CN105231989A - 用于扫频源光学相干域反射测量的装置 - Google Patents

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Abstract

本发明涉及用于扫频源光学相干域反射测量的装置，具体涉及用于尤其是人眼的可移动样本上的扫频源光学相干域反射测量(SS？OCDR)的装置，用于获得A扫描，具有根据样本长度的测量范围并具有可通过主波数k0调节的激光源以及用于从样本散开的光的至少一个接收器，其中，通过耦合装置以直径D的测量束在样本表面上照亮样本。光源具有δk<168m-1的光谱线宽并且光源的调整以τ<44s/(D*k0)执行。

Description

用于扫频源光学相干域反射测量的装置
本申请是申请日为2009年12月21日的题为“用于扫频源光学相干域反射测量的装置”的中国专利申请号为200980152271.6的分案申请。
技术领域
本发明涉及用于扫频源光学相干域反射测量(reflectometry)的装置，比如能够应用到眼睛的光学寿命测定(biometry)中。
背景技术
人工晶状体(intraocularlens)的光学耦合需要知道患者眼睛内的光学状况，特别是角膜、晶状体与视网膜之间的距离。
在最初通过超声波执行此位置测定后，一种光学操作并且非接触性的装置以卡尔·蔡司(CarlZeiss)的光学相干生物测量仪(IOLmaster)的形式引入。此情况中的工作原理是基于所谓的时域光学相干域反射测量法，比如，一种短相干干涉测量法在例如WO00/33729中得到了描述，其内容通过进一步引用被采用。主要部件是Michelson干涉仪，其能够检测由角膜、晶状体和视网膜散射回的光的干涉。短相干光源的应用意味着能够总是仅有短波链的互相干涉，并且这确定了测量精度。为使患者的轴向运动不会造成虚假的测量结果，所谓的双束法被应用，其中由角膜散射回的光用作参考。
由于对于眼睛必须大于43mm(一般眼睛长度在大致20与32mm之间变化，极个别人在14与40mm之间变化，平均折射率大致为1.36)的测量范围在Michelson干涉仪的情况下必须被参考镜机械地横穿，该测量通常要持续几秒钟，在此过程中患者(例如)不允许眨眼，因为眼皮运动将使测量不能进行。
例如，通过诸如EP1391781的旋转棱镜来增加参考路径的调整率的努力并不成功，因为灵敏度并不足以达到所需的测量精度。
在DE4309056中描述了基于短相干的另一种测量方法，在该情况下来自于宽带光源的光被照入样本中，并且对从多个深度散射回的光进行光谱分析。深度信息通过对检测到的信号进行傅立叶变换获得。此方法被称为光谱域光学相干域反射测量(OCDR)(SDOCDR)或者，由于采用了傅立叶变换，也被称为傅立叶域OCDR(FDOCDR)。此类别还包括扫频源OCDR(SSOCDR)，其在OpticsExpress2003,2953页、S.H.Yunetal.所著的标题为“High-speedopticalfrequency-domainimaging”的文章中进行了描述，并且其中光源被光谱调谐，并且由探测器接收到的信号同样包括傅立叶变换后的深度信息。如已经在US5321501中对于时域光学相干层析技术(TDOCT)所示出的，实施光学相干层析技术(OCT)所需的图像被振镜(Galvo)扫描仪执行，其使测量束侧向偏转越过样本。
依照在超声波测量装置的情况中所引入的术语，在OCDR情况中的沿着光轴的一维(轴向)测量一般被称为总体A扫描(A-scan)，并且以下亦然。类似地依照超声波术语，在OCT情况中以侧向分量辅助的二维测量也被称为B扫描(B-scan)。
在光学生物测量中应用SSOCDR的第一种尝试在Appl.Optics36(1997)的6548-6553页中、F.Lexer,C.K.Hitzenberger,A.F.Fercher和M.Kulhavy所著的“Wavelength-tuninginterferometryofintraoculardistances”中被描述。此解决方案显示出原理上能够测量眼睛中的眼内距离，虽然测量精度处在很不精确的0.82mm的水平上。
对于此解决方案的一种改进在SPIE[3251-6]1998中、C.K.Hitzenberger,M.Kulhavy,F.Lexer,A.Baumgartner所著的“In-vivointraocularrangingbywavelengthtuninginterferometry”中被公开。在此，达到了0.15mm的分辨率，但仍不能满足需要。然而，对于眼睛长度的测量精度必须小于30μm，以将所确定的IOL折射率的冗余误差限制至1/10屈光度。
特别地，关于移动样本(比如眼睛)的OCDR和OCT方法具有的问题在于样本能够在测量期间运动，并且，如在S.H.Yunetal.(2004),OPTICSEXPRESS2977中所论述的，这能够大大减少信号并且使它们虚假。通常消除此问题的方法是极其复杂的追踪方法，其中样本的运动被探测并且测量束的位置被追踪。
对几百微米每秒的典型运动进行补偿的此类方法在例如，Hammeretal.(2005),JournalofBiomedicalOptics10(2),024038,和US2006/105903中被描述。此类方法的缺点在于，尽管技术花费巨大，但是此类系统的有限等待时间总是导致某些追踪误差，特别对于例如扫视这样的非常快的眼睛运动。
发明内容
基于现有技术，因此本发明的目的是详细说明一种装置，在其帮助下眼睛内的眼内距离能够被快速并准确地测量，特别是即使在发生典型眼睛运动的情况下，并且不显示出利用样本运动的主动测量束追踪的缺点，比如，等待时间误差。
此目的通过用于运动样本(特别是人眼)的扫频源光学相干域反射法(SSOCDR)的装置实现，目的在于获得A扫描，具有对应于样本长度的测量范围并且具有能关于质心波数k0来调谐的激光源和用于从样本反向散射的光的至少一个接收器，在直径为D的测量束的帮助下通过样本表面上的耦合装置来照亮样本，因为光源具有δk<168m-1的谱线宽度，并且光源的调谐在τ<44s(D*k0)的条件下执行。
因此，在眼睛的整个长度上有效地且以低的支出来测量距离，原因是尽管典型的眼睛运动高达1000μm/s并且假设对所述源的调谐率仅有适度的要求，由样本移动导致的确定干涉信号损失在晶状体、角膜与视网膜的表面之间的距离测量情况中被避免。
因此，本发明的解决方案具有的结果是，激光的调谐时间与样本中的可感知测量束轮廓相耦合，因而在激光的调谐时间期间可能发生的侧向样本位移能够显著地仅达到样本中的最小可能测量束直径的一部分。继而，干涉信号损失因此通过平均计算出不同的侧向干涉调制而被避免，因为在测量束的调谐期间在多个实例处被照亮的样本体积具有足够的重叠。
在此应当明确理解的是，可感知测量束轮廓为能够提供角膜、晶状体和视网膜的信号强度的那些轮廓，其足够用于间距分隔，原因是它们具有在相对短的眼睛的晶状体的后部直到长的眼睛的视网膜之间的区域内(8…40mm)的测量束腰部位置(waistposition)。
同时，本发明的解决方案还通过调谐期间的轴向样本位移避免了信号降低和信号恶化，例如，A扫描的扩展或者压缩以及所导致的眼结构的间距分隔内的不可接受的误差。
因此，产生了明显未受干扰的信号，而不需要利用样本运动进行测量束的主动追踪。
在此情况中，当光源具有关于质心波数k0的频谱调谐范围Δk且为至少Δk>18000m-1时是有利的。
在此情况中，调谐范围Δk与线宽δk的比率优选大于360，进一步优选大于2000，进一步优选大于4000，并且再进一步优选大于9000。此比率确保了实施测量深度与测量分辨率之间的适当比率。
当调谐率(Δk/τ)与激光线宽δk的商大于18kHz，优选地还大于4MHz，进一步优选地大于40MHz时，产生其他优点。
在此情况中，在光源的单个调谐期间执行被角膜、晶状体和视网膜反向散射的光的检测是特别有利的。在此，当在接收器处被检测到的反向散射的光以大于Δk(τ*δk)的比率被数字化时是特别有利的。这确保了光谱信息被充分扫描。
