(57)【要約】【課題】  被検体の計測における光の利用効率を向上させるとともに、波長依存性を無くして光学系の構成を簡略化した光干渉装置を提供すること。【解決手段】  光出射部１はコントローラ４からの駆動信号に基づいて光発生器１０から異なる特定波長を有する近赤外線可干渉光を光干渉部２に出射する。光干渉部２は、透過孔２１ｄによって低反射領域が形成されたビームスプリッタ２１により、入射した近赤外線可干渉光の大部分を被検体に透過するとともに一部を可動ミラー２２に反射する。そして、ビームスプリッタ２１は、被検体で反射した計測光と可動ミラー２２で反射した参照光とを干渉させ、干渉した干渉光を光検出部３に出射する。光検出部３は入射した干渉光を受光するとともに同干渉光の光量分布を用いて被検体に関する所定の情報を算出する。そして、表示部５は算出された所定の情報を所定の態様で表示する。【選択図】  図１
2007225392.tif 000002
【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発光する光源を有し、特定波長の光を出射する光出射部と、
前記光出射部から出射された光の一部を反射することにより光学的に分離するものであって、前記出射された光の大部分を被検体に向けて透過させるための低反射領域が形成された分離手段と、同分離手段の低反射領域にて反射して分離された光を前記分離手段に向けて反射する反射手段と、前記反射手段を前記反射により分離された光の光軸方向に移動させる移動手段と、前記反射手段により反射された光と前記被検体により反射された光とを光学的に干渉させる干渉手段とを有する光干渉部と、
前記光干渉部によって光学的に干渉した干渉光を受光する受光手段を有する光検出部とを備えて構成したことを特徴とする光干渉装置。
【請求項２】
請求項１に記載した光干渉装置において、
前記光干渉部の分離手段を、
透明材料から形成された基板と、
同基板の一面側に層状に形成された反射層と、
同反射層の一部に、前記光出射部から出射された光の大部分を透過させるために形成された透過孔とで構成したことを特徴とする光干渉装置。
【請求項３】
請求項２に記載した光干渉装置において、
前記光干渉部の分離手段は、さらに、
前記反射層の劣化を防止するために、同反射層上に形成された保護層と、
前記基板の他面側に層状に形成されて、前記光出射部から入射した光の反射を抑制するための反射抑制層とを備えて構成されることを特徴とする光干渉装置。
【請求項４】
請求項１に記載した光干渉装置において、
前記光出射部は、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近赤外線可干渉光を発光する複数の光源を有して、異なる特定波長の近赤外線可干渉光を出射するものであり、
前記光検出部は、前記光出射部から出射された異なる特定波長の近赤外線可干渉光を含む干渉光を受光する受光手段を備えたことを特徴とする光干渉装置。
【請求項５】
請求項４に記載した光干渉装置において、
前記光出射部は、さらに、
前記コントローラから供給される所定の一次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、
前記各光源が前記二次駆動信号に基づいて一斉に発光することにより、一斉に出射された異なる特定波長を有する近赤外線可干渉光を光学的に合成する光合成手段とを有し、
前記光検出部は、さらに、
前記受光手段によって受光した干渉光に含まれる前記二次駆動信号を前記所定の一次駆動信号に逆拡散して復調する復調手段を有することを特徴とする光干渉装置。
【請求項６】
請求項４に記載した光干渉装置において、
前記光出射部は、さらに、
前記コントローラから供給される所定の一次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、
前記各光源が前記二次駆動信号に基づいて一斉に発光することにより、一斉に出射された異なる特定波長を有する近赤外線可干渉光を光学的に合成する光合成手段とを有し、
前記光検出部は、さらに、
前記受光手段によって受光した干渉光に含まれる前記二次駆動信号を前記所定の一次駆動信号に復調する復調手段を有することを特徴とする光干渉装置。
【請求項７】
請求項４に記載した光干渉装置において、
前記光出射部は、
前記コントローラから所定の時間間隔を有して供給される所定の駆動信号を取得し、前記各光源が前記取得した所定の駆動信号に基づいて順次発光して、異なる特定波長を有する近赤外線可干渉光を前記所定の時間間隔を有して順次出射することを特徴とする光干渉装置。
【請求項８】
請求項７に記載した光干渉装置において、
前記光出射部は、さらに、
前記コントローラから所定の時間間隔を有して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変調駆動信号を生成するスペクトラム拡散変調手段を有し、
前記各光源が前記変調駆動信号に基づいて順次発光して、異なる特定波長を有する近赤外線可干渉光を前記所定の時間間隔を有して順次出射し、
前記光検出部は、さらに、
前記受光手段によって受光した干渉光に含まれる前記変調駆動信号を前記所定の駆動信号に逆拡散して復調する復調手段を有することを特徴とする光干渉装置。
【請求項９】
請求項７に記載した光干渉装置において、
前記光出射部は、さらに、
前記コントローラから所定の時間間隔を有して供給される所定の駆動信号を周波数分割多重変調して変調駆動信号を生成する変調手段を有し、
前記各光源が前記変調駆動信号に基づいて順次発光して、異なる特定波長を有する近赤外線可干渉光を前記所定の時間間隔を有して順次出射し、
前記光検出部は、さらに、
前記受光手段によって受光した干渉光に含まれる前記変調駆動信号を前記所定の駆動信号に復調する復調手段を有することを特徴とする光干渉装置。
【請求項１０】
請求項１に記載した光干渉装置において、
前記光干渉部と前記光検出部との間にて、前記光干渉部によって光学的に干渉した干渉光を光学的に分離する光分離部を設けるとともに、同光分離部によって分離された干渉光を受光するための前記光検出部の受光手段を複数設けたことを特徴とする光干渉装置。
【請求項１１】
請求項１に記載した光干渉装置において、
前記光検出部は、さらに、
前記受光手段によって受光した干渉光の光量を表す電気信号に基づいて前記被検体に関する所定の情報を算出する算出手段を有することを特徴とする光干渉装置。
【請求項１２】
請求項１１に記載した光干渉装置において、さらに、
前記算出手段によって算出された前記被検体に関する所定の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、
前記画像データ生成手段によって生成された画像データに基づいて画像を表示する表示手段とを有する表示部を備えたことを特徴とする光干渉装置。
【請求項１３】
請求項１１に記載した光干渉装置において、
前記被検体は、生体であり、
前記光検出部の算出手段を、
前記受光手段によって受光した干渉光の光量に基づいて生体の断面形状を表す断面形状情報を算出する断面形状情報算出手段と、前記光出射部から出射される近赤外線可干渉光の光量と前記受光手段によって受光した干渉光の光量とに基づいて生体の代謝に伴う生体情報を算出する生体情報算出手段とで構成したことを特徴とする光干渉装置。
【請求項１４】
請求項１３に記載した光干渉装置において、
前記生体情報算出手段によって算出される生体情報は、
生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光干渉装置。
【請求項１５】
請求項１３に記載した光干渉装置において、
前記生体は、眼球の眼底であることを特徴とする光干渉装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、光の干渉現象を利用して、非接触で被検体に関する情報を計測する光干渉装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
従来から、光の干渉現象を利用して、物体間の微小な距離変化や物体の表面形状などを計測することは、広く行われている。中でも、光の干渉現象を容易に生じさせることができるマイケルソン干渉計を利用した計測装置は広く知られている。このマイケルソン干渉計においては、光を光学的に２方向へ分離するハーフミラー（ビームスプリッタ）が設けられており、光源から出射された光が、その光路上に配置されたビームスプリッタによって、２方向に光学的に分離されるようになっている。この分離された一方の光は、被検体に到達するとともに被検体によって反射されて計測光としてふたたびビームスプリッタに到達する。また、分離された他方の光は、参照ミラーによって反射されて、参照光としてふたたびビームスプリッタに到達する。そして、このようにビームスプリッタに到達した計測光と参照光とが互いに光学的に干渉することによって、干渉光が生じる。この干渉光は、計測光の被検体における散乱反射状態に大きく依存して生じるため、干渉光を観察することによって、上述した計測が可能となる。
【０００３】
このように、マイケルソン干渉計においては、発生した干渉光に基づいて種々の計測を行うため、光源によって出射される光を効率よく計測光および参照光として利用できることが重要である。言い換えれば、光源からの光を効率よく利用できない場合には、計測精度の低下に繋がる。一般的に、マイケルソン干渉計に採用されるビームスプリッタは、透過する光の光量と反射される光の光量との比が、１：１に設定されている。これにより、光源から出射された光のうち、５０％がビームスプリッタを透過して被検体に到達し、５０％がビームスプリッタによって反射されて参照ミラーに到達する。
【０００４】
