レーザセンシング学会誌

特集

第 2 巻第 2 号（2021）

光センシングⅠ

Optical coherence tomography の展開
椎名 達雄
千葉大学

大学院工学研究院（〒263‒8522 千葉市稲毛区弥生町 1‒33）

Deployment of optical coherence tomography
Tatsuo Shiina
Graduate School of Engineering, Chiba University,
1‒33 Yayoi-cho, Inage-ku, Chiba-shi, Chiba 263‒8522 Japan（Received July 25, 2021）
OCT -Optical Coherence Tomography- is a low coherence cross-sectional imaging method. It is mainly
developed in ophthalmology. This technology is invented by Prof. Fujimoto（MIT）and Prof. Tanno（Yamagata Univ.）. At first, it had time domain method to scan the reference optical path mechanically,
after that it had the Fourier domain method not to scan mechanically but get the depth information with
spectrometer or wavelength scanning light source. They are technically explained that each method has aquality all its own. In this report, principle of OCT measurement was explained with its interferogram
and resolution theoretically. The deployment of those methods are figured in comparison with one
another. Some applications for basic medical sciences are stated concretely. Skin evaluation and dental
application are mentioned. The industrial applications for OCT are refered in the summary, too.
キーワード：OCT，低コヒーレンス干渉，インターフェログラム，非侵襲Key Words: Optical Coherence Tomography, Low coherence interferometry, interferogram, non-invasive

1．はじめにOCT ‒Optical Coherence Tomography‒ は低コヒーレンス光源を使った干渉断層計測，およびその装置を指し，眼科用途を中心に広く普及している．低コヒーレンス干渉計は白色干渉計として高精度な表面計測装置として産業利用が進んでいたが，OCT はそれとは異なり，深度方向の計測を実現している．低コヒーレン
ス光干渉を参照光路長を走査することで深度方向の情報を得る．1980 年代に原理の発表がなされ 1, 2），その後眼科応用の実用途が展開され，現在の普及へと繋がった．発明には山形大の丹野教授と MIT の James G.
Fugimoto 教授が同時期に寄与されており，その開発競争にも本人の文章が公開されている 3‒6）．深度方向の計測には開発当初の Time Domain 方式から，機械走査を行わない Spectral Domain 方式への技術開発へとシフトしている．それによって高速な計測が実現され，3D 計測，さらにはリアルタイム処理が実現している．
臨床応用は眼科以外にも歯科や皮膚科用途での報告も多数あるものの，実応用は眼科がほとんどである．眼科に特化して発展した OCT は計測部位を機器の所定位置に配置させる形態が定着している．一方で皮膚計測や歯科用途では計測部位に機器の側を近づける測定が一般的であり，口腔内で計測姿勢に制約を伴う場合も少なくない．一方で産業応用はレーザー干渉計や先の白色干渉計の土壌で精密計測機器として応用事例が多く報告されている 7‒9）．
本報告では OCT の基本原理を解説するとともに機器方式の特徴を紹介する．また，著者らの応用事例を紹介し，眼科以外の臨床応用ならびに産業応用に関して言及する．

©2021 Laser Radar Society of Japan45レーザセンシング学会誌

第 2 巻第 2 号（2021）

2．OCT の測定原理
光学的干渉断層計（OCT）の原理は，超音波診断装置に類似する．ただし，OCT では音波のかわりに近赤外線低干渉ビーム（Super Luminescent Diode: SLD）を探査波に用いる（Fig. 1）．OCT 内部の SLD で発振した低干渉ビームは，ビームスプリッタでふたつに分かれる．ひとつは参照鏡に向かい，反射して戻ってくる．これが参照光（コントロール波）である．もうひとつは，測定光として眼内に進入する．測定光は眼底の各層で反射して，それぞれ時間の遅れを伴った異なる強度の反射光として戻ってくる．反射光と参照光はビームスプリッタで再び合流し，検知器に入る．赤外線低干渉ビームは波であるので，反射光と参照光が重なると，干渉現象が生じる．これにより，反射光の強度と時間的ずれが検知される．この情報を空間的位置関係に換算することで，眼底の断層像が得られる．OCT の垂直方向の解像度は 10～20 μm である．以下にその理論的な干渉波形の導出過程を述べる 10）．

Fig. 1

Principle of OCT measurement.

