JP2007114160A - Optical coherence tomography system - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、干渉計に関し、特に光コヒーレンストモグラフィー装置に関する。 The present invention relates to an interferometer, and more particularly to an optical coherence tomography apparatus.
白色灯等の低コヒーレンス光源から得られる低コヒーレンス光を試料に照射し、試料内部で発生する後方散乱光を干渉によって高感度に検出することにより、試料の断層画像を測定する方法を光コヒーレンストモグラフィー(OCT:Optical Coherence Tomography)という。OCTの応用として、生体などの2次元又は3次元断層画像を測定する試みが医療分野で幅広く検討されている。例えば、眼科領域では黄斑変性の診断に既に使われており、黄斑部の断層画像より新生血管の状態などが調べられている。 Optical coherence tomography is a method of measuring a tomographic image of a sample by irradiating the sample with low-coherence light obtained from a low-coherence light source such as a white light and detecting backscattered light generated inside the sample with high sensitivity by interference. (OCT: Optical Coherence Tomography). As an application of OCT, attempts to measure a two-dimensional or three-dimensional tomographic image of a living body or the like are widely studied in the medical field. For example, in the ophthalmologic region, it is already used for diagnosis of macular degeneration, and the state of new blood vessels is examined from a tomographic image of the macular region.
佐藤学他「Optical Coherence Tomography用合成光源の基礎研究」レーザ研究、vol.31, no.10, pp.663-667, 2003には、中心波長の異なる2つの低コヒーレンス光を合波することによって、光源のコヒーレンス長を短くし、分解能を上げる方法が記載されている。G. J. Tearney et al., Optic. Lett., vol.21, no.17, pp.1408-1410, 1996には、生きている生体試料は拍動によって動くが、画像取得スピードを上げることにより生体試料が動くことにより生じる測定誤差を低減する方法が記載されている。 Manabu Sato et al. "Basic Research on Synthetic Light Sources for Optical Coherence Tomography" Laser Research, vol.31, no.10, pp.663-667, 2003, combines two low-coherence lights with different center wavelengths. A method for shortening the coherence length of the light source and increasing the resolution is described. In GJ Tearney et al., Optic. Lett., Vol.21, no.17, pp.1408-1410, 1996, a living biological sample moves by pulsation, but the biological sample is increased by increasing the image acquisition speed. A method for reducing the measurement error caused by the movement of is described.
低コヒーレンス光とはコヒーレンス長の短い光のことである。OCTにおける光軸方向の空間分解能はコヒーレンス長で決まるため、高分解能な断層画像を取得するためにはできる限りコヒーレンス長の短い光を用いる必要がある。因みに、コヒーレンス長lcは次式で表される。 Low coherence light is light with a short coherence length. Since the spatial resolution in the optical axis direction in OCT is determined by the coherence length, it is necessary to use light having a short coherence length as much as possible in order to acquire a high-resolution tomographic image. Incidentally, the coherence length lc is expressed by the following equation.
但し、λoは中心波長、Δλはスペクトル幅である。最も広く用いられているOCT用光源としてスーパールミネッセントダイオード(SLD:Superluminescent Diode)があり、例えば中心波長800nm、スペクトル幅17nm、コヒーレンス長17μmのものが市販されている。 Where λ o is the center wavelength and Δλ is the spectral width. There is a super luminescent diode (SLD) as the most widely used light source for OCT. For example, a light source having a central wavelength of 800 nm, a spectral width of 17 nm, and a coherence length of 17 μm is commercially available.