また、被検体によって反射された計測光は、５０％がビームスプリッタを透過して光源方向に進み、５０％がビームスプリッタによって光検出器方向に反射される。一方、参照ミラーによって反射された参照光は、５０％がビームスプリッタを透過して光検出器方向に進み、５０％がビームスプリッタによって光源方向に反射される。したがって、実際に光検出器に到達する計測光および参照光の光量は、光源から出射された光の光量の２５％しか届かないことになる。このため、上記のように構成された従来のマイケルソン干渉計を被検体の計測に利用した場合には、光源から出射された光を有効に利用することができない。
【０００５】
このため、最近では、マイケルソン干渉計における光の利用効率を向上させるために、ビームスプリッタとして偏光ビームスプリッタを採用するとともに、同ビームスプリッタと被検体の間およびビームスプリッタと参照ミラー間に１／４λ板を設けることが広く行われている。このように、改良されたマイケルソン干渉計においては、光源から出射された光が偏光ビームスプリッタに到達すると、偏光面が直交する２つの偏光成分に分離され、一方がビームスプリッタを透過し、他方が反射される。そして、偏光ビームスプリッタを透過した光が１／４λ板を通過して被検体に到達し、被検体にて反射された計測光がふたたび１／４λ板を通過して偏光ビームスプリッタに到達するときには、計測光の偏光面が９０°回転した状態となる。また、偏光ビームスプリッタによって反射された光が１／４λ板を通過して参照ミラーに到達し、同ミラーにて反射された参照光がふたたび１／４λ板を通過して偏光ビームスプリッタに到達するときには、参照光の偏光面が９０°回転した状態となる。
【０００６】
このように、１／４λ板によって偏光面が９０°回転することにより、偏光ビームスプリッタは、計測光を１００％反射することができ、参照光を１００％透過させることができる。これにより、光検出器に到達する計測光および参照光の光量は、光源から出射された光の光量の５０％となる。したがって、改良されたマイケルソン干渉計によれば、光源から出射された光の利用効率を向上させることができる。しかし、この場合であっても、光源から出射された光は５０％しか利用されていないため、より効率よく光を利用し、計測精度を向上させることが望まれている。
【０００７】
ところで、医療の分野においては、生体内部を簡便に非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、近赤外線可干渉光を利用することにより、微小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、マイケルソン干渉計を応用した内視鏡が開示されている。この内視鏡を利用すれば、医師は、可視光や励起光を利用して患者の体腔壁の表面を観察することができるとともに、近赤外線可干渉光を利用した光コヒーレンストモグラフィによって得られる断層像に基づいて患部の内部を観察することができ、詳細に診察できるようになっている。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り、また、患者の負担を軽減することもできる。このように、光コヒーレンストモグラフィ技術を利用することによって、正確かつ迅速な診断と患者の負担の軽減を良好に達成できることから、最近では、こ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２００１−１２５００９号公報
【０００８】
しかしながら、上記した特許文献１に記載された内視鏡においては、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を医師に提供できる、光コヒーレンストモグラフィ技術を応用した計測装置の実用化が熱望されている。
【０００９】
ところが、より多くの正確な情報を計測して提供する場合には、種々の波長を有する近赤外線可干渉光を出射し、これら近赤外線可干渉光が被検体で反射した複数の計測光を検出して計測する必要がある。この場合、例えば、上述の改良されたマイケルソン干渉計を採用した場合には、光学系が複雑化する懸念がある。すなわち、偏光ビームスプリッタと１／４λ板によって構成される光学系は、入射する光（近赤外線可干渉光）の波長に依存する性質（所謂、波長依存性）を有するものである。このため、多波長の近赤外線可干渉光を利用する場合には、波長ごとに偏光ビームスプリッタと１／４λ板によって構成される光学系を設ける必要がある。この場合、光源から被検体までの光路が複雑化して適正な光路を確保するための調整が極めて難しくなるため、調整作業が煩雑となる可能性がある。また、このように、光学系が複雑化することによって、装置自体が大型化して、実用的でなくなる。
【発明の開示】
【００１０】
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、被検体の計測における光の利用効率を向上させるとともに、波長依存性を無くして光学系の構成を簡略化した光干渉装置を提供することにある。
【００１１】
本発明の特徴は、光干渉装置を、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発光する光源を有し、特定波長の光を出射する光出射部と、前記光出射部から出射された光の一部を反射することにより光学的に分離するものであって、前記出射された光の大部分を被検体に向けて透過させるための低反射領域が形成された分離手段と、同分離手段の低反射領域にて反射して分離された光を前記分離手段に向けて反射する反射手段と、前記反射手段を前記反射により分離された光の光軸方向に移動させる移動手段と、前記反射手段により反射された光と前記被検体により反射された光とを光学的に干渉させる干渉手段とを有する光干渉部と、前記光干渉部によって光学的に干渉した干渉光を受光する受光手段を有する光検出部とを備えて構成したことにある。この場合、前記光干渉部の分離手段を、透明材料から形成された基板と、同基板の一面側に層状に形成された反射層と、同反射層の一部に、前記光出射部から出射された光の大部分を透過させるために形成された透過孔とで構成するとよい。さらに、前記光干渉部の分離手段は、前記反射層の劣化を防止するために、同反射層上に形成された保護層と、前記基板の他面側に層状に形成されて、前記光出射部から入射した光の反射を抑制するための反射抑制層とを備えるとよい。
【００１２】
これらによれば、本発明に係る光干渉装置は、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、光出射部は、光源から特定波長を有する光を出射する。光干渉部は、分離手段によって、光出射部から出射された光を光学的に分離する。このとき、分離手段は、例えば、透明材料の基板上に積層された反射層に透過孔が形成されているため、この透過孔の形成された部分が低反射領域となる。このため、光出射部から出射された光が分離手段の基板および透過孔を透過することにより、出射された光の大部分が被検体方向に伝搬する。そして、この光は、被検体によって反射され、ふたたび、分離手段方向へ伝搬する。一方、光出射部から出射された光の一部は低反射領域で反射手段方向に反射され、同反射手段によって反射された光は、ふたたび、分離手段方向へ伝搬する。
【００１３】
このように、ふたたび、分離手段に到達したそれぞれの光は、次のように、光検出部の受光手段方向へ伝搬する。すなわち、被検体によって反射された光は、その光束が大きく拡がった状態で分離手段に到達するため、分離手段の反射層によって大部分が光検出部方向へ反射されて伝搬する。一方、反射手段により反射された光は、分離手段の基板および透過孔を透過することによって大部分が光検出部方向へ伝搬する。これにより、光出射部から出射された光の大部分が光学的に干渉し、この干渉した干渉光は、光検出部の受光手段によって受光される。この場合、反射層上に保護層が形成されていれば、長期間に渡り、被検体によって反射された光を良好に反射することができる。一方、基板上に反射抑制層が形成されていれば、分離手段に入射した光の無駄な反射が抑制される。
【００１４】
したがって、本発明に係る光干渉装置では、光出射部から出射された光を極めて効率よく計測に利用することができ、その結果、計測精度を高めることができる。また、光干渉部の分離手段が光出射部から入射した光を偏光しないため、波長依存性を有する１／４λ板を設ける必要もない。このため、波長依存性を無くして光干渉装置の光学系の構成を簡略化することができ、例えば、計測に必要な光の光軸設定などを極めて容易に実施することができる。
【００１５】
また、本発明の他の特徴は、前記光出射部は、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近赤外線可干渉光を発光する複数の光源を有して、異なる特定波長の近赤外線可干渉光を出射するものであり、前記光検出部は、前記光出射部から出射された異なる特定波長の近赤外線可干渉光を含む干渉光を受光する受光手段を備えたことにもある。
【００１６】
この場合、前記光出射部は、さらに、前記コントローラから供給される所定の一次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、前記各光源が前記二次駆動信号に基づいて一斉に発光することにより、一斉に出射された異なる特定波長を有する近赤外線可干渉光を光学的に合成する光合成手段とを有し、前記光検出部は、さらに、前記受光手段によって受光した干渉光に含まれる前記二次駆動信号を前記所定の一次駆動信号に逆拡散して復調する復調手段を有するとよい。また、この場合、前記光出射部は、さらに、前記コントローラから供給される所定の一次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、前記各光源が前記二次駆動信号に基づいて一斉に発光することにより、一斉に出射された異なる特定波長を有する近赤外線可干渉光を光学的に合成する光合成手段とを有し、前記光検出部は、さらに、前記受光手段によって受光した干渉光に含まれる前記二次駆動信号を前記所定の一次駆動信号に復調する復調手段を有するとよい。
