JP2018066762A - ジョーンズマトリックスｏｃｔ装置及びプログラム - Google Patents

Abstract

【課題】画像の安定性、画像品質、画像の深さ領域において改善されたジョーンズマトリックスＯＣＴを実現する。【解決手段】本発明に係るジョーンズマトリックスＯＣＴ装置は、光源と、前記光源からの光束をＰ偏光とＳ偏光に分離する偏光分離ユニットと、前記偏光分離ユニットからのＰ偏光及びＳ偏光に対して相対的に位相差を与えるとともに、位相差を有するＰ偏光及びＳ偏光を重畳する偏光遅延ユニットと、前記偏光遅延ユニットからの光束を測定対象に照射するとともに、測定対象からの反射光を受ける対物ユニットと、前記対物ユニットからの光束と、前記光源からの光束を干渉させ、垂直偏光及び水平偏光に分離して検出する検出ユニットと、前記検出ユニットからの信号を受け、断層像を生成する計算ユニットと、を有する。【選択図】図１

Description

本発明は、光干渉計測技術に分野であって、光コヒーレンストモグラフィー（Optical Coherence Tomography、略して「ＯＣＴ」という）画像に対する画像処理の技術に関し、特に、ジョーンズマトリックスを利用したジョーンズマトリックスＯＣＴ装置、及び該ＯＣＴで得られた計測データを画像処理するプログラムに関する。

従来、医療分野等で用いられる非破壊断層計測技術の１つとして、時間的に低コヒーレンスな光をプローブ（探針）として用いる光断層画像化法「光コヒーレンストモグラフィー」（ＯＣＴ）がある（特許文献１参照）。ＯＣＴは、光を計測プローブとして用いるため、被計測物体の屈折率分布、分光情報、偏光情報（複屈折率分布）等が計測できるという利点がある。

そして、ＯＣＴは、およそ２〜１５μｍの分解能で生体の断面構造及び三次元構造を、非侵襲、高コントラストで画像を可視化できるので、眼科学、皮膚病学、歯科学、胃腸学及び心臓病学等の分野に広く利用されている。

基本的なＯＣＴ９３は、マイケルソン干渉計を基本としており、その原理を図５で説明する。光源９４から射出された光は、コリメートレンズ９５で平行化された後に、ビームスプリッタ９６により参照光と物体光に分割される。物体光は、物体アーム内の対物レンズ９７によって被計測物体９８に集光され、そこで散乱・反射された後に再び対物レンズ９７、ビームスプリッタ９６に戻る。

一方、参照光は参照アーム内の対物レンズ９９を通過した後に参照鏡１００によって反射され、再び対物レンズ９９を通してビームスプリッタ９６に戻る。このようにビームスプリッタ９６に戻った物体光と参照光は、物体光とともに集光レンズ１０１に入射し光検出器１０２（フォトダイオード等）に集光される。

ＯＣＴの光源９４は、時間的に低コヒーレンスな光（異なった時刻に光源から出た光同士であって極めて干渉しにくい光）の光源を利用する。時間的低コヒーレンス光を光源としたマイケルソン型の干渉計では、参照アームと物体アームの距離がほぼ等しいときにのみ干渉信号が現れる。この結果、参照アームと物体アームの光路長差（τ）を変化させながら、光検出器１０２で干渉信号の強度を計測すると、光路長差に対する干渉信号（インターフェログラム）が得られる。

そのインターフェログラムの形状が、被計測物体９８の奥行き方向の反射率分布を示しており、１次元の軸方向走査により被計測物体９８の奥行き方向の構造を得ることができる。このように、ＯＣＴ９３では、光路長走査により、被計測物体９８の奥行き方向の構造を計測できる。

このような軸方向の走査のほかに、横方向の機械的走査を加え、２次元の走査を行うことで被計測物体の２次元断層画像が得られる。この横方向の走査を行う走査装置としては、被計測物体を直接移動させる構成、物体は固定したままで対物レンズをシフトさせる構成、被計測物体も対物レンズも固定したままで、対物レンズの瞳面付近においたガルバノミラーの角度を回転させる構成等が用いられている。

以上の基本的なＯＣＴが発展したものとして、分光器を用いてスペクトル信号を得るスペクトルドメインＯＣＴ（ＳＤ−ＯＣＴ）と、光源の波長を走査してスペクトル干渉信号を得る波長走査型ＯＣＴ（Swept Source OCT、略して「ＳＳ−ＯＣＴ」という。）がある。ＳＤ−ＯＣＴには、フーリエドメインＯＣＴ（Fourier Domain OCT、略して「ＦＤ−ＯＣＴ」という。特許文献２参照）、及び偏光感受型ＯＣＴ（Polarization-Sensitive OCT、略して「ＰＳ−ＯＣＴ」という。特許文献３参照）がある。

ＦＤ−ＯＣＴは、被計測物体からの反射光の波長スペクトルを、スペクトロメーター（スペクトル分光器）で取得し、このスペクトル強度分布に対してフーリエ変換することで、実空間（ＯＣＴ信号空間）上での信号を取り出すことを特徴とするものであり、このＦＤ−ＯＣＴは、奥行き方向の走査を行う必要がなく、ｘ軸方向の走査を行うことで被計測物体の断層構造を計測可能である。

ＳＳ−ＯＣＴは、高速波長スキャニングレーザーにより光源の波長を変え、スペクトル信号と同期取得された光源走査信号を用いて干渉信号を最配列し、信号処理を加えることで３次元光断層画像を得るものである。なお、光源の波長を変える手段として、モノクロメーターを利用したものでも、ＳＳ−ＯＣＴとして利用可能である。

ＰＳ−ＯＣＴは、フーリエドメインＯＣＴと同様に、被計測物体からの反射光の波長スペクトルをスペクトル分光器で取得するものであるが、試料（被検物体）のもつ偏光情報を捉え、試料のより微細な構造および屈折率の異方性を計測可能とする光コヒーレンストモグラフィー装置である（特許文献３参照）。

さらに詳しくは、ＰＳ−ＯＣＴは、たとえば、Ｂ−スキャンと同時に直線偏光したビームの偏光状態を連続変調するもので、入射光及び参照光をそれぞれ１／２波長板、１／４波長板等を通して水平直線偏光、垂直直線偏光、４５°直線偏光、円偏光として、被計測物体からの反射光と参照光を重ねて１／２波長板、１／４波長板等を通して、たとえば水平偏光成分だけをスペクトル分光器に入射させて干渉させ、物体光の特定偏光状態をもつ成分だけを取り出してフーリエ変換するものである。このＰＳ−ＯＣＴも、奥行き方向の走査を行う必要がない。

生体内、特に眼底の血流（網膜の血流）を非侵襲で計測し眼科診療に適しており、さらに癌や脳内の画像化の手段に適しているＯＣＴとして、ドップラー光コヒーレンストモグラフィー（ドップラーＯＣＴ）が知られている（特許文献４参照）。