当光源的线宽δk处于22与50m-1之间时，本发明的装置特别适用。此类线宽能够例如通过可调谐光纤环形激光实现，并且在测量深度范围内提供可接受的敏感度下降。
当至少一个所描述的接收器(例如，截止频率有3dB的信号下降)的带宽大于2*Δk/(τ*δk)并且优选小于80MHz时特别有利。
根据本发明，用于眼睛的SSOCDR的装置为可调谐激光源，具有与样本隔离的参考臂和样本臂的干涉仪，在干涉仪输出处的探测器，和用于探测到的信号的信号处理单元。
根据本发明，在用于眼睛的SS-OCDR的装置中，A扫描中的视网膜信号和眼角膜信号的位置，与激光线宽δk互相匹配。
同样特别优选的是，采用参考干涉仪用于所述源的波数参考，并且因此用于OCDR信号的长度校准。
当在样本入口区域中的测量束直径D小于3mm时，用于眼睛的SSOCDR的装置特别具有优势。
同样优选是测量束将在进入眼睛之前会聚，优选地能够设定或者转换会聚的尺寸。特别是，通过设定会聚，能够使从多个眼睛区域(视网膜、晶状体、眼角膜)检测到的信号的相对强度互相耦合，或者优化所述相对强度，以便于对信号的测量距离和视觉评价的共同处理。
可替换地，如下情况也是有利的，测量束在进入眼睛之前是准直的(colliminated)，并且提供装置以重新设定眼睛，以能够检测光谱角膜信号和晶状体信号。由于重新设定，能够在眼睛的光轴上进行测量，眼睛的光轴可从视轴偏离高达14°。
当能够在准直测量束与会聚测量束之间转换时同样是有利的。
当测量束在角膜顶端外部照射到眼睛时产生本发明的其他优点，优选地为了定位测量束相对于眼睛的位置而提供能够被驱动的设备，特别是，通过评估接收器所检测到的光。这防止了角膜顶端的反射充满检测设备，或者防止了信噪比降低，这例如通过增加由强角膜反射所引起的散粒噪声(shoteffect)来实现。
此种用于定位测量束的设备，特别是当与激光的调谐同步时，允许获得B扫描并且因此允许在整个眼睛上实施OCT。这种测量束的定位能够，例如，通过实际已知的光学构造与借助于检流计扫描仪的角度偏转(这同样在US5321501已知)共同实现。
当在光源的调谐时间τ中将3*108至1*1013的光子通量引导到样本上时特别有利。通过恰当地选择波长(例如1016nm)能够避免光线损害效应。由此，能够通过优化散粒噪声所引起的信噪比，对弱散射眼结构实现高敏感性，而不损害眼组织。
当测量沿着眼睛的视轴实施测量时会是进一步有利的，因为，特别是，此轴上的距离信息对于匹配人工晶状体(intraocularlens)非常有价值。为此，测量束与定位光(fixerlight)应当共线地射入眼睛，但它们还能够具有不同的散度，例如，以补偿眼睛可能的折射误差。
当单模光纤被用在参考臂和/或光源臂和/或检测臂和/或参考干涉仪中，以避免干扰光纤中传播的不同模式与由此导致的伪像之间的寄生干涉时，能够产生本发明的有利改进。同样地，开放的光纤端部被设计为倾斜的抛光表面以避免干扰回射。
当参考信号和样本信号以恒定扫描速率被数字化时是有利的，优选地对于参考信号和样本信号采用相同的扫描速率。然而，为了减小出现的数据体积，如果选择适当的参考干涉仪，还能够以比扫描样本信号低的扫描速率扫描参考信号。
根据本发明，测量束具有的波长在600与1150nm之间，特别优选地，波长为700nm、800nm和1060nm。
用于眼睛上的SSOCDR的装置的优选改进产生，这在于以下事实：一种设备被提供用于在眼睛(特别是眼角膜)上透射具有400与1500nm之间的波长的瞄准记号，并且观察单元被提供以检测这些瞄准记号的反射。这些还能够对于眼角膜和晶状体的位置和形状的确定进行评估。
这样的情况是更有利的，观察单元(例如照相机)被提供用于检查测量束相对于眼睛的调整，观察单元优选地对测量束的波长和瞄准记号敏感。具有硅传感器的照相机在此特别适用，因为它们在近红外区中足够的冗余敏感度。
当光源能够相对于眼睛运动时，产生本发明的特别适当的改进，光源和参考干涉仪优选地牢固连接。
实施本发明的另一有利条件在于干涉仪能够相对眼睛运动，光源与干涉仪优选地牢固连接。
电气与光学连接被设计为可分离的情况是有利的。
本法明的装置使得能够在A扫描中借助OCDR方法以优于100μm、特别是优于30μm的精度在第一时间测量整个眼睛，以因此获得用于匹配人工晶状体的测量值。在此，测量能够包括眼角膜、晶状体与视网膜之间的两个或者更多个同时距离测量，并且对于一般的轴向和侧向患者运动稳定是强健的(robust)，其通常位于1mm/s区域内。
本发明将在下面在附图的帮助下得到更详细的阐述。
附图说明
图1、1a、1b、1c示出了本发明的装置的基本设计，
图2、2a、2b、2c、2d示出了本发明的优选实施例，并且
图3a、3b、3c、3d、3e示出了布置用于测量的参考平面的多种解决方案。
具体实施方式
在图1中的实施本发明的基本设计包括合适的可调谐激光器1，其特征在于以下变量：调谐时间τ、波长λ、光谱调谐范围Δk、质心波数k0、和激光线宽δk。
光束成形与耦合单元2既用于将激光器1的光束导向样本3(在此示意性表明为一个眼睛)，还用于将由样本3反向散射的光供给至检测器4，在此情况中D为投射到样本(在此为眼睛的角膜)上时测量束的直径。分配给激光器1的是参考干涉仪5，它的优选为两个的检测器6、7通过差分放大器8被连接至数据获取设备9。检测器包括芯片直径>0.1mm并且带宽小于80MHz的InGaAs光电二极管。
在此，参考干涉仪5为光纤视觉马赫·曾德(Mach-Zehnder)干涉仪，其具有连接至检测器6和7的两个输出端。参考干涉仪的臂之间的光学路径长度差为LREF。参考干涉仪5的臂能够包括具有多种色散的光纤，以使得即使存在波长差异，两个臂中也实现相同的色散，以在检测器6和7处实现最大调制对比。原理上还能够仅借助一个检测器6检测信号，而不需要差分放大器8，而信号质量会降低。
数据获取设备9同样连接至被样本3反向散射的光的检测器4，并连接至控制和评估单元10。这种连接允许控制盒评估单元10以获取并且处理从检测器4接收到并且借助数据获取设备9记录的信号，并且还允许数据获取设备9与控制和评估单元10之间的测量周期同步。另外，在数据获取设备9与激光器1之间提供了同步连接11，在其帮助下激光器1的调谐与数据获取同步。因此，如果激光器独立地进行周期性调谐，数据获取设备9还能够将控制信号传输至激光器1或者从此接收它们。
如图1a中所表明的，在此情况中，光束成形与耦合单元2能够被设计具有光纤耦合器12，同时对于分束器13进行这种实施也是可行的，如图1b中示出的。
控制与评估单元10通过数据获取设备9(在调谐时间τ内具有光谱调谐范围Δk)控制激光器1的调谐，并且由样本3反向散射并由检测器4测量的光被数字化并且以已知方式进行傅立叶变换，例如离散傅立叶变换DFT，以用于A扫描的重建。
在此情况中，A扫描的重建特别以此方式实现，即A扫描中的插补点间隔小于4*ln2/Δk，特别是小于4/3*ln2/Δk。如果耦合元件2不包括用于产生参考光成分的其他设备，以与K.Hitzenberger,A.F.Fercher和M.Kulhavy在“Wavelength-tuninginterferometryofintraoculardistances”,Appl.Optics36(1997),6548至6553页中描述的类似的方式，一种自相关信号作为A扫描被获得。此A扫描(其沿着光传播轴关于最强信号成分(大部分是角膜表面信号)对称)能够被修整以使多余信息被略去(图1c)。
在此情况中，参考干涉仪5用于精确地确定调谐过程的计时。为此，在数据获取设备9的帮助下的参考干涉仪信号与测量信号的同步记录允许将激光的瞬时相对波数非常精确地赋值至测量信号。
特别地，由此能够对于光谱域中的任意插补点系统插补测量信号(重测图)，例如，关于特定组织中的等距波数，以便在傅立叶变换后获得在整个测量深度范围上具有连续分辨率的A扫描。另外，对于降低了分辨率的色散的数字补偿在此同样是可能的。此类重测图和这些色散补偿在US7330270中对于SD-OCT进行了描述，在此对其全部内容进行引用。
