RU187692U1 - Device for endoscopic optical coherence tomography with wavefront correction - Google Patents
Device for endoscopic optical coherence tomography with wavefront correction Download PDFInfo
- Publication number
- RU187692U1 RU187692U1 RU2018144097U RU2018144097U RU187692U1 RU 187692 U1 RU187692 U1 RU 187692U1 RU 2018144097 U RU2018144097 U RU 2018144097U RU 2018144097 U RU2018144097 U RU 2018144097U RU 187692 U1 RU187692 U1 RU 187692U1
- Authority
- RU
- Russia
- Prior art keywords
- radiation
- arm
- shoulder
- sample
- focusing lens
- Prior art date
Links
- 238000012937 correction Methods 0.000 title claims description 11
- 238000012014 optical coherence tomography Methods 0.000 title description 20
- 230000005855 radiation Effects 0.000 claims abstract description 95
- 239000000523 sample Substances 0.000 claims abstract description 64
- 239000000835 fiber Substances 0.000 claims abstract description 18
- 238000001514 detection method Methods 0.000 claims abstract description 17
- 230000007935 neutral effect Effects 0.000 claims abstract description 7
- 238000004458 analytical method Methods 0.000 claims abstract description 4
- 230000003287 optical effect Effects 0.000 claims description 53
- 230000001427 coherent effect Effects 0.000 claims description 11
- 238000003325 tomography Methods 0.000 claims description 9
- 238000000926 separation method Methods 0.000 claims description 5
- 210000003608 fece Anatomy 0.000 claims 1
- 239000003814 drug Substances 0.000 abstract description 6
- 239000000463 material Substances 0.000 abstract description 2
- 238000011160 research Methods 0.000 abstract description 2
- 210000001525 retina Anatomy 0.000 description 17
- 230000003044 adaptive effect Effects 0.000 description 14
- 230000004075 alteration Effects 0.000 description 9
- 238000002577 ophthalmoscopy Methods 0.000 description 9
- 239000013307 optical fiber Substances 0.000 description 7
- 238000003384 imaging method Methods 0.000 description 6
- 238000003702 image correction Methods 0.000 description 5
- 238000006073 displacement reaction Methods 0.000 description 4
- 238000000034 method Methods 0.000 description 4
- 230000010363 phase shift Effects 0.000 description 4
- 238000012545 processing Methods 0.000 description 4
- 210000001747 pupil Anatomy 0.000 description 3
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 2
- 230000001788 irregular Effects 0.000 description 2
- 238000012544 monitoring process Methods 0.000 description 2
- 238000012360 testing method Methods 0.000 description 2
- 206010044565 Tremor Diseases 0.000 description 1
- 230000009471 action Effects 0.000 description 1
- 239000006117 anti-reflective coating Substances 0.000 description 1
- 238000001574 biopsy Methods 0.000 description 1
- 239000006185 dispersion Substances 0.000 description 1
- 238000005538 encapsulation Methods 0.000 description 1
- 238000009501 film coating Methods 0.000 description 1
- 230000004907 flux Effects 0.000 description 1
- 230000006872 improvement Effects 0.000 description 1
- 239000004973 liquid crystal related substance Substances 0.000 description 1
- 238000005259 measurement Methods 0.000 description 1
- 239000002991 molded plastic Substances 0.000 description 1
- 238000009659 non-destructive testing Methods 0.000 description 1
- 230000010287 polarization Effects 0.000 description 1
- 230000002980 postoperative effect Effects 0.000 description 1
- 230000008569 process Effects 0.000 description 1
- 238000002271 resection Methods 0.000 description 1
- 239000000126 substance Substances 0.000 description 1
- 239000010409 thin film Substances 0.000 description 1
- 238000012876 topography Methods 0.000 description 1
- 210000004127 vitreous body Anatomy 0.000 description 1
Images
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B1/00—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor
- A61B1/06—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor with illuminating arrangements
- A61B1/0623—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor with illuminating arrangements for off-axis illumination
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B3/00—Apparatus for testing the eyes; Instruments for examining the eyes
- A61B3/10—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions
- A61B3/102—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions for optical coherence tomography [OCT]
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/0033—Features or image-related aspects of imaging apparatus classified in A61B5/00, e.g. for MRI, optical tomography or impedance tomography apparatus; arrangements of imaging apparatus in a room
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
- A61B6/02—Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
- A61B6/03—Computed tomography [CT]
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Surgery (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Public Health (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Biophysics (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Pathology (AREA)
- Optics & Photonics (AREA)
- High Energy & Nuclear Physics (AREA)
- Ophthalmology & Optometry (AREA)
- Investigating Or Analysing Materials By Optical Means (AREA)
Abstract
Устройство может быть использовано в медицине и ветеринарии для высокоточной диагностики в полостях и трактах организма, а также для исследований или анализа материалов. Устройство содержит плечо источника излучения, опорное плечо, плечо образца и плечо детектирования. Опорное плечо состоит из оптически связанных фокусирующей линзы опорного плеча и нейтрального фильтра. Плечо образца содержит эндоскопический зонд, фокусирующую линзу и корректор волнового фронта. Эндоскопический зонд содержит коллиматор, фокусирующую линзу эндоскопического зонда, сканирующее зеркало и волоконный жгут. Излучение коллиматора преломляется краем фокусирующей линзы и направляется на сканирующее зеркало, перенаправляющее излучение на объект и обратно через центр фокусирующей линзы на волоконный жгут. Плечо детектирования содержит блок сравнения и анализа излучения из опорного плеча и плеча образца в виде спектрометра, датчик волнового фронта и блок управления для управления корректором волнового фронта с использованием данных от датчика волнового фронта и блоком сравнения и анализа излучения. Технический результат - повышение качества изображений. 2 ил.
