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HINTERGRUND DER ERFINDUNG
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1. Gebiet der Erfindung
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Die
vorliegende Erfindung betrifft ein Kohärenztomographiegerät
zum Messen von Eigenschaftswerten in einem dreidimensionalen Raum
der Oberfläche und des Inneren eines lebenden Körpers
unter Verwendung der Prinzipien der Interferenz, unter Verarbeitung
der Daten des Messergebnisses, durch die zweidimensionale oder dreidimensionale
Bilddaten erzeugt werden, die die Struktur, Zusammensetzung, das
Material und dergleichen des Inneren des lebenden Körpers
wiedergeben.
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2. Beschreibung des Standes der Technik
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Üblicherweise
wurden für Untersuchungen und Diagnosen auf dem Gebiet
der Medizin Röntgenstrahlgeräte, Kameras, Ultraschalltomographiegeräte,
Röntgenstrahl-CT, MRI und dergleichen verwendet. Zusätzlich
wurde kürzlich der Gedanke des Messens eines inneren Tomographiebildes
mit einem optischen Kohärenztomographiegerät vorgeschlagen.
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Ein
Bild, das von einem Röntgengerät gewonnen wird,
ist nur ein Durchleuchtungsbild und eine Information über
die Wanderbewegung der Röntgenstrahlen auf einem zu messenden
Objekt (im Folgenden als „Messobjekt” bezeichnet)
wird detektiert, während sie einander überlappen.
Es ist daher schwierig, die dreidimensionale innere Struktur des
Messobjekts zu bestimmen. Da Röntgenstrahlen für
den menschlichen Körper gefährlich sind, ist die
jährliche Belichtungsdosis begrenzt und ein Röntgenstrahlgerät
wird nur von einem erfahrenen Opera tor ausschließlich in
einem Raum verwendet, der eine Abschirmung aus Blei, Bleiglas und
dergleichen hat.
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Da
die Kamera lediglich die Oberfläche eines biologischen
Gewebes erfasst, kann eine Information über das biologische
Innere nicht gewonnen werden. Das Röntgenstrahl-CT ist
für den menschlichen Körper in derselben Weise
gefährlich wie ein Röntgengerät. Zusätzlich
hat der Röntgenstrahl-CT eine schlechte Auflösung
und das Gerät ist groß und teuer. Die allgemein
verwendete MRI Ausrüstung hat im Allgemeinen eine schlechte
Auflösung, das Gerät ist groß und teuer.
Zusätzlich kann die MRI Ausrüstung nicht die inneren
Strukturen eines festen Gewebes wie Knochen und Zähne,
die keine Feuchtigkeit beinhalten, ablichten.
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Das
optische Kohärenztomographiegerät ist für
den menschlichen Körper nicht beeinträchtigend
und ermöglicht eine dreidimensionale Information bezüglich
des Messobjekts mit einer hohen Auflösung. Das optische
Kohärenztomographiegerät, wurde auf dem ophtalmologischen
Gebiet etwa zur Tomographie der Cornea, der Retina und dergleichen
verwendet. Weiter wurden endoskopische optische Kohärenztomographiegeräte
vorgeschlagen. Weiter sind auf dem Gebiet der Zahnkunde Anwendungen
optischer Kohärenztomographiegeräte offenbart
(s. Patentdokumente 1–8, Nicht-Patent Dokumente 1–10).
Im Folgenden wird das optische Kohärenztomographiegerät
abgekürzt als OCT-Gerät bezeichnet.
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Das übliche
OCT-Gerät, das oben beschrieben worden ist, weist eine
Lichtquelle, einen Faserkoppler (Spektroskop), einen Referenzspiegel,
einen Fotodetektor und einen Betriebsabschnitt auf. Ein Lichtstrahl,
der von der Lichtquelle ausgesendet wird, wird an dem Faserkoppler
in zwei Strahlen, ein Referenzlicht und ein Messlicht, aufgeteilt.
Das Referenzlicht wird von dem Referenzspiegel reflektiert und kehrt
zu dem Faserkoppler zurück. Das Messlicht wird einer Reflektion,
einer Streuung und einer Transmission durch das Messobjekt unterworfen
und rückgestreutes Licht (Licht, das in eine Z-Richtung
reflektiert wird), das einen Teil des Messlichts bildet, kehrt zu
dem Faserkoppler zurück. Die Strahlrichtung des Messlichts
wird in der Z-Richtung eingestellt. Auf diese Weise interferieren
das rückgestreute Licht, das zu dem Faserkoppler zurückkehrt,
und das Referenzlicht miteinander unter Bildung eines Interferenzlichts,
das von dem Fotodetektor detektiert wird. Der Betriebsabschnitt
er zeugt tomographische Bilddaten des Messobjekts auf der Grundlage
des Interferenzlichts, das von dem Fotodetektor erkannt wird und
gibt die Daten aus.
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Das
OCT-Gerät erlaubt ein Bild des Inneren eines Messobjekts
mit einer hohen Auflösung in einer zerstörungsfreien
und berührungsfreien Weise. Die geeigneten Anwendungen,
die veröffentlicht worden sind, schließen ganz
allgemein Gegenstände und lebende Körper ein,
bei lebenden Körper das Gebiet medizinischer Dienstleistungen
wie Ophtalmologie, Dermatologie, Endoskopie und Zahnkunde.
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Die
Patentdokumente 1–3 offenbaren Verfahren des Einbringens
eines OCT-Geräts in eine übliche dentale Ausrüstung
in dem Fall der Anwendung in der Zahnkunde. Bei einer offenbarten
Konfiguration können die Greifposition und die Richtung
der Sonde unter Verwendung eines optischen Faserkabels oder einer
Leistungssignalleitung frei eingestellt werden. Die Dokumente zeigen
auch, wie das Abtasten in der Tiefenrichtung (Z-Richtung) innerhalb
der Sonde auszuführen ist und wie das Messlicht von der
Sonde abzustrahlen ist. Das Patentdokument 4 offenbart ein optisches
Kohärenztomographiegerät vom Fourier-Domgin-Typ,
das die Wellenlänge einer Lichtquelle abtastet und weiter
auf einen Wellenlängenbereich, die Sondenkonfiguration
und dergleichen Bezug nimmt. Die Patentdokumente 5–8 offenbaren
das Einbringen einer Sonde in ein dentales Handstück. Die
Nicht-Patentdokumente 1–10 berichten über die
Bildgebung in dem Fall der Anwendung des optischen Kohärenztomographiegeräts
in der Zahnheilkunde.
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Alle
diese OCT-Geräte, die in der Zahnheilkunde verwendet werden,
sind OCT-Geräte, die auf dem Gebiet der Ophtalmologie und
Gebieten außerhalb der Zahnheilkunde verwendet oder untersucht,
entwickelt und veröffentlicht worden sind. Die Grundstruktur
dieser OCT-Geräte ist identisch mit den üblichen
OCT-Geräten, wie oben erwähnt.
- Patentdokument
1: JP 2004-344260
A
- Patentdokument 2: JP
2004-344262 A
- Patentdokument 3: JP
2004-347880 A
- Patentdokument 4: JP
2006-191937 A
- Patentdokument 5: JP
3118718 U
- Patentdokument 6: JP 3118823
U
- Patentdokument 7: JP
3118824 U
- Patentdokument 8: JP
3118839 U
- Nicht-Patent Dokument 1: Laser Review Oktober, 2003:
Technische Entwicklung optischer Kohärenz Tomographie für
klinische Anwendung
- Nicht-Patent Dokument 2: Journal of Biomedical Optics,
Oktober 2002, Bd. 7 Nr. 4: Bildgebung von kariösen Herden
und Herdausbreitung mit polarisationsempfindlicher optischer Kohärenztomographie
- Nicht-Patent Dokument 3: Applied Optics, Bd. 37, Nr.
16, 1. Juni 1998: Bildgebung von festen und weichen Gewebestrukturen
in der oralen Höhlung durch optische Kohärenztomographie
- Nicht-Patent Dokument 4: Optics Express, Bd. 3, Nr.
6, 14. September 1998: Dentales OCT
- Nicht-Patent Dokument 5: Optics Express, Bd. 3, Nr.
