光学探针及光学测定方法

光学探针及光学测定方法
【专利摘要】本发明提供适合于测定血管内的脂质的分布的光学测定方法以及适于该方法所使用的光学探针。光学探针(10)包括：光纤(11)，其在近端(11a)和远端(11b)之间传输光；光连接器(12)，其在近端(11a)与光纤(11)连接；聚光光学系统(13)及偏转光学系统(14)，它们在远端(11b)与光纤(11)连接；支承管(15)及套管(16)，它们以包围光纤(11)的方式沿着光纤延伸；以及缓冲流体(17)，其填充在套管的内腔中。光纤(11)具有比1.53μm短的截止波长。光纤(11)、聚光光学系统(13)、偏转光学系统(14)以及处于与光纤(11)的基模耦合的光路上的缓冲流体(17)和套管(17)在1.6μm～1.8μm的波长区域中具有－2dB～0dB的光透射率。
【专利说明】光学探针及光学测定方法

【技术领域】
[0001] 本发明涉及一种利用光学相干断层扫描技术（Optical Coherence Tomography:OCT)的方法进行测定的光学探针。

【背景技术】
[0002] 作为对血管等管腔形状的对象物的内腔的断层构造进行测定的方法，已知光学相 干断层扫描技术（0CT)，此外，还已知为了进行该0CT测定而插入对象物的内腔中使用的光 学探针（参照专利文献1)。对于0CT测定，通过构成为使与单模光纤的前端（远端）连接 的渐变折射率光纤作为透镜发挥作用，工作距离大于1_，光斑尺寸小于100 μ m，从而能够 以比ΙΟΟμπι更小的空间分辨率对具有比1mm大的内半径的对象物进行光学测定。
[0003] 0CT测定在对血管内的病变进行诊断后选择治疗方法时采用。对病变进行0CT测 定时，获得病变的断层图像。对于病变的内部，光强烈地散射的部位明亮、只有光较弱且不 散射的部位发暗，在断层图像中，以上述的灰度由单色图像显示。已知：该图像的明暗分 布的图案根据病变而不同，因此，根据图像的明暗图案能够一定程度地推定出病变的种类 (参照非专利文献1)。
[0004] 专利文献1 :美国专利6, 445, 939号说明书
[0005] 专利文献2 :美国专利申请公开第2002/0151823号说明书
[0006] 非专利文献 1 :W. M. Suh，Circ Cardiovasclmaging. 2011 ;4:169-178


【发明内容】

[0007] 本发明人发现在使用现有的光学探针的0CT装置中，有时难以识别病变的种类， 难以识别例如脂质病变（lipid-rich plaque)和|丐化病变（fibrocalcific plaque)。
[0008] 也如非专利文献1记载那样，脂质病变以较暗的灰度和不清晰的轮廓为特征，钙 化病变以较暗的灰度和清晰的轮廓为特征。但是，灰度的明暗是相对的，因此，如果由于个 体差异、测定条件等而发生波动，则难以进行判断。此外，对于轮廓的清晰度，实际的病变也 存在各种各样的图案，因此，大多也难以进行判断。
[0009] 本发明能够消除上述问题点，能够提供适合于对血管内的脂质的分布进行测定的 光学测定方法以及适于在上述方法中采用的光学探针。
[0010] 本发明的一技术方案涉及的光学探针可具有：光纤，其在近端和远端之间传输 光；光连接器，其在近端与光纤连接；聚光光学系统，其在远端与光纤连接并对从光纤的远 端射出的光进行聚光；偏转光学系统，其在远端与光纤连接并使从光纤的远端射出的光偏 转；套管，其以包围光纤的方式沿着光纤延伸，并相对于光纤、光连接器、聚光光学系统和 偏转光学系统自由旋转；以及缓冲流体，其填充在套管的内腔中。可构成为：光纤具有比 1. 53 μ m短的截止波长，光纤、聚光光学系统、偏转光学系统以及处于与光纤的基模耦合的 光路上的缓冲流体和套管，在1. 6 μ m?1. 8 μ m(大于或等于1. 6 μ m而小于或等于1. 8 μ m) 的波长区域中具有一 2dB?0dB(大于或等于一 2dB而小于或等于OdB)的光透射率。