如V.J.Srininivasanetal.OpticsLetters32,361中描述的，此情况中，通过示例的方式，等距波数能够经由对来自于参考干涉仪5的信号以希尔伯特(Hilbert)变换的方式进行相重建并且随后确定等距相间隔来获得。
为此，需要进一步确保激光源1的波数的调谐中的统计学误差特别小，以使来自于参考干涉仪5的信号的相能够单独地重建。特别有效的是，波数误差的标准偏差σk保持在由长度LREF规定的极限值σk<π/(LREF*v)以下，以使相误差>π能够(例如)仅每400(v＝4.05)...10000(v＝3.23)次扫描时发生。
OCDR信号还能够通过平均并且减去背景信号得到改善，背景信号可在无样本的情况下获得，或者通过被遮盖住的测量束来获得。
图1c示出了对于作为样本3的眼睛的实例进行的A扫描，也就是说沿光轴的纵向轮廓。在此情况中，从左到右的峰示出了角膜、晶状体的前侧、晶状体的后侧和视网膜的反射。
图2示出了本发明用于眼睛的生物学测量的一个优选实施例。基本设计由可调谐激光源1、束成形与耦合单元2、具有检测器6、7的参考干涉仪5、赋值差分放大器8和对应图1中已知设计的数据获取单元9组成。另外，在此布置在激光器1的下游的是另一个干涉仪14，其实施射入样本3(眼睛)并且与参考光部分一起反向散射的光的干涉，所述参考光部分随后在检测器15和16的帮助下能够被检测。分配给干涉仪14的两个检测器15、16的是放大器17，在特殊实施例中，其能够在差分放大器与总计增益之间转变。放大器17的输出随后被连接至数据获取单元9。
基本信号处理在此以先前所描述的用于获得自相关信号相同的方式实现，基本信号处理也就是说(以示例的方式)来自于参考干涉仪5的信号的检测、重测图、背景减除和傅立叶变换。
在此情况中，参考光部分通过干涉仪14中的包括光纤部分的传送参考臂来产生。可替换地，还能够采用通过反射获得的参考光部分，例如在光纤端部处。图2a和图2b示出了此类光纤干涉仪的两个变型。采用可调整衰减器26，其允许参考光部分被设定以顺利响应检测器15和16，另外，处于这些干涉仪的参考臂中。样本臂或者参考臂中的可能的极化补偿器未被示出，该极化补偿器能够对参考光和样本光的极化状态进行部分或者完全补偿，以达到充分干涉的目的。
第一光纤耦合器27起到划分成样本臂和参考臂的作用。
在图2a的此情况中，光纤耦合器27的分割比被设定成使从样本返回的光的主要部分被供给至检测器15和16。
光纤耦合器28用于这样的目的：将来自于参考臂的参考光线干涉性地叠加到返回样本光上，并且将相反相位的信号部分供给至检测器15和16以用于平衡检测。原理上，还能够应用WO2004/111661中描述的选择，来确定用于FD-OCDR中的镜面伪像推测(mirrorartifactsupposition)的其他积分部分。
在图2b中，光纤耦合器27实现参考臂衰减的一部分，并且光纤耦合器29以这种方式被选择，即从样本返回的光主要被供给至检测器15和16。当可调整衰减器26仅具有有限的衰减范围时这是有利的。另外，可见光仍然能够从固定光源19经由光线耦合器27进入。
如果可调整衰减器26被设计使参考光还能够被完全阻挡，则从而也能够因此获得上述自相关信号。在此情况中，放大器17被转换至加法运算，然而，假设采用参考光部分以用于平衡检测，则需要转换至减法运算。假设参考臂未被阻挡，则加法信号还能够被应用到激光监控。
已经证明对于眼睛测量选取红外线区中的测量波长λ是有效的，也就是说，例如，在600与1150nm之间，特别优选的值例如为700nm、800nm和1060nm。
另外，本布置具有观察相机18和固定源19。观察相机18对应WO00/33729中的CCD相机，其全部内容在此作为引用，并且在此用于控制测量布置相对患者的眼睛3的对准；为此，另外还能够将瞄准记号投射到眼睛上。这意味着它们应该至少具有对于测量波长λ的冗余敏感度，并且这对于具有硅传感器(包括CMOS形式)的相机来说一般是有效的，特别是测量束在角膜处的相对强的反射能够被有效确定。固定源19用来使眼睛相对测量布置对准，并且能够(例如)被设计为与DE10323920中的提出的类似，其全部内容在此作为引用。能够通过施加合适的控制影响患者，以使测量随意地在眼睛的轴线上或者在视轴线上进行(“重新设定(refixation)”)。
为了测量，患者将他的头20放置到检查对象支架(testsubjectrest)21上，以使它大部分保持在支架上。激光器1和干涉仪14在稳定位置中相互连接并且能够在装置(在此未示出)的帮助下共同移动，以关于患者的眼睛3进行调整。当光线通过光纤导向时此稳定位置连接同样证明了是有利的，特别是对于单模(monomode)光纤。因此尤其能够通过采用可变光纤光学极化补偿器(门电路)来分配。
数据获取单元9允许对来自于放大器8的(来自于参考干涉仪5的信号)和来自于放大器17的(来自于干涉仪14的信号)的具有不同位深度(bitdepth)的信号进行数字化。为减少要被传输的数据体积，用于参考干涉仪信号的数字化的最小位深度MBT在此情况中与参考干涉仪5中的光学波长差LREF匹配并且与光学OCDR测量范围ZMAX匹配，所述匹配以以下方式进行：MBT>＝log2(2/(1-|cos(π*LREF/2ZMAX)|)。假设LREF＝100mm并且aZMAX＝60mm，则MBT＝4bit。
小于14位的位深度被用于将来自于干涉仪14的OCDR信号数字化，10bit的位深度特别适合。
控制单元10通过线22被连接至数据获取单元9，以能够转换所测信号的位深度。此种位深度转换(例如)对于在自相关测量与在参考臂的帮助下进行的测量之间的转换上的优化响应是有利的。
进一步，控制单元10被连接至束成形和耦合单元2(线23)，以能够实施焦距的变换(如DE10323920中那样的)，同时放大器17能够通过另外的线24控制，特别是能够在加法功能与微分功能之间转换。另外，实施放大器的放大比率的转换，特别是如果OCDR信号过激，或者在自相关测量与对于来自于参考臂的参考光部分的测量之间转换的情况下。
为了聚焦的目的，耦合单元2包括聚焦透镜30，其在前眼部分后面(优选在角膜后8至25mm，最多为角膜后40mm)的眼睛中产生测量束焦点。可替换地，还能够采用衍射或者反射聚焦元件。在此情况中还能够通过合适的调节光学元件对眼睛的折射进行调节。在此，以如下方式将固定源19供给至耦合单元2中是有利的：即固定不受测量束的聚焦的影响，，并且产生固定光在视网膜上的最好的可能成像，也就是说优选地在聚焦透镜30的下游。另外，耦合光学器件同样能够包括用于偏移或者偏转测量束的设备，特别是为了改善OCDR信号，例如通过侧向测量束偏移来避免强烈干涉角膜反射。
干涉仪14中的参考臂的衰减或者阻挡的转换是通过控制单元10与干涉仪14之间的连接25实现的。图2c示出了在根据图2的布置的帮助下所测量的A扫描(利用参考臂)，同时图2d示出了利用被阻挡的参考臂的相似测量，也就是说通过确定反向散射的样本光的自相关函数来进行，而不表现镜像对称信号部分。
在优选值为调谐范围Δk＝112000m-1,D＝2mm,波长λ＝1060nm以及调谐时间τ＝500μs的条件下，能够第一时间在一次测量操作中以OCDR分辨率/测量精度为<30μm来确定整个眼睛长度和晶状体的位置。在此确信的是测量结果不会由于无意的眼睛运动而恶化。
已经显示出最大激光线宽δk取决于测量模式(regime)。在测量自相关函数的情况中(也就是说参考臂受阻挡)，激光线宽必须小于162m-1。
如果采用具有参考臂的布置，则能够合适地定义样本中的参考平面以确保：1.来自于角膜、晶状体和视网膜的信号以足够强度被检测出，以及2.镜面伪像能够通过计算被抑制或者被识别并排除。图3a、3b、3c、3d、3e对于参考平面的多个位置示意性示出了这个，其能通过参考与样本光路径之间的波长差设定。