6, 14. September 1998: In vivo OCT-Bildgebung festen und weichen
Gewebes in der Mundhöhlung
- Nicht-Patent Dokument 6: Abstracts in Optics&Photonics Japan
2004 der Optischen Gesellschaft, Japan, 5aF6, Measurement of dental
samples by means of Fourier Domain Optical Coherence Tomography
- Nicht-Patent Dokument 7: Abstracts in Optics&Photonics Japan
2005 der Optischen Gesellschaft, Japan, 24pE5, Application of Spectral
Coherence Tomography to Three-Dimensional Dental Measurement
- Nicht-Patent Dokument 8: Photonics West 2006, 6079–66,
In-Vivo three dimensional Fourier Domain Optical Coherence Tomography
for soft and hard oral tissue measurements
- Nicht-Patent Dokument 9: Photonics West 2006, 6137–08,
Assessment of dental-caries using optical coherence tomography
- Nicht-Patent Dokument 10: Journal of Dental Research
85(9)2006, Remineralization of Enamel Caries Can Decrease Optical
Reflectivity
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Bei
dem oben erwähnten OCT ist es erforderlich, die Tiefe (Penetration)
des Messobjekts zu erhöhen. Diesbezüglich werden
im Folgenden Beispiele der Berechnung der Penetration in einem OCT
Gerät vorgestellt.
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Es
wird hier angenommen, dass das Messobjekt homogen ist. Wenn Licht
mit einer Lichtquellenintensität I0 das
Messobjekt erreicht, kann die Intensität I des rückgestreuten
Lichts bei einer Messtiefe z berechnet werden als I = RI0exp(–μz)exp(–μz).
R bezeichnet hier die Rückstreurate und μ bezeichnet
den Dämpfungskoeffizienten. Wenn z1 eine
Messtiefe in einem Fall, in dem die Lichtquellenintensität
I0 ist und die Intensität des gestreuten
Lichts die S/N kritische Intensität IS=N erreicht,
kann IS=N beispielsweise durch die nachfolgende
Gleichung (1) dargestellt werden.
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[Numerische Gleichung 1]
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IS=N =
RI0exp(–μz1)exp(–μz1)= RI0exp(–2μz1) (1)
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Wenn
die Lichtquellenintensität ein Mehrfaches von K (Lichtquellenintensität
= KI0) ist, kann die kritische Intensität
IK des rückgestreuten Lichts durch
die nachfolgende Gleichung (2) dargestellt werden. In der Gleichung
(2) gibt ZK die Messtiefe für den Fall an, in dem die kritische
Intensität S/N gleich IK ist.
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[Numerische Gleichung 2]
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Aus
den Gleichungen (1) und (2) wird der nachfolgende Ausdruck gewonnen.
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Die
oben wiedergegebene endliche Gleichung (3) gibt an, dass die Erhöhung Δz
der Penetration zum Zeitpunkt des Multiplizierens des Messlichts
um K erheblich von dem Dämpfungskoeffizienten μ abhängt.
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Unter
den Lichtstrahlen in einem Wellenlängenbereich, der für
ein OCT-Gerät verwendbar ist, beispielsweise für
einen Lichtstrahl mit einer Wellenlänge von 1,3 µ,
ist der kleinste Dämpfungskoeffizient µ in Bezug
auf die menschliche Haut beispielsweise µ = 3 [mm–1] Wenn das Messlicht verdoppelt
wird, wird die Penetration tiefer als 0.116 mm. In einem Fall eines
Zahnkeims im harten Gewebe, dessen Dämpfung erheblich kleiner
als derjenige der Haut ist, wird angenommen, dass µ = 1
[l/mm] ist, die Penetration wird um 0,346 mm tiefer, wenn das Messlicht
verdoppelt wird. Dagegen sollte, um die Tiefe der Penetration um Δz
zu erhöhen, die Lichtquellenintensität mit K multipliziert
werden in Übereinstimmung mit der folgenden Gleichung (4).
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[Numerische Formel 4]
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Für
einen Fall, in dem das Messobjekt die Haut ist, sollte die Lichtquellenintensität
um das 163.000fache erhöht werden, um die Penetration um
2 mm zu erhöhen. In einem Fall, in dem das Messobjekt ein
Dentalkeim des festen Gewebes ist (beispielsweise wo µ =
1 [I/mm] ist, sollte die Lichtquelle um das 54.6fache erhöht
werden, um die Penetration um 2 mm zu erhöhen.
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Die
Penetration hängt, wie oben gesagt, von dem Dämpfungskoeffizienten µ des
Gewebes des Messobjekts ab. Bei üblichen OCT-Geräten
beträgt die maximale Penetration nur 3 mm auch bei Verwendung
einer Lichtquelle mit einem gegebenen vorhandenen maximalen Ausgang,
auch in einem Fall, in dem das Messobjekt ein Zahnkeimgewebe ist,
das eine relativ hohe Lichttransmission hat. Für den Zweck
der Erhöhung der Lichtquellenintensität, ist es,
um die Penetration zu erhöhen, erforderlich, eine teure
SLD (Superlumineszentdiode) oder eine sehr teure Laserquelle mit
variabler Wellenlänge zu verwenden, was die Kosten des
OCT-Gerätes ansteigen lässt.
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Die
Penetration ist im Wesentlichen durch Rauschen begrenzt. Das Rauschen
ist gemischt oder wird an jedem Teil des OCT-Gerätes erzeugt.
Die Beispiele weisen schwarzes Rauschen auf, das in einem Fotodetektor
auftritt (in manchen Fällen eine Fotodiode, ein CCD oder
eine CMOS bildgebende Einrichtung), um Interferenzlicht zu detektieren
und elektrisches/magnetisches/elektromagnetisches Rauschen, das
in dem elektronischen Kreis des OCT-Gerätes auftritt. Die
Penetration entspricht der Tiefe des Messobjekts, wo ein Signal,
das das durch Interferenzlicht verursacht wird, so klein wie das
Rauschen wird.
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ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG
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Unter
Berücksichtigung des Ausgeführten ist es eine
Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein Kohärenztomographiegerät
zu schaffen, das die Penetration erhöhen kann, das also
eine Information von einem tieferen Ort des Messobjekts gewinnen
kann.
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Ein
optisches Kohärenztomographiegerät nach der vorliegenden
Erfindung weist auf: ein Kohärenztomographiegerät
mit einer Lichtquelle, einem Lichtaufspaltabschnitt, der von einer
Lichtquelle ausgesandtes Licht in ein Referenzlicht, mit dem ein
Referenzspiegel bestrahlt wird, und ein Messlicht, mit dem ein Messobjekt
bestrahlt wird, aufspaltet; ein Interferenzabschnitt, der es von
dem Messobjekt rückgestreutem Messlicht erlaubt, mit den
Referenzlicht, das von dem Referenzspiegel reflektiert wird, zu
interferieren, um so Interferenzlicht zu erzeugen; ein Photodetektorabschnitt,
der das Interferenzlicht misst, einem Oszillator, der das rückgestreute
Licht und das Interferenzlicht durch Aufbringen einer Ultraschallwelle,
einer Schallwelle oder einer Oszillation des Messobjekts moduliert;
einem Demodulationsabschnitt, der das von dem Photodetektionsabschnitt
gemessene Interferenzlicht demoduliert; und einen Analyseabschnitt,
der Eigenschaftsdaten erzeugt, die die optischen Rückstreueigenschaft
eines zweidimensionalen oder dreidimensionalen Bereichs an wenigstens
einem Teil der Fläche und dem Inneren des Messobjekts auf
der Basis des demodulierten Interferenzlichts wiedergibt und Bilddaten
bezüglich wenigstens einen aus der Struktur, der Zusammensetzung
und das Material des Bereichs des Messobjekts auf der Basis der
Eigenschaftsdaten erzeugt.
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Da
das Messobjekt von dem Oszillator in Schwingungen versetzt wird,
wird das rückgestreute Licht des Messobjekts auch moduliert.