[0011] 在本发明的一技术方案涉及的光学探针中，可构成为：光纤、聚光光学系统和偏转 光学系统分别由石英玻璃或者硼硅酸盐玻璃构成，缓冲流体是生理盐水、葡聚糖水溶液或 者硅油，套管由FEP、PFA、PTFE、PET或者尼龙构成，在偏转光学系统与缓冲流体之间的界面 和缓冲流体与套管之间的界面中，一个界面处的相对折射率差相对于另一个界面处的相对 折射率差，相差大于或等于3. 2倍。
[0012] 本发明的一技术方案涉及的光学测定方法可以使用如下各部：上述的本发明的一 技术方案涉及的光学探针；光源，其在1. 6 μ m?1. 8 μ m (大于或等于1. 6 μ m而小于或等于 1.8 μ m)的波长区域中产生光；光分支部，其将从光源发出的光分支成2支，作为照明光和 参照光输出；光检测器，其在波长区域中对光进行检测；分析部，其在波长区域中对光衰减 频谱进行分析，并将经过分析而得到的分析结果作为图像信息获取，在光学测定方法中使 用以上各部，使从光分支部输出的照明光向光纤的所述近端入射，并从远端射出而向对象 物照射，使伴随该照射而在对象物上产生的后方反射光向光纤的远端入射，从近端射出而 引导到光检测器，并且，将从光分支部输出的参照光也引导到光检测器，利用光检测器对由 后方反射光和参照光形成的干涉光进行检测，利用分析部对后方反射光的频谱进行分析， 将对象物内部的物质的分布信息作为图像信息获取。
[0013] 在本发明的一技术方案涉及的光学测定方法中，可以是：光纤、聚光光学系统和偏 转光学系统分别由石英玻璃或者硼硅酸盐玻璃构成，缓冲流体是生理盐水、葡聚糖水溶液 或者硅油，套管由FEP、PFA、PTFE、PET或者尼龙构成，在偏转光学系统与缓冲流体之间的界 面和缓冲流体与套管之间的界面中，一个界面处的相对折射率差相对于另一个界面处的相 对折射率差，相差大于或等于3. 2倍。
[0014] 在本发明的一技术方案涉及的光学测定方法中，可以是，利用分析部，在后方反射 光的频谱中提取出在1. 70?1. 75 μ m(大于或等于1. 70 μ m而小于或等于1. 75 μ m)的波 长范围内具有吸收峰值的频谱成分，基于频谱成分对脂质的分布信息进行分析，将该分析 结果作为图像信息获取。
[0015] 此外，在本发明的一技术方案涉及的光学测定方法中，可以是，利用光检测器，对 由从光分支部输出的照明光被一个界面反射而到达光检测器的反射光和参照光形成的干 涉光进行检测，利用分析部，在限定的波长区域中对反射光的频谱进行傅里叶解析，将自相 关函数作为延迟时间的函数进行计算，计算该自相关函数具有峰值的延迟时间对所述波长 区域中的波长的依赖性，计算出后方反射光受到的波长色散的推定值。
[0016] 发明的效果
[0017] 根据本发明的一技术方案，能够对例如在现有技术中难以测定的血管内的脂质的 分布进行测定。

【专利附图】

【附图说明】
[0018] 图1是表示具有本实施方式的光学探针10的0CT装置1的结构的图。
[0019] 图2是表示脂质病变、正常血管和猪油各自的透射率的频谱的图。

【具体实施方式】
[0020] 以下参照附图，对用于实施本发明的方式详细地进行说明。另外，在附图的说明中 对同一要素标注同一标号，省略重复的说明。