Description
Предлагаемое техническое решение (полезная модель) относится к области оптических интерферометров, отличающихся использованием подвижных или деформируемых оптических элементов для управления интенсивностью, цветом, фазой, поляризацией или направлением света, и может быть использовано в медицине и ветеринарии для проведения высокоточной диагностики в полостях и трактах организма, а также в физике для исследований или анализа материалов с помощью оптических средств.The proposed technical solution (utility model) relates to the field of optical interferometers, characterized by the use of movable or deformable optical elements to control the intensity, color, phase, polarization or direction of light, and can be used in medicine and veterinary medicine to conduct highly accurate diagnostics in cavities and body paths as well as in physics for research or analysis of materials using optical means.
Одной из причин получения смазанных изображений в оптической когерентной томографии может служить наличие нерегулярных искажений в интерференционном сигнале, вызванных распространением излучения в неоднородной среде. Например, при получении структурных изображений сетчатки глаза зондирующее излучение должно дважды пройти через хрусталик и стекловидное тело, по сути являющиеся оптическими элементами и вносящие определенные искажения в интерференционный сигнал. Также в эндоскопических приложениях оптической когерентной томографии сменные эндоскопические зонды (опорное плечо) могут характеризоваться непостоянством оптических характеристик и к тому же вносить дополнительные искажения в месте своего соединения (коннектор эндоскопического зонда) с устройством оптической когерентной томографии. Весьма эффективным решением для коррекции нерегулярных искажений в интерференционном сигнале в оптической когерентной томографии является использование элементов адаптивной оптики, в частности датчиков волнового фронта и корректоров волнового фронта.One of the reasons for obtaining blurry images in optical coherence tomography may be the presence of irregular distortions in the interference signal caused by the propagation of radiation in an inhomogeneous medium. For example, when receiving structural images of the retina of the eye, the probe radiation must pass twice through the lens and vitreous body, which are essentially optical elements and introduce certain distortions into the interference signal. Also, in endoscopic applications of optical coherence tomography, interchangeable endoscopic probes (supporting arm) can be characterized by inconsistent optical characteristics and also introduce additional distortions at the junction (endoscopic probe connector) with an optical coherent tomography device. A very effective solution for correcting irregular distortions in an interference signal in optical coherence tomography is the use of adaptive optics elements, in particular wavefront sensors and wavefront correctors.
По патенту US 8696122 B2, МПК A61B 3/10, А61 В 3/12, опубл. 15.04.2014 г. известно многофункциональное адаптивное оптическое устройство для визуализации сетчатки представляющее собой совокупность оптических компонентов, способных работать как в режиме сканирующей лазерной офтальмоскопии, так и в режиме оптической когерентной томографии, причем совокупность оптических компонентов включает в себя: функционально связанные первый источник излучения, приспособленный для обеспечения излучения необходимо для формирования изображения в режиме сканирующей лазерной офтальмоскопии, первый блок детектирования, выполненный с возможностью приема сигнала, связанного с изображением сетчатки глаза в режиме сканирующей лазерной офтальмоскопии; функционально связанные второй источник излучения, приспособленный для обеспечения излучения необходимо для формирования изображения в режиме оптической когерентной томографии, второй блок детектирования, выполненный с возможностью приема сигнала, связанного с изображением сетчатки глаза в режиме оптической когерентной томографии; первый сканирующий блок, сконфигурированный для перемещения пучков излучения от первого источника излучения вдоль сетчатки по оси медленного сканирующего движения, таким образом, что обеспечить получение данных для структурного изображения в режиме сканирующей лазерной офтальмоскопии и для перемещения пучков излучения от второго источника излучения вдоль сетчатки по оси быстрого сканирующего движения, таким образом, чтобы обеспечить получение данных для структурного изображения в режиме оптической когерентной томографии; второй сканирующий блок выполненный с возможностью перемещения пучка излучения от первого источника излучения вдоль сетчатки по оси быстрого сканирования, таким образом, что обеспечить получение данных для структурного изображения в режиме сканирующей лазерной офтальмоскопии; третий сканирующий блок, выполненный с возможностью перемещения пучка излучения от второго источника излучения вдоль сетчатки по оси медленного сканирования, таким образом, что обеспечить получение данных для структурного изображения в режиме оптической когерентной томографии. Известны варианты многофункционального адаптивного оптического устройства для визуализации сетчатки в которых: первый сканирующий блок, второй сканирующий блок и третий сканирующий блок представляют собой систему оптических компонентов, расположенную на коньюгатах зрачка; первый сканирующий блок установлен на третьем сканирующем блоке, который в свою очередь расположен в конъюгате зрачка; пучок излучения второго источника излучения вводится через зрачок чтобы обеспечить получение данных для структурного изображения в режиме оптической когерентной томографии посредством светоделителя, расположенного между глазом и блоком компонентов, отвечающих за получение структурного изображения в режиме сканирующей лазерной офтальмоскопии; первый компенсатор волнового фронта и второй компенсатор волнового фронта расположены между светоделителем и глазом; совокупность оптических компонентов выполнена с возможностью одновременного отображения изображений сетчатки в одинаковых координатах, как в режиме сканирующей лазерной офтальмоскопии, так и в режиме оптической когерентной томографии; третий сканирующий блок выполнен таким образом, чтобы иметь возможность сканировать пучком излучения от первого источника излучения для формирования мозаичного изображения глаза.According to patent US 8696122 B2, IPC A61B 3/10, A61
Многофункциональное адаптивное оптическое устройство для визуализации сетчатки предназначено для получение структурных изображений сетчатки глаза в режимах сканирующей лазерной офтальмоскопии и оптической когерентной томографии. Техническим результатом использования устройства является повышение информативности медицинской диагностики за счет комплексирования двух методов визуализации.A multifunctional adaptive optical device for visualizing the retina is intended for obtaining structural images of the retina in the modes of scanning laser ophthalmoscopy and optical coherence tomography. The technical result of using the device is to increase the information content of medical diagnostics by combining two imaging methods.