Infolgedessen wird das Interferenzlicht, das von der Interferenz
zwischen dem rückgestreuten Licht und dem Referenzlicht
erzeugt wird, moduliert. Das Interferenzlicht wird durch den Demodulationsabschnitt
demoduliert. Bei dem Demodulationsvorgang werden bestimmte Eigenschaften
des rückgestreuten Lichts und des Interferenzlichts durch
den Oszillator geändert. In dem Demodulationsvorgang wird
eine Information bezüglich des Interferenzlichts das im
Wesentlichen dieselben Eigenschaften wir das Licht vor der Modulation
hat, hergeleitet. Auch wenn die Intensität des Interferenzlichts
auf demselben Pegel wie das Rauschen ist, kann daher die Komponente
des Interferenzlichts extrahiert werden. Auf diese Weise hat der
Analyseabschnitt, der Eigenschaftsdaten und Bilddaten für
das Messobjekt auf der Grundlage des Interferenzlichts erzeugt,
das Rauschen eliminiert. Infolgedessen kann die Penetration erhöht
werden. Ein Tomogramm eines tieferen Orts des Messobjekts kann so
gewonnen werden. Mit dem Kohärenztomographiegerät
nach der vorliegenden Erfindung ist es möglich, eine Information
bezüglich eines tieferen Orts eines Messobjekts zu gewinnen,
d. h. es ist möglich, die Penetration zu erhöhen.
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KURZE ERLÄUTERUNG DER ZEICHNUNGEN
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1 ist
ein Diagramm, das ein Beispiel einer Basiskonfiguration eines optischen
Kohärenztomographiegerätes zeigt.
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EINGEHENDE BESCHREIBUNG DER
ERFINDUNG
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Bei
einem Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung kann
der Demodulationsabschnitt zum Demodulieren des Interferenzlichts
durch Unterwerfen des Interferenzlichts unter eine synchrone Detektion
unter Verwendung eines Signals, dessen Frequenz und Phase derjenigen
einer Oszillation, die von dem Oszillator auf das Messobjekt aufgebracht
worden ist, gleich sind, ausgebildet sein.
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Bei
dem Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung kann
das Kohärenztomographiegerät weiter einen Oszillationssteuerschritt
aufweisen, der den Oszillator mit einem Treibersignal beaufschlagt,
wodurch wenigstens entweder die Amplituden oder die Frequenz der
Oszillation, die auf das Messobjekt aufgebracht wird, periodisch
variiert wird, um so die Oszillation zu modulieren und so eine Sekundärmodulation
des rückgestreuten Lichts und des Interferenzlichts zu
verursachen, wobei der Demodulationsabschnitt die Demodulation und
auch eine Sekundärdemodulation bezüglich der rückgestreuten
Sekundärmodulation des Interferenzlichts ausführt.
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Der
Demodulationsabschnitt demoduliert das Interferenzlicht und führt
weiter eine Sekundärdemodulation aus. Das Interferenzlicht
wird doppelt moduliert und doppelt demoduliert. Es ist so möglich,
die Tiefe der Penetration weiter zu erhöhen.
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Bei
einem Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung kann
der Demodulationsabschnitt zum Ausführen einer Sekundärdetektion
bezüglich der Sekundärmodulation ausgebildet sein
unter Verwendung eines Signals, dessen Frequenz und Phase derjenigen
der Sekundärmodulation, die durch das Treibersignal verursacht
sind, gleich sind.
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Bei
einem Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung kann
der Oszillator eine Ultraschallquelle sein, die eine Ultraschallwelle
auf das Messobjekt aussendet. Weiter kann der Analyseabschnitt zum
Erzeugen von akustischen Eigenschaftsdaten, die eine akustische
Impedanzeigenschaft des Messobjekts auf der Grundlage der Modulationsfrequenz
des Interferenzlichts wiedergibt, die von dem Oszillator verursacht
ist, und zum Erzeugen von Bilddaten bezüglich wenigstens
der Struktur, der Komposition oder des Materials des Messobjekts
auf der Grundlage der akustischen Eigenschaftsdaten, ausgebildet
sein.
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Die
Modulation des von dem Messobjekt rückgestreuten Lichts,
das von der Oszillation der Ultraschallquelle verursacht ist, reflektiert
die akustische Impedanzeigenschaft des Messobjekts. Das heißt,
die Demodulationsfrequenz reflektiert die akustische Impedanzeigenschaft
des Messobjekts. Ein akustischer Analyseabschnitt kann so auf der
Grundlage der Frequenz der Modulation die akustischen Eigenschaftsdaten
berechen, die der akustischen Impedanzeigenschaft des Messobjekts
wiedergeben. Infolgedessen ist es möglich, Bilder der Struktur,
der Zusammensetzung, des Materials und dgl. der Fläche
oder des Inneren des Messobjekts zu gewinnen, die sich aus der akustischen
Impedanzeigenschaft ergeben.
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(Erstes Ausführungsbeispiel)
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<Konfigurationsbeispiel
des OCT-Geräts>
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1 ist
ein Diagramm, das eine grundlegende Ausbildung eines OCT-Geräts
nach der vorliegenden Erfindung wiedergibt. Das OCT-Gerät,
das in 1 gezeigt ist, besteht aus einer OCT-Einheit U1,
einer Sondeneinheit U2 und einer PC-Einheit U3. Die OCT-Einheit
weist als wesentliche Elemente eine Lichtquelle 1 auf, die
bezüglich der Zeit gering kohärent oder kohärent
ist, eine Faserkoppler 2a (der als Lichtaufspaltabschnitt und
als Interferenzabschnitt dient), einen Referenzspiegel 3,
eine Photodetektor 4 (einen Photodetektionsabschnitt) und
Linsen 71–75 auf.
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Der
Faserkoppler 2a spaltet das Licht, das von der Lichtquelle 1 ausgesendet
wird, in ein Referenzlicht, das zu dem Referenzspiegel 3 wandert,
und ein Messlicht, das zu dem Messobjekt T wandert, auf. Das Messlicht
wird an die Sondeneinheit U2 ausgegeben, das Messobjekt T wird mit
dem Messlicht bestrahlt. Eine reflektierte Komponente (rückgestreute
Lichtkomponente) des Messlichts, das das Messobjekt T erreicht hat, wird
zu dem Faserkoppler 2a rückgeführt. Der
Faserkoppler 2a erlaubt es dem rückgestreuten
Licht, mit dem Referenzlicht, das von dem Referenzspiegel 3 zurückgeworfen
worden ist, zu interferieren und gibt das so gewonnene Interferenzlicht
an den Photodetektor 4 weiter.
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In
der nachfolgenden Beschreibung bezeichnet der Begriff Lichtquellenlicht
einen Lichtstrahl, der von der Lichtquelle 1 an den Faserkoppler 2a ausgesendet
worden ist, der Begriff Referenzlicht bezeichnet einen Lichtstrahl,
der von dem Faserkoppler 2a an den Referenzspiegel 3 reflektiert
worden ist und sodann von dem Referenzspiegel 3 reflektiert
worden ist, um zu dem Faserkoppler 2a zurückzukehren,
der Begriff Messlicht bezeichnet einen Lichtstrahl, der von dem
Faserkoppler 2a auf das Messobjekt T geworfen wird, der
Begriff rückgestreutes Licht bezeichnet einen Lichtstrahl,
der von jedem Teil des Messobjekts T reflektiert worden ist, um so
zu dem Faserkoppler 2a rückzukehren und der Begriff
Interferenzlicht bezeichnet ein Licht, das von dem Faserkoppler 2a auf
den Photodetektor 4 und die Lichtquelle 1 auftrifft.
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Zur
Vereinfachung der Erläuterung bezeichnet die z-Richtung
eine Richtung, in der das Messlicht wandert, x-Richtung und bzw.
y-Richtung bezeichnen Richtungen in einer Ebene senkrecht zu der
z-Richtung (siehe auf das Koordinatensystem, das in der Nähe
des Messobjekts T in 1 dargestellt ist). Die x-Achse
und die y-Achse schneiden einander rechtwinklig.
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Der
P-Modus bezeichnet einen Betrieb zum Gewinnen von Daten in der Mitte
der Kohärenz, bei der die optische Wegdifferenz zwischen
dem Messlicht und dem Referenzlicht Null wird. Der A-Modus bezeichnet einen
Betrieb zum Gewinnen von Lineardaten in der z-Richtung. Der B-Modus
bezeichnet einen Betrieb zum Gewinnen von tomographischen Daten
eines zweidimensionalen Querschnitts in der z-Richtung und der x-Richtung
und der C-Modus bezeichnet einen Betrieb zum Gewinnen von dreidimensionalen
Daten in der z-, x- und der y-Richtung durch Abtasten in der y-Richtung
der jeweiligen Tomogramme des B-Modus.