[0021] 图1是表示具有本实施方式的光学探针10的0CT装置1的结构的图。0CT装置1 具有光学探针10和测定部30,采用光学探针10和测定部30,利用以下说明的方法（光学 测定方法），获取对象物3的光学相干断层图像。
[0022] 光学探针10包括：使光在近端11a和远端lib之间传输的光纤11 ;在近端11a与 光纤11连接的光连接器12 ;在远端lib与光纤11以光学方式连接的聚光光学系统13和 偏转光学系统14 ;以包围光纤11的方式沿着光纤11延伸的支承管15和套管16 ;填充在套 管16的内腔中的缓冲流体17。光连接器12与测定部30以光学方式连接。光纤11具有比 1. 53 μ m短的截止波长。光纤11、聚光光学系统13、偏转光学系统14以及处于与光纤11的 基模耦合的光路上的缓冲流体17及套管16在1. 6 μ m?1. 8 μ m(大于或等于1. 6 μ m而小 于或等于1. 8 μ m)的波长区域中具有一 2dB?OdB (大于或等于一 2dB而小于或等于OdB) 的光透射率。
[0023] 光纤11具有lm?2m (大于或等于lm而小于或等于2m)的长度，由石英玻璃构成。 光纤11能够在1. 6 μ m?1. 8 μ m(大于或等于1. 6 μ m而小于或等于1. 8 μ m)的波长范围 中传输损耗小于或等于2dB，也能够为小于或等于ldB的传输损耗。光纤11具有小于或等 于1. 53 μ m的截止波长，在上述波长范围内以单模进行动作。作为这种光纤，能够利用基于 ITU - TG. 652、G. 654、G. 657 的光纤。基于 ITU - TG. 654A 或者 ITU - TG. 654C 的光纤在 波长1. 55 μ m时传输损耗小于或等于0. 22dB/km而较低，典型地具有纯硅玻璃的纤芯，非线 性光学系数较低，能够降低由自相位调制等非线性光学效应所产生的噪声。
[0024] 在光纤11的远端11b，以串联地熔融连接方式设有作为聚光光学系统13的渐变折 射率（GRIN)透镜和作为偏转光学系统14的偏转镜。聚光光学系统13对从光纤11的远端 lib射出的光进行聚光。偏转光学系统14使从光纤11的远端lib射出的光向径向偏转。
[0025] 透镜（聚光光学系统13)和偏转镜（偏转光学系统14)由石英玻璃或者硼娃酸盐 玻璃构成，在波长1.6μπ--1.8μ--(大于或等于1.6μπ?而小于或等于1.8μ--)的波长范 围内具有小于或等于2dB的传输损耗。偏转镜采用在圆柱形的玻璃上形成有相对于轴线呈 35度?55度（大于或等于35度而小于或等于55度）的角度的平坦的反射面的构造。该 平坦的反射面以该状态也能够直接使光反射，但也可以进一步在反射面上蒸镀铝或者金而 提高波长1. 6 μ m?1. 8 μ m(大于或等于1. 6 μ m而小于或等于1. 8 μ m)下的反射率。
[0026] 光纤11收纳在支承管15的内腔中。支承管15固定于光纤11的至少一部分和光 连接器12。其结果，如果使光连接器12旋转，则支承管15也与其一起旋转，旋转扭矩进一 步传递至光纤11，从而光纤11、聚光光学系统13、偏转光学系统14和支承管15成为一体而 旋转。由此，与仅使光纤11旋转的情况相比，施加于光纤11的扭矩降低，能够防止光纤11 因扭矩而断裂。
[0027] 支承管15能够具有大于或等于0. 15mm的厚度，并且，具有与不锈钢相等程度的 lOOGPa?300GPa (大于或等于lOOGPa而小于或等于300GPa)的杨氏模量。支承管15也可 以不必沿着周向连结，而设为将5根?20根左右的线捻合而成的构造，由此也能够调整柔 软性。这种支承管在专利文献2中公开。