在图3a中，参考平面被设定在视网膜(R)后面，结果是最大激光线宽为93m-1(在54mm的全部测量范围上的信号下降为80db，以曲线示意性地表示)。R'、C'在此和以下代表镜面伪像。
在图3b中，参考平面被设定在角膜(C)的前面，结果是最大激光线宽为81m-1(在54mm的全部测量范围上的可能信号下降为60db，因为角膜的反射优于视网膜)。
在图3c中，参考平面被设定在角膜(C)与视网膜(R)之间，结果是最大激光线宽为162m-1。
如在图3a中那样，在图3d中，参考平面被设定在视网膜(R)后面；假设在54mm的全部测量范围上目标信号的下降仅为20db，结果是最大激光线宽为47m-1。这是优选激光线宽δk。在此需要在参考平面与位于眼睛最近处并且被测量束横穿的光学元件之间采用64mm的最小间隔。
图3e示出了在自相关函数测量的情况中的条件。对于实质上更窄的激光线宽(<20m-1)，这里存在这样的风险，信号伪像能够自光学元件的反射产生并且使测量结果的判读恶化。
如果目的是联合采用测量与镜面信号(图3c)，或者如果存在测量信号之间的不期望的重叠(例如，图3a、图3b中的R、C)的风险，需要对镜面信号(R’,C’)进行唯一识别以避免误差。
为达到此目的，优选在测量或者重建的条件中实施变化，以此方式来执行镜面信号中的唯一变化，从而允许人工和自动识别，或者抑制。
为此，第一优选选择为参考臂与样本臂的长度之间的差别中的变化，其在镜面信号的情况中实现与测量信号相反并且能够被数字检测到的局部变化。例如，这能够通过改变检查对象与测量设备之间的距离(优选在0.1至4mm的范围内)，以及通过确定将被识别的信号部分的信号分布的第一时刻(moment)来执行。可替换地，还能够在激光的连续调谐之间执行参考臂与样本臂之间的非常快的相移动，通过此方法能够采用光谱数据重建复杂的FD-OCDR信号，在此情况中还能够完全或者部分抑制镜面伪像(与US7433046B2相比较)。镜面伪像的此完全或者部分抑制此时同样适于作为识别特征。然而，此过程对于样本运动来说比确定相对大的局部变化更加复杂且更加敏感。另一选择是采用根据US7330270的非平衡色散，然而，接下来需要利用不同色散补偿系数进行若干次数字化重建，以影响并且确定测量和镜面信号的不同程度的拖尾效应(smearing)。特别地，在色散校正期间的信号改变所具有的效果是，产生从镜面信号到测量信号的拖尾效应，其结果是这将同样能够执行识别，例如，通过确定将被识别的信号部分的分布的第二时刻。
另一有利解决方案是通过排除眼角膜与视网膜之间的区域内的干涉仪参考平面的定位而基本避免了测量与镜面信号之间的不期望的重叠。为此，一个可能实施例是设计干涉仪，以使参考平面总是可靠地定位于保持在头部支撑体中的检查对象的眼角膜的前面(图3b)，同时测量范围被选择成足够大，以覆盖定位误差和眼睛长度范围，特别是通过选择至少44mm的干涉仪测量范围(单侧A扫描长度)。如果目的是便于患者眼睛的调整，推荐选择至少50mm的干涉仪测量范围。
有利地，在本发明解决方案的情况中，不仅能够通过B扫描检测单个眼睛区域(例如视网膜的前室)，而且能够同时获得来自于各个其他区域的附加B扫描信息。这是特别有利的，因为此附加信息不仅允许非常精确地测量眼结构在各个A扫描内的间隔(尽管在B扫描记录期间可能发生眼睛运动)，而且允许对B扫描数据进行校正以重新生成运动校正图像数据。通过示例的方式，为达到此目的优选的是，记录视网膜区域的B扫描，与此同时B扫描同时包括眼角膜的图像信息，例如，来自于眼角膜的前表面或者后表面的镜面反射。在此假如允许存在B扫描记录期间的检查对象的轴向眼睛运动，这些运动会共同影响眼角膜和视网膜结构的轮廓。如果角膜的图像信息现在以它将对应于另外纪录的或由测量确定的形状的方式校正，为此采用的校正同样能够适用于对应于视网膜结构的图像信息，并且运动校正表征同样能够因此实现。通过示例的方式，此类校正能够通过A扫描的轴向和侧向位移形成B扫描来实施，特别是以图像展示中的眼角膜结构的方式，例如，来自于先前通过眼角膜散光计或者眼角膜形貌确定的形状的并且特别是通过连续函数描述的最小偏差。
一种可替换校正选择是，参考角膜在B扫描中的明显局部表面曲率来分析角膜轮廓，并且得到调制频率，其随后可通过真实性考虑(plausibilityconsideration)来分离成形状部分和运动部分，以接下来减少图像数据中的运动部分。这优选以此方式实现，即眼角膜的至少一个边界表面被确定，并且其轴向位置相对于侧向偏转或者相应的A扫描记录实例被描绘出，并且通过傅立叶变换被转换为调制频谱。接下来，通过适当形式的过滤器能够获得形状部分和运动部分。运动部分接下来能够通过反傅立叶变换和图像数据中的A扫描的反向指向位移被校正，以使眼角膜和视网膜以及所述前室呈现校正的运动。上述用于调制频率的过滤器能够以本身在US7370969中已知的方式通过(例如)临床剖析图数据的分析来获得，其全部内容在此被引用。
本发明的实施并未被限定于所表明的示例性实施方式—专家改进并不超出本申请权利要求的保护范围。

Claims (10)

1.一种用于可移动样本上的扫频源光学相干域反射测量的装置，目的是获得A扫描，所述装置包括：
可调谐激光源；
用于自所述样本反向散射的光的至少一个接收器，其中，借助于直径为D的测量束在所述样本表面上照亮所述样本；
其中，所述光源具有δk<168m-1的线宽；并且
进一步其中，所述光源的调谐关于质心波数k0以时间τ执行，以及其中在光源的调谐时间τ期间将3*108至1*1013的光子通量引导到眼睛上。
2.根据权利要求1所述的用于可移动样本上的扫频源光学相干域反射测量的装置，进一步包括具有参考臂的干涉仪。
3.根据权利要求1所述的用于可移动样本上的扫频源光学相干域反射测量的装置，其中，所述样本是眼睛，并且所述A扫描中视网膜信号和角膜信号的位置与激光线宽δk相互匹配。
4.根据权利要求1所述的用于可移动样本上的扫频源光学相干域反射测量的装置，其中，所述样本是眼睛，并且其中所述测量束在进入眼睛之前会聚。
5.根据权利要求1所述的用于可移动样本上的扫频源光学相干域反射测量的装置，其中，所述样本是眼睛，并且其中所述测量束在进入眼睛之前是准直的，并且进一步包括用于重新设定眼睛的装置，以使测量在眼睛的光轴和眼睛的视轴中的一个上进行。
6.根据权利要求1所述的用于可移动样本上的扫频源光学相干域反射测量的装置，进一步包括在参考臂、光源臂、检测臂、和参考干涉仪的至少一个中的单模光纤。
7.一种用于可移动样本上的扫频源光学相干域反射测量的装置，所述可移动样本包括具有角膜的眼睛，所述装置包括：
可调谐激光源；
用于自所述样本反向散射的光的至少一个接收器，其中，借助于直径为D的测量束在所述样本表面上照亮所述样本；
其中，A扫描测量范围对应所述样本的深度；
其中，所述光源具有δk<81m-1的线宽；并且进一步其中，所述光源的调谐关于质心波数k0以τ<44s(D*k0)执行，以及其中所述装置包括具有参考平面的参考臂且其中所述参考平面被设定在所述角膜的前面。
8.根据权利要求7所述的用于可移动样本上的扫频源光学相干域反射测量的装置，其中，所述A扫描中视网膜信号和角膜信号的位置与激光线宽δk相互匹配。
9.一种用于可移动样本上的扫频源光学相干域反射测量的装置，所述可移动样本包括具有角膜的眼睛，所述装置包括：
可调谐激光源；
用于自所述眼睛反向散射的光的至少一个接收器，其中，借助于直径为D的测量束在所述样本表面上照亮所述样本；
其中，所述光源具有δk<47m-1的线宽；
其中，A扫描测量范围对应所述眼睛的深度；并且
进一步其中，所述光源的调谐关于质心波数k0以τ<44s(D*k0)执行；并且
其中，所述装置包括具有参考平面的参考臂且其中所述参考平面被设定在视网膜的后面。
10.根据权利要求9所述的用于可移动样本上的扫频源光学相干域反射测量的装置，其中，所述A扫描中视网膜信号和角膜信号的位置与激光线宽δk相互匹配。