ドップラーＯＣＴは、上記ＦＤ−ＯＣＴ等を用いて、血流等の分布が計測を行うことのできる手段であり、同様に、スペクトルドメインＯＣＴを使うことによって、横断面網膜血流画像形成が得られ、また次元の網膜の脈管構造も観察することができる。

また、ＯＣＴの一態様として、ジョーンズマトリックスを利用したＯＣＴ（ジョーンズマトリックスＯＣＴ）が知られている（特許文献５参照）。特に、ファイバーを使用し、ドップラー及び偏光画像を形成するＯＣＴが知られている（非特許文献１）。

特開２００２−３１０８９７号公報 特開平１１−３２５８４９号公報 特開２００４−０２８９７０号公報 特開２００９−１６５７１０号公報 特許第４３４４８２９号公報

Makita, Shuichi; Hong, Youngjoo; Yamanari, Masahiro; Yatagai, Toyohiko; Yasuno, Yoshiaki, "Optical Coherence Angiography", Optics Express Vol. 14, no. 17, pp. 7821-7840 (2006).

上記従来の偏光を利用したＰＳ−ＯＣＴ等のＯＣＴは、偏光を利用しないＯＣＴに比べ、その計測可能な深さ領域は比較的浅く、画像安定性や画像品質は低く、医療の診療用に使用するためには限界があった。

また、ドップラーＯＣＴを用いることにより、眼底血管の選択可視化が可能であるが、ドップラーＯＣＴで得られた画像そのままでは比較的低いコントラストの擬似像映像しか得られなかった。

本発明は、上記従来の問題を解決することを目的とし、画像の安定性、画像品質、画像の深さ領域において改善されたジョーンズマトリックスＯＣＴを実現することを課題とする。

本発明は上記課題を解決するために、光源と、前記光源からの光束をＰ偏光とＳ偏光に分離する偏光分離ユニットと、前記偏光分離ユニットからのＰ偏光及びＳ偏光に対して相対的に位相差を与えるとともに、位相差を有するＰ偏光及びＳ偏光を重畳する偏光遅延ユニットと、前記偏光遅延ユニットからの光束を測定対象に照射するとともに、測定対象からの反射光を受ける対物ユニットと、前記対物ユニットからの光束と、前記光源からの光束を干渉させ、垂直偏光及び水平偏光に分離して検出する検出ユニットと、前記検出ユニットからの信号を受け、次に示す（数１）から（数３）に基づいて、断層像を生成する計算ユニットと、を有する、ジョーンズマトッリクスＯＣＴ装置を提供する。

上述の（数１）において、Ｅ⁽¹⁾ _outA（ｚ）は、前記水平偏光かつ前記Ｐ偏光に対応したＯＣＴ断面画像信号であり、Ｅ^(２) _outA（ｚ）は、前記水平偏光かつ前記Ｓ偏光に対応したＯＣＴ断面画像信号であり、Ｅ⁽¹⁾ _outＢ（ｚ）は、前記垂直偏光かつ前記Ｐ偏光に対応したＯＣＴ断面画像信号であり、Ｅ^(２) _outＢ（ｚ）は、前記垂直偏光かつ前記Ｓ偏光に対応したＯＣＴ断面画像信号である。

前記計算ユニットは、ドップラー像を、次に示す式（数４）で算出して表示可能であり、同一点を複数（ｍ）回のＢ−スキャンで計測することにより、次に示す式（数５）で表されるドップラーシフトΔφ（ｚ，ｊ）を、ドップラー計測に適用してドップラー計測の感度を向上させる構成を備えてもよい。

前記（数５）において、ｍ_０はスタートの前記Ｂ−スキャンのパラメータであり、Ｗ（ｚ，ｊ）は次に示す（数６）で定義される強度マスクであり、ε^２はＯＣＴ像のノイズフロア（最低雑音）である。

前記計算ユニットは、前記測定対象からの散乱反射光によるＯＣＴ像を、コヒーレントなマトリックス成分を用いて、次に示す式（数７）に基づいて算出すると共に、複数回のＢ−スキャンデータを用い、前記マトリックス成分のコヒーレントな平均をとることで、散乱ＯＣＴ像を次に示す式（数８）に基づいて算出する構成を備えてもよい。

前記偏光遅延ユニットは、校正鏡を有する位相キャリブレーションユニットを備え、前記校正鏡は、前記偏光遅延ユニットにおいて前記Ｐ偏光又は前記Ｓ偏光の干渉光を反射させて、前記検出ユニットに送り、前記計算ユニットは、前記検出ユニットで前記干渉光と前記光源からの光束とが重畳して生じる校正信号を用いて、前記光源の波長走査とＡ−スキャン間の同期におけるジッターを補正してもよい。

本発明は上記課題を解決するために、光源と、前記光源からの光束をＰ偏光とＳ偏光に分離する偏光分離ユニットと、前記偏光分離ユニットからのＰ偏光及びＳ偏光に対して相対的に位相差を与えるとともに、位相差を有するＰ偏光及びＳ偏光を重畳する偏光遅延ユニットと、前記偏光遅延ユニットからの光束を測定対象に照射するとともに、測定対象からの反射光を受ける対物ユニットと、前記対物ユニットからの光束と、前記光源からの光束を干渉させ、垂直偏光及び水平偏光に分離して検出する検出ユニットと、前記検出ユニットからの信号に基づいて、断層像を生成する計算ユニットと、を有するジョーンズマトリックスＯＣＴ装置の前記計算ユニットに搭載されるプログラムであって、前記計算ユニットを、前記検出ユニットからの信号を受け、次に示す（数９）から（数１１）に基づいて、断層像を生成する画像処理手段として機能させる、プログラムを提供する。

前記（数９）において、Ｅ⁽¹⁾ _outA（ｚ）は、前記水平偏光かつ前記Ｐ偏光に対応したＯＣＴ断面画像信号であり、Ｅ^(２) _outA（ｚ）は、前記水平偏光かつ前記Ｓ偏光に対応したＯＣＴ断面画像信号であり、Ｅ⁽¹⁾ _outＢ（ｚ）は、前記垂直偏光かつ前記Ｐ偏光に対応したＯＣＴ断面画像信号であり、Ｅ^(２) _outＢ（ｚ）は、前記垂直偏光かつ前記Ｓ偏光に対応したＯＣＴ断面画像信号である。

本発明に係るプログラムは、前記計算ユニットを、ドップラー像を、次に示す式（数１２）で算出して表示可能であり、同一点を複数（ｍ）回のＢ−スキャンで計測することにより、次に示す式（数１３）で表されるドップラーシフトΔφ（ｚ，ｊ）を、ドップラー計測に適用してドップラー計測の感度を向上させる画像処理手段として機能させてもよい。