[0028] 光纤11、聚光光学系统13、偏转光学系统14及支承管15收纳在套管16的内腔中， 能够在内腔中旋转。由此，可以防止旋转的部分与对象物3接触而使对象物3破损。照明 光从偏转光学系统14射出，穿过套管16向对象物3照射。套管16由FEP、PFA、PTFE、PET 或者尼龙构成，具有10 μ m?50 μ m (大于或等于10 μ m而小于或等于50 μ m)的厚度，具有 波长1. 6 μ m?1. 8 μ m (大于或等于1. 6 μ m而小于或等于1. 8 μ m)下的透射损耗小于或等 于2dB的透明度。
[0029] 在套管16的内腔中填充缓冲流体17。缓冲流体17使旋转的支承管15的外表 面与套管16的内表面之间的摩擦降低，并且，对偏转光学系统14和套管16之间的光路上 的折射率变化量进行调整。支承管15相对于聚光光学系统13和偏转光学系统14自由旋 转。缓冲流体17是生理盐水、葡聚糖水溶液或者硅油，在波长1.6?1.8 μ m(大于或等于 1. 6 μ m而小于或等于1. 8 μ m)下具有小于或等于2dB的透射损耗。
[0030] 测定部30包括：光源31，其产生光；光分支部32,其将从光源31发出的光分支为 2支而作为照明光和参照光输出；光检测器33,其对从光分支部32到达的光进行检测；光 学终端34,其将从光分支部32到达的参照光输出；反射镜35,其使光学终端34输出的参照 光向光学终端34反射；分析部36,其对由光检测器33检测的光的频谱（光衰减频谱）进 行分析；以及输出端口 37,其将分析部36的分析结果（图像信息）输出。分析部36将由 分析部36获得的分析结果（对象物3的内部中的物质的分布信息）作为图像信息加以获 取。
[0031] 在测定部30中从光源31输出的光被光分支部32分支成2支而作为照明光和参 照光输出。从光分支部32输出的照明光经由光连接器12而向光纤11的近端11a入射，通 过光纤11导光而从远端lib射出，经由聚光光学系统13及偏转光学系统14向对象物3照 射。与照明光向该对象物3的照射相对应地产生的后方反射光经由偏转光学系统14和聚 光光学系统13向光纤11的远端lib入射，通过光纤11导光而从近端11a射出，经由光连 接器12和光分支部32而与光检测器33耦合。
[0032] 从光分支部32输出的参照光从光学终端34射出而被反射镜35反射，经由光学终 端34和光分支部32而与光检测器33稱合。来自对象物3的后方反射光和参照光在光检 测器33中发生干涉，该干涉光由光检测器33进行检测。干涉光的频谱输入至分析部36。 在分析部36中进行干涉光的频谱的解析，对对象物3的内部的各点处的后方反射效率的分 布进行计算。基于其计算结果对对象物3的断层图像进行计算，作为图像信号从输出端口 37输出。
[0033] 另外，作为从光纤11的远端lib射出的照明光经由对象物3而再次返回到光纤11 的远端lib的机理，严格来说存在反射、折射、散射。但是，它们的差异对本实施方式来说并 不是本质内容，因此，为了简化，在本说明书中，将它们总称为后方反射。