【００１７】
また、前記光出射部は、前記コントローラから所定の時間間隔を有して供給される所定の駆動信号を取得し、前記各光源が前記取得した所定の駆動信号に基づいて順次発光して、異なる特定波長を有する近赤外線可干渉光を前記所定の時間間隔を有して順次出射するとよい。この場合、前記光出射部は、さらに、前記コントローラから所定の時間間隔を有して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変調駆動信号を生成するスペクトラム拡散変調手段を有し、前記各光源が前記変調駆動信号に基づいて順次発光して、異なる特定波長を有する近赤外線可干渉光を前記所定の時間間隔を有して順次出射し、前記光検出部は、さらに、前記受光手段によって受光した干渉光に含まれる前記変調駆動信号を前記所定の駆動信号に逆拡散して復調する復調手段を有するとよい。また、前記光出射部は、さらに、前記コントローラから所定の時間間隔を有して供給される所定の駆動信号を周波数分割多重変調して変調駆動信号を生成する変調手段を有し、前記各光源が前記変調駆動信号に基づいて順次発光して、異なる特定波長を有する近赤外線可干渉光を前記所定の時間間隔を有して順次出射し、前記光検出部は、さらに、前記受光手段によって受光した干渉光に含まれる前記変調駆動信号を前記所定の駆動信号に復調する復調手段を有するとよい。
【００１８】
これらによれば、光出射部は、複数の特定波長を有する近赤外線可干渉光を同時に、または、順次出射することができる。そして、複数の特定波長を有する近赤外線可干渉光を同時に出射する場合には、コントローラからの一次駆動信号をスペクトラム拡散変調や周波数多重変調した二次駆動信号に基づいて光源を発光させることができる。また、光検出部は、例えば、光電変換素子などから構成される受光手段によって、出射された近赤外線可干渉光の干渉光を受光し、同受光した干渉光に含まれる二次駆動信号を復調して一次駆動信号を検出することができる。このように、光干渉装置は、多波長の近赤外線可干渉光を用いて、被検体を計測することができる。また、光干渉部は、複数の特定波長を有する近赤外線可干渉光を干渉させる場合であっても、上述したように、波長依存性を無くして簡素化した光学系の構成を採用することができる。したがって、光出射部から出射された光を極めて効率よく計測に利用することができ、その結果、計測精度を高めることができる。
【００１９】
また、複数の特定波長を有する近赤外線可干渉光を、時間間隔を有して、順次出射する場合には、光検出部の受光手段（例えば、フォトディテクタなど）に要求される検出速度を小さく（ゆっくり）とすることができる。したがって、光干渉装置の製造コストを低減することができる。
【００２０】
また、本発明の他の特徴は、前記光検出部は、さらに、前記受光手段によって受光した干渉光の光量を表す電気信号に基づいて前記被検体に関する所定の情報を算出する算出手段を有することにもある。この場合、光干渉装置は、さらに、前記算出手段によって算出された前記被検体に関する所定の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、前記画像データ生成手段によって生成された画像データに基づいて画像を表示する表示手段とを有する表示部を備えるとよい。また、この場合、前記被検体は、生体であり、前記光検出部の算出手段を、前記受光手段によって受光した干渉光の光量に基づいて生体の断面形状を表す断面形状情報を算出する断面形状情報算出手段と、前記光出射部から出射される近赤外線可干渉光の光量と前記受光手段によって受光した干渉光の光量とに基づいて生体の代謝に伴う生体情報を算出する生体情報算出手段とで構成するとよい。そして、前記生体情報算出手段によって算出される生体情報は、例えば、生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く、この場合、前記生体は、眼球の眼底であるとよい。
【００２１】
これらによれば、光検出部は、受光手段により干渉光を受光すると、算出手段によって受光した干渉光の光量に基づいて被検体に関する所定の情報を算出することができる。そして、表示部は、算出された被検体に関する所定の情報を視認可能に表示することができる。
【００２２】
特に、被検体が生体である場合には、光出射部が複数の近赤外線可干渉光を同時に、または、順次出射することによって、より多くの正確な情報を計測することができ、医師等に対して、より多くの正確な情報を提供することができる。すなわち、この場合には、光検出部は、干渉光を受光し、受光した干渉光の光量に基づいて被検体の断面形状を表す断面形状情報を算出するとともに、光出射部から出射される近赤外線可干渉光の光量と受光した干渉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ことができる。また、表示部は、算出した断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ことができ、例えば、算出された断面形状情報に基づく断面形状画像、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断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とができる。したがって、医師等に対して、より多くの情報を提供することができる。なお、この場合には、表示部は、断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、断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ようにするとよい。
【００２３】
また、特に、例えば、医師が表示された断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）表示することができる。これにより、医師は、表示された断面形状および生体情報に基づき、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。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もできるため、これによっても、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。また、光出射部が複数の光源を有して異なる特定波長の近赤外線可干渉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。
【００２４】
なお、被検体が生体である場合には、複数の近赤外線可干渉光を同時に出射することによって、以下の効果を得ることができる。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、血流の脈波による干渉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、近赤外線可干渉光を順次出射した場合には、各近赤外線可干渉光に対応して光検出部によって検出される干渉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、近赤外線可干渉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干渉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。
【００２５】
さらに、本発明の他の特徴は、前記光干渉部と前記光検出部との間にて、前記光干渉部によって光学的に干渉した干渉光を光学的に分離する光分離部を設けるとともに、同光分離部によって分離された干渉光を受光するための前記光検出部の受光手段を複数設けたことにもある。これによれば、例えば、光出射部から一斉に異なる特定波長の近赤外線可干渉光が出射された場合であっても、光分離部（例えば、ダイクロックミラーやハーフミラーなど）によって干渉波を光学的に分離することができる。したがって、これによっても、光干渉装置の構成を簡素化することができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００２６】
ａ．第1実施形態
以下、本発明の実施形態を図面を用いて説明する。図１は、第１実施形態に係る光干渉装置Ｈの構成を概略的に示している。光干渉装置Ｈは、図１に示すように、光出射部１、光干渉部２、光検出部３を備えている。また、光干渉装置Ｈ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４を備えている。
【００２７】
光出射部１は、異なる特定波長を有する光を発生させる複数の光発生器１０から構成されている。なお、本実施形態においては、図１に示すように、光出射部１を２つの光発生器１０から構成して、言い換えれば、光出射部１から２つの特定波長を有する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１０の数すなわち出射する光の特定波長の数については、限定されるものではなく、光出射部１を３つ以上の光発生器１０から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、必要に応じて、光発生器１０を多数設けることにより、光干渉装置Ｈによる検出精度を良好に確保することができる。
【００２８】