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Wie
oben beschrieben, ist der Faserkoppler 2a ein Beispiel
einer optischen interferometrischen Vorrichtung, die als Lichtspaltabschnitt
wirkt und auch als ein Interferenzabschnitt. Die optische interferometrische Vorrichtung
ist ein Eingangs/Ausgang umschaltbares optisches Element, das zwei
Eingangslichter dazu veranlasst, miteinander zu interferieren und
diese in zwei Richtungen auszugeben. Der Faserkoppler 2a hat
optische Fasern 61 und 62, die zur Eingabe/Ausgabe
von Licht verwendet werden. Weiter sind Linsen 71–75 zum Zwecke
des Sammeln oder Fokussieren von Lichtquellenlicht, des Referenzlichts
und des Interferenzlichts vorgesehen. Beispiele einer interferometrischen
Vorrichtung anders als ein Faserkoppler weisen Strahlspalter und
Halbspiegel auf. Der Photodetektor 4 ist ein Beispiel eines
Photodetektionsabschnitts. Für den Photodetektor 4 wird
beispielsweise eine Photodiode verwendet.
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Die
Sondeneinheit U2 hat die Funktion des Führens des Messlichts,
das von dem Faserkoppler 2a der CCT-Einheit U1 an das Messobjekt
T ausgeben worden ist und zum Bestrahlen des Messobjekts T mit dem Messlicht
und zum Empfangen rückgestreuter Komponenten (refektierter
Komponenten), die einen Teil des Messlichts bilden, das das Messobjekt
T erreicht und zu dem Faserkoppler 2a führen.
Die Sondeneinheit U2 weist daher einen galvanische Spiegel 81, 82 und
Linsen 76, 77 auf. Beispielsweise fokussieren
die Linsen 76, 77 das Messlicht und sammeln das
rückgestreute Licht.
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Bei
der vorliegenden Erfindung tastet der galvanische Spiegel 81 beispielsweise
das Messlicht in der x-Richtung und der galvanische Spiegel 82 tastet
das Messlicht in der y-Richtung ab. Das Abtasten wird durch ein
Steuersignal eines Abtaststeuerabschnitts 54 des Computers 5,
der unten erläutert wird, gesteuert. Das Abtasten zum Gewinnen
von Information des Messobjekts T in der z-Richtung kann durch Antreiben
des Bezugsspiegels 3 in der Richtung der optischen Achse
ausgeführt werden. Dies Verfahren wird als Referenzspiegelantriebsverfahren
(sogenanntes Zeitbereichsverfahren) bezeichnet.
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An
der Sondeneinheit U2 sind weiter ein Ultraschalloszillator 91 und
eine Steuerung 92 für den Ultraschalloszillator 91 sind
vorgesehen. Der Ultraschalloszillator 91 erzeugt eine Ultraschallwelle
und überträgt die Ultraschallwelle an das Messobjekt
T. Eine Demodulation wird zu dem rückgeworfenen Licht zugefügt.
Für den Ultraschalloszillator 91 wird beispielsweise
ein piezoelektrischer Oszillator oder dgl. verwendet. Als Frequenz für
die Ultraschallwelle wird der Bereich von 1 MHz bis 100 MHz unter
dem Gesichtspunkt der Ultraschalltranspedanz und der Reflektanz
durch den menschlichen Körper bevorzugt.
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Eine
Lichtübertragung zwischen der Probeneinheit U2 und der
OCT-Einheit U1 wird durch die optische Faser 63 ausgeführt.
Die Position und die Richtung der Probeneinheit U2 sind durch die
Position und der Richtung der OCT-Einheit U1 nicht begrenzt, sie
können vielmehr in einer flexiblen Art und Weise in Übereinstimmung
mit dem Zustand des Messobjekts T verwendet werden.
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Die
PC-Einheit U3 weist beispielsweise einen Computer 5, etwa
einen Personal Computer, und einen Display Abschnitt 55 auf.
Der Computer 5 hat einen Aufzeichnungsabschnitt 51,
eine Analyseabschnitt 51, einen Demodulationsabschnitt 53 und
einen Steuerabschnitt 51. Der Steuerabschnitt weist einen
Schwingungssteuerabschnitt 54a, eine die Lichtquelle steuernden
Abschnitt 54b und einen die Abtastung steuernden Abtaststeuerabschnitt 54c auf.
Die Funktionen der jeweiligen Abschnitte werden erhalten, wenn eine
CPU, die in dem Computer 5 vorgesehen ist, ein vorgegebenes
Programm ausführt. Der Aufzeichnungsabschnitt 51 ist
als ein Aufzeichnungsmedium, etwa ein Halbleiterspeicher und eine
Harddisk ausgebildet. Der Darstellabschnitt 55 wird beispielsweise
durch eine LCD-Anzeige, einen CRT, ein PDP, eine SRT oder dergleichen
dargestellt. Der Demodulationsabschnitt 58 demoduliert
moduliertes Interferenzlicht, das von dem Fotodetektor 4 detektiert
worden ist. Der Analyseabschnitt 52 analysiert das Interferenzlicht,
das von dem Demodulationsabschnitt 53 demoduliert worden
ist und erzeugt Eigenschaftsdaten, die eine optische Rückstreueigenschaft
in einem zweidimensionalen oder dreidimensionalen Bereich der Fläche
oder des Inneren des Messobjekts T. Weiter erzeugt der Analyseabschnitt
Bilddaten bezüglich wenigstens der Struktur, der Komposition
oder des Materials in dem Bereich des Messobjekts T auf der Grundlage
der Eigenschaftsdaten und der Ausgabe der Daten an den Ausgabeabschnitt 55.
Die Eigenschaftsdaten und die Bilddaten werden geeignet auf dem
Aufzeichnungsabschnitt 51 aufgezeichnet.
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Der
die Oszillation steuernde Abschnitt 54 sendet ein Treibersignal
zum Steuern der Frequenz und der Phase des Oszillators 91 an
den Controller 92, der Sondeneinheit U2. Der die Lichtquelle
steuernde Abschnitt 54b sendet ein Steuersignal an die
Lichtquelle 1. Der das Abtasten steuernde Abschnitt 54c sendet
Steuersignale an die galvanischen Spiegel 81, 82 der
Sondeneinheit U2 und den Referenzspiegel 3 der OCT Einheit U1,
wodurch das Messlicht in der x-, y- und der z-Richtung abgetastet
wird. Der Demodulationsabschnitt 53 kann das Antriebsig nal
des Oszillationssteuerabschnitt 54a gewinnen, ein Signal
erzeugen, das eine Frequenz und eine Phase gleich derjenigen einer
Ultraschallwelle, die von dem Oszillator 91 erzeugt wird
und so die Signale für einen Demodulationsvorgang verwenden.
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Wie
oben erwähnt weist das OCT-Gerät nach der vorliegenden
Erfindung einen Oszillator auf, der eine Ultraschallwelle an das
Messobjekt T aussendet. Weiter weist das ICT-Gerät den
Demodulationsabschnitt 53 auf, der das Interferenzlicht,
das von dem Photodetektor 4 erkannt und von der OCT-Einheit 1 ausgegeben worden
ist, synchron mit dem Treibersignal, das an den Oszillator ausgesendet
wird, auf. Dadurch wird es möglich, das Interferenzlicht
mit einer Ultraschallwelle zu modulieren und das gemessene Interferenzlichtsignal
mit einem Demodulationsultraschallwellensignal zu demodulieren.
Infolgedessen ist es, wie unten ausgeführt, möglich,
die Penetration zu erhöhen.
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Die
Ausbildung des OCT-Gerätes ist nicht auf die oben genannte
Konfiguration beschränkt. Beispielsweise kann der Demodulationsabschnitt 53 an
der OCT Einheit 1 vorgesehen sein, statt in dem Computer 6. In
diesem Fall ist der Demodulationsabschnitt 53 beispielsweise
als ein Signalverarbeitungskreis ausgebildet, der das Signal der
Intensität des Interferenzlichts, das von dem Detektor 4 ausgegeben
wird, und das Signal an die PCT-Einheit U3 überträgt.
