された変調光の光量と光検出部４によって検出された変調反射光の光量とを用いて算出可能であれば、その他の生体情報、例えば、血管中の血流や血流変化などを算出して表示部５に表示することもできる。これにより、上記各実施形態においては、機能型共焦点画像表示装置Ｍを眼底の診察に適用して実施したが、生体のその他の部位の診察などに機能型共焦点画像表示装置Ｍを用いて実施可能であることはいうまでもない。
【図面の簡単な説明】
【００７７】
【図１】本発明の第１実施形態に係る機能型共焦点画像表示装置の概略を示すブロック図である。
【図２】図１の光出射部の構成を概略的に示すブロック図である。
【図３】図１の光路分離部の構成を説明するための概略図である。
【図４】図１の光走査部の構成を説明するための概略図である。
【図５】図１の光検出部の構成を概略的に示すブロック図である。
【図６】酸素飽和度の導出を説明するための図である。
【図７】酸素化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの波長に対する分子吸光係数の変化を概略的に示したグラフである。
【図８】図５の画像処理器の構成を概略的に示すブロック図である。
【図９】図１の表示部の構成を概略的に示すブロック図である。
【図１０】第１実施形態の変形例に係り、酸素飽和度の差に応じた波長に対する分子吸光係数の変化を概略的に示したグラフである。
【図１１】本発明の第２実施形態に係る機能型共焦点画像表示装置の概略を示すブロック図である。
【符号の説明】
【００７８】
１…光出射部、１１，１２…光発生器、１１１，１２３…光源ドライバ、１１２，１２４…光源、１２１…拡散符号系列発生器、１２２…掛け算器、２…光路分離部、２１…ビームスプリッタ、３…光走査部、３１…ガルバノミラー、３２…ガルバノミラー、４…光検出部、４１…受光器、４２…ＡＤコンバータ、４３…拡散符号系列取得器、４４…掛け算器、４５…累算器、４６…演算器、４７…画像処理器、５…表示部、６…コントローラ、Ｓ１，Ｓ２，Ｓ３…集光レンズ、Ａ１，Ａ２…ピンホール板、ＣＡ…コンフォーカルアパーチャ、Ｍ…機能型共焦点画像表示装置
【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１】
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【図１１】
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