[0034] 在本实施方式中，在测定部30中，光源31产生频谱在波长1.6μπι?1.8μ--(大于 或等于1. 6 μ m而小于或等于1. 8 μ m)的整个波长范围连续地扩展的宽带域的光。在该波长 范围中，如图2所示，脂质病变在波长1. 70 μ m?1. 75 μ m(大于或等于1. 70 μ m而小于或等 于1.75μπι)处具有吸收峰值，这点与正常血管不同。作为纯粹的脂质的猪油也具有同样的 吸收峰值，因此，可以说该吸收峰值是由脂质产生的。因而，如果对含有脂质的对象物3进 行测定，则干涉光的频谱受到由脂质所产生的吸收的影响，在波长1. 70 μ m?1. 75 μ m(大 于或等于1. 70 μ m而小于或等于1. 75 μ m)处与相邻波长区域相比呈现出较大的衰减。在 此，分析部36将后方反射光的频谱中的在1. 70 μ m?1. 75 μ m的波长范围（大于或等于 1. 70 μ m而小于或等于1. 75 μ m的范围）具有吸收峰值的频谱成分抽出，基于该频谱成分对 脂质的分布信息进行分析，将其分析结果作为图像信息加以获取。
[0035] 并且，干涉光的频谱也具有对象物3的断层构造的信息，因此，选择物质的吸收影 响较小的波长区域而对频谱进行傅里叶解析，从而获得对象物3的断层构造的信息。通过 一并对断层构造信息和脂质吸收信息进行解析，能够计算显示有脂质分布显示的断层图 像。
[0036] 对于该计算，脂质自身的吸收和脂质的分布这两者对频谱产生影响，因此，能够获 得多个与1个频谱相对应的脂质分布。但是，如非专利文献1记载所示，已知脂质与正常血 管相比具有散射强度较低的特征等，因此，选择与该已知的信息最匹配的解，从而能够求得 脂质的分布。
[0037] 光纤11、聚光光学系统13、偏转光学系统14、缓冲流体17和套管16并不全是相同 的物质，因此，折射率未必相等，在相互之间的界面处能够使光反射。在这种光学探针10的 界面处产生的反射光与来自对象物3的后方反射光混合后被检测，因此，也有可能是噪声。 但是，在本实施方式中，将在光学探针10的界面处产生的反射光用于测定系统的校正。
[0038] 在0CT测定中，来自对象物3的后方反射光和参照光经由互不相同的光路，因此， 光路上的波长色散也可能互不相同。如果波长色散不同，则光的群延迟时间根据波长而不 同。在0CT测定中已知：由于通过对作为波长的函数的频谱进行傅里叶解析，将自相关函数 作为群延迟时间的函数而进行计算，基于此而生成断层图像，因此如果群延迟时间根据波 长而不同，则断层图像的空间分辨率降低。对于该问题，已知如下的解决方法，即，在对对象 物3进行测定之前，替代对象物3而预先对镜等基准物体进行测定而对波长色散的影响进 行测定，基于其结果进行对色散进行补偿的数据处理。
[0039] 但是，在本实施方式中，不仅获取断层图像时使用频谱信息，而且在物质分布的推 定时也使用频谱信息，因此，与现有的0CT相比，对波长色散的影响更敏感。因此，在对对象 物3进行测定之前进行色散补偿处理的现有方法中，由于在测定中产生的由测定系统的机 械变动、温度变动导致的波长色散变动，有可能对物质分布的推定产生影响。因此，可以在 测定中即将测定之前或者刚结束测定之后，对光学探针10与远端lib的界面处的反射进行 测定，从而进行色散补偿处理。
[0040] 具体而言，使在光学探针10与远端lib的界面处产生的反射光和参照光干涉而被 光检测器33检测，利用分析部36在限定的多个波长区域中对波长频谱进行傅里叶解析而 对自相关函数进行计算，对该自相关函数上的反射峰值的位置不会随着解析所采用的波长 区域而变化的波长色散的值进行推定（换言之，分析部36对自相关函数具有峰值的延迟时 间的波长区域中的波长依赖性进行计算，计算出后方反射光所受的波长色散的推定值），以 数值形式加入色散，以抵消该推定出的波长色散，从而能够进行色散补偿处理。