各光発生器１０は、図２に示すように、コントローラ４から供給される駆動信号を取得する光源ドライバ１１を備えている。光源ドライバ１１は、コントローラ４から取得した駆動信号に基づいて、光源１２を駆動（発光）させるものである。光源１２は、種々の光を発光できる発光素子から構成することができる。ここで、本実施形態における以下の説明においては、光源１２を、例えば、レーザダイオード(Laser Diode：LD)やスーパールミネッセンスダイオード(Super Luminescence Diode：SLD)などの近赤外発光素子から構成して実施するものとする。このように、近赤外発光素子から光源１２を構成することによって、ある程度以上のコヒーレンス性を有する特定波長の近赤外線可干渉光を発光することができる。
【００２９】
なお、光源１２の発光する近赤外線可干渉光の特定波長としては、例えば、６００ｎｍ〜９００ｎｍ程度の波長範囲から選択されるとよい。そして、以下の説明においては、２つの光源のうち、一方の光源１２は、例えば、７８０ｎｍの特定波長を有する近赤外線可干渉光を発光し、他方の光源１２は、例えば、８３０ｎｍの特定波長を有する近赤外線可干渉光を発光するものとして説明する。
【００３０】
そして、各光源１２によって発光された近赤外線可干渉光は、図１に示すように、コリメートレンズによって平行光束に整えられた後、ハーフミラーにより同一光軸上に出射される。このように出射された近赤外線可干渉光は、偏光板Ｂ１を通過することによって直線偏光されて、光干渉部２に向けて伝搬する。なお、光源１２として、例えば、上述したＬＤやＳＬＤなどを採用した場合には、発光された近赤外線可干渉光が特定の偏光面を有しているため、偏光板Ｂ１を省略して実施可能であることはいうまでもない。
【００３１】
光干渉部２は、近赤外線可干渉光を光学的に２方向に分離するとともに、同分離した近赤外線可干渉光の反射光を互いに干渉させるものである。このため、光干渉部２は、図１に示すように、ビームスプリッタ２１と、可動ミラー２２と、ミラー可動機構２３とから構成されている。
【００３２】
ビームスプリッタ２１は、図３に示すように、例えば、硼珪酸ガラス（商品名：ＢＫ７）や溶融石英ガラス（商品名：コルツ）など透明かつ低屈折率の材料から形成される基板２１ａを備えている。なお、基板２１ａの板厚としては、例えば、０．３ｍｍ程度が好ましい。そして、この基板２１ａの一面側、より詳しくは、被検体に対向する側には、反射層として、所定の層厚（例えば、０．１μｍ程度）を有するアルミ蒸着層２１ｂが形成されている。このアルミ蒸着層２１ｂ上には、同層２１ｂの酸化を防止するための保護層２１ｃが層状に形成されている。なお、保護層２１ｃとしては、例えば、SiO2，SiOやAl2O3などを採用するとよい。
【００３３】
そして、ビームスプリッタ２１を形成するアルミ蒸着層２１ｂと保護層２１ｃとには、これら各層２１ｂ，２１ｃの形成面方向の略中央部分に層の形成されていない部分、すなわち、孔部２１ｄ（以下、この孔部を透過孔２１ｄという）が設けられている。なお、透過孔２１ｄは、例えば、アルミ蒸着層２１ｂと保護層２１ｃを形成する際に対応部分をマスクで覆って蒸着する方法、または、アルミ蒸着層２１ｂおよび保護層２１ｃを形成した後にエッチングする方法によって形成されるとよい。
【００３４】
この透過孔２１ｄは、光干渉装置Ｈにおけるビームスプリッタ２１の配置状態、詳しくは、光出射部１から出射される近赤外線可干渉光の光軸に対して４５°傾斜して配置された状態において、所定の孔径を有する円形となるように形成されている。ここで、所定の孔径としては、特に限定されるものではないが、好ましくは、光出射部１から出射される近赤外線可干渉光の光束と同程度以上に設定するとよい。また、透過孔２１ｄの形状についても、特に限定されるものではなく、真円以外に、例えば、長孔や角孔などを採用することも可能である。なお、この透過孔２１ｄの形成された部分に対応する基板２１ａの領域が本発明の低反射領域を形成する。
【００３５】
また、基板２１ａの他面側、より詳しくは、光源１２に対向する側には、反射抑制層２１ｅが形成されている。この反射抑制層２１ｅは、ビームスプリッタ２１に入射した近赤外線可干渉光が、基板２１ａにおける光源１２側の表面で反射されて可動ミラー２２方向へ伝搬することを防止する一方で、基板２１ａにおける被検体側の内表面（すなわち、基板２１ａと空気との境界面）で反射されて可動ミラー２２方向へ伝搬することを許容するものである。ここで、反射抑制層２１ｅは、例えば、フッ化マグネシウムなどを採用して形成するとよい。なお、本実施形態においては、ビームスプリッタ２１の形状を、図３に示したように、円形として実施するが、その他の形状、例えば、角型を採用して実施可能であることはいうまでもない。
【００３６】
このように形成されたビームスプリッタ２１は、光出射部１から出射された近赤外線可干渉光の大部分を被検体に向けて透過するとともに同光の一部を可動ミラー２２に向けて反射して、入射した近赤外線可干渉光を２方向に分離する。このビームスプリッタ２１による近赤外線可干渉光の分離について、図１および図３を用いて説明しておく。光源１２から出射された近赤外線可干渉光は、反射抑制層２１ｅを透過して基板２１ａまで到達する。そして、近赤外線可干渉光が基板２１ａ内に入射すると、上述したように形成された透過孔２１ｄにより、近赤外線可干渉光の大部分（約９６％程度）が反射されることなく、被検体方向へ通過する。
【００３７】
しかし、近赤外線可干渉光が基板２１ａ内に入射すると、被検体側の内表面（すなわち、基板２１ａと空気との境界面）で反射が生じる。このため、近赤外線可干渉光が基板２１ａ内を透過する際には、その一部（約４％程度）が反射され、この反射した近赤外線可干渉光が可動ミラー２２に向けて伝搬する。なお、ビームスプリッタ２１を透過した近赤外線可干渉光は、例えば、光ファイバーなどを介して、被検体方向に伝搬する。また、ビームスプリッタ２１によって反射された近赤外線可干渉光も、例えば、光ファイバーなどを介して、可動ミラー２２方向に伝搬する。
【００３８】
可動ミラー２２は、図１に示すように、その反射面がビームスプリッタ２１によって反射された近赤外線可干渉光の光軸に対して直交するように配置されている。この配置により、可動ミラー２２は、ビームスプリッタ２１によって反射された近赤外線可干渉光を、同一の光軸上にて、再びビームスプリッタ２１に向けて反射する。ミラー可動機構２３は、例えば、ピエゾ素子を主要構成部品とするアクチュエータである。そして、ミラー可動機構２３は、コントローラ４によって作動制御されて、可動ミラー２２をビームスプリッタ２１によって反射された近赤外線可干渉光の光軸方向に移動させるようになっている。
【００３９】
次に、このように構成された光干渉部２の動作について図１を用いて説明する。光出射部１から出射された近赤外線可干渉光は、ビームスプリッタ２１に到達する。なお、ＬＤやＳＬＤなどの近赤外発光素子以外の光源から光が出射された場合には、偏光板Ｂ１によって直線偏光されてビームスプリッタ２１に到達する。そして、到達した近赤外線可干渉光は、上述したように、大部分が基板２１ａおよび透過孔２１ｄを通過し、図示省略の光ファイバーを介して、偏光板Ｂ２に出力される。ここで、光源１２にＬＤやＳＬＤなどを採用した場合には、これらの素子から出射された近赤外線可干渉光の偏光面と一致するように、偏光板Ｂ２の直線偏光方向が調整される。これにより、ビームスプリッタ２１を通過した近赤外線可干渉光は、そのまま偏光板Ｂ２を通過する。なお、偏光板Ｂ１を設けた場合には、偏光板Ｂ１と偏光板Ｂ２の直線偏光方向を同一とすれば、ビームスプリッタ２１を透過した光はそのまま偏光板Ｂ２を通過する。このように偏光板Ｂ２を通過した近赤外線可干渉光は、対物レンズＲにより集光されて被検体に到達する。ここで、この場合、偏光板Ｂ２を通過した近赤外線可干渉光の光軸を、例えば、図示しない２軸のガルバノミラーなどを用いて適宜変更し、対物レンズＲによって集光された焦点が被検体上を走査できるようにするとよい。
【００４０】
そして、対物レンズＲによって集光された近赤外線可干渉光は、一点鎖線で示すように、被検体によって反射される。なお、以下の説明においては、被検体によって反射された反射光を計測光という。計測光は、被検体によって反射されることによって、大きく散乱された状態となっている。言い換えれば、計測光の光束は、十分大きく拡げられた状態となっている。このように光束が大きく拡げられた計測光は、再び、対物レンズＲを通過することにより、平行光束に整えられ、偏光板Ｂ２を通過する。このとき、偏光板Ｂ２の直線偏光方向は、光源１２から出射された近赤外線可干渉光の偏光面（または、偏光板Ｂ１の直線偏光方向）と同一であるため、偏光板Ｂ２を通過した計測光の偏光面は、ビームスプリッタ２１を透過した近赤外線可干渉光の偏光面と同一となる。そして、偏光板Ｂ２を通過した計測光がビームスプリッタ２１に到達すると、アルミ蒸着層２１ｂによって反射される。このとき、計測光の光束が大きく拡げられているため、ビームスプリッタ２１に到達した計測光の大部分は、その伝搬方向が９０°だけすなわち光検出部３の方向に変更される。
【００４１】
なお、透過孔２１ｄおよび基板２１ａを通過する計測光は、上述した近赤外線可干渉光の通過の場合と同様に、基板２１ａを透過するときに、一部（約４％程度）が反射される。また、透過孔２１ｄの開口面積は、アルミ蒸着層２１ｂによる反射面積に比して小さいため、透過孔２１ｄおよび基板２１ａを通過する計測光の光量は僅かである。したがって、計測光が透過孔２１ｄおよび基板２１ａを通過することによる計測精度に与える影響は、極めて小さい。
【００４２】
一方、ビームスプリッタ２１によって分離されて可動ミラー２２方向に伝搬する近赤外線可干渉光は、図示省略の光ファイバーを介して、可動ミラー２２に到達する。そして、可動ミラー２２によって反射された近赤外線可干渉光は、再び、光ファイバーを介して、ビームスプリッタ２１に到達する。なお、以下の説明においては、可動ミラー２２によって反射された反射光を参照光という。このように、ビームスプリッタ２１に到達した参照光は、上述した近赤外線可干渉光の通過と同様に、その大部分（約９６％）が基板２１ａおよび透過孔２１ｄを透過して光検出部３の方向に伝搬する。なお、参照光の一部（約４％）は、基板２１ａを透過することによって光出射部１の方向に反射されるが、その光量は僅かであるため、計測精度に対する影響は極めて小さい。