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Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN111557637A (zh) * 2019-02-13 2020-08-21 深圳市斯尔顿科技有限公司 眼科测量系统

Families Citing this family (62)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE102008063225A1 (de) 2008-12-23 2010-07-01 Carl Zeiss Meditec Ag Vorrichtung zur Swept Source Optical Coherence Domain Reflectometry
DE102010032138A1 (de) 2010-07-24 2012-01-26 Carl Zeiss Meditec Ag OCT-basiertes, ophthalmologisches Messsytem
DE102010046500A1 (de) 2010-09-24 2012-03-29 Carl Zeiss Meditec Ag Verfahren und Vorrichtung zur Aufnahme und Darstellung eines OCT-Ganzaugenscans
DE102010051281A1 (de) 2010-11-12 2012-05-16 Carl Zeiss Meditec Ag Verfahren zur modellbasierten Bestimmung der Biometrie von Augen
DE102010055350A1 (de) * 2010-12-20 2012-06-21 Carl Zeiss Meditec Ag Vorrichtung zur interferometrischen Vermessung der Augenlänge und des vorderen Augenabschnitts
DE102011011277B4 (de) 2011-02-11 2024-05-08 Carl Zeiss Meditec Ag Optimierte Vorrichtung zur Swept Source Optical Coherence Domain Reflectometry und Tomography
JP5718154B2 (ja) * 2011-05-26 2015-05-13 株式会社トプコン 干渉光計測装置
US9112600B2 (en) * 2012-04-20 2015-08-18 Electronics And Telecommunications Research Institute Wavelength tuning time measurement apparatus and method for multi-wavelength passive optical network
JP2014016318A (ja) * 2012-07-11 2014-01-30 Sumitomo Electric Ind Ltd 光断層画像取得方法
DE102012019474A1 (de) 2012-09-28 2014-04-03 Carl Zeiss Meditec Ag Vorrichtung zur verlässlichen Bestimmung biometrischer Messgrößen des gesamten Auges
DE102012019473A1 (de) * 2012-09-28 2014-06-12 Carl Zeiss Meditec Ag Verfahren zur verlässlichen Bestimmung der Achslänge eines Auges
JP6118986B2 (ja) 2013-01-30 2017-04-26 サンテック株式会社 眼科用光断層画像表示装置
US9464883B2 (en) 2013-06-23 2016-10-11 Eric Swanson Integrated optical coherence tomography systems and methods
US9683928B2 (en) 2013-06-23 2017-06-20 Eric Swanson Integrated optical system and components utilizing tunable optical sources and coherent detection and phased array for imaging, ranging, sensing, communications and other applications
CN103743487B (zh) * 2013-12-30 2015-12-09 哈尔滨工程大学 一种光学相干域偏振测量装置
US10869623B2 (en) 2014-05-28 2020-12-22 Santec Corporation Non-invasive optical measurement of blood analyte
US10548520B2 (en) 2015-04-01 2020-02-04 Santec Corporation Non-invasive optical measurement of blood analyte
JP6685673B2 (ja) * 2015-05-01 2020-04-22 キヤノン株式会社 撮像装置
US10426336B2 (en) 2015-06-01 2019-10-01 Santec Corporation Optical coherence tomography system combining two wavelengths
DE102015218910B4 (de) 2015-09-30 2024-02-01 Carl Zeiss Meditec Ag Verfahren zur Signalübertragung in ophthalmologischen Geräten
JP2017142192A (ja) * 2016-02-12 2017-08-17 株式会社トーメーコーポレーション 光干渉断層計
US10677580B2 (en) 2016-04-27 2020-06-09 Santec Corporation Optical coherence tomography system using polarization switching
JP6758900B2 (ja) * 2016-04-28 2020-09-23 キヤノン株式会社 眼科撮像装置
US10969571B2 (en) 2016-05-30 2021-04-06 Eric Swanson Few-mode fiber endoscope
US9993153B2 (en) 2016-07-06 2018-06-12 Santec Corporation Optical coherence tomography system and method with multiple apertures
JP6294423B2 (ja) * 2016-09-08 2018-03-14 株式会社トーメーコーポレーション 眼科装置
JP6728007B2 (ja) * 2016-09-23 2020-07-22 株式会社Ｓｃｒｅｅｎホールディングス 撮像装置および撮像方法
WO2018055606A1 (en) * 2016-09-26 2018-03-29 Ixa Amc Office / Academic Medical Center Single-chip optical coherence tomography device