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Weiter
können zwei oder alle der drei Einheiten der OCT-Einheit
U1, der Sondeneinheit U2 und der PCT-Einheit U3 als dieselbe Einheit
ausgebildet sein.
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(Betriebsbeispiel des OCT-Gerät)
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Betriebsbeispiele
des OCT-Geräts nach dem vorliegenden Ausführungsbeispiel
werden unten beschrieben.
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Zunächst
wird in der OCT-Einheit U1 Licht der Lichtquelle, das von der Lichtquelle 1 ausgesendet
wird, durch die Linsen 71, 72 gesammelt und erreicht
den Faserkoppler 2a. In dem Faserkoppler 2a wird
das Licht der Lichtquelle in zwei Strahlen, nämlich das
des Referenzlichts und des Messlichts, aufgespalten. Das Referenzlicht
wird von Referenzspiegel 3 reflektiert und kehrt zu dem
Faserkoppler 2a zurück. Das Messlicht wird der
Reflektion, der Streu ung und der Transmission auf der Fläche
und in dem Inneren des Messobjekts T unterworfen und das rückgestreute
Licht, das so einen Teil des Messlichts bildet, kehrt zu dem Faserkoppler 2a zurück.
Das rückgestreute Licht trägt die Koeffizienz-Information
der Rückstreuung für die jeweiligen Teile (beispielsweise
die jeweiligen Teile des Messobjekts T, das transformiert worden
ist auf der zeitlichen Achse in z-Richtung) der Fläche
und des Inneren des Messobjekts T als das von dem Objekt in der
z-Richtung reflektierte Licht.
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Das
rückgestreute Licht und das Referenzlicht, das auf den
Faserkoppler 2a zurückgestreut ist, werden miteinander
durch den Faserkoppler 2a interferiert und wird zu Interferenzlicht,
das aufzuspalten ist und zu der Lichtquelle 1 und zu dem
Photodetektor 4 emittiert wird. Der Photodetektor 4 detektiert
die Intensität des Interferenzlichts.
-
Die
Lichtquelle 1 ist bezüglich der Zeit gering kohärent.
Lichtstrahlen, die zu unterschiedlichen Zeiten von einer Lichtquelle
ausgestrahlt werden, die bezüglich der Zeit gering kohärent
sind, interferieren mit geringer Wahrscheinlichkeit miteinander.
Das heißt, ein Interferenzsignal tritt nur auf, wenn der
Abstand eines optischen Wegs, durch den das Messlicht und das rückgestreute
Licht verlaufen, im Wesentlichen gleich sind zu demjenigen eines
optischen Wegs, durch den das Referenzlicht verläuft. Infolgedessen
kann, wenn die Intensität eines Interferenzsignals von
dem Photodetektor 4 gemessen wird, wenn eine Differenz
zwischen der optischen Weglänge des gemessenen Lichts und
dem rückgestreuten Licht und der optischen Weglänge
des Interferenzlichts geändert wird durch Bewegen des Referenzspiegels
in einer Richtung der optischen Achse des Referenzlichts, eine Reflektanzverteilung
(Rückstreuratenverteilung) in einer Auftreffrichtung des
Messlichts (z-Richtung) des Messobjekts T gewonnen werden. Das heißt,
die Struktur der Tiefenrichtung des Messobjekts T kann durch Abtasten
der optischen Weglängendifferenz beobachtet werden.
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Wie
oben beschrieben trägt das rückgestreute Licht
oder seine Wellenform als die Elektromagnetische Welle die Information
des Messobjekts T. Da die optischen Phanomene extrem schnell verlaufen,
gibt es keinen Photodetektor, der direkt die optische Wellenform
in der zeitlichen Achse messen kann. Durch ein Zulassen, das das
rückgestreute Licht mit dem Referenzlicht interferiert,
ist die Rückstrahleigenschafts-Information der jeweiligen
Teile des Messobjekts T in eine Änderung der Lichtintensität
transformiert. Durch Detektieren der In tensität des Interferenzlichts
mit dem Photodetektor 4 wird es so möglich, die
Verteilung der Rückstrahleigenschaften des Messobjekts
T in der z-Richtung in der Zeitachse zu detektieren.
-
Die
Ultraschallwelle, die von dem Oszillator 91 gemessen wird,
penetriert das Innere des Messobjekts T. Die Tatsache, dass die
Ultraschallwelle das Messobjekt T penetriert, indiziert, dass das
Gewebe des lebenden Körpers mit der Ultraschallfrequenz
oszilliert. Die Frequenz der Oszillation ist die Frequenz der erzeugten Ultraschallwelle.
Wenn die akustische Impedanz an dem jeweiligen Teil des Messobjekts
Z ist und der akustische Druck der Ultraschallwelle p ist, ist die
Oszillationsgeschwindigkeit des Messobjekts T ausgedrückt
als vrms (rms-Wert) = p/Z.
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Infolgedessen ändert
sich auch die Oszillationgeschwindigkeit v (jeweiliger Wert) des
Messobjekts T in Übereinstimmung mit der akustischen Impedanz.
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In
einem Fall, in dem das Messobjekt T mit einer Ultraschallwelle mit
einer Geschwindigkeit von v oszilliert, wenn es mit Messlicht mit
einer Wellenlänge λ bestrahlt wird, wird die Wellenlänge
des von dem Messobjekt T rückgestreuten Licht einer Dopplerverschiebung
auf λ(1 + v/c) (v gibt einen jeweiligen Wert an), unterliegen.
Der RMS-Wert dieser Dopplerverschiebung wird λvrms/c sein ist der rms-Wert). Die Dopplerverschiebung
verursacht eine Amplitudenmodulation (Amplitudenschwelle verursacht
durch eine Superposition der Wellen mit Wellenlängen, die
geringfügig voneinander unterschiedlich sind) des Interferenzlichts
mit dem Referenzlicht in einem Zeitdomänen-OCT-Gerät.
Die Schwellfrequenz der Amplitudenmodulation des Interferenzlichts
gibt damit die akustische Impedanzeigenschaft des lebenden Körpergewebes
bezüglich der Ultraschallwelle wieder. Infolgedessen trägt
die Intensität (Amplitude) des Interferenzlichts die Information
der Rückstreueigenschaft (Rückstreukoeffizient
des Gewebes) des Messobjekts T wie bei einem gewöhnlichen
OCT-Gerät und weitere Information der akustischen Impedanzeigenschaft
des Messobjekts T bezüglich der Ultraschallwelle.
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Der
Photodetektor 4 detektiert das Interferenzlicht, das so
der Amplitudenmodulation unterworfen ist und wandelt das Licht in
ein Signal, das eine temporale Änderung der Intensität
des Interferenzlichts repräsentiert. Durch die Demodulation
und Analyse des Signals kann die PCT-Einheit U3 ein topographisches
Bild der tieferen Orte des Messobjekts T gewinnen. Im Folgenden
wird ein Beispiel des Demodulationsvorgangs in seinen Einzelheiten
beschrieben werden.
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Ähnlich
zu dem Lichtstrahl werden die Ultraschallwelle in Übereinstimmung
mit der Tiefe nach dem Erreichen des Messobjekts T und der akustische
Impedanz des Gewebes, durch das die Ultraschallwelle gelaufen ist,
gedämpft. Der Dämpfungsfaktor der Ultraschallwelle
ist jedoch geringer als derjenige des Lichts und die Ultraschallwelle
wird daher ohne eine Dämpfung im Vergleich mit dem Licht
einen tieferen Ort des Messobjekts erreichen.
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Auf
der anderen Seite wird das rückgestreute Licht in Übereinstimmung
mit der Tiefe des Ortes des Rückstrahlens des Messobjekts
gedämpft, auch wenn es eine Dopplerverschiebung aufgrund
der Ultraschallwelle verursacht. Der Dämpfungsgrad ist
im Vergleich des Falls der Ultraschallwelle größer.
Wie oben beschrieben, wird bei einem üblichen OCT-Gerät
ein Signal des rückgestreuten Lichts an einer Tiefe, bei
der die Signalintensität des rückgestreuten Lichts
auf einem Pegel ist, der dem des Rauschens gleich ist, nicht als
ein effektives Signal gewonnen werden.