前記（数１３）において、ｍ_０はスタートの前記Ｂ−スキャンのパラメータであり、Ｗ（ｚ，ｊ）は次に示す（数１４）で定義される強度マスクであり、ε^２はＯＣＴ像のノイズフロア（最低雑音）である。

本発明に係るプログラムは、前記計算ユニットを、前記測定対象からの散乱反射光によるＯＣＴ像を、コヒーレントなマトリックス成分を用いて、次に示す式（数１５）に基づいて算出すると共に、複数回のＢ−スキャンデータを用い、前記マトリックス成分のコヒーレントな平均をとることで、散乱ＯＣＴ像を次に示す式（数１６）に基づいて算出する画像処理手段として機能させてもよい。

本発明に係るジョーンズマトリックスＯＣＴシステム及びプログラムによれば、ジョーンズマトリックスＯＣＴで得られる画像の画像品質を向上するとともに、例えば、眼底における脈絡膜のような計測対象物の深い領域についても改善された画像を得ることが可能となる。

特に、ドップラー機能を有するＯＣＴに適用することにより、高コントラストな画像を得ることができる。従って、従来、侵襲的にしか得られなかった、例えば、眼科診断における眼底造影による画像情報に比べて、より解像度の高い画像情報を非侵襲的に得ることができ、眼底血管の血管系などの定量評価を可能とする。

本発明に係るジョーンズマトリックスＯＣＴシステムの実施例のＯＣＴ装置の全体構成を示す図である。 上記実施例のＯＣＴ装置の水平バランス偏光検出器及び垂直バランス偏光検出器で受光されたＳ波及びＰ波にそれぞれ対応した干渉光によるＯＣＴ断層画像である。 上記実施例のＯＣＴシステムにおける画像処理を行うコンピュータを示す図である。 （ａ）は上記実施例のジョーンズマトリックスＯＣＴシステムで得られた脈絡膜の血管の断層画像であり、（ｂ）は本発明を、ドップラー機能を有するＯＣＴに適用して得られた脈絡膜の血管の断層画像であり、（ｃ）は比較例であり従来のインドシアニングリーン蛍光眼底血管造影（ＩＣＧＡ）の形式の血管造影により得られた同じ脈絡膜の血管の造影画像である。 従来の基本的なＯＣＴを説明する図である。

本発明に係るジョーンズマトリックス光コヒーレンストモグラフィー（ジョーンズマトリックスＯＣＴ：ＯＣＴで得られた干渉信号を、ジョーンズマトリックス手段を用いて処理して画像を得るＯＣＴ）システムと、ＯＣＴで得られた画像データを画像処理するプログラムを実施するための形態を実施例によって図面を参照して、以下説明する。

図１は、本発明に係るジョーンズマトリックスＯＣＴシステム１の全体構成を示す図である。本発明に係るジョーンズマトリックスＯＣＴシステム１は、図１に示すように、光画像計測装置（ＯＣＴ装置）２と光画像計測装置（ＯＣＴ装置）２で得られた画像データを画像処理するコンピュータ３を備えている。

本発明では、光画像計測装置（ＯＣＴ装置）２は、偏光を利用した一般のＯＣＴのデータ処理に適用できるが、その一例として、この実施例では、光画像計測装置（ＯＣＴ装置）２として、光源の波長を走査してスペクトル干渉信号を得る波長走査型ＯＣＴ（Swept Source OCT（略して「ＳＳ−ＯＣＴ」）という。以下符号２を付す）を利用した構成で説明する。

そして、本発明に係る画像処理を行うプログラムは、コンピュータ３を、波長走査型ＯＣＴ２で得られた画像データを画像処理手段として機能させるものである。

（ＯＣＴ装置）
本発明では、波長走査型ＯＣＴ２は、光源６からのビームを分けて、一方のビームを直線偏光し、そのＳ波（Ｓ波偏光、Ｓ波成分）とＰ波（Ｐ波偏光、Ｐ波成分）に分けて互いに光路長が異なる入射ビームとして計測対象物７を走査（Ｂ−スキャン）して照射し、その反射光（物体光）を得ると共に、他方のビームを参照光として、両者のスペクトル干渉によりＯＣＴ計測を行うものである。

なお、本明細書では、Ａ−スキャンは計測対象物７の深さ方向のスキャン（実際は計測ビームを照射すること）であり、Ａ−スキャンで得られたデータをＡ−ラインのデータ、或いは略してＡ−ラインと言う。Ｂ−スキャンは、計測対象物７の深さ方向に垂直の方向へのスキャンである。

そして、Ｓ波とＰ波それぞれによるスペクトル干渉成分のうち、水平偏光成分（Ｈ）と垂直偏光成分（Ｖ）をバランス偏光検出器で測定することにより、計測対象物７の４つの偏光特性を表すジョーンズベクトルを得る（Ｓ波とＰ波それぞれによるＨ画像と、Ｓ波とＰ波それぞれによるＶ画像）ことのできるマルチコントラストのＯＣＴの構成であることを特徴とするものである。

波長走査型ＯＣＴ２は、光源６、光アイソレータ８（一方向の光のみを透過し逆方向の光を遮る機能を有するデバイス）、ファイバーカプラー１１（光カプラー）、参照アーム１２、プローブアーム１３（計測対象物用アーム）、偏光分離検出ユニット１４等の光学要素を備えている。

この波長走査型ＯＣＴ２の光学系は、光学要素が互いにファイバー１７で結合されているが、ファイバー１７で結合されていないタイプの構造（フリースペース型）であってもよい。

光源６は、波長を走査する波長走査型の光源６であり、スーパールミネッセントダイオード（ＳＬＤ：Super Luminescent Diode）を使用する。

プローブアーム１３は、その光路上に、偏光制御器２０、偏光遅延ユニット２１（偏光ディレイユニット：Polarization delay unit）、カップラ２２、ファイバーコリメータ２３、２軸ガルバノスキャナ２４、対物レンズ２５、及び非球面眼科用レンズ２６が順に配列されて構成されている。

カップラ２２には、計測対象物７への光路から分岐した位相キャリブレーションユニット３１が接続されている。位相キャリブレーションユニット３１は、ファイバーコリメータ３２、レンズ３３及びミラー（校正鏡）３４を備えている。

偏光遅延ユニット２１は、ファイバーコリメータ３７と、４５°直線偏光器３８と、偏光ビームスプリッタ３９と、この偏光ビームスプリッタ３９で分割された２つの光路上にそれぞれ配置された第１のドーブプリズム４０と、第２のドーブプリズム４１と、合波用の偏光ビームスプリッタ４２と、ファイバーコリメータ４３と、を備えている。