SLD を含む低コヒーレンス光のスペクトルは式（1）に示す光のパワースペクトル S（v）の形を取り，ガウス型となる．
S (ν) =√2 ln2∆ν

exp −4ln2

ν − ν0∆ν2（1）, v 0, Δv は入射光の中心周波数およびスペクトル幅である．指数部前の定数
ここで，v は光の周波数（v＝c/λ）
項は今後のコヒーレンス長等の定義において計算を簡略化するための形をとっている．
今，式（1）で表される光の干渉を考える．Fig. 1 に示す干渉計において受光される強度 I d は次式（2）で表される．
Id = |Ed |2 = 0.5 Ir + I s + Re Er ∗ (t + τ) E s ∗ (t)（2）

ここで，I r, I s はそれぞれ参照光路および計測光路からの反射光強度であり，E r, E s は同じく反射光複素振幅である．ダッシュ（′）
は計測サンプルによって変化を受けたことを表す．〈 〉 は時間的な平均を表す．干渉光成分 〈E r * (t＋τ) E s *(t)〉は相互コヒーレンス関数として定義され，複素数同士の内積を時間平均で表した形をとる．
計測サンプルとして理想的なミラー（反射率 1）を想定し，式（1）で表されるガウススペクトル光源から| を求める．干渉光成分 | G（v）| は，先の単一波長光源による干渉のの光を干渉させた際の干渉光成分 | G（v）
計算を拡張して，スペクトルおよび強度が異なる光が無数に重ね合わされたものとしてイメージできる．つまり，次式（3）となる．
∞

G (ν) =0

S (ν) exp (− j2πντ) dν（3）フーリエ変換を介して，次式（4）が得られる．

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
G (ν) = exp −π∆ντ√2 ln2 exp (− j2πν0 τ)

2

第 2 巻第 2 号（2021）（4）τ は光が干渉する際の時間差であり，τ＝（L s－L r）/c である．L s を L r を基準として，L s＝L r－VT（V は参照
ミラー移動速度，T は時間）として表せば，
τ=VTc（5）となり，速度に依存したものとなる．式（4）が示す意味は，ガウス型のスペクトル分布をもつ光源は紡錘型の干渉波形（インターフェログラム）をもち，その強度は速度に依存して指数関数的な減衰をすることを表している．ガウス型のパワースペクトル分布は低コヒーレンス光源に関わらず，LED，レーザ等にもあてはまる．
インターフェログラムは光源の可干渉性を示すものであり，その干渉する距離（可干渉距離）は光源のスペクトル幅に依存する．この可干渉距離をコヒーレンス長 lc として表す．
lc =

2ln2c2ln2λ0 24ln2c==≈ 0.44π ∆νπ ∆λ∆k∆νFig. 2（6）Interferogram.

3．OCT の技術展開
OCT は低コヒーレンス干渉を利用する．その測定方式の違いを Fig. 3 および Table 1 にまとめる．Fig. 3（a）
従来のレーザー干渉計はそのコヒーレンスの良さを利用して，多くは計測対象までの距離を干渉計の光路長差として波長の精度で計測する．レーザー距離計，ドップラー変位計は前者を変調した光源の位相を読み取り，後者は計測対象の動きに応じた光軸方向の速度を計測する．Fig. （3 b）
は白色干渉計の原理を図示したもので，レーザー距離計と同様に表面形状を計測する．その際に白色光（水銀ランプやキセノンランプの輝線を利用）の幅広いスペクトルを利用することで干渉波形に μm オーダーのインターフェログラムが生じる．表面形状の変位を位相を含めた高精度で計測する技術がすでに産業上で製品化されている．また，白色光の色分散を応用することでさらなる高精細な計測を実現している報告もある．Fig. （3 c）
が TD-OCT の原理的な構成である．白色干渉計と同じ低コヒーレンスな光源を利用するが，干渉計に 2×2 ファイバカプラ等のファイバ光学系を利用を目的として，スペクトル幅が広く指向性を高めた Super Luminescent Diode がしばしば用いられる．波長は眼科用途では水による吸収を避けるため 0.8 μm 帯，他の用途では 1.3‒1.5 μm 帯が使われる．ファイバ光学系の導入は外乱光の除去や送受信効率の向上の目的の他，機器の小型化，設計自由度の向上等の利点が挙げられる．白色干渉計と違い，参照光路を走査することで計測は深度方向に為される．OCT 発明当時は PZT 素子によって 10 数 μm の可干渉範囲を振動させ，かつ別のステージで深度方向の干渉位置を移動して得る方法が用いられたが 3），その後さまざまな走査方式が提案された 11‒13）．断層像の取得には深度方向とは垂直な断面方向にプローブを操作することで得られる．TD-OCT は光路長の機械的な走査による速度の制限がかかる．一般に 200 scan/s が上限とされ，また干渉信号の線形性がいい反面ダイナ47

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Fig. 3

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Interferometry and OCT measurements.

Table 1

OCT methods and their features.

ミックレンジは 45‒50 dB にとどまる．Fig. 3（d）
は Fourier Domain OCT の原理である．深度方向の情報を回折格子とリニアセンサを組合せた分光器で得る Spectral Domain 方式とレーザー波長走査光源を使った Swept
Source 方式とに大別される 14‒17）．波長走査光源の開発が進み，現在の医療用 OCT では Swept Source 方式が一般化している．いずれの方式でも FFT（Fast Fourier Transfer）による演算によって深度情報を得ることができ，機械的な走査を必要としないため高速な計測を実現する．Fourier 変換によって干渉信号成分のみを抽出できることから 120 dB の高いダイナミックレンジを得られることも特徴である．
OCT の技術展開はそれぞれの手法でなされている．TD-OCT に関しては楽射プローブや計測範囲等の設計の自由度が高いことから，研究用途での利用が多い．波長も自由に選択できる．走査方法の工夫だけでなく，受光にカメラを利用した Full-Field OCT による 3 次元情報の取得が多く報告されている 18‒20）．一方，SD-OCT で は Full-field へ の 展 開 に 分 光 法 に よ る 高 い 分 解 能 を 含 め た 報 告 が な さ れ て い る 21‒22）． ま た，
SS-OCT では光コムを利用した広い波長走査光源を利用した研究が報告されている 23‒24）．分解能に関しては光源の特性に依存するものの，SD-OCT と SS-OCT の比較に関してもよく議論されている 25）．