[0041] 在远端lib处，在光学探针10的1处界面上，产生可观测且不使光检测器33饱 和的强度的反射光的情况下，能够实现该目的。在0CT测定中，典型地能够对一 100?一 50dB(大于或等于一 100dB而小于或等于一 50dB)的范围的反射率进行测定。因此，在光纤 11与聚光光学系统13之间的界面、聚光光学系统13与偏转光学系统14之间的界面、偏转 光学系统14与缓冲流体17之间的界面、缓冲流体17与套管16之间的界面以及套管16与 外部介质之间的界面中的任一个界面上能够以一 100?一 50dB(大于或等于一 100dB而小 于或等于一 50dB)的反射率，且以与其他的界面相比以高lOdB以上的反射率产生反射。
[0042] 在此，界面上的反射率是：在该界面处反射而与光纤11的纤芯再次耦合的光功率 相对于从远端lib的光纤11的纤芯射出而入射到界面的光功率的比率。因而，界面处的反 射率不仅依赖于界面处的折射率变化还依赖于界面的形状。偏转光学系统14与缓冲流体 17之间的界面、缓冲流体17与套管16之间的界面以及套管16与外部介质之间的界面均为 圆柱状，因此，出于该形状的效果，反射率降低OdB?30dB左右。在对象物3为血管的情况 下，存在于套管16的外侧的外部介质典型地为血液或者生理盐水，折射率（作为典型的折 射率评价波长的波长589nm下的值，以下相同。）为1.33。
[0043] 因此，一个可能的组合是如下组合：套管16由FEP或者PFA(折射率1. 34)构成， 缓冲流体17为生理盐水（折射率1. 33)，光纤11、聚光光学系统13及偏转光学系统14由 石英玻璃构成。此时，光纤11与聚光光学系统13之间的界面上的相对折射率差为0%，聚 光光学系统13与偏转光学系统14之间的界面上的相对折射率差为0%，偏转光学系统14 与缓冲流体17之间的界面上的相对折射率差为8. 99%，缓冲流体17与套管16之间的界面 上的相对折射率差为〇. 82%，套管16与外部媒质之间的界面上的相对折射率差为0. 82%。 在偏转光学系统14与缓冲流体17之间的界面和缓冲流体17与套管16之间的界面中，一 个界面处的相对折射率差相对于另一个界面处的相对折射率差，相差大于或等于3. 2倍。 另外，在将界面的两侧的介质的折射率设为nl、n2时，该界面处的相对折射率差由2 (nl - n2V(nl+n2)这一式进行定义。
[0044] 在该情况下，偏转光学系统14与缓冲流体17之间的界面处的相对折射率差 8. 99%，与其他界面相比，成为11倍。界面处的反射率与相对折射率差的平方成正比，因 此，偏转光学系统14与缓冲流体17之间的界面处的反射率与其他界面上的反射率相比，高 21dB以上。另外，光纤11、聚光光学系统13和偏转光学系统14各自的折射率一致，因此， 它们之间的界面处的反射率能够忽略。其结果，多个界面处的反射不会在0CT断层图像上 重叠，能够清晰地对偏转光学系统14与缓冲流体17之间的界面处的反射峰值进行观测，能 够使用该反射峰值进行波长色散的校正。
[0045] 工业实用性
[0046] 能够提供适合于对血管内的脂质的分布进行测定的光学测定方法以及适于这种 方法所使用的光学探针。
[0047] 标号的说明
[0048] 1、0CT装置；3、对象物；10、光学探针；11、光纤；11a、近端；lib、远端；12、光连接 器；13、聚光光学系统；14、偏转光学系统；15、支承管；16、套管；17、缓冲流体；30、测定部； 31、光源；32、光分支部；33、光检测器；34、光学终端；35、反射镜；36、分析部；37、输出端 □。
【权利要求】