【００４３】
ここで、参照光の偏光面は、光源１２から出射された近赤外線可干渉光の偏光面（または、偏光板Ｂ１によって直線偏光された偏光面）を維持している。このため、ビームスプリッタ２１によって反射されて光検出部３の方向に伝搬する計測光の偏光面とビームスプリッタ２１を透過して光検出部３の方向に伝搬する参照光の偏光面とは同一である。これにより、これら計測光と参照光は互いに干渉を生じる。なお、以下の説明においては、計測光と参照光とが干渉した光を干渉光という。そして、この干渉光は、図示省略のファイバーなどを介して伝搬し、集光レンズＳＲにより集光された後、光検出部３によって検出される。
【００４４】
光検出部３は、光干渉部２からの干渉光を検出し、同検出した干渉光に対応する検出信号を用いて被検体に関する情報（例えば、後述する生体における血中の酸素飽和度や断面形状、物体間の微小距離変化や物体の表面形状など）を出力するものである。このため、光検出部３は、図４に示すように、受光器３１と、ＡＤコンバータ３２と、演算器３３とを備えている。受光器３１は、例えば、フォトディテクタやフォトダイオードなどの光電変換素子を主要構成部品とするものであり、光干渉部２からの干渉光を受光すると、例えば、干渉光の光量を表す電気的な検出信号を時系列的にＡＤコンバータ３２に出力する。ＡＤコンバータ３２は、受光器３１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、演算器３３に出力する。
【００４５】
演算器３３は、ＣＰＵ、ＲＯＭ、ＲＡＭなどを主要構成部品とするものであり、ＡＤコンバータ３２によって出力された検出信号（デジタル信号）に基づいて、被検体に関する必要な情報を算出する。なお、演算器３３による情報の算出については、後に例示するように、光干渉装置Ｈを眼底観察に適用した場合の説明において具体的に述べる。
【００４６】
また、光干渉装置Ｈは、図１に示すように、表示部５も備えている。表示部５は、図５に示すように、画像処理器５１、表示用画像データ記憶回路５２、変換回路５３およびモニタ５４を備えている。
【００４７】
画像処理器５１は、図６に示すように、フレームコントロール回路５１ａと、フレームメモリ５１ｂと、マルチプレクサ５１ｃと、画像生成回路５１ｄとを備えた回路である。フレームコントロール回路５１ａは、各フレームメモリ５１ｂおよびマルチプレクサ５１ｃの作動を制御する回路である。フレームメモリ５１ｂは、フレームコントロール回路５１ａの制御に従って、光検出部３の演算器３３によって出力された被検体に関する情報を表す信号を、画像生成回路５１ｄに出力するものである。画像生成回路５１ｄは、出力された信号に基づき、所定の態様で表示させる画像データを生成するものである。なお、この第１実施形態においては、演算器３３から出力された信号をフレームメモリ５１ｂ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５１ｃに直接出力するように実施してもよい。
【００４８】
表示用画像データ記憶回路５２は、必要に応じて、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５３は、表示用画像データ記憶回路５２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。
【００４９】
次に、上記のように構成した光干渉装置Ｈの作動について、患者の眼病を診断するための眼底観察を例示して説明する。
【００５０】
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可干渉光の光軸上に、被検体としての患者の眼球が位置するように、光干渉装置Ｈを配置する。このとき、上述したように、光干渉装置Ｈの光学系の構成が簡略化されているため、医師またはオペレータは、極めて容易に光軸を調整して光干渉装置Ｈを配置することができる。そして、医師またはオペレータは、コントローラ４の図示省略の入力部を操作して、近赤外線可干渉光の出射開始を指示する。これにより、コントローラ４は、光出射部１を構成する２つの光発生器１０のそれぞれに対して、所定の短い時間間隔で近赤外線可干渉光を発光させるための駆動信号を供給する。これにより、２つの光発生器１０は、所定の短い時間間隔で、交互にその作動を開始する。
【００５１】
具体的に説明すると、７８０ｎｍの近赤外線可干渉光を発光する光発生器１０においては、所定の短い時間間隔でコントローラ４から供給された駆動信号を光源ドライバ１１によって取得する。これにより、光源ドライバ１１は、取得した駆動信号に基づいて光源１２をパルス発光させ、光源１２は、７８０ｎｍの近赤外線可干渉光を、コリメートレンズを介してハーフミラーに向けて出射する。また、８３０ｎｍの近赤外線可干渉光を発光する光発生器１０においても、所定の短い時間間隔でコントローラ４から供給された駆動信号を光源ドライバ１１によって取得する。これにより、光源ドライバ１１は、取得した駆動信号に基づいて光源１２をパルス発光させ、光源１２は、８３０ｎｍの近赤外線可干渉光を、コリメートレンズを介してハーフミラーに向けて出射する。このように、各光源１２から出射された近赤外線可干渉光は、ハーフミラーを通過することによって同一の光軸上を光干渉部２に向けて進む。
【００５２】
光干渉部２に到達した近赤外線可干渉光は、ビームスプリッタ２１によって、光学的に２つに分離される。すなわち、近赤外線可干渉光は、その大部分が反射抑制層２１ｅ、基板２１ａおよび透過孔２１ｄを透過するとともに偏光板Ｂ２および対物レンズＲを通過し、患者の眼球に到達する。なお、以下の説明において、患者の眼球に到達する近赤外線可干渉光を第１の近赤外線可干渉光という。また、ビームスプリッタ２１に到達した近赤外線可干渉光の一部は、反射抑制層２１ｅを透過後、基板２１ａの内部で散乱反射して、可動ミラー２２に到達する。なお、以下の説明において、可動ミラー２２に到達する近赤外線可干渉光を第２の近赤外線可干渉光という。
【００５３】
眼球に入射した第１の近赤外線可干渉光は、眼底において散乱反射する。そして、反射した計測光は、光束が拡げられた状態で、対物レンズＲによって平行光束に整えられた後、偏光板Ｂ２によって直線偏光される。このとき、計測光の偏光面は、上述したように、第１の近赤外線可干渉光の偏光面と同一となる。そして、計測光は、ビームスプリッタ２１に到達すると、大部分が光検出部３の方向へ反射される。一方、可動ミラー２２に入射した第２の近赤外線可干渉光は、同ミラー２２によって反射されることによって、参照光としてビームスプリッタ２１に到達する。そして、参照光の大部分が光検出部３の方向へ透過する。このとき、参照光の偏光面は、上述したように、第２の近赤外線可干渉光の偏光面と同一の状態が維持されている。したがって、計測光と参照光との偏光面は、同一となる。
【００５４】
そして、ビームスプリッタ２１によって反射された計測光と、ビームスプリッタ２１を透過した参照光とは、互いに干渉した状態で光検出部３に到達する。ここで、計測光と参照光とが互いに干渉する場合を説明しておく。今、ビームスプリッタ２１と眼底との間の距離をL1とし、ビームスプリッタ２１と可動ミラー２２との間の距離をL2とする。このとき、距離L1と距離L2とが等しければ、計測光および参照光が有するコヒーレンス長（例えば、５μｍ〜２０μｍ程度）だけ干渉する。これにより、光検出部３は、この干渉した近赤外線可干渉光すなわち干渉光を検出する。一方、距離L1と距離L2とが等しくなければ、計測光と参照光とが互いに干渉しない。これにより、計測光と参照光は互いに減衰し、光検出部３は干渉光を検出しない。
【００５５】
言い換えれば、ビームスプリッタ２１から眼底までの距離L1がビームスプリッタ２１から可動ミラー２２までの距離L2に等しい場合には、眼底にて反射した計測光による干渉光が光検出部３によって良好に検出され、距離L1が距離L2と異なる場合には、干渉光が光検出部３によって検出されない。したがって、眼底の表面で反射したり、眼底の断面方向内部で反射したりして、距離L1によって決定される眼底の断面方向の位置と異なる位置からの計測光が光検出部３に到達している状況においては、これら計測光のうち、距離L2に等しい眼底の位置からの計測光のみが参照光との干渉光として検出される。
【００５６】
ところで、可動ミラー２２は、ミラー可動機構２３により、参照光の光軸方向に移動することができるため、距離L2を任意に変更することができる。これにより、ミラー可動機構２３を作動させて距離L2を任意に変更させることによって、光検出部３が検出可能な距離L1を順次変更することができる。したがって、距離L2を順次変更することによって、眼底の特定部位すなわち計測対象部位を順次変更することができ、同計測対象部位からの計測光を含む干渉光のみを選択的に分離して検出することができる。
【００５７】
光検出部３においては、光出射部１から出射された近赤外線可干渉光の特定波長に応じて、受光器３１が、上述した干渉光を受光し、同受光した干渉光に含まれる計測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３２に出力する。なお、電気的な検出信号の大きさは、眼底における第１の近赤外線可干渉光の反射強度すなわち計測光の光量に比例する。また、電気的な検出信号の時間幅は、光発生器１０の光源１２が発生する近赤外線可干渉光のパルス幅を小さくすることによって短縮することができ、これによって計測の距離分解能を向上させることができる。そして、ＡＤコンバータ３２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演算器３３に出力する。
【００５８】