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4．OCT 計測事例
医療用 OCT に関しては多数の報告があり，製品化も盛んである 26‒29）．著者は産業用の光計測の観点からOCT 開発を手掛けてきた 30‒33）．Time Domain 方式であるため計測速度やダイナミックレンジに制限があるものの，機器構成がシンプルで設計自由度が高いことから計測対象を広く扱うことができる．計測感度は医療用と同等に得られる．使い方も断層像を得るだけでなく，数値による定量解析や検査用途にも使用できることを掲げている．いくつか事例を示す．
Figure 4 は肌の計測事例である．人の肌に対する近赤外光の透過特性は決して低くはないが，内部反射光で干渉を生じさせるとなると，その深度は医療用 OCT でも 0.7 mm 程度である 34）．OCT 肌計測に関しても医療目的の研究が多数報告されているがいずれも眼科用 OCT の技術を転用したものが多い 35‒38）．本研究では簡易医療，基礎医療の観点から DC 電源で駆動できるポータブル OCT スキャナーを開発している．肌の計測では断層を得るのではなく，計測プローブを僅かに移動させて計測点からの干渉波形を平滑化して光学特性を評価している．個々の計測点での測定値はその点での組織層/細胞からの散乱に左右されるが，それを積算して平滑化することで，計測範囲での平均的な組織層が反映される．さらに結果の解析では距離二乗補正を施し，伝搬過程での光の減衰を補正している．Fig. 4 は被験者の前腕にプローブをあて，1000 scan の積算計測を行った結果である．この被験者の例では表皮層内側にある真皮層のピークが非常に弱い結果となった．これは水分量ないし油分量の減少によるものと推察される．そこで，フェイスローションならびにファンデーションを前腕に塗布して再度計測を行った結果，その結果真皮層のピークが表れ，保湿がなされる様子が可視化できた．その他本研究では計測部位による表皮層の厚みの変化，男女の統計的な光学特性の差等を検知できている．

Fig. 4Skin measurements with cosmetic care.

歯科への OCT 応用に関してもこれまで多数の報告がなされている 39‒43）．特に口腔内の歯牙・歯列を計測するためには計測プローブが小さく，そのヘッドが自由な姿勢をとれることが求められる．本研究では
5 mmϕ x 10 mm ほどの大きさで歯牙の表面形状および数 mm の内部の計測を実現できている．Fig. 5 は歯牙・歯肉ファントム Fig. 5（a）を計測した結果である．実際には着色されて不可視な歯肉内部の構造と歯牙の接触部が可視化されている．実験では歯周ポケットを想定してポケット間隔と変化させて計測しており，
Figs. （5 c）,（d）,（e）の順に歯牙と歯肉の隙間が大きくした様子がわかる．歯牙の形状 b Fig. 5（b）が歯肉を通して上部から計測されたため歯肉の屈折率に応じて大きく歪む様があらわれている．屈折率が既知の場合にはその値で補正がかけられる．本研究では抜歯や実際の口腔内計測も行なっており，う蝕や歯槽膿漏，インプラント用 3D データの取得等へ展開している．

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Fig. 5

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Teeth and gam measurement with dental phantom.

5．まとめOCT 技術に関して原理と方式の展開，およびその応用事例に関して報告した．ここで紹介した医療用途，産業用途の他にも，植物への応用も多く報告されている 44‒46）．OCT は日本の技術との認識もあり，これまでも医療分野での OCT の応用を中心として様々に精力的に展開されてきた．今後も広く普及することを願っている．医療用途に限定せずに，産業用途等へも積極的に展開されることを希望する．技術はシンプルなものであり，構成や方式も用途に応じて選択できる状況が好ましい．医療機器としてさらなる発展と同時に，自動化のセンサとして今後も展開が広がっていくことだろう．
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椎名達雄
所属：千葉大学大学院工学研究院．1998 年東京理科大学大学院理工学研究科博士課程修了．博士（工学）．和歌山大学を経て 2003 年より千葉大学工学部，2017 年より現職．防災用ライダシステ
ムの技術開発，産業用 OCT 装置の開発，ならびにランダム媒質中での光の機能的伝搬手法の研究に従事．応用物理学会，電気学会，レーザー学会，電子情報通信学会，計測自動制御学会，照明学会，日本原子力学会，レーザーセンシング学会，国際光工学会（SPIE）に所属．

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