WO2018119077A1 (en) 2016-12-21 2018-06-28 Acucela Inc. Miniaturized mobile, low cost optical coherence tomography system for home based ophthalmic applications
US10857032B2 (en) 2017-04-11 2020-12-08 Manoj Motwani Systems and methods for corneal laser ablation
US10857033B2 (en) 2017-05-05 2020-12-08 Manoj Motwani Systems and methods for corneal laser ablation
US10426337B2 (en) 2017-06-01 2019-10-01 Santec Corporation Flow imaging in an optical coherence tomography (OCT) system
US10323926B2 (en) * 2017-06-21 2019-06-18 Canon U.S.A., Inc. Crosstalk elimination or mitigation in optical coherence tomography
US10408600B2 (en) 2017-06-22 2019-09-10 Santec Corporation Optical coherence tomography with a fizeau-type interferometer
US10206567B2 (en) 2017-07-12 2019-02-19 Santec Corporation Dual wavelength resampling system and method
US11154194B2 (en) 2017-11-03 2021-10-26 Nanoscope Technologies, LLC Device and method for optical retinography
US10502546B2 (en) 2017-11-07 2019-12-10 Santec Corporation Systems and methods for variable-range fourier domain imaging
JP7050282B2 (ja) * 2017-12-22 2022-04-08 株式会社トーメーコーポレーション 光断層画像撮影装置及びそれに用いる光源装置
JP6735961B2 (ja) * 2018-02-22 2020-08-05 株式会社トーメーコーポレーション 眼科装置
US11213200B2 (en) 2018-03-22 2022-01-04 Santec Corporation Topographical imaging using combined sensing inputs
US11067671B2 (en) 2018-04-17 2021-07-20 Santec Corporation LIDAR sensing arrangements
US10838047B2 (en) 2018-04-17 2020-11-17 Santec Corporation Systems and methods for LIDAR scanning of an environment over a sweep of wavelengths
CA3103899A1 (en) 2018-06-20 2019-12-26 Acucela Inc. Miniaturized mobile, low cost optical coherence tomography system for home based ophthalmic applications
WO2020019153A1 (zh) * 2018-07-24 2020-01-30 中国科学技术大学 一种飞秒激光雷达以及气体成分探测方法
CN109211934B (zh) * 2018-08-29 2021-01-26 南京理工大学 基于干涉显微的微球面缺陷检测装置及其检测方法
JP7406219B2 (ja) 2018-09-11 2023-12-27 株式会社トーメーコーポレーション 眼科装置
JP2020044027A (ja) 2018-09-18 2020-03-26 株式会社トプコン 眼科装置、その制御方法、プログラム、及び記録媒体
CN109691973B (zh) * 2018-12-29 2023-06-13 佛山科学技术学院 一种用于测量眼球脉动的光学相干层析成像系统
DE102019202739A1 (de) * 2019-02-28 2020-09-03 Carl Zeiss Meditec Ag Verfahren zur Steuerung eines Halbleiterlaserdioden-basierten SS-Interferometer-Systems
WO2020222304A1 (en) * 2019-04-30 2020-11-05 Atonarp Inc. Measuring system
DE102019007147A1 (de) 2019-10-09 2021-04-15 Carl Zeiss Meditec Ag Anordnung zur Laser-Vitreolyse
WO2021134087A1 (en) 2019-12-26 2021-07-01 Acucela Inc. Optical coherence tomography patient alignment system for home based ophthalmic applications
US11681093B2 (en) 2020-05-04 2023-06-20 Eric Swanson Multicore fiber with distal motor
US11802759B2 (en) 2020-05-13 2023-10-31 Eric Swanson Integrated photonic chip with coherent receiver and variable optical delay for imaging, sensing, and ranging applications
DE102020118331A1 (de) * 2020-07-10 2022-01-13 Heidelberg Engineering Gmbh Anordnung und Verfahren zur Ermittlung von Augenlängen
US10959613B1 (en) 2020-08-04 2021-03-30 Acucela Inc. Scan pattern and signal processing for optical coherence tomography
JP2023538542A (ja) 2020-08-14 2023-09-08 アキュセラ インコーポレイテッド 光干渉断層撮影ａ走査のデカービングのためのシステムおよび方法
US11393094B2 (en) 2020-09-11 2022-07-19 Acucela Inc. Artificial intelligence for evaluation of optical coherence tomography images
EP4221565A1 (en) 2020-09-30 2023-08-09 Acucela Inc. Myopia prediction, diagnosis, planning, and monitoring device