なお、「ドーブプリズム」は、直角プリズムを半分にしたプリズムであり、直角三角形の斜面に平行光線が入射すると、内部で反射し入射方向に平行に出射するプリズムである。第１のドーブプリズム４０は、その位置は定位置に固定して設けられており、第１のドーブプリズム４０経由の偏光ビームスプリッタ３９から合波用の偏光ビームスプリッタ４２までの光路長は一定である。

第２のドーブプリズム４１は、光路長調整用のプリズムであり、光路方向に可動に設けられている。光路方向に適宜、移動することで、第２のドーブプリズム４１経由の偏光ビームスプリッタ３９から合波用の偏光ビームスプリッタ４２までの光路長を調整可能である。

参照アーム１２は、その光路上に、ファイバーコリメータ４６、ミラー４７、ミラー４８、ファイバーコリメータ４９及び偏光制御器５０が順に配列されて構成されている。

偏光分離検出ユニット１４は、合波用のビームスプリッタ５４を備え、合波用のビームスプリッタ５４の入射側の一方のプローブアーム１３からの光路に配置され、偏光制御器５５に接続されたファイバーコリメータ５６が接続されており、他方の光路参照アーム１２からの光路には、ファイバーコリメータ５７及び４５°直線偏光器５８が順に接続されている。

偏光分離検出ユニット１４は、合波用のビームスプリッタ５４の出射側であって分割してビームが送られる第１の光路６１及び第２の光路６２を備えている。第１の光路６１上には第１の偏光ビームスプリッタ６３が設けられ、第２の光路上には第２の偏光ビームスプリッタ６４が設けられている。

第１のビームスプリッタ６３で分割して、水平偏光成分を送る光路には、ファイバーコリメータ６７を介して水平バランス偏光検出器６８が接続されており、垂直偏光成分を送る光路には、ファイバーコリメータ６９を介して垂直バランス偏光検出器７０が接続されている。

同様に、第２のビームスプリッタ６４で分割して、水平偏光成分を送る光路には、ファイバーコリメータ７４を介して水平バランス偏光検出器６８に接続されており、垂直偏光成分を送る水平ビームの光路には、ファイバーコリメータ７５を介して垂直バランス偏光検出器７０に接続されている。

（作用）
上記構成の波長走査型ＯＣＴ２において、光源６からのビームは、光アイソレータ８を通してファイバーカップラ１１によって、参照アーム１２方向へ１０％、プローブアーム１３方向へ９０％の光量で分離される。光アイソレータ８は、ビームの一方向の通過のみ許容するものであり、反射光を遮断して光源６を保護するものである。

プローブアーム１３方向へ分離されたビームは、偏光制御器２０を通過して偏光遅延ユニット２１に入射される。偏光遅延ユニット２１において、ファイバーコリメータ３７を通過してから直線偏光器３８で直線偏光され、直線偏光されたビームを、偏光ビームスプリッタ３９によって、互いに垂直方向に振動するＳ波（反射される偏光成分で入射面に垂直に振動している偏光成分）とＰ波（透過する偏光成分で入射面に並行に振動している偏光成分）に分離する。

Ｓ波のビームは、第１のドーブプリズム４０を通過して合波用の偏光ビームスプリッタ４２に入射され、偏光ビームスプリッタ３９から合波用の偏光ビームスプリッタ４２までの光路長は一定である。

Ｐ波のビームは、光路長調整用の第２のドーブプリズム４１を通過して合波用の偏光ビームスプリッタ４２に入射される。Ｐ波のビームについては、第２のドーブプリズム４１を光路方向に沿って適宜移動することで、偏光ビームスプリッタ３９から合波用の偏光ビームスプリッタ４２までの光路長を調整することが可能である。

ここでは、Ｐ波の光路長をＳ波の光路長より長く調整しておく。光路長の異なるＳ波のビームとＰ波のビームが、合波用の偏光ビームスプリッタ４２において、位相差がずれた状態で重畳（合波）され、ファイバーコリメータ４３を通過して偏光遅延ユニット２１からカップラ２２に向けて出射される。

カップラ２２に入射されたビームは、その２０％がプローブビームとして、ファイバーコリメータ２３、２軸ガルバノスキャナ２４、対物レンズ２５及び非球面眼科用レンズ２６を通過して計測対象物７（例．眼の角膜、網膜、脈絡膜等）に照射され、残りの８０％が位相キャリブレーションユニット３１に入射される。

計測対象物７に照射され反射された計測ビーム及び位相キャリブレーションユニット３１の校正鏡３４で反射された校正ビームは、プローブアーム１３を戻りカップラ２２から偏光制御器５５を通過して偏光分離検出ユニット１４に入射し、ファイバーコリメータ５６を通過して合波用の偏光ビームスプリッタ５４に入射する。

一方、カップラから参照アーム１２に入射された参照ビームは、ファイバーコリメータ４６、ミラー４７、ミラー４８、ファイバーコリメータ４９及び偏光制御器５０を通過して、偏光分離検出ユニット１４に入射し、ファイバーコリメータ５７を通過し、直線偏光器５８によって自身の偏光を直線偏光にされ、合波用の偏光ビームスプリッタ５４に入射する。

合波用のビームスプリッタ５４に入射された計測ビームと参照ビームは、重畳され互いに干渉して干渉光となり、この干渉光は、第１の光路６１上の第１の偏光ビームスプリッタ６３と第２の光路６２上の第２の偏光ビームスプリッタ６４に送られる。

第１の光路６１上の第１の偏光ビームスプリッタ６３に入射された干渉光は、第１の偏光ビームスプリッタ６３において、水平偏光成分と垂直偏光成分に分離されて、それぞれ水平バランス偏光検出器６８と垂直バランス偏光検出器７０で検出される。

第２の光路６２上の第２の偏光ビームスプリッタ６４に入射された干渉光は、第２の偏光ビームスプリッタ６４において、水平偏光成分と垂直偏光成分に分離されて、それぞれ水平バランス偏光検出器６８と垂直バランス偏光検出器７０で検出される。

水平バランス偏光検出器６８で検出された、Ｐ波に対応した干渉光かつ該干渉光の水平偏光成分については、第１の断層画像が得られるとともに、Ｓ波に対応した干渉光かつ該干渉光の水平偏光成分については、第２の断層画像が得られる。

図２は、黄斑網膜を計測対象物７としたＯＣＴ断層画像であるが、上記２枚のＯＣＴの断層画像は、それぞれ図２（ａ）の上下に示すとおりである。図２（ａ）の上の断層画像は、Ｓ波に対応した像であり、計測対象物７の浅い側に形成される。また、図２（ａ）の下の断層画像は、Ｐ波に対応した第２の断層画像であり、計測対象物７の深い側に形成される。