図6は、一般的な光コヒーレンストモグラフィーの構成例を示す図である。低コヒーレンス光源11から出力された低コヒーレンス光をビームスプリッター21で2つに分岐し、一方の光を測定対象物(試料)50に照射し、他方の光をミラー23に照射する。測定対象物50に照射された光の一部は試料内の散乱又は反射により、ビームスプリッター21を経由して受光器31に入力される。一方、ミラー23に照射された光はミラー23で反射し、ビームスプリッター21を経由して受光器31に入力される。測定対象物50に照射された光は、ある程度試料の内部に侵入する。測定対象物50の屈折率が三次元的に分布しているため、その屈折率分布に対応した後方散乱光が得られる。後方散乱光は散乱された位置に対応する時間遅延を伴いながら受光器に入力される。
FIG. 6 is a diagram illustrating a configuration example of general optical coherence tomography. The low-coherence light output from the low-coherence light source 11 is branched into two by the
図7は、ミラー駆動部、すなわち光路長可変手段の構成例を示す図である。この光路長可変手段25は可動ステージ24を備え、可動ステージ24によりミラー23を光軸方向に駆動する。このような光路長可変手段によりミラーの位置を動かし、測定対象物で散乱された後方散乱光とミラーで反射された光の干渉信号を測定することによって、後方散乱光の発生場所の光軸方向の分布を測定することができる。測定対象物内では様々な位置から後方散乱光が発生するが、光源から出力される光のコヒーレンス長が短いため、試料での散乱位置とビームスプリッター間の距離とミラーとビームスプリッター間の距離が一致しない限り干渉信号が得られないため、光軸上の散乱位置をコヒーレンス長程度の分解能で同定することができる。
FIG. 7 is a diagram illustrating a configuration example of a mirror driving unit, that is, an optical path length varying unit. The optical path
光コヒーレンストモグラフィーは、簡単な構成で生体組織の断層画像を得ることができる特徴があるが、生きている生体組織の断層画像をin vivoで取得する場合には拍動等により測定対象物が動く。測定対象物が動くと測定誤差となり、正確な断層画像測定を行うことができなくなる。これに対してTearneyらは、画像取得時間を短縮することにより拍動による測定対象物の動きにより生じる測定誤差を低減する方法を提案している。しかし、画像取得時間を短縮するのには限界があることと、三次元画像を取得するのには二次元画像を取得するよりも長い時間を要することを考えると、拍動等により生体試料が動くことによって生じる測定誤差を低減する新たな方法が必要とされている。 Optical coherence tomography has the feature that a tomographic image of a living tissue can be obtained with a simple configuration. However, when a tomographic image of living living tissue is acquired in vivo, the measurement object moves due to pulsation or the like. . If the measurement object moves, a measurement error occurs, and accurate tomographic image measurement cannot be performed. On the other hand, Tearney et al. Have proposed a method for reducing a measurement error caused by movement of a measurement object due to pulsation by shortening an image acquisition time. However, considering that there is a limit to shortening the image acquisition time and that it takes a longer time to acquire a three-dimensional image than acquiring a two-dimensional image, There is a need for new ways to reduce measurement errors caused by movement.
本発明は、このような従来技術の問題点に鑑み、測定対象物の動きを補償して測定誤差の少ない二次元画像あるいは三次元画像を取得することのできる光コヒーレンストモグラフィーを提供することを目的とする。 An object of the present invention is to provide an optical coherence tomography capable of acquiring a two-dimensional image or a three-dimensional image with little measurement error by compensating for the movement of the measurement object in view of the problems of the conventional technology. And
本発明では、断層画像取得と同時に測定対象物の動きを測定し、測定対象物が動くことにより生じる測定誤差を補正することにより、前記目的を達成する。複数の光路長可変手段と複数の光検出器を装備することによって、異なった位置情報を同時に取得することができる。つまり、本発明の光コヒーレンストモグラフィー装置は、主要部を共有する2つの干渉計を包含し、一方の干渉計によって測定対象物の動きを監視し、他方の干渉計によって測定対象物の二次元画像あるいは三次元画像を取得する。検出した測定対象物の動き情報は、測定対象物の二次元画像あるいは三次元画像を取得するための干渉計の光路長調節のために、あるいは得られた干渉強度データを補正するために用いられる。 In the present invention, the object is achieved by measuring the movement of the measurement object simultaneously with the tomographic image acquisition and correcting the measurement error caused by the movement of the measurement object. By providing a plurality of optical path length variable means and a plurality of photodetectors, different position information can be acquired simultaneously. That is, the optical coherence tomography apparatus of the present invention includes two interferometers that share a main part, and monitors the movement of the measurement object with one interferometer, and a two-dimensional image of the measurement object with the other interferometer. Or a three-dimensional image is acquired. The detected movement information of the measurement object is used to adjust the optical path length of the interferometer for obtaining a two-dimensional image or a three-dimensional image of the measurement object, or to correct the obtained interference intensity data. .