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In
einem Fall, in dem das rückgestreute Licht aufgrund der
Dopplerverschiebung moduliert wird, können die Komponenten
der Intensität des rückgestreuten Lichts durch
ein Demodulieren (d. h. die synchrone Detektion) des Signals des
Interferenzlicht, das von dem Photodetektor 4 gewonnen
wird, extrahiert werden. Auch wenn das Rauschen größer
ist als die Komponente des rückgestreuten Lichts, kann
die Intensität des rückgestreuten Lichts durch
synchrones Detektieren des Interferenzlichtsignals gewonnen werden
(obwohl es durch die kohärente Aktion mit dem Referenzlicht
ausgeführt wird). Auf diese Weise kann die Penetration
des OCT Geräts erheblich vergrößert werden.
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Die
synchrone Detektion des Interferenzlichtsignals wird beispielsweise
in der nachfolgenden Weise durch den Demodulierungsabschnitt 53 ausgeführt.
Zunächst wird ein Referenzsignal das als ein Kriterium
für die Ultraschallwelle (ausgestrahlte Ultraschallwelle)
von dem Oszillator 91 von dem Oszillationssteuerabschnitt 54a an
den Demodulationsabschnitt 53 an das Messobjekt ausgesendet.
Dieses Referenzsignal hat eine Frequenz, die gleich ist zu derjenigen der
ausgestrahlten Ultraschallwelle und die Phasendifferenz hat eine
bestimmte Beziehung (der Winkel des Voraneilens oder Nacheilen ist
konstant.) Diese Frequenz wird als „f” bezeichnet
und die Phase wird als „θ” bezeichnet.
Infolgedessen ist die Oszillation des Messobjekts T synchron mit
dem Referenzsignal.
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Der
Demodulationsabschnitt 53 erzeugt ein integrales Signal
von „einem Signal eines Produkts des Interferenzlichts
(Signal der Intensität des Interferenzlichts, das durch
den Photodetektor 4) detektiert wird) und einem Bezugssignal „und
einem Signal eines Produkts eines Interferenzlichtsignals und eines
Signals, dessen Phase von einem Interferenzsignal um die π/2
unterschiedlich ist”, als einem komplexen Signal. Durch
Erzeugen eines Absolutwerts des komplexen Signals kann der Demodulationsabschnitt 53 ein
Interferenzlichtsignal frei von Rauschen extrahieren.
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Wie
oben erwähnt, ist die synchrone Erkennung ein Detektionsverfahren
zum Extrahieren einer Komponente einer Phase identisch (unterschiedlich
von 0 Grad bis 180 Grad) zu derjenigen des Referenzsignals (eine
kleinere Komponente wird extrahiert, wenn die Phasendifferenz um
180° differiert). Der Fall, in dem alleine die Komponente
von 90° reflektiert wird, kann nicht von einem Fall unterschieden
werden, in dem keine Reflektion vorhanden ist (unendliche Reflektion
oder keine Reflektion). Bei der synchronen Detektion nach dem vorliegenden
Ausführungsbeispiel wird ein Verfahren zum Erkennen sowohl
der Komponente bei 0° (oder Komponente bei 180°)
und der Komponente von 90° (oder der Komponente bei 270°)
verwendet. Es werden nämlich die Sinuskomponente und die
Cosinuskomponente detektiert. Insbesondere führt, wie oben
erwähnt, der Demodulationsabschnitt 53 einen Vorgang
des Quadrierens der Sinuskomponente bzw. der Cosinuskomponente und
Unterwerfen einer zeitlichen Integration, Nehmen der Summe und Berechnen
der Quadratwurzel (Absolutwert) aus. Während des Integrationsvorgangs
wird Rauschen mit einer unterschiedlichen Frequenz bezüglich
der Zeit gelöscht und eliminiert. Eine solche synchrone
Detektion kann als komplexe Detektion (Vektordetektion) bezeichnet
werden.
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Der
Analyseabschnitt 52 kann die Rückstreuratenverteilung
in der z-Richtung durch das Messobjekt Z von dem Interferenzsignal,
von dem die Rauschkomponente erzeugt worden ist, infolge der Wellenerkennung des
Demodulationsabschnitts 58 eliminieren. Zum Ausführen des
vorerwähnten Vorgangs kann der Oszillationssteuerabschnitt 54a als
ein ein Bezugssignal erzeugender Schaltkreis konfiguriert werden
und der Demodulationsabschnitt 58 kann konfiguriert sein,
um beispielsweise einen Phasenkreis, einen Multiplikationskreis, einen
Integrationskreis und einen Kreis, der einen Absolutwert aus von
dem komplexen Signal erzeugt, konfiguriert sein. Alternativ können
die vorerwähnten Vorgänge in dem Demodulationsabschnitt 53 und
dem Analyseabschnitt 52 durch den Betrieb des Prozessors
in Übereinstimmung mit einem vorgegebenen Programm (Software)
ausgeführt werden.
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Der
Analyseabschnitt 52 kann weiter den jeweiligen Wert oder
den RMS-Wert der Oszillation berechnen, der die durch die Ultraschallwellen
an jedem Teil des Messobjekts T verursacht wird, durch eine Messung der
Frequenz (beispielsweise der Frequenz fu des
Anschwellens der Amplitudenmodulation) der Modulation (d. h. der
Wellenlänge des vorgestrahlten Lichts sich ändert
synchron mit der Oszillation, die von der Ultraschallwelle verursacht
wird), verursacht durch die Dopplerverschiebung. Dadurch werden
Daten, die die akustische Impedanzeigenschaftsverteilung des Messobjekts
angibt, gewonnen werden. Aus diesen Daten kann die akustische Impedanzeigenschaft
des Messobjekts T als ein tomographisches Bild gewonnen werden.
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Der
Analyseabschnitt 52 kann ein tomographisches Bild durch
Verwenden sowohl der Rückstrahlratenverteilung in der z-Richtung
des Messobjekts T und der akustischen Impedanzeigenschaft erzeugen.
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Alternativ
kann es ein tomographisches Bild basierend auf der Rückstreuratenverteilung
beziehungsweise ein tomographisches Bild basierend auf der akustischen
Impedanzeigenschaft erzeugen. Die obige Beschreibung bezieht sich
auf ein Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung,
die vorliegende Erfindung ist jedoch auf dieses Ausführungsbeispiel
beschränkt. Variationen des Ausführungsbeispiels
werden im Folgenden beschrieben.
-
(Konfiguration für die Sekundärdetektion)
-
Der
Oszillationssteuerabschnitt 54a kann die Amplitude oder
die Frequenz der Ultraschallwelle, die auf das Messobjekt T von
dem Oszillator 91 aufgebracht wird, modulieren (Sekun därmodulation).
In diesem Fall führt der Demodulationsabschnitt 53 eine
Sekundärdetektion entsprechend der Sekundärmodulation
des Interferenzlichtsignals aus, das der Primärdetektion
unterzogen worden ist, wie oben erwähnt, mit der Ultraschallfrequenz.
Die Sekundärdetektion kann eine synchrone Detektion sein
unter Verwendung eines Referenzsignals synchron mit der Frequenz
und der Phase der Sekundärmodulation, die durch den Oszillationssteuerabschnitt 54a angewendet
wird. Infolge der Sekundärdetektion kann das Signal des
rückgestreuten Lichts, das in dem Rauschen verschwunden
ist, weiter erkannt werden und die Penetration kann weiter erhöht
werden.
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(Variation des Signals, das synchron zu
detektieren ist)
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Nach
dem obigen Ausführungsbeispiel wird die synchrone Detektion
an dem Interferenzlichtsignal (dem Intensitätssignal des
Interferenzlichts) ausgeführt, das von dem Photodetektor 4 detektiert
wird. Alternativ kann die synchrone Detektion an jedem anderen Ausgangssignal,
einem Zwischenausgangssignal oder einem internen Eingang in der
OCD-Einheit U1 ausgeführt werden. Beispielsweise ist es
möglich, ein Intensitätssignal des Interferenzlichts
in Intensitätsdaten des Interferenzlichts, das mit einem
Computer verarbeitet werden kann, zu wandeln, und diese Intensitätsdaten
des Interferenzlichts werden einer synchronen Detektion unter Verwendung
von Referenzdaten unterzogen, die durch Wandeln des mit einem Computer
zu berechnenden Referenzsignals gewonnen. In diesem Fall verarbeitet
ein Prozessor wie eine CPU die Intensitätsdaten des Interferenzlichts
und die Referenzdaten unter Verwendung eines vorgegebenen Programms
(Software).