垂直バランス偏光検出器では、その一方の受光器に受光されたＳ波に対応した干渉光かつ該干渉光の垂直偏光成分による第１の断層画像が得られるとともに、その他方の受光器に受光されたＰ波に対応した干渉光かつ該干渉光の垂直偏光成分による第２の断層画像が得られる。

これらの２枚のＯＣＴの断層画像は、それぞれ図２（ｂ）の上下に示すとおりである。図２（ｂ）の上に示す断層画像は、Ｓ波に対応した第１の断層画像であり、計測対象物７の浅い側に形成される。また、図２（ｂ）の下に示す断層画像は、Ｐ波に対応した第２の断層画像であり、計測対象物７の深い側に形成される。

以上のとおり、本発明の波長走査型ＯＣＴ２は、マルチコントラストのＯＣＴを構成しており、４枚のＯＣＴ断層画像が得られる。ところで、本発明の装置のさらなる特徴は、プローブビーム１３側に、位相キャリブレーションユニット３１を備えている点である。これについて、以下説明する。

偏光遅延ユニット２１では、直線偏光された入射されるビームのうち、Ｐ波のビームの一部（４．４％程度）は、偏光ビームスプリッタ３９を透過せずに反射されてＳ波のビームに混入するという、不完全に分離できない現象が生じる。

即ち、偏光遅延ユニット２１の偏光ビームスプリッタ３９は、理想的にはＰ波を透過させ、Ｓ波を反射させるものであるが、実際は、市販の偏光ビームスプリッタは直線偏光を完全に分離出来ず、反射光にＰ波が混入する。これにより、偏光遅延ユニット２１は、Ｐ波について、互いに光路長差ｚｄをもつマハツエンダー干渉計のように振る舞い、校正信号を発生する。

即ち、偏光ビームスプリッタ３９を透過したＰ波のビームと、反射光に混入したＰ波のビームが、偏光ビームスプリッタ４２で重畳する際にマハツエンダー干渉計のように機能して、干渉光を発生し、これが校正信号として機能することとなる。

なお、偏光ビームスプリッタをＰ波が反射しＳ波が透過するような構成とした場合は、Ｓ波が一部反射しＰ波に混入することを利用し、Ｓ波自体の光路長差を生じさせて、干渉光を発生し、これが校正信号として機能するようにしてもよい。

プローブアーム１３のカップラ２２から分割され、校正信号として機能する干渉光は、位相キャリブレーションユニット３１に入射し、ファイバーコリメータ２２とレンズ３３を通して校正鏡３４で反射され、この反射された校正信号として機能する干渉光はカップラ２２から、偏光制御器５５を通過して偏光分離検出ユニット１４に入射する。

位相キャリブレーションユニット３１からの干渉光は、偏光分離検出ユニット１４における合波用のビームスプリッタ５４で参照ビームと重畳、干渉させ、分割して第１の光路６１及び第２の光路６２に送り、それぞれ第１の偏光ビームスプリッタ６３及び第２の偏光ビームスプリッタ６４で、さらに水平偏光成分と垂直偏光成分に分離する。水平偏光成分と垂直偏光成分は、それぞれ水平バランス偏光検出器６８と垂直バランス偏光検出器７０で検知する。

図２（ａ）、（ｂ）において、それぞれ位相キャリブレーションユニット３１で生成される校正信号として機能する干渉光によって、水平バランス偏光検出器６８と垂直バランス偏光検出器７０でそれぞれ検出された断層画像における、丁度、上下方向の中間の箇所に、キャリブレーション用（校正用）のライン画像（図２中、「←」で「Calibration signal」と示す像）が形成される。

（画像処理）
以上のようにして得られた４枚のＯＣＴ断層画像の処理を、コンピュータ３を用いて画像処理する画像処理手段の構成、プログラムについて、以下説明する。

上記構成の波長走査型ＯＣＴで得られた計測データは、画像処理装置として使用するコンピュータ３に入力される。このコンピュータ３は通常のコンピュータであり、図３に示すように、入力部８１、出力部８２、ＣＰＵ８３、記憶装置８４及びデータバス８５を備えている。

本発明に係るプログラムは、コンピュータ３の記憶装置８４に記憶されるプログラムであって、コンピュータ３に入力された波長走査型ＯＣＴ２で得られる画像をより鮮明に画像処理する手段として、コンピュータ３を機能させるプログラムである。コンピュータ３にこのプログラムを搭載することにより、本発明に係るジョーンズマトリックスＯＣＴシステム１は、画像をより鮮明に画像処理する手段を備えたシステムとなる。

従来、ジョーンズマトリックスＯＣＴ（ＯＣＴで得られた干渉信号をジョーンズマトリックス手段を用いて処理して画像を得るＯＣＴ）においては、ＯＣＴ像は、ジョーンズマトリックスの４つの要素（４枚のＯＣＴ断層画像信号）の二乗強度を平均して得られていた。

また、ドップラーＯＣＴについては、４つ要素（４枚のＯＣＴ断層画像信号）のドップラー位相シフト信号を平均して行われていた。そのような従来の手段では、４枚のＯＣＴ断層画像信号、すなわち４つのジョーンズマトリックスの要素に、光源のパワーが分離されてしまうことによる感度の減少が避けられなかった。

この問題を解決するために、本発明では、ジョーンズマトリックスの４つの要素（４枚のＯＣＴ断層画像信号）を複素振幅（ＯＣＴ断層画像信号を複素表示した場合における時間を含まない部分）の状態でコヒーレントに結合（コヒーレント結合）する新規な信号処理を採用したことを特徴とするものである。

本発明では、このような構成を採用することにより、波長走査型ＯＣＴ２において計測した散乱ＯＣＴ信号及びドップラーＯＣＴ信号によって、それぞれ断層画像信号を、マトリックスの４要素（４枚のＯＣＴ断層画像信号）のコヒーレント結合で得ることができる。

具体的には、マトリックス要素のコヒーレント結合Ｅ_out（ｚ）は、深さ（ｚ）で表示される４つのＯＣＴ断層画像信号Ｅ⁽¹⁾ _outA（ｚ）、Ｅ⁽¹⁾ _outB（ｚ）、Ｅ⁽²⁾ _outA（ｚ）、Ｅ⁽²⁾ _outB（ｚ）のマトリックスとして、次の式（数７）に示すように表される。

（数１７）において、Ａは水平偏光に対応するＯＣＴ断層画像信号であり、（１）はＰ波成分に対応し、（２）はＳ波成分に対応する、それぞれのＯＣＴ断層画像信号であることを意味している。従って、Ｅ⁽¹⁾ _outA（ｚ）は、水平偏光かつＰ波成分に対応したＯＣＴ断層画像信号であり、Ｅ⁽²⁾ _outA（ｚ）は、水平偏光かつＳ波成分に対応したＯＣＴ断層画像信号である。