Недостатком многофункционального адаптивного оптического устройства для визуализации сетчатки является низкое качество получаемых изображений, вызванное тем, что для получения одного структурного изображения в режиме сканирующей лазерной офтальмоскопии или в режиме оптической когерентной томографии необходимы данные собранные с использованием как минимум двух расположенных в разных точках пространства сканирующих блоков.The disadvantage of a multifunctional adaptive optical device for visualizing the retina is the low quality of the images, due to the fact that in order to obtain a single structural image in the scanning laser ophthalmoscopy or in the mode of optical coherent tomography, data collected using at least two scanning blocks located at different points in the space are necessary.
По патенту US 20140160484 А1, МПК G01B 9/02, опубл. 12.08.2015 г. известна система для оптической когерентной томографии с коррекцией изображений содержащая: детектор, источник излучения, волоконно-оптическую основу, оптически связывающую источник излучения с детектором и имеющую опорное плечо и плечо образца, плечо детектирования, предназначенное для предварительной обработки интерференционного сигнала и перенаправления его на детектор, блок обработки данных, выполненный таким образом, чтобы находиться связанным с плечом детектирования и детектором, а также принимать А-сканы и создавать структурное изображение (В-скан) из множества А-сканов, причем блок обработки данных сконфигурирован на исправление искажений в формируемых структурных изображениях, вызванных осевым движением детектора или исследуемого биологического объекта, посредством вычисления осевого смещения на основе доплеровского сдвига и последующего сдвига А-сканов для корректировки указанного осевого смещения. Известны варианты системы для оптической когерентной томографии с коррекцией изображений в которых: для вычисления осевого смещения вычисляется фазовый сдвиг первого А-скана текущего изображения относительно первого А-скана предыдущего изображения того же участка исследуемого биологического объекта; при вычислении фазового сдвига дополнительно производятся усреднения сдвигов каждого из пикселей с использованием следующей формулы:According to the patent US 20140160484 A1, IPC G01B 9/02, publ. 08/12/2015, there is a known system for optical coherence tomography with image correction comprising: a detector, a radiation source, a fiber-optic base, optically connecting the radiation source to the detector and having a reference arm and a sample arm, a detection arm intended for preliminary processing of the interference signal and redirecting it to the detector, the data processing unit, made in such a way as to be connected with the detection arm and the detector, as well as receive A-scans and create a structural image (B-scan) from a plurality of A-scans, the data processing unit being configured to correct distortions in generated structural images caused by the axial movement of the detector or the biological object under study by calculating the axial displacement based on the Doppler shift and subsequent shift of A-scans for adjustments to the indicated axial displacement. Known system options for optical coherence tomography with image correction in which: to calculate the axial displacement, the phase shift of the first A-scan of the current image relative to the first A-scan of the previous image of the same image of the studied biological object is calculated; when calculating the phase shift, the shifts of each of the pixels are additionally averaged using the following formula:
где 
дополнительно вычисляется скорость 
где λ0 - центральная длина волны источника излучения, а Δt - временной интервал между моментом получения первого А-скана текущего и предыдущего изображений;where λ 0 is the central wavelength of the radiation source, and Δt is the time interval between the moment of receiving the first A-scan of the current and previous images;
осевое смещение детектора оценивается с использованием данных скорости 
Система для оптической когерентной томографии с коррекцией изображений предназначена для получения структурных изображений объектов подверженных тремору. Техническим результатом использования устройства является повышение качества получаемых изображений, за счет компенсации движений исследуемого биологического объекта.The system for optical coherent tomography with image correction is designed to obtain structural images of objects subject to tremor. The technical result of using the device is to improve the quality of the images obtained by compensating for the movements of the biological object under study.
Недостатком системы для оптической когерентной томографии с коррекцией изображений является низкое качество получаемых изображений, вызванное отсутствие блоков или элементов отвечающих за коррекцию искажений волнового фронта в плече образца.The disadvantage of the system for optical coherence tomography with image correction is the low quality of the images, caused by the absence of blocks or elements responsible for the correction of wavefront distortions in the shoulder of the sample.
По патенту US 9247874 В2, МПК A1B 3/12 и A1B 3/10, опубл. 02.02.2016 г. известна система для коррекции аберраций на основе метода вычисления субапертур при получении интерферометрических изображений содержащая: широкополосный источник излучения, выполненный с возможностью генерировать пучки излучения, светоделитель для разделения пучка излучения от источника излучения на пучки излучения опорного плеча и плеча образца, при этом плечо образца содержит оптические элементы, которые фокусируют излучение на исследуемый биологический объект и производят сканирующие движения этого пучка, а опорное плечо содержит оптические элементы для сканирования по глубине, плечо детектирования, содержащее оптические элементы для обеспечения интерференции пучков излучения опорного плеча и плеча образца, детектор для регистрации интерференционного сигнала, блок обработки для формирования изображений со скорректированной аберрацией, причем процессор преобразует сигналы детектора в плоскость для которой должна быть вычислена аберрация, разделяет полученные сигналы на отдельные блоки, формирует несколько изображений, каждое на основе данных по меньшей мере двух отдельных блоков, определяет корреляцию между этим изображениями и учитывая уровень корреляции корректирует аберрацию, получая тем самым результирующее изображение исследуемого объекта.According to patent US 9247874 B2, IPC A1B 3/12 and
Система для коррекции аберраций на основе метода вычисления субапертур при получении интерферометрических изображений предназначена для получения структурных изображений методами когерентной интерферометрической визуализации. Техническим результатом использования системы является программная коррекция аберраций расфокусировки.A system for correcting aberrations based on the method of calculating subapertures when receiving interferometric images is designed to obtain structural images by methods of coherent interferometric imaging. The technical result of using the system is software correction of defocus aberrations.
Недостатком системы для оптической когерентной томографии с коррекцией изображений является низкое качество получаемых изображений, вызванное отсутствие блоков или элементов отвечающих за коррекцию искажений волнового фронта в плече образца.The disadvantage of the system for optical coherence tomography with image correction is the low quality of the images, caused by the absence of blocks or elements responsible for the correction of wavefront distortions in the shoulder of the sample.