すなわち、本発明による光コヒーレンストモグラフィー装置は、低コヒーレンス光源を備える光源部と、光源部から出射された光線を第1の光路と第2の光路に分割し、測定対象物と相互作用した第1の光路の光線と第2の光路の光線を干渉させる干渉計部と、干渉計部において干渉した干渉光強度を検出する検出部とを備え、干渉計部の第2の光路には、合分波手段と、合分波手段によって分波された光の光路長を別々に可変することができる複数の光路長可変手段とが配置され、検出部には、分波手段と、分波手段によって分波された干渉光の強度をそれぞれ検出する複数の光検出器が配置されている。 That is, the optical coherence tomography device according to the present invention includes a light source unit including a low coherence light source, a first light beam that is split from a light beam emitted from the light source unit into a first optical path and a second optical path, and interacts with a measurement object. An interferometer unit that causes the light beam in the optical path and the light beam in the second optical path to interfere with each other, and a detection unit that detects the intensity of interference light that has interfered in the interferometer unit. And a plurality of optical path length varying means capable of separately varying the optical path lengths of the light demultiplexed by the multiplexing / demultiplexing means, and the detecting unit includes the demultiplexing means and the demultiplexing means. A plurality of photodetectors for detecting the intensity of the demultiplexed interference light are arranged.
合分波手段及び分波手段は、波長合分波手段及び波長分波手段、あるいは偏波合分波手段及び偏波分波手段とすることができる。光源部は、1個の光源で構成されてもよいし、複数の光源で構成されていてもよい。 The multiplexing / demultiplexing means and the demultiplexing means can be wavelength multiplexing / demultiplexing means and wavelength demultiplexing means, or polarization multiplexing / demultiplexing means and polarization demultiplexing means. The light source unit may be composed of a single light source or a plurality of light sources.
複数の光路長可変手段としては、光路長を掃引するように駆動される第1の光路長可変手段と、測定対象物の特定位置から反射又は散乱した光と第1の光路の光線が干渉するように駆動される第2の光路長可変手段とが備えられる。 As the plurality of optical path length variable means, the first optical path length variable means driven so as to sweep the optical path length, the light reflected or scattered from the specific position of the measurement object and the light beam of the first optical path interfere with each other. Second optical path length varying means driven in this manner.
測定対象物の動きによる測定誤差を補償する方法としては、第2の光路長可変手段の駆動量に基づいて第1の光路長可変手段が配置された光路の光路長を補正する方法と、第2の光路長可変手段の駆動量に基づいて測定対象物の光軸方向の動きを検出し、検出した動きに基づいて取得した測定対象物の二次元画像あるいは三次元画像を補正する方法とがある。 As a method of compensating for a measurement error due to the movement of the measurement object, a method of correcting the optical path length of the optical path in which the first optical path length variable unit is arranged based on the driving amount of the second optical path length variable unit, A method of detecting the movement of the measurement object in the optical axis direction based on the driving amount of the optical path length varying means and correcting the two-dimensional image or the three-dimensional image of the measurement object acquired based on the detected movement. is there.
本発明によると、測定対象物の動きを補償して測定誤差の少ない二次元画像あるいは三次元画像を取得することができる。 According to the present invention, it is possible to obtain a two-dimensional image or a three-dimensional image with little measurement error by compensating for the movement of the measurement object.
以下、図面を参照して本発明の実施の形態を説明する。 Embodiments of the present invention will be described below with reference to the drawings.
図1は、本発明による光コヒーレンストモグラフィー装置の第1の実施例を示す概略図である。この実施例では干渉計としてマイケルソン干渉計を用いているが、マッハ−ツェンダー干渉計など他のタイプの干渉計を用いても良い。図8は、ファイバカプラを用いたマッハ−ツェンダー干渉計型の光コヒーレンストモグラフィー装置の構成例を示す図である。ただし、図8はマッハ−ツェンダー干渉計の構成を説明するためだけの図であり、本発明に特徴的な構成は図示していない。以下、図1に示した本発明の第1の実施例について説明する。 FIG. 1 is a schematic view showing a first embodiment of an optical coherence tomography apparatus according to the present invention. In this embodiment, a Michelson interferometer is used as the interferometer, but other types of interferometers such as a Mach-Zehnder interferometer may be used. FIG. 8 is a diagram showing a configuration example of a Mach-Zehnder interferometer type optical coherence tomography apparatus using a fiber coupler. However, FIG. 8 is a diagram only for explaining the configuration of the Mach-Zehnder interferometer, and does not show the configuration characteristic of the present invention. The first embodiment of the present invention shown in FIG. 1 will be described below.