また、（数１７）において、Ｂは垂直偏光に対応するＯＣＴ断層画像信号であり、（１）はＰ波成分に対応し、（２）はＳ波成分に対応する、それぞれのＯＣＴ断層画像信号であることを意味している。従って、Ｅ⁽¹⁾ _outB（ｚ）は、垂直偏光かつＰ波成分に対応したＯＣＴ断層画像信号であり、Ｅ⁽²⁾ _outB（ｚ）は、垂直偏光かつＳ波成分に対応したＯＣＴ断層画像信号である。

このようにして、水平偏光かつＰ波成分、水平偏光かつＳ波成分、垂直偏光かつＰ波成分、垂直偏光かつＳ波成分にそれぞれ対応した、ＯＣＴ断層画像信号がマトリックスとして示されている。

ここで、θ_１、θ_２、θ_３は、深さ方向に依存しない、Ｅ⁽¹⁾ _outA（ｚ）に対するそれぞれＥ⁽²⁾ _outA（ｚ）、Ｅ⁽¹⁾ _outB（ｚ）、Ｅ⁽²⁾ _outB（ｚ）の相対的な位相のオフセットであり、このように位相の複屈折成分の深さ方向の変化を無視することができるという仮定は、通常の非偏光強度ＯＣＴ（偏光を利用しないＯＣＴ）においても仮定されているところの、計測対象物の複屈折性は充分に小さいという近似に相当する。

このコヒーレント結合において、θ_１、θ_２、θ_３は、次の式（数１８）で表される。

ここで、ｚを下に付したΣは、深さ方向の画素についての和である。Ａｒｇは引数の位相成分を与える関数である。即ち、Ａｒｇ［ｘ］は複素数ｘの位相成分（偏角ともいう）を与える関数である。Ｅ⁽¹⁾ _outA（ｚ）^＊は、Ｅ⁽¹⁾ _outA（ｚ）の複素共役を示す（以下の他の式でも同じ）。なお、≡は、左辺の記号は右辺で定義する意味であり、＝（イコール）と同じ意味で使用している。

上記コヒーレント結合について、その平均値（上線付きＥ_out（ｚ））は、マトリックス要素のコヒーレント結合Ｅ_out（ｚ）、θ_１、θ_２、θ_３を用いることで、次の式（数１９）で定義される。この式によると、ジョーンズマトリックスの各要素の平均値をとることにより、強度ＯＣＴ像を得ることができる。ここでのＥ_out（ｚ）の上線は、平均値を意味する。

この合成された信号は、複素ＯＣＴ信号についてそのランダムな位相をそろえて和をとっているため、ランダムな位相信号を含んだ二乗強度の和をとる従来の手法と比較して、より増強された感度を得ることができ、後記するドップラー位相シフト計測に適用した場合においても、より高い解像度を得ることができる。

以上のとおり増強された感度を得ることができた合成された信号に基づく散乱ＯＣＴ像（計測対象物からの散乱反射光によるＯＣＴ像（通常の強度ＯＣＴ像）））は、コヒーレントなマトリックス成分を用いて、次の式（数２０）として得られる。

また、複数回のＢ−スキャンデータを用い、それらのコヒーレントな平均をとることで、さらに、より高品質な散乱ＯＣＴ像を得ることができる。これは、次の式（数２１）で示される。

網膜よりさらに深い位置に存在する脈絡膜の血管について、本発明に係るジョーンズマトリックスＯＣＴシステム１により、上記式の結果得られるＯＣＴ画像を図４（ａ）に示す。

この画像は、図４（ｃ）に示す、従来のインドシアニングリーン蛍光眼底血管造影（ＩＣＧＡ）の形式の血管造影により得られた同じ脈絡膜の血管の造影画像に比べて、よりコントラストが明確な画像であることが明らかである。

次に、本発明をドップラー計測（ドップラーＯＣＴ）に適用する構成について、以下説明する。

特にドップラー計測では、ドップラー信号（ドップラー位相シフト）は２つのＡ−スキャン（２回のＢ−スキャンで得られる第１のＡ−スキャンＡ１と第２のＡ−スキャンＡ２）で取得されるスペクトル干渉信号の位相差によって得られるため、ＯＣＴで取得されるスペクトル干渉信号のジッター（Jitter：時間軸方向での信号波形の揺らぎや、その揺らぎにより生じる画像の乱れ）は、ドップラー計測におけるデータ誤差に直接影響する。

そのために、Ｂ−スキャンを繰り返し行うことにより、異なる時刻の同一箇所のＡ−ラインのデータを得る。

一般に、生体の計測対象物のドップラー位相シフトΔφ（ｚ）の生データは、Δφ（ｚ）＝（４πτ／λ_Ｃ）ｎｖ_ｚ（ｚ）＋φ_ｂから得られる。

ここで、λ_Ｃは光源の中心波長、ｎは計測対象物の屈折率、ｖ_ｚ（ｚ）は測定対象である計測対象物の流れる速度光軸方向（ｚ）成分、φ_ｂは計測対象物のバルクモーション（全体的な動き）による一定のオフセット（バルクオフセット）である。τは２つのＡ−スキャン間の時間差で、ここでは異なるＢ−スキャン間の時間となっている。

本発明では、生のドップラーシフトΔφ（ｚ，ｊ）は互いに共役なコヒーレント成分で次の式（数２２）のとおり定義される。

ここで、Δφ（ｚ，ｊ）は、ｊ番目のＢ−スキャンにおけるＡ−ラインと、ｊ＋１番目のＢ−スキャンにおけるＡ−ラインとの間のドップラーシフトを表している。^＊は複素共役を示している。また、Ｅ_outの上線（アッパーライン）は平均値を示している。

バルクオフセットΔφ_ｂ（ｊ）は、深さ方向の積分値を用いて、次の式（数２３）で書くことができる。

同一点を複数（ｍ）回のＢ−スキャンで計測することにより感度を向上させることができる。つまり、次の式（数２４）示すとおりである。

ここで、ｍ_０はスタートのＢ−スキャンのパラメータであり、Ｗ（ｚ，ｊ）は強度マスクで、次の式（数２５）で定義され、ε^２はＯＣＴ像のノイズフロア（最低雑音）である。この式は、窓関数Ｗはドップラー位相シフト量が所定の大きさε^２より大きい場合は１にセットし、所定の大きさより小さい場合はノイズとして扱いデータに加算しないように０にセットする、という意味である。

網膜よりさらに深い位置に存在する脈絡膜の血管について、本発明に係るジョーンズマトリックスＯＣＴをドップラー計測に適用、上記式で感度の向上した結果得られるＯＣＴ画像を図４（ｂ）に示す。

この画像は、図４（ｃ）に示す、従来のインドシアニングリーン蛍光眼底血管造影（ＩＣＧＡ）の形式の血管造影により得られた同じ脈絡膜の血管の造影画像に比べて、感度が向上していることが明らかである。