演算器３３においては、ＡＤコンバータ３２から供給された検出信号に基づき、生体に関する生体情報として、眼底の断面形状と、この断面形状に一致する部位に存在する毛細血管中を流れる血液の酸素飽和度SO2を計算する。以下、この計算について説明する。
【００５９】
まず、演算器３３は、光出射部１から出射された８３０ｎｍの近赤外線可干渉光に対応する検出信号に基づいて、眼底の断面形状を計算するとともに同計算した断面形状を表す断面形状信号を出力する。具体的に説明すると、コントローラ４から出力された指令に従い、上述したように、ミラー可動機構２３が作動することによって、可動ミラー２２は参照光の光軸方向に移動し、距離L2を適宜変更することができる。この距離L2の変更に伴って、距離L1も変更されることによって、眼底の表面から断面方向内部における計測部位を変更することができる。
【００６０】
このように、計測部位を変更した場合においては、光検出部３の受光部３１に到達する干渉光すなわち計測光は、眼底の断面方向におけるある反射面にて反射した計測光であり、同受光部３１からＡＤコンバータ３２を介して供給される検出信号は、前記反射面における計測光の２次元的な光量分布となる。このため、ビームスプリッタ２１と可動ミラー２２との間の距離L2を順次変化させる、すなわち、ビームスプリッタ２１と眼底との間の距離L1を変化させて計測光の反射面を順次変化させることによって、演算器３３は、各反射面における光量分布を得ることができる。ところで、この計測光の光量分布は、反射面の形状に応じて変化するものである。このため、これらの光量分布を断面方向にて重畳する合成計算を実行することにより、眼底の断面形状を計算することができる。そして、演算器３３は、計算した眼底の断面形状を表す断面形状信号を表示部５に出力する。
【００６１】
また、演算器３３は、ＡＤコンバータ３２から供給された７８０ｎｍと８３０ｎｍの計測光に対応するそれぞれの検出信号（すなわち検出光量）と、光出射部１が７８０ｎｍと８３０ｎｍの近赤外線光を出射したときのそれぞれの出射光量とを用いて、前記計算した眼底の断面形状と一致する部位の酸素飽和度SO2を計算するとともに同計算した酸素飽和度SO2を表す酸素飽和度信号を出力する。この酸素飽和度SO2の算出について、以下に説明しておく。
【００６２】
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
【００６３】
ただし、前記式１中のR(λ)、Ro(λ)およびdは、図７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。
【００６４】
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、例えば、眼底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。
【００６５】
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
【００６６】
そして、図８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、λ＝７８０ｎｍと８３０ｎｍの近赤外線可干渉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
【００６７】
ここで、上記した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、眼底内部に入射した第１の近赤外線可干渉光が毛細血管中のヘモグロビンによって反射されて、光検出部３によって検出される干渉光（より詳しくは、計測光）の検出光量を用いて計算されるものである。ところで、計測光の検出光量は、所定の計測深度における反射強度（屈折率変化など）を示しているが、計測光の吸収の影響は、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、例えば、眼底表面からの計測深度をＤとすると、計測光の光量は、眼底表面から計測深度Ｄまでの吸収を往復で２回受けたものとなる。
【００６８】
したがって、計測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計測光の光量と、所定の計測深度からの変化量Δにおける計測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）となる近赤外線可干渉光について光量の比を求めるとよい。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内での計測光の前記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。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。
【００６９】
このように、演算器３３は、取得した７８０ｎｍおよび８３０ｎｍの近赤外線可干渉光に対応する検出信号を用い、言い換えれば、上述した眼底の断面形状の計算と同様にある反射面における光量分布を用い、前記式１〜６に従って酸素飽和度SO2を計算する。したがって、反射面が順次変更されることに伴って計算される酸素飽和度SO2を断面方向にて重畳する合成計算を実行することにより、眼底の断面形状の位置と一致した酸素飽和度SO2を計算することができる。そして、演算器３３は、計算した酸素飽和度SO2を表す酸素飽和度信号を表示部５に出力する。
【００７０】
表示部５においては、画像処理器５１のフレームコントロール回路５１ａが、光検出部３の演算器３３から出力された断面形状信号および酸素飽和度信号をフレームメモリ５１ｂ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５１ａは、マルチプレクサ５１ｃに対して、フレームメモリ５１ｂの所定記憶位置に一時的に記憶されている断面形状信号および酸素飽和度信号を画像生成回路５１ｄに出力させる。画像生成回路５１ｄは、出力された断面形状信号に基づいて眼底の断面形状を表す断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断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５１ｄは、生成した断面形状画像データおよび酸素飽和度画像データを表示用画像データ記憶回路５２に出力する。
【００７１】
表示用画像データ記憶回路５２においては、画像生成回路５１ｄから供給された断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５３によって、表示用画像データ記憶回路５２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５４は、眼底の断面形状や眼底の酸素飽和度をそれぞれ表示したり、合成された断面形状と酸素飽和度を表示する。
【００７２】
以上の説明からも理解できるように、本実施形態に係る光干渉装置Ｈによれば、光出射部１から出射された近赤外線可干渉光を極めて効率よく計測に利用することができ、その結果、計測精度を高めることができる。また、光干渉部のビームスプリッタ２１が光出射部１から入射した近赤外線可干渉光を偏光しないため、１／４λ板を設ける必要もない。このため、光源１２から出射される近赤外線可干渉光の波長依存性を無くすことができて、光干渉装置Ｈの光学系の構成を簡略化することができ、例えば、計測に必要な光の光軸設定などを極めて容易に実施することができる。
【００７３】
また、光検出部３は、ビームスプリッタ２１により干渉光を受光すると、受光器３１によって受光した干渉光の光量に基づいて、演算器３３が断面形状と酸素飽和度SO2を算出することができる。そして、表示部５は、算出された断面形状と酸素飽和度SO2を視認可能に表示することができる。したがって、医師等により多くの正確な情報を提供することができる。
【００７４】
上記第１実施形態においては、コントローラ４が、光出射部１を構成する２つの光発生器１０のそれぞれに対して、所定の短い時間間隔で同発生器１０を駆動させるための駆動信号を供給するように実施した。しかしながら、コントローラ４は、各光発生器１０による近赤外線可干渉光の出射間隔を長くして、駆動信号を供給するように実施することも可能である。このように、近赤外線可干渉光の出射間隔を長く設定することによって、例えば、受光器３１（フォトディテクタなど）の光検出速度を小さくすることができるため、光干渉装置Ｈの製造コストを低減することができる。
【００７５】
ｂ．第２実施形態
上記第１実施形態においては、コントローラ４によって、光出射部１の２つの光発生器１０の発光タイミングを所定の短い時間間隔で異ならせて、近赤外線可干渉光をパルス発光するように実施した。これに対し、これらの光発生器１０から出射される近赤外線可干渉光をスペクトラム拡散変調することにより、発光タイミングを同時とすることも可能である。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。
【００７６】
この第２実施形態における光干渉装置Ｈの光出射部１は、特定波長を有する近赤外線可干渉光をスペクトラム拡散変調して出射するようになっている。このため、この第２実施形態における光発生器１０は、図９に示すように、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１３を備えている。この拡散符号系列発生器１３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。
【００７７】
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。
【００７８】