Ближайшим аналогом (прототипом) разработанной полезной модели является устройство для визуализации сетчатки глаза с высоким пространственным разрешением посредством использования оптической когерентной томографии в частотной области с адаптивными оптическими элементами (патент US 20070258095 А1, МПК G01B 9/02 и G01B 11/02, опубл. 07.09.2010 г.) представляющее собой волоконно-оптическую версию интерферометра Майкельсона и содержащее: плечо источника излучения, опорное плечо, плечо образца и плечо детектирования, причем плечо образца содержит корректор волнового фронта и датчик волнового фронта, а плечо детектирования содержит блок сравнения и анализа излучения из опорного плеча и плеча образца, а также блок интерференции с излучением из плеча источника излучения. Известны варианты устройства для визуализации сетчатки глаза с высоким пространственным разрешением посредством использования оптической когерентной томографии в частотной области с адаптивными оптическими элементами в которых: корректор волнового фронта содержит элементы адаптивной оптики; одним из элементов адаптивной оптики является деформируемое зеркало; дополнительно содержится второй корректор волнового фронта; один из корректоров волнового фронта содержит деформируемое биморфное зеркало; одним из элементов адаптивной оптики является микроэлектромеханическая система; дополнительно содержатся два блока управления, причем первый из них сконфигурирован для управления корректором волнового фронта, а второй из них сконфигурирован для управления блоком сравнения и анализа излучения из опорного плеча и плеча образца; блок сравнения и анализа излучения из опорного плеча и плеча образца содержит в себе спектрометр; датчик волнового фронта представляет собой датчика Шака-Гартмана; плечо детектирования содержит дифракционную решетку или голографическую дифракционную решетку; спектрометр представляет собой прибор с зарядовой связью.The closest analogue (prototype) of the developed utility model is a device for visualizing the retina with high spatial resolution through the use of optical coherence tomography in the frequency domain with adaptive optical elements (patent US 20070258095 A1, IPC G01B 9/02 and G01B 11/02, publ. 07.09 .2010), which is a fiber-optic version of the Michelson interferometer and containing: the arm of the radiation source, the support arm, the arm of the sample and the arm of detection, and the arm of the sample contains a corrector the front and the wavefront sensor, and the detection arm contains a unit for comparing and analyzing radiation from the reference arm and the arm of the sample, as well as an interference unit with radiation from the arm of the radiation source. Known device options for visualizing the retina with high spatial resolution through the use of optical coherence tomography in the frequency domain with adaptive optical elements in which: the wavefront corrector contains elements of adaptive optics; one of the elements of adaptive optics is a deformable mirror; additionally contains a second wavefront corrector; one of the wavefront correctors contains a deformable bimorph mirror; one of the elements of adaptive optics is a microelectromechanical system; additionally contains two control units, the first of which is configured to control the wavefront corrector, and the second is configured to control the unit for comparing and analyzing radiation from the reference arm and the arm of the sample; a unit for comparing and analyzing radiation from the reference arm and the arm of the sample comprises a spectrometer; the wavefront sensor is a Shack-Hartmann sensor; the detection arm comprises a diffraction grating or a holographic diffraction grating; The spectrometer is a charge-coupled device.
Устройство для визуализации сетчатки глаза с высоким пространственным разрешением посредством использования оптической когерентной томографии в частотной области с адаптивными оптическими элементами предназначено для получения структурных изображений в офтальмологии. Техническим результатов работы устройства является повышение осевого разрешения и скорости сканирования.A device for visualizing the retina with high spatial resolution through the use of optical coherence tomography in the frequency domain with adaptive optical elements is designed to obtain structural images in ophthalmology. The technical results of the device is to increase the axial resolution and scanning speed.
Недостатком устройства для визуализации сетчатки глаза с высоким пространственным разрешением посредством использования оптической когерентной томографии в частотной области с адаптивными оптическими элементами является низкое качество получаемых изображений, вызванное расположением элементов адаптивной оптики в плече образца, что позволяет скорректировать искажения волнового фронта вызванные оптической системой глаза, но не позволяет скорректировать искажения волнового фронта вызванные эндоскопическим зондом (вытянутое плечо образца) оптического когерентного томографа.The disadvantage of the device for visualizing the retina with high spatial resolution through the use of optical coherence tomography in the frequency domain with adaptive optical elements is the low quality of the images obtained due to the location of adaptive optics in the shoulder of the sample, which allows you to correct wavefront distortions caused by the optical system of the eye, but not allows you to correct wavefront distortions caused by an endoscopic probe (elongated arms o sample) of an optical coherent tomograph.
Технической задачей полезной модели является повышение качества получаемых изображений, за счет использование элементов адаптивной оптики, в частности корректора волнового фронта в плече образца и детектора волнового фронта в плече детектирования, а также использования нейтрального фильтра в опорном плече.The technical task of the utility model is to improve the quality of the images obtained through the use of adaptive optics, in particular, a wavefront corrector in the sample arm and a wavefront detector in the detection arm, as well as the use of a neutral filter in the reference arm.
Поставленная техническая задача достигается тем, что в устройстве эндоскопической оптической когерентной томографии с коррекцией волнового фронта, как и в устройстве, которое является ближайшим аналогом, содержатся плечо источника излучения, опорное плечо, плечо образца и плечо детектирования, причем плечо образца содержит корректор волнового фронта, а плечо детектирования содержит блок сравнения и анализа излучения из опорного плеча и плеча образца, а также блок управления, который сконфигурирован для управления корректором волнового фронта с использованием данных от датчика волнового фронта, и блоком сравнения и анализа излучения из опорного плеча и плеча образца, причем блок сравнения и анализа излучения из опорного плеча и плеча образца представляет собой спектрометр.The stated technical problem is achieved in that the device of endoscopic optical coherence tomography with wavefront correction, as well as in the device that is the closest analogue, contains a source of radiation, a reference arm, a shoulder of the sample and a detection arm, and the shoulder of the sample contains a wavefront corrector, and the detection arm contains a unit for comparing and analyzing radiation from the reference arm and the arm of the sample, as well as a control unit that is configured to control the wave corrector front using data from the wavefront sensor, and a unit for comparing and analyzing radiation from the support arm and arm of the sample, and the unit for comparing and analyzing radiation from the support arm and arm of the sample is a spectrometer.