ｍ＝１の時は、上記（数２４）は次の式（数２６）となる。

ドップラー像を表示する場合は、ドップラー位相シフトの二乗強度を示す次の式（数２７）を用いる。

（校正）
波長走査型の光源は、時間的に波長を変化させて走査するので、この光源の波長スキャン（波長の変化のタイミング）と、光検知器でスペクトル干渉信号としてデータを収集するタイミングとの間の（不一致により生じる）ジッター（Jitter：時間軸方向での信号波形の揺らぎや、その揺らぎにより生じる画像の乱れ）が問題になる。

このジッターは、スペクトルサンプリングのランダムなシフトをもたらし、結果、ＯＣＴで取得されるスペクトル干渉信号のジッターとなる。

本発明では、偏光遅延ユニット２１（偏光ディレイユニット：Polarization delay unit）を使用して校正信号を発生させるとともに、異なるＢ−スキャンにおけるＡ−ライン間のスペクトルサンプリングに生じるジッター（光源の波長走査とＡ−ライン間の同期における位相の時間位置の揺らぎ）をモニターし、校正信号を用い、本発明の画像処理プログラムによって、コンピュータを補正手段として機能させて補正することで、位相の安定化をすることが可能とする。

校正信号は、本発明に係る波長走査型ＯＣＴ２で以下のように発生させる。前記したとおり、偏光遅延ユニット２１の偏光ビームスプリッタ３９は、理想的にはＰ波を透過し、Ｓ波を反射するものである。

しかし、実際は、市販の偏光ビームスプリッタは直線偏光を完全に分離出来ず、反射光にＰ波が混入する。これにより、偏光遅延ユニット２１はＰ波について互いに光路長差ｚ_ｄをもつマハツエンダー干渉計のように振る舞い、校正信号として機能する干渉光を発生する。

この校正信号は、カプラー２２を通って位相キャリブレーションユニット３１の校正鏡３４で反射され、再び、カプラー２２を通って偏光分離検出ユニット１４の水平バランス偏光検出器６８及び垂直バランス偏光検出器７０で検出される。

水平バランス偏光検出器６８及び垂直バランス偏光検出器７０でそれぞれ検出される校正信号に基づく断層画像（キャリブレーション用（校正用）のライン画像）は、上記光路長差ｚ_ｄに対応した深さの位置に現れるが、この位置は、図２（ａ）、（ｂ）にそれぞれ示すように、常に２つの入力偏光の多重化された信号のちょうど真ん中となっている。これを用いて光源の波長走査とＡ−ライン間の同期におけるジッター（位相の時間位置の揺らぎ）を補正する。

ジッターの補正は、次のとおりである。たとえば、Ｂ−スキャンの最初のＡ−ラインを基準とし、そのスペクトル強度Ｉ_ｒ（ｊ）とし、校正する他のＡ−ラインデータをＩ_ｃ（ｊ）とするとこれらは、次の式（数２８）で表される。

ここでＥ_ｒ（ｊ）および Ｅ_ｃ（ｊ）は、偏光遅延ユニットを反射および透過してきた光によるスペクトル干渉成分であり、ｊはＢ−ラインのパラメータである。＊は畳み込み積分（コンボリューション）を表し、β_ｊはスペクトルの相対的なシフト量となっている。

スペクトルのシフト量の推定において、まず、基準となる参照Ａ−ラインの信号をフーリエ変換したものと、校正するＡ−ラインの信号をフーリエ変換したものの複素共役を、次の式（数２９）のとおり積算する。

ここで、Ｆ［ ］は、フーリエ変換を表し、上付きの＊は複素共役を表す。（数２９）をフーリエ逆変換すると、次の式（数３０）のとおりとなる。

ここで、○内に×を記載した記号は、相関演算（コリレーション）である。そして、次の式（数３１）は、Ｉ_ｒ（ｊ）の自己相関であるので、ｊ＝０で最大値をとるため、全体の最大値は、ｊ＝−β_ｊのところとなる。

従って、スペクトルシフトの量β_ｊは上式の信号が最大となる箇所から決定することができる。検出の精度を上げるためには、フーリエ変換の際、有効データの外側を０の値のデータで拡張するゼロフィリングを行い、フーリエ変換をおこなうことによって周波数空間での分解能を向上させることができる。たとえば、１６倍に領域を拡大すれば、１／１６ピクセルの精度で周波数空間においてシフト量を検出することが可能となる。

ＳＳ−ＯＣＴの場合、光源は光の周波数について線形なスキャンをおこなっている。データ処理においては波数に線形なデータに変換する必要があり、この手順をリスケーリングとよび、テーブルを用いて変換している。この周波数−波数のリスケーリングテーブルに上記のシフト量を組み込んだものを、予め作成して用意しておくことで、１度の変換で、ジッター補正とリスケーリングをおこなうことができる。

以上、本発明に係るジョーンズマトリックスＯＣＴシステム及び該ＯＣＴで得られた計測データを画像処理するプログラムを実施するための形態を実施例に基づいて説明したが、本発明はこのような実施例に限定されることなく、特許請求の範囲記載の技術的事項の範囲内で、いろいろな実施例があることは言うまでもない。

本発明に係るジョーンズマトリックスＯＣＴシステム及び該ＯＣＴで得られた計測データを画像処理するプログラムは、非侵襲による眼科診断装置への利用が最適であり、擬似血管造影検査、脈絡膜血管の定量評価による緑内障、糖尿病網膜症の超早期診断に、きわめて有用である。

１ ジョーンズマトリックスＯＣＴシステム
２ 波長走査型ＯＣＴ
３ コンピュータ
６ 光源
７ 計測対象物
８ 光アイソレータ
１１ ファイバーカプラー
１２ 参照アーム
１３ プローブアーム
１４ 偏光分離検出ユニット
１７ ファイバー
２０ 偏光制御器
２１ 偏光遅延ユニット
２２ カップラ
２３ ファイバーコリメータ
２４ ２軸ガルバノスキャナ
２５ 対物レンズ
２６ 非球面眼科用レンズ
３１ 位相キャリブレーションユニット
３２ ファイバーコリメータ
３３ レンズ
３４ ミラー（校正鏡）
３７ ファイバーコリメータ
３８ ４５°直線偏光器
３９ 偏光ビームスプリッタ
４０ 第１のドーブプリズム
４１ 第２のドーブプリズム
４２ 合波用の偏光ビームスプリッタ
４３ ファイバーコリメータ
４６ ファイバーコリメータ
４７ ミラー
４８ ミラー
４９ ファイバーコリメータ
５０ 偏光制御器
５４ 合波用のビームスプリッタ
５５ 偏光制御器
５６ ファイバーコリメータ
５７ ファイバーコリメータ
５８ ４５°直線偏光器
６１ 第１の光路
６２ 第２の光路
６３ 第１の偏光ビームスプリッタ
６４ 第２の偏光ビームスプリッタ
６７ ファイバーコリメータ
６８ 水平バランス偏光検出器
６９ ファイバーコリメータ
７０ 垂直バランス偏光検出器
７４ ファイバーコリメータ
７５ ファイバーコリメータ
８１ 入力部
８２ 出力部
８３ ＣＰＵ
８４ 記憶装置
８５ データバス
９３ ＯＣＴ
９４ 光源
９５ コリメートレンズ
９６ ビームスプリッタ
９７ 対物レンズ
９８ 被計測物体
９９ 対物レンズ
１００ 参照鏡
１０１ 集光レンズ
１０２ 光検出器