このように、拡散符号系列発生器１３の発生したＰＮ系列は、コントローラ４に出力されるとともに、掛け算器１４に出力される。掛け算器１４は、コントローラ４から供給される駆動信号（一次駆動信号）と、拡散符号系列発生器１３から供給されるＰＮ系列との積を取る。これにより、駆動信号（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。なお、この場合、駆動信号（一次駆動信号）としては、種々の変調方式を採用することができ、例えば、ＡＳＫ(Amplitude Shift Keying)変調や、ＦＳＫ(Frequency Shift Keying)変調、ＰＳＫ(Phase Shift Keying)変調などを採用することができる。そして、掛け算器１４は、スペクトラム拡散変調した駆動信号すなわち二次駆動信号を光源ドライバ１１に供給する。なお、掛け算器１４は、本発明のスペクトラム拡散変調手段を構成する。そして、この変形例における光源ドライバ１１は、掛け算器１４から供給された二次変調信号に基づいて、光源１２を駆動（発光）させる。
【００７９】
また、この第２実施形態における光検出部３は、図１０に示すように、光出射部１の特定の光発生器１０から出射された近赤外線可干渉光の計測光、より詳しくは、参照光と干渉した計測光を選択的に受光するために、拡散符号系列取得器３４を備えている。拡散符号系列取得器３４は、図１に破線で示すように、コントローラ４と接続されていて、受光すべき特定の光発生器１０からの近赤外線可干渉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４から取得するものである。そして、拡散符号系列取得器３４は、取得したＰＮ系列をそれぞれの掛け算器３５に供給する。
【００８０】
掛け算器３５は、ＡＤコンバータ３２から入力した検出信号と拡散符号系列取得器３４から供給されたＰＮ系列との積を取る。そして、掛け算器３５は、計算した検出信号とＰＮ系列との積の値を累算器３６に出力する。累算器３６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３６は、特定の光発生器１０から出射されて眼底にて反射した計測光に対応する検出信号を演算器３３に出力する。
【００８１】
次に、上記のように構成された第２実施形態に係る光干渉装置Ｈの作動について、上記第１実施形態と同様に、患者の眼底を観察する場合を例示して説明する。
【００８２】
この第２実施形態においても、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可干渉光の光軸上に患者の眼球が位置するように、光干渉装置Ｈを配置する。そして、医師またはオペレータは、コントローラ４を操作して、近赤外線可干渉光の出射開始を指示する。これにより、コントローラ４は、光出射部１を構成する２つの光発生器１０のそれぞれに対して、同発生器１０を駆動させるための一次駆動信号を供給する。これにより、２つの光発生器１０は、同時にその作動を開始し、それぞれ、７８０ｎｍの近赤外線可干渉光と８３０ｎｍの近赤外線可干渉光を同時に出射する。
【００８３】
すなわち、各光発生器１０においては、拡散符号系列発生器１３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１３は、発生したＰＮ系列をコントローラ４に対して出力するとともに、掛け算器１４に出力する。掛け算器１４は、コントローラ４から供給された駆動信号すなわち一次駆動信号とＰＮ系列との積を取り、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が光源ドライバ１１に供給されることにより、光源ドライバ１１は、光源１２を発光させる。
【００８４】
このように、光出射部１から出射された２つの近赤外線可干渉光は、ハーフミラーにより光学的に合成される。そして、上記第１実施形態と同様に、光干渉部２のビームスプリッタ２１によって、２つの近赤外線可干渉光が光学的にそれぞれ２つに分割されて、第１の近赤外線可干渉光は直進して患者の眼球に到達し、第２の近赤外線可干渉光は可動ミラー２２に到達する。そして、眼底において反射された計測光と可動ミラー２２によって反射された参照光とが互いに干渉して、光検出部３に到達する。
【００８５】
次に、光検出部３による干渉光すなわち計測光の検出について説明する。ビームスプリッタ２１において参照光と干渉した計測光は、光検出部３の受光器３１によって検出される。このとき、受光器３１には、７８０ｎｍと８３０ｎｍの波長を有する光がともに計測光として到達する。このような状況において、コントローラ４は、受光部３１が、到達した計測光のうち、特定の光発生器１０から出射された近赤外線可干渉光に基づく計測光を選択して受光するように、光検出部３を制御する。このコントローラ４による制御を具体的に説明する。
【００８６】
コントローラ４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１０からＰＮ系列を取得する。そして、コントローラ４は、各光発生器１０の拡散符号系列発生器１３から取得したＰＮ系列を、光検出部３に対して供給する。これにより、光検出部３は、供給されたＰＮ系列を拡散符号系列取得器３４によって取得する。そして、拡散符号系列取得器３４は、取得したＰＮ系列を掛け算器３５に供給する。
【００８７】
ところで、受光器３１においては、参照光と干渉した計測光をすべて受光し、同受光した計測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３２に出力している。そして、ＡＤコンバータ３２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掛け算器３５に出力している。
【００８８】
この状態において、掛け算器３５は、ＡＤコンバータ３２から出力されたデジタル検出信号と、拡散符号系列取得器３４から供給されたＰＮ系列との積を取る。そして、掛け算器３５は計算した積の値を累算器３６に出力し、累算器３６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３５と累算器３６による積和処理により、デジタル検出信号と供給されたＰＮ系列との相関を取ることができ、特定の光発生器１０からの近赤外線可干渉光、具体的には、７８０ｎｍまたは８３０ｎｍの波長を有する計測光に対応した検出信号のみを選択して出力することができる。
【００８９】
すなわち、上述したように、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３４が掛け算器３５に対して、特定の光発生器１０のＰＮ系列を供給した場合には、ＡＤコンバータ３２から出力された検出信号のうち、前記特定の光発生器１０から出射された近赤外線可干渉光に対応する検出信号以外の検出信号と前記供給されＰＮ系列との積の値は「０」となる。これにより、累算器３６によってＰＮ系列の１周期以上に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３４から供給されたＰＮ系列を有しない（または一致しない）検出信号、言い換えれば、特定の光発生器１０以外から出射された近赤外線可干渉光の計測光は選択的に排除され、特定の光発生器１０から出射された近赤外線可干渉光の計測光に対応する検出信号のみが演算器３３に出力される。
【００９０】
そして、この第２実施形態においても、可動ミラー２２を移動させて計測光の反射面を順次変化させることによって、眼底の断面方向における反射面を順次変化させる。これにより、演算器３３は、上記第１実施形態と同様に、同反射面における計測光の光量分布を用いて、眼底の断面形状を計算するとともに同計算した眼底の断面形状を表す断面形状信号を表示部５に出力する。また、演算器３３は、選択的に取得した７８０ｎｍおよび８３０ｎｍの近赤外線可干渉光に対応する検出信号を用い、上記第１実施形態と同様に、前記式１〜６に従って酸素飽和度SO2を計算するとともに同計算した酸素飽和度SO2を表す酸素飽和度信号を表示部５に出力する。これにより、表示部５が、上記第１実施形態と同様に、眼底の断面形状や眼底の酸素飽和度をそれぞれ表示したり、合成された断面形状と酸素飽和度を表示する。
【００９１】
以上の説明からも理解できるように、この第２実施形態に係る光干渉装置Ｈにおいても、上記第１実施形態と同様の効果を得ることができる。また、同時に波長の異なる近赤外線可干渉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可干渉光を同時に出射することにより、光検出部３に同一時点における酸素飽和度SO2の状態を反映した計測光が到達する。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。
【００９２】
上記第２実施形態においては、コントローラ４から供給される駆動信号すなわち一次駆動信号をスペクトラム拡散変調することによって二次駆動信号を生成し、出射された２つの近赤外線可干渉光が互いに干渉することなく出射されるように実施した。これに対して、コントローラ４から供給される一次駆動信号を周波数分割多重(Frequency Division Multiple Accecc：ＦＤＭＡ)変調することによって二次駆動信号を生成し、出射された２つの近赤外線可干渉光の干渉を防止するように実施することも可能である。この場合には、上記第２実施形態における光出射部１の拡散符号系列発生器１３および掛け算器１４が省略されて、周波数分割多重変調器が設けられる。また、この場合、上記第２実施形態における光検出部３の拡散符号系列取得器３４、掛け算器３５および累算器３６が省略されて、復調器が設けられる。なお、周波数分割多重変調器の作動については、従来から広く知られている方法を適用して変調処理および復調処理を実施可能であるため、その詳細な説明については省略する。