Новым в разработанном устройстве эндоскопической оптической когерентной томографии с коррекцией волнового фронта является то, что плечо источника излучения содержит оптически связанные источник низкокогерентного излучения и оптический разветвитель, причем оптический разветвитель сконструирован таким образом, чтобы делить излучение источника излучения на излучение опорного плеча и плеча образца в неравной пропорции, плечо образца представляет собой совокупность последовательно оптически связанных эндоскопического зонда, фокусирующей линзы и корректора волнового фронта, причем эндоскопический зонд в свою очередь содержит последовательно оптически связанные коллиматор, фокусирующую линзу эндоскопического зонда, сканирующее зеркало и волоконный жгут, фокусирующая линза эндоскопического зонда жестко сочленена с волоконным жгутом, таким образом, чтобы дистальный конец волоконного жгута всегда находился на фокусном расстоянии от нее, коллиматор и фокусирующая линза расположены таким образом, чтобы излучение коллиматора всегда преломлялось краем фокусирующей линзы эндоскопического зонда и направлялось тем самым на сканирующее зеркало, которое в свою очередь сочленено с приводом сканирующего зеркала, таким образом, чтобы перенаправлять сфокусированное излучение на исследуемый биологический объект или его отдельную часть через прозрачную часть эндоскопического зонда и перенаправлять обратно отраженное и рассеянное назад излучение от исследуемого биологического объекта или его отдельной части через центр фокусирующей линзы на волоконный жгут, привод сканирующего зеркала связан с блоком управления, причем они сконфигурированы таким образом, чтобы обеспечивать как непрерывное двухмерное или трехмерное сканирование, так и отправку одиночного пучка излучения в исследуемый биологический объект или его отдельную часть, опорное плечо состоит из оптически связанных фокусирующей линзы опорного плеча и нейтрального фильтра, плечо детектирование содержит оптически связанные оптический смеситель излучения из опорного плеча и плеча образца, разделительную пластину, датчик волнового фронта и спектрометр, причем разделительная пластина перенаправляет часть интерференционного сигнала на датчик волнового фронта, а часть на спектрометр, которые в свою очередь связаны с блоком управления.A novel feature of the developed device for endoscopic optical coherence tomography with wavefront correction is that the arm of the radiation source contains optically coupled low-coherent radiation source and optical splitter, the optical splitter being designed in such a way as to divide the radiation of the radiation source into the radiation of the reference arm and shoulder of the sample in unequal proportions, the shoulder of the sample is a combination of sequentially optically connected endoscopic probe, foci a lens and a wavefront corrector, wherein the endoscopic probe in turn contains a sequentially optically coupled collimator, a focusing lens of the endoscopic probe, a scanning mirror and a fiber bundle, the focusing lens of the endoscopic probe is rigidly coupled to the fiber bundle so that the distal end of the fiber bundle is always at the focal distance from it, the collimator and the focusing lens are located so that the radiation of the collimator is always refracted by the edge of the focusing the lens of the endoscopic probe and thereby directed to the scanning mirror, which in turn is articulated with the drive of the scanning mirror, so as to redirect the focused radiation to the biological object under study or its individual part through the transparent part of the endoscopic probe and redirect the back-reflected and backscattered radiation from of the studied biological object or its separate part through the center of the focusing lens onto the fiber bundle, the scanning mirror drive is connected to the block control, and they are configured in such a way as to provide both continuous two-dimensional or three-dimensional scanning, and sending a single beam of radiation to the biological object under study or its separate part, the support arm consists of optically coupled focusing lenses of the support arm and a neutral filter, the detection arm contains optically coupled an optical radiation mixer from the support arm and the specimen arm, a separation plate, a wavefront sensor and a spectrometer, wherein the separation plate redirects part of the interference signal on a wavefront sensor, and the part to the spectrometer, which in turn are connected to the control unit.
В функционировании устройства в соответствии с формулой полезной модели можно выделить два режима:In the operation of the device in accordance with the formula of the utility model, two modes can be distinguished:
I) Отправление одиночного пучка излучения в исследуемый биологический объект, с целью получение интерференционной картины приближенно соответствующей подлежащим корректировке аберрациям оптической системы;I) Sending a single beam of radiation to the biological object under study in order to obtain an interference pattern approximately corresponding to the aberrations of the optical system to be adjusted;
II) Непрерывное двухмерное или трехмерное сканирование исследуемого биологического объекта с коррекцией волнового фронта с целью получения структурных изображений исследуемого объекта с минимальными искажениями.II) Continuous two-dimensional or three-dimensional scanning of the biological object under study with wavefront correction in order to obtain structural images of the studied object with minimal distortion.
При первом режиме работы детектор волнового фронта фиксирует искажения в распространении волны, а зеркало корректора волнового фронта находится в недеформированном состоянии, т.е. фактически ведет себя как обычное зеркало.In the first mode of operation, the wavefront detector detects distortions in the wave propagation, and the mirror of the wavefront corrector is in an undeformed state, i.e. actually behaves like an ordinary mirror.
При втором режиме работы зеркало корректора волнового фронта деформировано, таким образом, чтобы его рельеф мог корректировать аберрации оптической системы, а детектор волнового фронта оценивает успешность этого действия.In the second mode of operation, the wavefront corrector mirror is deformed so that its topography can correct the aberrations of the optical system, and the wavefront detector evaluates the success of this action.