Claims (7)

1. 光源と、
   前記光源からの光束をＰ偏光とＳ偏光に分離する偏光分離ユニットと、
   前記偏光分離ユニットからのＰ偏光及びＳ偏光に対して相対的に位相差を与えるとともに、位相差を有するＰ偏光及びＳ偏光を重畳する偏光遅延ユニットと、
   前記偏光遅延ユニットからの光束を測定対象に照射するとともに、測定対象からの反射光を受ける対物ユニットと、
   前記対物ユニットからの光束と、前記光源からの光束を干渉させ、垂直偏光及び水平偏光に分離して検出する検出ユニットと、
   前記検出ユニットからの信号を受け、次に示す（数１）から（数３）に基づいて、断層像を生成する計算ユニットと、
   を有する、
   ジョーンズマトリックスＯＣＴ装置。
   前記（数１）において、Ｅ⁽¹⁾ _outA（ｚ）は、前記水平偏光かつ前記Ｐ偏光に対応したＯＣＴ断面画像信号であり、Ｅ^(２) _outA（ｚ）は、前記水平偏光かつ前記Ｓ偏光に対応したＯＣＴ断面画像信号であり、Ｅ⁽¹⁾ _outＢ（ｚ）は、前記垂直偏光かつ前記Ｐ偏光に対応したＯＣＴ断面画像信号であり、Ｅ^(２) _outＢ（ｚ）は、前記垂直偏光かつ前記Ｓ偏光に対応したＯＣＴ断面画像信号である。
   
2. 前記計算ユニットは、
   ドップラー像を、次に示す式（数４）で算出して表示可能であり、
   同一点を複数（ｍ）回のＢ−スキャンで計測することにより、次に示す式（数５）で表されるドップラーシフトΔφ（ｚ，ｊ）を、ドップラー計測に適用してドップラー計測の感度を向上させる、
   請求項１に記載のジョーンズマトリックスＯＣＴ装置。
   前記（数５）において、ｍ_０はスタートの前記Ｂ−スキャンのパラメータであり、Ｗ（ｚ，ｊ）は次に示す（数６）で定義される強度マスクであり、ε^２はＯＣＴ像のノイズフロア（最低雑音）である。
   
3. 前記計算ユニットは、
   前記測定対象からの散乱反射光によるＯＣＴ像を、コヒーレントなマトリックス成分を用いて、次に示す式（数７）に基づいて算出すると共に、
   複数回のＢ−スキャンデータを用い、前記マトリックス成分のコヒーレントな平均をとることで、散乱ＯＣＴ像を次に示す式（数８）に基づいて算出する、
   請求項１記載のジョーンズマトリックスＯＣＴ装置。
   
4. 前記偏光遅延ユニットは、校正鏡を有する位相キャリブレーションユニットを備え、
   前記校正鏡は、前記偏光遅延ユニットにおいて前記Ｐ偏光又は前記Ｓ偏光の干渉光を反射させて、前記検出ユニットに送り、
   前記計算ユニットは、前記検出ユニットで前記干渉光と前記光源からの光束とが重畳して生じる校正信号を用いて、前記光源の波長走査とＡ−スキャン間の同期におけるジッターを補正する、
   請求項１から３の何れか一項に記載のジョーンズマトリックスＯＣＴ装置。
5. 光源と、前記光源からの光束をＰ偏光とＳ偏光に分離する偏光分離ユニットと、前記偏光分離ユニットからのＰ偏光及びＳ偏光に対して相対的に位相差を与えるとともに、位相差を有するＰ偏光及びＳ偏光を重畳する偏光遅延ユニットと、前記偏光遅延ユニットからの光束を測定対象に照射するとともに、測定対象からの反射光を受ける対物ユニットと、前記対物ユニットからの光束と、前記光源からの光束を干渉させ、垂直偏光及び水平偏光に分離して検出する検出ユニットと、前記検出ユニットからの信号に基づいて、断層像を生成する計算ユニットと、を有するジョーンズマトリックスＯＣＴ装置の前記計算ユニットに搭載されるプログラムであって、
   前記計算ユニットを、前記検出ユニットからの信号を受け、次に示す（数９）から（数１１）に基づいて、断層像を生成する画像処理手段として機能させる、
   プログラム。
   前記（数９）において、Ｅ⁽¹⁾ _outA（ｚ）は、前記水平偏光かつ前記Ｐ偏光に対応したＯＣＴ断面画像信号であり、Ｅ^(２) _outA（ｚ）は、前記水平偏光かつ前記Ｓ偏光に対応したＯＣＴ断面画像信号であり、Ｅ⁽¹⁾ _outＢ（ｚ）は、前記垂直偏光かつ前記Ｐ偏光に対応したＯＣＴ断面画像信号であり、Ｅ^(２) _outＢ（ｚ）は、前記垂直偏光かつ前記Ｓ偏光に対応したＯＣＴ断面画像信号である。
   
6. 前記計算ユニットを、ドップラー像を、次に示す式（数１２）で算出して表示可能であり、同一点を複数（ｍ）回のＢ−スキャンで計測することにより、次に示す式（数１３）で表されるドップラーシフトΔφ（ｚ，ｊ）を、ドップラー計測に適用してドップラー計測の感度を向上させる画像処理手段として機能させる、
   請求項５に記載のプログラム。
   前記（数１３）において、ｍ_０はスタートの前記Ｂ−スキャンのパラメータであり、Ｗ（ｚ，ｊ）は次に示す（数１４）で定義される強度マスクであり、ε^２はＯＣＴ像のノイズフロア（最低雑音）である。
   
7. 前記計算ユニットを、前記測定対象からの散乱反射光によるＯＣＴ像を、コヒーレントなマトリックス成分を用いて、次に示す式（数１５）に基づいて算出すると共に、複数回のＢ−スキャンデータを用い、前記マトリックス成分のコヒーレントな平均をとることで、散乱ＯＣＴ像を次に示す式（数１６）に基づいて算出する画像処理手段として機能させる、
   請求項５に記載のプログラム。