図1に示した光コヒーレンストモグラフィー装置は、光源部10、干渉計部20、検出部30及び処理制御部40を備える。光源部10は2個の低コヒーレンス光源11a,11bを有し、干渉計部20は2個の光路長可変手段25a,25bを有する。また、検出部30は、2個の受光器31a,31bを有する。
The optical coherence tomography apparatus shown in FIG. 1 includes a
光源部10では、第1の光源11a及び第2の光源11bから出射された光線を合波器12によって重ね合わせ、共通の光軸上を進む1本の光線として干渉計部20に入射させる。干渉計部20に入射した光線は、ビームスプリッター21で2つの光路に分岐され、一方は測定対象物50に照射される。測定対象物50で反射又は散乱された光線は、ビームスプリッター21を経由して検出部30に入力される。検出部30に入射した光線は、分波器32によって2つの光に分けられ、それぞれ第1の受光器31aと第2の受光器31bに入力される。干渉計部20において、ビームスプリッター21で分岐されたもう一方の光線は、合分波器22によって2つの光に分けられ、一方は光路長調整手段26を通り、第1の光路長可変手段25aのミラー23aで反射され、もとの光路を逆にたどって合分波器22に戻る。合分波器22で分岐された他方の光は、第2の光路長可変手段25bのミラー23bで反射され、合分波器22に戻って再び合波される。合分波器22によって合波された光はビームスプリッター21を経由して検出部30に入力され、検出部30に設けられた分波器32によって2つの光に分岐され、それぞれ別の受光器31a,31bに入力される。
In the
ここで、2つの光源11a,11bは、例えば、中心波長の異なる2つの低コヒーレンス光源、あるいは出力光の偏波状態が異なる2つの低コヒーレンス光源とすることができる。また、ビームスプリッター21は光の強度を2つに分ける素子であるが、合分波器は光を2つの波長帯域に分ける素子或いは2つの偏光状態に分ける素子である。また、ここでは合分波器で2つの光に分けているが、2つ以上の光に分けられるものであれば良い。
Here, the two
2つの光源として中心波長λ1の光源と中心波長λ2の低コヒーレンス光源を用いた場合には、合波器12は波長合波器、合分波器22は波長合分波器、分波器32は波長分波器である。この場合、合波器12で波長合成された光線のスペクトルは、例えば図2のようになる。分波器32は波長λ1の光線を第1の受光器31aに導き、波長λ2の光線を第2の受光器31bに導く。また、合分波器22は、波長λ1の光線を第1の光路長可変手段25aに導き、波長λ2の光線を第2の光路長可変手段25bに導く。こうして、本実施例の光コヒーレンストモグラフィー装置は、干渉計部20を共用する2つの干渉計を包含する。第1の干渉計は、波長λ1の光線による干渉計であり、光源部10の光源11aと検出部30の受光器31aを利用する。すなわち、第1の干渉計は、第1の光源11a、ビームスプリッター21、光路長調整手段26、第1の光路長可変手段25a、及び第1の受光器31aを備える。第2の干渉計は、波長λ2の光線による干渉計であり、光源部10の光源11bと検出部30の受光器31bを利用する。第2の干渉計は、第2の光源11b、ビームスプリッター21、第2の光路長可変手段25b、及び第1の受光器31bを備える。
When a light source having a central wavelength λ 1 and a low-coherence light source having a central wavelength λ 2 are used as the two light sources, the
2つの光源として、出射光の偏波面が互いに直交する低コヒーレンス光源を用いた場合には、合波器12は偏波合波器、合分波器22は偏波合分波器、分波器32は偏波分波器である。この場合、合波器12で偏波合成された光線の伝播の様子は、例えば図3のようになる。分波器32は偏波P1の光線を第1の受光器31aに導き、偏波P2の光線を第2の受光器31bに導く。また、合分波器22は、偏波P1の光線を第1の光路長可変手段25aに導き、偏波P2の光線を第2の光路長可変手段25bに導く。この場合にも、図1に示した光コヒーレンストモグラフィー装置は、干渉計部20を共用する2つの干渉計を包含する。第1の干渉計は、偏波P1の光線による干渉計であり、第1の光源11a、ビームスプリッター21、光路長調整手段26、第1の光路長可変手段25a、及び第1の受光器31aを備える。第2の干渉計は、偏波P2の光線による干渉計であり、第2の光源11b、ビームスプリッター21、第2の光路長可変手段25b、及び第2の受光器31bを備える。
When the two light sources are low coherence light sources whose outgoing light polarization planes are orthogonal to each other, the
なお、図には、光源部10が2つの光源を備える場合を図示したが、2つの光源を用いる代わりに、もともと広いスペクトルを出力する1つの光源や円偏光などの光を出力する1つの光源を用いても良い。その場合には、合波器12は不要となる。