На фиг. 1 представлена схема устройства эндоскопической оптической когерентной томографии с коррекцией волнового фронта в соответствии с формулой полезной модели. На фиг. 2 представлена схема эндоскопического зонда для этого устройства. Перечень элементов на этих фигурах: 1 - источник излучения, 2 - одномодовое оптическое волокно источника излучения, 3 - оптический разветвитель источника излучения, 4 - одномодовое оптическое волокно опорного плеча, 5 - одномодовое оптическое волокно плеча образца, 6 - эндоскопический зонд, 6А - коллиматор эндоскопического зонда, 6Б - фокусирующая линза эндоскопического зонда, 6В - сканирующее зеркало, 6Г - привод для сканирующего зеркала, 7 - исследуемый биологический объект или его отдельная часть (не является частью полезной модели), 8 - волоконный жгут, 9 - фокусирующая линза корректора волнового фронта, 10 - корректор волнового фронта, 11 - фокусирующая линза плеча образца, 12 - нейтральный фильтр, 13 - оптический смеситель, 14 - разделительная пластина, 15 - детектор волнового фронта, 16 - спектрометр, 17 - блок управления.In FIG. 1 is a diagram of an endoscopic optical coherence tomography device with wavefront correction in accordance with a utility model formula. In FIG. 2 is a diagram of an endoscopic probe for this device. The list of elements in these figures: 1 - radiation source, 2 - single-mode optical fiber of the radiation source, 3 - optical splitter of the radiation source, 4 - single-mode optical fiber of the reference arm, 5 - single-mode optical fiber of the sample arm, 6 - endoscopic probe, 6A - collimator endoscopic probe, 6B - the focusing lens of the endoscopic probe, 6B - the scanning mirror, 6G - the drive for the scanning mirror, 7 - the biological object under study or its individual part (not part of the utility model), 8 - fiber tourniquet, 9 - focusing lens of the wavefront corrector, 10 - wavefront corrector, 11 - focusing lens of the shoulder of the sample, 12 - neutral filter, 13 - optical mixer, 14 - dividing plate, 15 - wavefront detector, 16 - spectrometer, 17 - Control block.
Для удобства понимания принципа работы полезной модели, рассмотрим схемы по фиг. 1 и фиг. 2 совместно.For the convenience of understanding the principle of operation of the utility model, we consider the schemes of FIG. 1 and FIG. 2 together.
Работа устройства всегда начинается с первого режима. Излучение источника излучения с помощью одномодового оптического волокна источника излучения направляется в оптический разветвитель источника излучения, где делится на два пучка, причем в неравной пропорции. Большая часть излучения (например, 90% излучения источника излучения) посредством другого одномодового волокна направляется в плечо образца, а оставшаяся излучение (в конкретном примере, 10% излучения источника излучения) поступает в опорное плечо.The device always starts with the first mode. The radiation of the radiation source using a single-mode optical fiber of the radiation source is directed to the optical splitter of the radiation source, where it is divided into two beams, and in an unequal proportion. Most of the radiation (for example, 90% of the radiation of the radiation source) is sent through the other single-mode fiber to the shoulder of the sample, and the remaining radiation (in a specific example, 10% of the radiation of the radiation source) enters the reference arm.
В плече образца, т.е. в эндоскопическом зонде излучение из приемного-выводного волокна поступает в коллиматор, где преобразуется в параллельные лучи. Блок управления посылает электрический сигнал приводу сканирующего зеркала, в соответствии с которым это зеркало переходит из режима сканирования в режим отправки одиночного, т.е. тестового пучка излучения. Параллельные лучи коллиматора фокусируются на сканирующем зеркале, откуда одиночный пучок излучения сквозь прозрачный участок эндоскопического зонда поступает на исследуемый биологический объект или его часть. Рассеянное назад и обратно отраженное от исследуемого биологического объекта излучение сквозь внешнюю границу прозрачной оболочки обратно поступает на сканирующее зеркало, а затем на фокусирующую линзу. Посредством этой линзы излучение направляется на волоконный жгут, на котором при этом формируется угловое распределение рассеянного пучка. С помощью волоконного жгута рассеянное назад и обратно отраженное от исследуемого биологического объекта или его части излучение направляется на фокусирующую линзу плеча образца.In the shoulder of the sample, i.e. in an endoscopic probe, radiation from the receiving-output fiber enters the collimator, where it is converted into parallel rays. The control unit sends an electrical signal to the drive of the scanning mirror, according to which this mirror switches from the scanning mode to the single sending mode, i.e. test beam radiation. Parallel collimator rays are focused on a scanning mirror, from where a single beam of radiation through a transparent section of the endoscopic probe enters the biological object under study or part of it. The radiation scattered back and back reflected from the biological object under study through the outer boundary of the transparent shell is fed back to the scanning mirror and then to the focusing lens. Through this lens, radiation is directed to a fiber bundle, on which the angular distribution of the scattered beam is formed. Using a fiber bundle, the radiation scattered back and back reflected from the biological object under study or its part is directed to the focusing lens of the shoulder of the sample.
Вторая часть излучения (10% излучения источника излучения) с оптического разветвителя источника излучения посредством одномодового оптического волокна опорного плеча поступает на фокусирующую линзу опорного плеча, с помощью которой это излучение направляется на нейтральный фильтр (23). Этот фильтр уменьшает световой поток в опорном плече до уровня, необходимого для последующей интерференции пучков излучения из опорного плеча и плеча образца на оптическом смесителе. Излучение из оптического смесителя попадает на разделительную пластину, которая перенаправляет часть интерференционного сигнала на датчик волнового фронта, а часть на спектрометр. Датчик волнового фронта фиксирует искажения в распространении волны и отправляет их картограмму в виде электрических сигналов блок управления, спектрометр фиксирует интерференционный сигнал от точечного источника и также отправляет его в блок управления.The second part of the radiation (10% of the radiation of the radiation source) from the optical splitter of the radiation source through a single-mode optical fiber of the support arm is fed to the focusing lens of the support arm, with which this radiation is directed to a neutral filter (23). This filter reduces the luminous flux in the support arm to the level necessary for subsequent interference of the radiation beams from the support arm and the arm of the sample on the optical mixer. The radiation from the optical mixer falls on the separation plate, which redirects part of the interference signal to the wavefront sensor, and part to the spectrometer. The wavefront sensor detects distortions in the wave propagation and sends their cartogram in the form of electrical signals to the control unit, the spectrometer detects the interference signal from a point source and also sends it to the control unit.