-
(Weitere Modulations/Demodulations-Verfahren)
-
In
dem oben beschriebenen Ausführungsbeispiel werden Modulations/Demodulations-Verfahren
unter Verwendung einer Amplitudenmodulation und einer synchronen
Detektion und eine Doppler-Wellenlängenmodulation eingesetzt.
Die Modulations/Demodulations-Verfahren, die bei der vorliegenden
Erfindung anwendbar sind, sind jedoch nicht auf dieses Ausführungsbeispiel
beschränkt. Die Modulationsverfahren sind insbesondere
nicht beschränkt, solange der Oszillator 91 konfiguriert
ist zum Ändern der Eigenschaft wie der optischen Phase
und der Lichtwellenlänge des rückgestrahlten Lichts,
um so die Intensität und die Wellenlänge des Interferenzlichts
mit der Frequenz der Ultraschallwelle (oder einer Schallwelle) des
Oszillators 91 zu modulieren und der Demodulationsabschnitt 53 leitet
aus dem so modulierten Interferenzlicht ein Interferenzlicht ab,
das Eigenschaften hat, die im wesentlichen die selben sind wie die
des Interferenzlichts vor der Modulation (Detektieren der Intensität
des modulierten Interferenzlichts). Beispielsweise können
Demodulationsverfahren wie ein Superheterodynes Verfahren verwendet
werden.
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(Abwandlung des Oszillators)
-
Obwohl
der Oszillator 91 in dem oben genannten Ausführungsbeispiel
Ultraschallwellen erzeugt, kann der Oszillator 91 das Messobjekt
T mit beliebigen Mitteln, also anders als Ultraschallwellen, in
Schwingungen versetzen. Beispielweise kann der Oszillator 91 ein
Lautsprecher sein, der Schallwellen erzeugt. Wenn das Messobjekt
T ein Teil eines Zahnes eines Patienten ist, kann der Patient den
Messzeitpunkt durch den Ton erkennen und es ist so dem Patienten
möglich zu versuchen, den Zahn (Messort) während
der Messung nicht zu bewegen.
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(Ultraschallübertragungsmittel)
-
Bei
dem oben erwähnten Ausführungsbeispiel wird angenommen,
dass der Ultraschalloszillator 91 das Messobjekt T mit
Ultraschallwellen durch die Luft beschallt. Es ist jedoch möglich,
ein Ultraschallübertragungselement mit einer ausgezeichneten
Ultraschallübertragung zwischen dem Ultraschalloszillator 91 und dem
Messobjekt T anzuordnen. Dadurch kann die Dämpfung der
Ultraschallwelle verhindert werden. Es ist weiter möglich,
ein Gel in den Bereich zwischen dem Messwert T und dem Ultraschallübertragungselement einzubringen,
wodurch eine Reflektion, ein Streuen und eine Absorption der Ultraschallwelle
an der Grenzfläche verhindert wird.
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(Variation des die Richtung abtastenden
Mittels)
-
Das
oben genannte Ausführungsbeispiel bezieht sich auf einen
Fall der Anwendung eines so genannten Zeit-Domain-Verfahrens, in
dem die Quelle ein SLD (Super Luminescent Diode) und der Referenzspiegel 3 angetrieben
wird zum Gewinnen Interferenzlichts an jeder Position des Referenzspiegels 3,
wodurch eine Rückstreukoeffizienteneigenschaft in der Tiefenrichtung
(z-Richtung) des Messobjekts T entsprechend der Position des Referenzspiegels 3 gewonnen
wird. Ein anderes Beispiel zum Gewinnen von Information (A-Modus) in
der z-Richtung ist ein spektrales Domain-Verfahren (ein Beispiel
eines Fourier-Domain-Verfahrens) bei dem ein Diffraktionsgitter
für die Linse 75 an der Ausgangsseite vorgesehen
ist, das die Information in der Zeitachse in die z-Richtung in Information
der räumlichen Achse in der Diffraktionsrichtung des Diffraktionsgitters
wandelt und die Information an dem Photodetektor 4 detektiert.
In diesem Fall kann ein ein- oder zweidimensionaler Bildgeber wie
ein CCD als Photodetektor 4 verwendet werden. An dem Analyseabschnitt 52 der
PC-Einheit U3 erfolgt ein Vorgang der Rekonstruktion von Daten,
die die Intensitätsverteilung der räumlichen Achse,
die in dem Photodetektor 4 detektiert worden sind, in Daten,
die die Information der zeitlichen Achse wiedergibt, also der Information
in der z-Richtung, durch eine Berechnung wie einer Fouriertransformation.
-
Weiter
kann ein Swept-Source-Verfahren (ein anderes Beispiel eines Fourier-Domain-Verfahrens)
unter Verwendung einer Lichtquelle mit variabler Wellenlänge
verwendet werden.
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Wie
oben beschrieben kann auch bei einem Fall der Verwendung dieser
Fourier-Domain-Verfahren der Demodulationsabschnitt 53 ähnlich
wie bei den vorigen Ausführungsbeispielen demodulieren
durch Ausführen einer synchronen Detektion an dem Signal
der Intensitätsverteilung des Interferenzlichts, das von
dem Photodetektor 4 detektiert worden ist. Bei einem spektralen
OCT, das SLD als Lichtquelle verwendet und das das Interferenzlicht
bezüglich der Wellenlänge mit dem Diffraktionsgitter
aufspaltet und das Interferenzlicht detektiert, kann beispielsweise
das optische Signal jeder Wellenlänge des aufgespaltenen
Interferenzlichts (Intensitätssignal für jede
Wellenlänge des aufgespaltenen Interferenzlichts) detektiert
werden durch Synchronisieren mit dem Antriebssignal, das auf den
Oszillator aufgegeben worden ist.
-
Bei
einem alternativen Typ des OCT, das eine Lichtquelle mit variabler
Wellenlänge verwendet und wiederholt die Wellenlänge
des Messlichts in einem vorgegebenen Bereich abtastet, kann das
optische Signal des Interferenzlichts bezüglich der jeweiligen
Wellenlängen des Messlichts detektiert werden durch Synchronisation
mit dem Antriebssignal, das auf den Oszillator aufgebracht ist.
-
Bei
einem alternativen Typ des OCT, der eine Lichtquelle mit variabler
Lichtlänge verwendet und die Wellenlänge des Messlichts
wiederholt in einem vorbestimmten Bereich abtastet, kann das optische
Signal des Interferenzlichts bezüglich der jeweiligen Wellenlänge
des Messlichts detektiert werden durch Synchronisation mit dem Antriebssignal,
das dem Oszillator aufgegeben wird.
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Bei
einem solchen OCT vom Fourier-Domain-Typ ist es möglich,
das Interferenzlichtsignal entsprechend jeder Wellenlänge
in Interferenzlichtdaten zu wandeln, die von einem Rechner verarbeitet
werden können. Alternativ ist es möglich, die
Interferenzlichtdaten durch Synchronisation mit einem Antriebssignal
zu detektieren, das auf den Oszillator 91 aufgegeben wird.
-
Weiter
ist es bei einem solchen OCT vom Fourier-Domain_Typ möglich,
die Wellenlängenverteilung der Interferenzlichtdaten entsprechend
jeder Wellenlänge einer inversen Fourier-Transformation
bezüglich der Wellenlänge zu unterziehen, um so
Verteilungsdaten der zeitlichen Reihe zu gewinnen (die die Verteilung
des Rückstreukoeffizienten des Messobjekts T in der Tiefenrichtung
(z-Richtung) angibt). Alternativ ist es möglich, die Daten
nach der inversen Fourier-Transformation durch Synchronisation mit
dem Antriebssignal, das auf den Oszillator aufgebracht worden ist,
zu detektieren.