Although the figure shows the case where the
検出部30の第1の受光器31aの出力信号、第2の受光器31bの出力信号は処理制御部40に入力される。また、処理制御部40は、第1の光路長可変手段25a、第2の光路長制御手段25b、光路長調整手段26の駆動を制御する。
The output signal of the first light receiver 31 a and the output signal of the
次に、図4を用いて測定対象物の動きを補正して測定誤差を低減するプロセスについて説明する。いま、測定対象物50が光軸に沿って図4(a)のように時間的に動いているとする。第1の干渉計が備える第1の光路長可変手段25aのミラー23aの位置は、測定対象物の断層画像を取得するため、図4(b)のように規則的に動かして光路長を掃引する。これにより、第1の受光器31aから出力される第1の干渉計の干渉信号は、図4(d)のように、測定対象物の光軸方向の屈折率分布を反映したものとなる。一方、第2の光路長可変手段25bと第2の受光器31bを含む第2の干渉計は、測定対象物が光軸方向にどの程度動いているかを検出するために用いられる。第2の光路長可変手段25bのミラー23bは、測定対象物のある特定位置から反射又は散乱する光と干渉するように動かされる。例えば、測定対象物50の表面は周囲の空気との間に大きな屈折率差があるため、表面で比較的多くの光が反射される。そのため、測定対象物50の表面で反射する光と干渉するように第2の光路長可変手段25bのミラー31bを動かすのが最適である。測定対象物50が動いてミラー23bが固定されている場合、ビームスプリッター21と測定対象物50の表面間の光路長と、ビームスプリッター21とミラー23b間の光路長に乖離が生じる。そうすると第2の受光器31bから得られる第2の干渉計の干渉信号強度が変動する。
Next, the process for correcting the movement of the measurement object and reducing the measurement error will be described with reference to FIG. Now, it is assumed that the
そこで、処理制御部40では、第2の受光器31bから得られる第2の干渉計の干渉信号強度が最大になるようにミラー23bの位置を動かすことによって、測定対象物50の表面がどの程度動いたのかを知ることができる。第2の光路長可変手段25bによって駆動されるミラー23bの位置を制御し、第2の受光器31bから得られる第2の干渉計の干渉信号強度が、図4(e)に示すように、最大強度を維持するようにする。最大反射/散乱位置の同定は、ミラー移動量に対する干渉光強度の変化量が最小になるようにミラー23bの位置を決めることで行う。つまり、微分係数がほぼ零のポイントを求めるようにミラー23bを動かす。微分係数が零のポイントの導出は、例えば、はさみうち法などの反復解法をベースに制御アルゴリズムを作ることで実現できる。図4(c)は、この時のミラー23bの位置を示している。ミラー23bの位置は、測定対象物表面の光軸方向位置に追随して変化する。
Therefore, in the
処理制御部40は、ミラー23bと第2の受光器31bを含む第2の干渉計によって検出した測定対象物50の動きを、第1の干渉計の光路長調整手段26の駆動量に反映させて、測定対象物50の動きに起因する第1の干渉計の出力変動をキャンセルする。具体的には、光路長調整手段26によって、測定対象物50が移動した距離と同じ距離だけビームスプリッター21とミラー23a間の光路長を増減させる。測定対象物50がビームスプリッター21から離れる方向に移動した場合には、ビームスプリッター21とミラー23a間の光路長をそれと同じ距離だけ増加させ、測定対象物50がビームスプリッター21に近づく方向に移動した場合には、ビームスプリッター21とミラー23a間の光路長をそれと同じ距離だけ減少させる。図1に示した光学系の場合には、第2の受光器31bから得られる第2の干渉計の干渉信号強度が最大になるようにミラー23bを駆動し、光路長調整手段26を、ミラー23bの駆動方向と同じ方向に、同じ量だけ駆動するように制御すればよい。
The
図5は、本発明による光コヒーレンストモグラフィー装置の第2の実施例を示す概略図である。図1に示した光コヒーレンストモグラフィー装置との違いは、第1の干渉計が光路長調整手段を持っていない点である。第1の干渉計によって測定対象物の光軸方向の屈折率分布を反映した干渉信号を得る点、第2の干渉計によって測定対象物の光軸方向の動きを検出する点は、第1の実施例と同じである。すなわち、第1の干渉計が備える第1の光路長可変手段25aのミラー23aの位置は、測定対象物50の断層画像を取得するために図4(b)のように規則的に動かされて光路長が掃引され、第1の干渉計の第1の受光器31aから図4(d)のように、測定対象物の光軸方向の屈折率分布を反映した干渉信号を得る。一方、第2の干渉計が備える第2の光路長可変手段25bのミラー23bは、測定対象物のある特定位置、好適には測定対象物50の表面から反射又は散乱する光と干渉するように動かされる。すなわち、第2の干渉計が備える第2の受光器31bから得られる干渉信号強度が、図4(e)に示すように最大強度を維持するようにミラー23bが駆動される。この時、ミラー23bの位置は、図4(c)に示すように測定対象物の光軸方向の動きに対応したものとなる。