Оцифрованные сигналы анализируются и формируется геометрическая модель рельефа поверхности зеркала корректора волнового фронта, соответствующая имеющимся аберрациям. Корректор волнового фронта получает электрические сигналы от блока управления, и оптическая поверхность его зеркала искажается (например, посредством приложения различных напряжений к электродам пьезоэлектрической пластины, находящейся под биморфным зеркалом корректора волнового фронта).The digitized signals are analyzed and a geometric model of the surface relief of the wavefront corrector mirror corresponding to the existing aberrations is formed. The wavefront corrector receives electrical signals from the control unit, and the optical surface of its mirror is distorted (for example, by applying different voltages to the electrodes of the piezoelectric plate located under the bimorph mirror of the wavefront corrector).
Устройство переходит во второй режим работы. Пути оптических и электрических сигналов в этом режиме в целом совпадают с теми, что были описаны выше, с той лишь разницей, что привод сканирующего зеркала эндоскопического зонда обеспечивает последовательное сканирование по двум или трем координатным осям, а детектор волнового фронта регистрирует подвергшийся коррекции волновой фронт и в случае появления дополнительных искажений (вызванных например, сменой объекта исследования или эндоскопического зонда) посылает в блок управления электрические сигналы о необходимости внесения дополнительных изменений в форму зеркала корректора волнового фронта.The device goes into the second mode of operation. The paths of optical and electrical signals in this mode generally coincide with those described above, with the only difference being that the scanning mirror drive of the endoscopic probe provides sequential scanning along two or three coordinate axes, and the wavefront detector registers the wavefront that has undergone correction and in case of additional distortions (caused, for example, by changing the object of study or the endoscopic probe), sends electric signals to the control unit about the need to make up to olnitelnyh changes in the mirror corrector of wavefront shape.
В конкретной реализации разработанного устройства эндоскопической оптической когерентной томографии с коррекцией волнового фронта в качестве одномодовых оптических волокон использованы одномодовые световоды P3-980A-FC-2. В качестве составных частей волоконного жгута использованы многомодовые оптические кабели BF13LSMA. В качестве фокусирующих линз использованы двояковыпуклые линзы LB1157-C и LB1757, в качестве коллиматора - волоконный коллиматор F240FC-C, в качестве оптического разветвителя - широкополосный оптический делитель в пропорции 90:10% TW1300R2A1, а в качестве разделительной пластины -широкополосный оптический делитель в пропорции 50:50% TW1300R5F1, в качестве нейтрального фильтра - неселективный фильтр с антибликовым покрытием NENIR10A-C. В качестве детектора волнового фронта использован датчик волнового фронта Шака-Гартмана WFS20-5C(/M), а вместо корректора волнового фронта использовано пьезоэлектрически деформируемое зеркало DMP40(/M)-F01. Вместо оптического смесителя применен сверхбыстрый светоделитель/светосумматор с заданной дисперсией групповой задержки UFBS5050. Все вышеуказанные комплектующие производства фирмы «Thorlabs» (США). В качестве источника излучения использован суперлюминесцентный диод SLD-56-HP фирмы «Superlum» (Россия), в качестве спектрометра использован модуль РРО-ОСТ (Р&Р Optica, Канада). В качестве блока вычислений и формирования томографического изображения применен ноутбук Toshiba Satellite С670-14K с процессором Intel Core i3-2310M и оперативной памятью SO-DIMM DDR3 объемом 3 Гб.In a specific implementation of the developed device for endoscopic optical coherence tomography with wavefront correction, single-mode optical fibers P3-980A-FC-2 are used as single-mode optical fibers. As components of the fiber bundle used multimode optical cables BF13LSMA. LB1157-C and LB1757 biconvex lenses were used as focusing lenses, F240FC-C fiber collimator was used as a collimator, 90: 10% TW1300R2A1 optical broadband splitter was used as an optical splitter, and a wideband optical divider was used as a dividing plate. 50: 50% TW1300R5F1, as a neutral filter - non-selective filter with anti-reflective coating NENIR10A-C. A Shack-Hartmann wavefront sensor WFS20-5C (/ M) was used as a wavefront detector, and a DMP40 (/ M) -F01 piezoelectric deformable mirror was used instead of a wavefront corrector. Instead of an optical mixer, an ultrafast beam splitter / beam suppressor with a specified group delay dispersion UFBS5050 is used. All of the above components manufactured by Thorlabs (USA). A superluminescent diode SLD-56-HP from Superlum (Russia) was used as a radiation source, and a PPO-OST module (P & P Optica, Canada) was used as a spectrometer. A Toshiba Satellite C670-14K laptop with an Intel Core i3-2310M processor and 3 GB SO-DIMM DDR3 RAM was used as a block of calculations and tomographic imaging.
В конкретной реализации повышение качества получаемых изображений, охарактеризованное величиной отношения сигнал/шум составило около 19% по сравнению с прототипом, что свидетельствует о выполнении поставленной технической задачи.In a specific implementation, the improvement in the quality of the resulting images, characterized by the signal-to-noise ratio, was about 19% compared with the prototype, which indicates the fulfillment of the technical task.