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(Variation des Abtastens in der x- und
der y-Richtung)
-
Bei
dem oben beschriebenen Ausführungsbeispiel erfolgt das
Abtasten in der x- und der y-Richtung (Mittel zum Bewirken B-Modus
und des C-Modus) wird durchgeführt unter Verwendung eines
Galvanischen Spiegels. Die Verfahren zum Gewinnen dieser Modi sind
nicht beschränkt, verschiedene Verfahren können
dafür verwendet werden. Bei einem Beispiel wird das Bild
des B-Modus in der x-Richtung gewonnen durch Machen des Punktflusses
von einer punktförmigen Lichtquelle als ein linearer Fluss
durch eine zylindrische Linse zusätzlich zu dem A-Modus
in der z-Richtung gewonnen durch das Abtasten des Referenzspiegels
(zylind risches Linsenverfahren). Es ist auch möglich, einen
C-Modus zu erreichen durch Kombinieren der Informationsgewinnung
in der x-Richtung durch die zylindrische Linse und sodann Abtasten
der y-Richtung durch Galvanischen Spiegel. Bei diesen Verfahren
ist es möglich, das Fourier-Domain-Verfahren statt des
Referenzspiegelantriebs zum Zwecke des Erreichens des A-Modus zu
verwenden.
-
Weiter
ist es möglich, das Licht von der Lichtquelle zweidimensional
zu verbreitern in eine Ebene unter Verwendung einer Linse, Bestrahlen
des Messobjekts T mit einen Ebenenmessfluss unter Verwendung eines hohlen
optischen Systems, wodurch Daten der xy-Fläche gewonnen
werden (genauer, einer sphärischen Fläche, die
eine xy-Fläche annähert) im Inneren des Messobjekts
in einer Tiefe, die dieselbe optische Weglänge hat wie
der Referenzspiegel 3. Dieses Verfahren wird als Voll-Feld-Verfahren
bezeichnet, das ein besonderer Modus ist. Ein besonderer Betrieb
im C-Modus, der gewonnen wird durch Kombinieren des Voll-Feld-Verfahrens
mit dem A-Modus-Abtasten des Referenzspiegelantriebs, ist ebenfalls
verfügbar.
-
(Variation des Faserkopplers)
-
Der
Faserkoppler kann durch eine Strahlspalter 2b ersetzt werden.
In diesem Fall sollten die Lichtquelle 1, der Strahlspalter 2b,
der Referenzspiegel 3, die Linse 76 und der Photodetektor 4 in
einem in einer optisch geeigneten Weise angeordnet sein. Die optischen
Fasern 61–64 werden nicht als wesentliche
sondern als optionale Elemente betrachtet. Für eine Koppleranordnung
ist es möglich, Spiegel an einigen Positionen anzuordnen
oder die optischen Fasern können teilweise verwendet werden,
wie erforderlich.
-
Die
vorliegende Erfindung und ihre Variationen wurden oben beschrieben.
Nach dem obigen Ausführungsbeispiel weist das OCT-Gerät
einen Oszillator zum Aufbringen einer Oszillation auf das Messobjekt
T durch Verwendung einer Ultraschallwelle oder Schallwelle auf.
Das OCT-Gerät hat die Funktion des Ausführens
einer Detektion zur Synchronisierung mit einem Antriebssignal, das
ein Ausgangssignal, ein Zwischenausgangssignal oder einen internen
Eingang an die OCT Einheit U1 des Oszillators anlegt. Weiter ist
es möglich, eine Konfiguration zu schaffen zum Modulieren
des Antriebssignals durch Ändern wenigstens der Größe oder
der Frequenz des Antriebssignals, das an den Oszillator anzulegen
ist. In diesem Fall wird eine Funktion des Ausführens einer
Sekundärdetektion des Ausgangs geschaffen, der einer primären
Detektion unterworfen worden ist, synchron mit der Antriebssignalmodulation.
-
Auf
diese Weise wird bei dem OCT-Gerät nach dem vorliegenden
Ausführungsbeispiel ein Interferenzmesssignal, das mit
der ersten Ultraschallwelle moduliert ist, sodann mit dem Demodulationsultraschallsignal demoduliert.
Bei dem OCT-Gerät wird durch Bestrahlen des Messobjekts
mit der Ultraschallwelle eine Dopplermodulation des in die z-Richtung
rückgestreuten Lichts geschaffen und das gewonnene Signal
wird sodann auf der Grundlage des Modulationssignals demoduliert.
Dadurch kann auch ein tiefer Ort des Messobjekts, bei dem das Lichtinterferenzsignal
so klein wird, dass es in dem Rauschen verschwindet, abgelichtet
werden.
-
Insbesondere
wird der Oszillator mit einer Ultraschallwelle oszilliert, um so
eine Ultraschallwelle, eine Schallwelle oder eine Oszillation des
Messobjekts zu bewirken und eine Detektion wird ausgeführt
durch Synchronisieren des Ausgangsignals, des Zwischenausgangsignals
oder des internen Eingangsignals der OCT-Einrichtung mit dem Antriebsignals,
das auf den Oszillator aufgebracht wird. Weiter wird durch Aufbringen einer
Antriebssignalmodulation durch Ändern wenigstens der Größe
oder der Frequenz des Antriebssignals, das auf den Oszillator aufzubringen
ist, ein optimales Modulationsverfahren zum Erhöhen der
Penetration ausgewählt werden. Die Penetration kann noch
tiefer bewirkt werden durch Unterwerfen des so detektierten Ausgangs
unter eine zweite Detektion synchron mit der Antriebssignalmodulation,
nämlich durch zweifaches Modulieren und zweifaches Detektieren.
-
Das
OCT-Gerät nach der vorliegenden Erfindung kann vorzugsweise
auf dem Gebiet verwendet werden, wo tomographische Bilder eines
tieferen Orts von der Oberfläche erforderlich sind, insbesondere
auf dem medizinischen Gebiet einschließlich der Zahnheilkunde.
In der Zahnheilkunde wurde eine Röntgenausrüstung häufig
verwendet zum Untersuchen des Inneren eines periodentalen Bereichs
einschließlich des Umfangs einer Zahnwurzel. Kürzlich
wurde eine CT-Ausrüstung unter Verwendung von Röntgenstrahlen
ausschließlich für den maxillo-fazialen Bereich
weit verbreitet. Weiter sind Forschungsergebnisse und Patente unter
Verwendung von Ultraschallwellen oder normaler optischer Koherenztomographie
vorgestellt bzw. veröffentlicht worden. Die Röntgenstrahlen
beeinträchtigen jedoch die Körper der Pati enten
oder der Operatoren und Ausrüstung, die lediglich Ultraschallwellen
verwenden, haben Nachteile bezüglich der Auflösung.
In Hinblick darauf wurden OCT-Geräte mit einer hohen Auflösung
vorgeschlagen. Die Penetration ist jedoch so gering, nämlich in
dem Bereich von zwei bis drei mm, wie oben erwähnt. Für
den Zweck der Beobachtung eines periodentalen Bereichs, des Zahninneren
oder der Zahnwurzel ist eine tiefere Penetration erforderlich.
-
Nach
dem vorliegenden Ausführungsbeispiel ist es möglich,
die Penetration eines OCT-Gerätes zu vertiefen, das Gegenstand
verschiedener Forschungen und Präsentationen war und das
teilweise in der Ophtalmologie und dergleichen verwendet worden
ist. Das OCT nach der vorliegenden Erfindung kann auf einem Gebiet
wie die Zahnheilkunde, die eine tiefere Penetration verwendet, vielfach
verwendet werden.
-
Die
Erfindung kann in anderen Formen verwirklicht werden, ohne sich
von dem Schutzbereich oder den wesentlichen Eigenschaften der Erfindung
zu entfernen. Die in dieser Anmeldung offenbarten Ausführungsbeispiele
sind in jeder Hinsicht lediglich illustrativ und nicht beschränkend.
Der Schutzbereich der Erfindung ergibt sich aus den beiliegenden
Ansprüchen, nicht also aus der vorangehenden Beschreibung
und alle Änderungen, die im Rahmen der Bedeutung und des
Bereichs der Äquivalenz dieser Ansprüche liegen,
sollen hier umfasst sein.
-
ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
-
Diese Liste
der vom Anmelder aufgeführten Dokumente wurde automatisiert
erzeugt und ist ausschließlich zur besseren Information
des Lesers aufgenommen. Die Liste ist nicht Bestandteil der deutschen
Patent- bzw. Gebrauchsmusteranmeldung. Das DPMA übernimmt
keinerlei Haftung für etwaige Fehler oder Auslassungen.
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