FIG. 5 is a schematic view showing a second embodiment of the optical coherence tomography apparatus according to the present invention. The difference from the optical coherence tomography apparatus shown in FIG. 1 is that the first interferometer has no optical path length adjusting means. The first interferometer obtains an interference signal reflecting the refractive index distribution of the measurement object in the optical axis direction, and the second interferometer detects the movement of the measurement object in the optical axis direction. The same as the embodiment. That is, the position of the
処理制御部40は、各時刻における第1の干渉計の干渉信号から取得した断層画像情報を、その時刻における測定対象物の位置情報を基に補正する。具体的には、ミラー23aの位置にミラー23bの位置の変化量を加算して散乱光の発生位置を同定する。こうして補正した散乱光の発生位置情報を用いて測定対象物の動きの影響を受けない断層画像を出力する。
The
10…光源部、11,11a,11b…低コヒーレンス光源、12…合波器、20…干渉計部、21…ビームスプリッター、22…合分波器、23,23a,23b…ミラー、24…可動ステージ、25,25a,25b…光路長可変手段、26…光路長調整手段、30…検出部、31,31a,31b…受光器、32…分波器、40…処理制御部、50…測定対象物
DESCRIPTION OF
Claims (9)
前記光源部から出射された光線を第1の光路と第2の光路に分割し、測定対象物と相互作用した前記第1の光路の光線と前記第2の光路の光線を干渉させる干渉計部と、
前記干渉計部において干渉した干渉光強度を検出する検出部とを備え、
前記干渉計部の前記第2の光路には、合分波手段と、前記合分波手段によって分波された光の光路長を別々に可変することができる複数の光路長可変手段とが配置され、
前記検出部には、分波手段と、前記分波手段によって分波された干渉光の強度をそれぞれ検出する複数の光検出器が配置されていることを特徴とする光コヒーレンストモグラフィー装置。 A light source unit comprising a low coherence light source;
An interferometer unit that divides a light beam emitted from the light source unit into a first optical path and a second optical path, and causes the light beam on the first optical path and the light beam on the second optical path that interact with the measurement object to interfere with each other. When,
A detection unit for detecting the intensity of interference light interfered in the interferometer unit,
The second optical path of the interferometer unit is provided with multiplexing / demultiplexing means and a plurality of optical path length variable means capable of separately varying the optical path length of the light demultiplexed by the multiplexing / demultiplexing means. And
In the optical coherence tomography apparatus, a demultiplexing unit and a plurality of photodetectors for detecting the intensity of the interference light demultiplexed by the demultiplexing unit are arranged in the detection unit.
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