EP4000500A1 (en) * 2020-11-12 2022-05-25 Optos PLC Volumetric oct image data processing
WO2022204622A1 (en) 2021-03-24 2022-09-29 Acucela Inc. Axial length measurement monitor
CN113331824B (zh) * 2021-04-20 2023-09-26 北京九辰智能医疗设备有限公司 一种基于激光测量的眨眼判断方法及装置

Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2005047813A1 (en) * 2003-10-27 2005-05-26 The General Hospital Corporation Method and apparatus for performing optical imaging using frequency-domain interferometry
US20080100612A1 (en) * 2006-10-27 2008-05-01 Dastmalchi Shahram S User interface for efficiently displaying relevant oct imaging data

Family Cites Families (67)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2723967B2 (ja) 1989-05-11 1998-03-09 株式会社トプコン 生体眼の寸法測定装置
US5321501A (en) 1991-04-29 1994-06-14 Massachusetts Institute Of Technology Method and apparatus for optical imaging with means for controlling the longitudinal range of the sample
US5956355A (en) * 1991-04-29 1999-09-21 Massachusetts Institute Of Technology Method and apparatus for performing optical measurements using a rapidly frequency-tuned laser
US5984916A (en) * 1993-04-20 1999-11-16 Lai; Shui T. Ophthalmic surgical laser and method
DE4309056B4 (de) 1993-03-20 2006-05-24 Häusler, Gerd, Prof. Dr. Verfahren und Vorrichtung zur Ermittlung der Entfernung und Streuintensität von streuenden Punkten
US6137585A (en) * 1998-05-15 2000-10-24 Laser Diagnostic Technologies, Inc. Method and apparatus for recording three-dimensional distribution of light backscattering potential in transparent and semi-transparent structures
EP1125095B1 (en) * 1998-09-11 2008-02-27 Joseph A. Izatt Interferometers for optical coherence domain reflectometry and optical coherence tomography using nonreciprocal optical elements
EP1139857A2 (de) * 1998-12-10 2001-10-10 CARL ZEISS JENA GmbH Anordnung und verfahren zur berührungslosen messung der achslänge und/oder der hornhautkrümmung und/oder der vorderkammertiefe des auges, vorzugsweise zur iol-berechnung
JP2003504633A (ja) 1999-07-16 2003-02-04 パーデュー・リサーチ・ファンデーション 多数のサンプルから時間分解赤外線スペクトル情報を同時に収集するための方法及び装置
US6231186B1 (en) 2000-03-24 2001-05-15 Bausch & Lomb Surgical, Inc. Eye measurement system
US20030113065A1 (en) * 2000-05-18 2003-06-19 Masaki Ohmura Optical waveguide type diffraction grating and method for manufacturing the same
DE10130902A1 (de) 2001-06-27 2003-01-16 Zeiss Carl Interferometersystem, Verfahren zum Aufnehmen eines Interferogramms und Verfahren zum Bereitstellen und Herstellen eines Objekts mit einer Soll-Oberfläche
JP3737408B2 (ja) * 2001-10-15 2006-01-18 日本電信電話株式会社 膜厚モニタリング装置および方法
WO2003036229A1 (fr) 2001-10-25 2003-05-01 Toray Engineering Co., Ltd. Procede de mesure de forme superficielle et dispositif associe
JP3978024B2 (ja) * 2001-12-03 2007-09-19 株式会社ニデック 眼科装置及び角膜手術装置
US6630291B1 (en) 2002-08-21 2003-10-07 Eastman Kodak Company Thermally sensitive imaging materials containing phthalazine precursor
JP3471788B1 (ja) 2002-11-21 2003-12-02 清水 公也 酸素飽和度測定装置
US7560094B2 (en) 2003-02-03 2009-07-14 Showa Denko K.K. Modified layered metallosilicate material and production process thereof
US6930274B2 (en) * 2003-03-26 2005-08-16 Siemens Vdo Automotive Corporation Apparatus and method of maintaining a generally constant focusing spot size at different average laser power densities
DE10323920A1 (de) 2003-05-22 2004-12-16 Carl Zeiss Meditec Ag Verfahren und Anordnung zum Vermessen des vorderen Augenabschnitts