1. 一种光学探针，其特征在于，具有： 光纤，其在近端和远端之间传输光； 光连接器，其在所述近端与所述光纤连接； 聚光光学系统，其在所述远端与所述光纤连接并对从所述光纤的所述远端射出的光进 行聚光； 偏转光学系统，其在所述远端与所述光纤连接并使从所述光纤的所述远端射出的光偏 转； 套管，其以包围所述光纤的方式沿着所述光纤延伸，并相对于所述光纤、所述光连接 器、所述聚光光学系统和所述偏转光学系统自由旋转；以及 缓冲流体，其填充在所述套管的内腔中， 所述光纤具有比1. 53 μ m短的截止波长， 所述光纤、所述聚光光学系统、所述偏转光学系统以及处于与所述光纤的基模耦合的 光路上的所述缓冲流体和所述套管，在1. 6 μ m?1. 8 μ m的波长区域中具有一 2dB?OdB 的光透射率。
2. 根据权利要求1所述的光学探针，其特征在于， 所述光纤、所述聚光光学系统和所述偏转光学系统分别由石英玻璃或者硼硅酸盐玻璃 构成， 所述缓冲流体是生理盐水、葡聚糖水溶液或者硅油， 所述套管由FEP、PFA、PTFE、PET或者尼龙构成， 在所述偏转光学系统与所述缓冲流体之间的界面和所述缓冲流体与所述套管之间的 界面中，一个界面处的相对折射率差相对于另一个界面处的相对折射率差，相差大于或等 于3. 2倍。
3. -种光学测定方法，其特征在于， 在该光学测定方法中使用如下各部：权利要求1所述的光学探针；光源，其在 1.6μπι?1.8μπι的波长区域中产生光；光分支部，其将从所述光源发出的光分支成2支， 作为照明光和参照光输出；光检测器，其在所述波长区域中对光进行检测；分析部，其在所 述波长区域中对光衰减频谱进行分析，并将经过分析而得到的分析结果作为图像信息获 取， 在光学测定方法中使用以上各部，使从所述光分支部输出的照明光向所述光纤的所述 近端入射，并从所述远端射出而向对象物照射，使伴随该照射而在所述对象物上产生的后 方反射光向所述光纤的所述远端入射，从所述近端射出而引导到所述光检测器，并且，将从 所述光分支部输出的参照光也引导到所述光检测器，利用所述光检测器对由所述后方反射 光和所述参照光形成的干涉光进行检测，利用所述分析部对所述后方反射光的频谱进行分 析，将所述对象物内部的物质的分布信息作为图像信息获取。
4. 根据权利要求3所述的光学测定方法，其特征在于， 所述光纤、所述聚光光学系统和所述偏转光学系统分别由石英玻璃或者硼硅酸盐玻璃 构成， 所述缓冲流体是生理盐水、葡聚糖水溶液或者硅油， 所述套管由FEP、PFA、PTFE、PET或者尼龙构成， 在所述偏转光学系统与所述缓冲流体之间的界面和所述缓冲流体与所述套管之间的 界面中，一个界面处的相对折射率差相对于另一个界面处的相对折射率差，相差大于或等 于3. 2倍。
5. 根据权利要求3所述的光学测定方法，其特征在于， 利用所述分析部，在所述后方反射光的频谱中提取出在1. 70?1. 75 μ m的波长范围内 具有吸收峰值的频谱成分，基于所述频谱成分对脂质的分布信息进行分析，将该分析结果 作为图像信息获取。
6. 根据权利要求4所述的光学测定方法，其特征在于， 利用所述光检测器，对由从所述光分支部输出的照明光被所述一个界面反射而到达所 述光检测器的反射光和所述参照光形成的干涉光进行检测，利用所述分析部，在限定的波 长区域中对所述反射光的频谱进行傅里叶解析，将自相关函数作为延迟时间的函数进行计 算，计算该自相关函数具有峰值的延迟时间对所述波长区域中的波长的依赖性，计算出所 述后方反射光受到的波长色散的推定值。
【文档编号】G01N21/17GK104126111SQ201280069873
【公开日】2014年10月29日 申请日期:2012年7月23日 优先权日:2012年2月15日
【发明者】长谷川健美, 平野充遥, 田中正人 申请人:住友电气工业株式会社