【００９３】
このように、構成された光干渉装置Ｈの光出射部１においては、コントローラ４から供給された一次駆動信号が、周波数分割多重変調器によって周波数多重変調されて二次駆動信号が生成される。そして、各光源１２は、生成された二次駆動信号に基づいて、２つの近赤外線可干渉光を同時に発光する。また、光検出部３においては、復調器が、ＡＤコンバータ３２から出力された検出信号を復調することにより、特定の光発生器１０から出射された近赤外線可干渉光の計測光に対応する検出信号のみが演算器３３に出力される。したがって、この場合においても、上記第２実施形態と同様の効果が期待できる。
【００９４】
本発明の実施に当たっては、上記各実施形態およびこれらの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更が可能である。
【００９５】
例えば、上記各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、上記各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。
【００９６】
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。
【００９７】
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光の減光度を算出するものであるが、反射した赤外光であっても同様の特性を示すことが知られている。
【００９８】
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。
【００９９】
次に、透過光の光量I1を有する赤外光の波長をλ1、透過光の光量I2を有する赤外光の波長を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
【０１００】
ここで、図１１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。なお、血液層の厚さ変化は極めて速い変化であるため、この場合には、上記第２実施形態において説明したように、光発生器１０の光源１２を同時に駆動（発光）させて、異なる特定波長を有する近赤外線可干渉光を同時に出射することが好ましい。
【０１０１】
また、上記第２実施形態およびその変形例においては、光出射部１が、コントローラ４から供給される一次駆動信号を変調した二次駆動信号に基づき、光源１２を駆動（発光）させることによって近赤外線可干渉光を出射するように実施した。そして、光検出部３は、干渉光に含まれる二次駆動信号を一次駆動信号に復調することにより、検出信号を分離するように実施した。しかしながら、光検出部３に入射する干渉光を、例えば、ダイクロックミラーなどによって光学的に分離することにより、コントローラ４から供給される駆動信号を変調することなく、異なる特定波長を有する２つの近赤外線可干渉光を同時に出射して実施することも可能である。なお、この場合には、光検出部３は、２つの受光器３１を備える構成となる。
【０１０２】
この構成によれば、光出射部１において、２つの光源１２は、コントローラ４から供給された所定の駆動信号に基づいて、７８０ｎｍと８３０ｎｍの波長を有する近赤外線可干渉光を同時に出射する。出射された２つの近赤外線可干渉光は、ハーフミラーによって光学的に合成されて、光干渉部２に出射される。そして、光干渉部２は、上記第２実施形態と同様に、計測光と参照光とが干渉した干渉光を光検出部３に向けて出射する。このとき、出射された干渉光の光軸上には、ダイクロックミラーが設けられているため、同ミラーに入射した干渉光は光学的に分割される。すなわち、ダイクロックミラーは、入射した干渉光を、７８０ｎｍの波長を有する干渉光と８３０ｎｍの波長を有する干渉光とに光学的に分割する。そして、分割されたそれぞれの干渉光は、光検出部３に設けられた２つの受光器３１に入射する。
【０１０３】
このように、受光器３１に入射した干渉光は、上記第２実施形態と同様に、検出信号としてＡＤコンバータ３２に供給される。そして、ＡＤコンバータ３２は、デジタル変換した検出信号を演算器３３に供給することにより、上記第２実施形態と同様に、断面形状が算出されるとともに、酸素飽和度SO2が算出される。したがって、上記第２実施形態と同様の効果が期待できる。また、変調器や復調器を設ける必要がないため、光干渉装置Ｈの構成を簡略化することができる。
【０１０４】
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から出射された近赤外線可干渉光の光量と光検出部３によって検出された干渉光の光量を用いて、生体情報としての断面形状および酸素飽和度SO2を算出するように実施した。これに対して、本発明に係る光干渉装置Ｈによれば、光出射部１から出射された近赤外線可干渉光の光量と光検出部３によって検出された干渉光の光量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。
【０１０５】
また、生体情報以外に、被検体が散乱反射するものであれば、例えば、光検出部３において検出される干渉縞に基づき、物体間の微小な距離変化や物体の表面の凹凸などを精度よく計測することができる。ここで、上記各実施形態においては、被検体を生体としたため、特定波長を有する近赤外線可干渉光を複数用いて計測するようにした。しかし、物体間の微小な距離変化や物体の表面の凹凸などを計測する場合には、光源１２が発光する光の種類は近赤外線可干渉光以外の光を利用することが可能であり、また、計測に用いる特定波長の数も１つ以上であれば特に限定されるものではない。なお、物体間の微小な距離変化や物体の表面形状を計測する具体的な方法については、従来から広く行われている方法を採用することができるため、その説明を省略する。
【０１０６】
ところで、光干渉装置Ｈを用いて計測する被検体によっては、その散乱反射光すなわち計測光が大幅に（例えば、１０−１〜１０−８程度）減衰する場合がある。このように、計測光が減衰する状況においては、計測精度を維持するために、参照光の光量を、計測光の減衰に合わせて適宜調整することが望ましい。このため、図１にて破線で示すように、ビームスプリッタ２１と可動ミラー２２との間にＮＤ(Neutral Density)フィルタ２４を設けて、参照光の光量を適宜減少させるとよい。また、光源１２とハーフミラーとの間にて、各光源１２から出射された近赤外線可干渉光の波長に対応した１／２λ板を配置し、参照光の光量を適宜減少させるとよい。これらにより、計測光の光量に参照光の光量を合わせることができ、その結果、適切な干渉光の光量を得ることができて計測精度を良好に維持することができる。
【０１０７】
また、上記各実施形態およびその変形例においては、光源１２から出射された近赤外線可干渉光をハーフミラーによって同一の光軸を有するようにしたり、近赤外線可干渉光を合成したりするように実施した。しかし、このハーフミラーに代えて、例えば、光ファイバーなどを主要構成部品とする光カプラーなどを採用して、各光源１２からの近赤外線可干渉光を導光させるようにすることも可能である。このように、光カプラーを採用することによって、光源１２から出射された近赤外線可干渉光をより効率よく、被検体の計測に利用することができる。
【０１０８】
さらに、上記第１実施形態においては、光出射部１の光源１２が、コントローラ４から供給される駆動信号に基づいて所定の短い時間間隔で順次発光するように実施した。このように、光源１２を順次発光させる場合であっても、上記第２実施形態および変形例で説明したように、コントローラ４から供給される駆動信号（一次駆動信号）を変調した二次駆動信号を生成し、この二次駆動信号に基づいて発光させるように実施することは、もちろん可能である。
【図面の簡単な説明】
【０１０９】
【図１】本発明の第１実施形態および第２実施形態に係る共通の光干渉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の光干渉部のビームスプリッタの構成を説明するための概略的な図である。
【図４】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５】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６】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７】酸素飽和度の導出を説明するための概略的な図である。
【図８】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９】本発明の第２実施形態に係る光出射部の構成を概略的に示すブロック図である。
【図１０】本発明の第２実施形態に係る光検出部の構成を概略的に示すブロック図である。
【図１１】本発明の変形例に係る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。
【符号の説明】
【０１１０】
１…光出射部、１０…光発生器、１１…光源ドライバ、１２…光源、１３…拡散符号系列発生器、１４…掛け算器、２…光干渉部、２１…ビームスプリッタ、２２…可動ミラー、２３…ミラー移動機構、３…光検出部、３１…受光器、３２…ＡＤコンバータ、３３…演算器、３４…拡散符号系列取得器、３５…掛け算器、３６…累算器、４…コントローラ、５…表示部、５１…画像処理器、Ｈ…光干渉装置
【図１】
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【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１１】
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