Предлагаемое устройство эндоскопической оптической когерентной томографии с коррекцией волнового фронта может использоваться в медицине и ветеринарии для проведения диагностических исследований, контроля над процессом лечения, планирования объема резекции, подбора участка для прицельной биопсии, послеоперационного мониторинга, а также в физике для проведения трехмерных измерений, неразрушающего контроля над качествов тонкопленочных покрытий, химических волокон, бумаги, микроэлектромеханических систем, некоторых оптических компонентов, миниатюрных литых изделий из пластика, жидкокристаллических дисплеев, поверхностного монтажа, корпусирования интегральных схем и т.п.The proposed device for endoscopic optical coherence tomography with wavefront correction can be used in medicine and veterinary medicine for conducting diagnostic studies, monitoring the treatment process, planning the resection volume, selecting a site for targeted biopsy, postoperative monitoring, as well as in physics for conducting three-dimensional measurements, non-destructive testing over the qualities of thin-film coatings, chemical fibers, paper, microelectromechanical systems, some optical components nents, miniature molded plastics, liquid crystal displays, surface mount encapsulation of integrated circuits, etc.
Claims (1)
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| RU2018144097U RU187692U1 (en) | 2018-12-13 | 2018-12-13 | Device for endoscopic optical coherence tomography with wavefront correction |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| RU2018144097U RU187692U1 (en) | 2018-12-13 | 2018-12-13 | Device for endoscopic optical coherence tomography with wavefront correction |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| RU187692U1 true RU187692U1 (en) | 2019-03-14 |
Family
ID=65759034
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| RU2018144097U RU187692U1 (en) | 2018-12-13 | 2018-12-13 | Device for endoscopic optical coherence tomography with wavefront correction |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| RU (1) | RU187692U1 (en) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN115253090A (en) * | 2022-09-30 | 2022-11-01 | 北京心联光电科技有限公司 | Photodynamic therapy equipment at somatic cell level |
Citations (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US20070258095A1 (en) * | 2006-05-02 | 2007-11-08 | The Regents Of The University Of Ca | High-resolution retinal imaging using adaptive optics and fourier-domain optical coherence tomography |
| US20090043211A1 (en) * | 2007-03-28 | 2009-02-12 | Albert Ting | Mems based optical coherence tomography probe |
| US20140218684A1 (en) * | 2013-02-01 | 2014-08-07 | Carl Zeiss Meditec, Inc. | Systems and methods for sub-aperture based aberration measurement and correction in interferometric imaging |
| CN105640480A (en) * | 2016-04-11 | 2016-06-08 | 佛山市南海区欧谱曼迪科技有限责任公司 | Motion adaptive common-path OCT endoscope system |
| RU184084U1 (en) * | 2017-12-13 | 2018-10-15 | Федеральное государственное бюджетное образовательное учреждение высшего образования "Тамбовский государственный технический университет" (ФГБОУ ВО "ТГТУ") | The device of an endoscopic probe for optical coherence tomography |
-
2018
- 2018-12-13 RU RU2018144097U patent/RU187692U1/en not_active IP Right Cessation
Patent Citations (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US20070258095A1 (en) * | 2006-05-02 | 2007-11-08 | The Regents Of The University Of Ca | High-resolution retinal imaging using adaptive optics and fourier-domain optical coherence tomography |
| US20090043211A1 (en) * | 2007-03-28 | 2009-02-12 | Albert Ting | Mems based optical coherence tomography probe |
| US20140218684A1 (en) * | 2013-02-01 | 2014-08-07 | Carl Zeiss Meditec, Inc. | Systems and methods for sub-aperture based aberration measurement and correction in interferometric imaging |
| CN105640480A (en) * | 2016-04-11 | 2016-06-08 | 佛山市南海区欧谱曼迪科技有限责任公司 | Motion adaptive common-path OCT endoscope system |
| RU184084U1 (en) * | 2017-12-13 | 2018-10-15 | Федеральное государственное бюджетное образовательное учреждение высшего образования "Тамбовский государственный технический университет" (ФГБОУ ВО "ТГТУ") | The device of an endoscopic probe for optical coherence tomography |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN115253090A (en) * | 2022-09-30 | 2022-11-01 | 北京心联光电科技有限公司 | Photodynamic therapy equipment at somatic cell level |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP6909207B2 (en) | High resolution 3D spectral region optical imaging device and method | |
| US11890052B2 (en) | Frequency-domain interferometric based imaging systems and methods | |
| JP6924197B2 (en) | Systems and methods for improved OCT measurements | |
| CN105324649B (en) | Spectral wavefront analyzer and method for analyzing a wavefront | |
| KR101365081B1 (en) | Scanning optical image acquisition apparatus having adaptive optics and control method for the same | |
| US8472028B2 (en) | Optical coherence tomographic apparatus | |
| US7791734B2 (en) | High-resolution retinal imaging using adaptive optics and Fourier-domain optical coherence tomography | |
| US9354038B2 (en) | Swept source optical coherence tomography and method for stabilizing phase thereof | |
| JP5627321B2 (en) | Optical tomographic imaging apparatus and imaging method thereof | |
| US9039175B2 (en) | Three-dimensional retina image generation device | |
| US20120200859A1 (en) | Frequency-domain oct | |
| CN101884524B (en) | Wide view field optical coherence tomographic instrument based on adaptive optical technology | |
| CN101869466A (en) | Confocal scanning and optical coherence tomograph based on self-adaptive optical technology | |
| JP2012510610A (en) | Method and apparatus for collecting structural data using spectral optical coherence tomography | |
| EP3216388B1 (en) | Ophthalmologic apparatus and imaging method | |
| KR20170139126A (en) | The image pickup device | |
| US11154192B2 (en) | Method and arrangement for high-resolution topography of the cornea of an eye | |
| RU187692U1 (en) | Device for endoscopic optical coherence tomography with wavefront correction | |
| WO2018169486A1 (en) | Optical imaging device and method for imaging | |
| JP3934131B2 (en) | Coaxial spatial optical coherence tomographic image measurement device | |
| CN113229777B (en) | Visual quality analyzer | |
| WO2019035426A1 (en) | Measurement device | |
| CN114646613A (en) | Holographic dot matrix coherent imaging method and system | |
| JP2017173305A (en) | Wavelength coding multi-beam light coherence tomography | |
| JP2017211192A (en) | Imaging apparatus, and control method for the same |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| MM9K | Utility model has become invalid (non-payment of fees) |
Effective date: 20201214 |