EP1644697A4 (en) 2003-05-30 2006-11-29 Univ Duke SYSTEM AND METHOD FOR BROADBAND QUADRATURE INTERFEROMETRY WITH LOW COHERENCE
GB2407155A (en) * 2003-10-14 2005-04-20 Univ Kent Canterbury Spectral interferometry method and apparatus
JP2005198851A (ja) 2004-01-16 2005-07-28 Konan Medical Inc 干渉式眼計測装置
US7370969B2 (en) 2004-03-31 2008-05-13 Nidek Co., Ltd. Corneal topography analysis system
DE102004037479A1 (de) * 2004-08-03 2006-03-16 Carl Zeiss Meditec Ag Fourier-Domain OCT Ray-Tracing am Auge
WO2006017837A2 (en) * 2004-08-06 2006-02-16 The General Hospital Corporation Process, system and software arrangement for determining at least one location in a sample using an optical coherence tomography
WO2006022342A1 (ja) 2004-08-26 2006-03-02 Nippon Telegraph And Telephone Corporation 生体組織測定用の光干渉トモグラフィー用光発生装置及び生体組織測定用の光干渉トモグラフィー装置
US7433046B2 (en) 2004-09-03 2008-10-07 Carl Ziess Meditec, Inc. Patterned spinning disk based optical phase shifter for spectral domain optical coherence tomography
US7301644B2 (en) * 2004-12-02 2007-11-27 University Of Miami Enhanced optical coherence tomography for anatomical mapping
US7869627B2 (en) 2004-12-07 2011-01-11 Aoptix Technologies, Inc. Post processing of iris images to increase image quality
JP4666461B2 (ja) * 2005-01-07 2011-04-06 株式会社ニデック 眼屈折力測定装置
US7330270B2 (en) 2005-01-21 2008-02-12 Carl Zeiss Meditec, Inc. Method to suppress artifacts in frequency-domain optical coherence tomography
US7391520B2 (en) * 2005-07-01 2008-06-24 Carl Zeiss Meditec, Inc. Fourier domain optical coherence tomography employing a swept multi-wavelength laser and a multi-channel receiver
JP4804820B2 (ja) 2005-07-15 2011-11-02 サンテック株式会社 光断層画像表示システム
JP4956540B2 (ja) 2005-07-28 2012-06-20 バイオプティジェン，インコーポレイテッド 低減された実効線幅を有する光コヒーレンス撮像システム及びそれを使用する方法
US7554668B2 (en) * 2005-09-06 2009-06-30 Carl Zeiss Meditec, Inc. Light source for swept source optical coherence tomography based on cascaded distributed feedback lasers with engineered band gaps
JP2007101267A (ja) * 2005-09-30 2007-04-19 Fujifilm Corp 光断層画像化装置
JP2007101266A (ja) 2005-09-30 2007-04-19 Fujifilm Corp 光断層画像化装置
US7400410B2 (en) * 2005-10-05 2008-07-15 Carl Zeiss Meditec, Inc. Optical coherence tomography for eye-length measurement
JP4461258B2 (ja) 2005-10-31 2010-05-12 国立大学法人 筑波大学 光断層画像化法における補正方法
WO2007065670A2 (de) * 2005-12-06 2007-06-14 Carl Zeiss Meditec Ag Interferometrische probenmessung
AT504181B1 (de) * 2006-08-16 2009-05-15 Zeiss Carl Meditec Ag Fourier-domain-interferometrie zur augen-teilstreckenmessung
US7468997B2 (en) 2006-01-20 2008-12-23 Praevium Research, Inc. System for swept source optical coherence tomography
JP4890878B2 (ja) 2006-02-16 2012-03-07 株式会社トプコン 眼底観察装置
WO2007109127A2 (en) * 2006-03-16 2007-09-27 Duke University Methods, systems, and computer program products for performng real-time quadrature projection based fourier domain optical coherence tomography
JP4768494B2 (ja) 2006-03-31 2011-09-07 テルモ株式会社 画像診断装置およびその処理方法
JP4898263B2 (ja) * 2006-04-07 2012-03-14 サンテック株式会社 光干渉断層画像表示システム
JP4864516B2 (ja) 2006-04-07 2012-02-01 株式会社トプコン 眼科装置
WO2007133961A2 (en) 2006-05-10 2007-11-22 The General Hospital Corporation Processes, arrangements and systems for providing frequency domain imaging of a sample
US7660698B1 (en) 2006-05-25 2010-02-09 Agrihouse, Inc. Phytometric intelligence sensors
JP4907227B2 (ja) * 2006-05-29 2012-03-28 株式会社ニデック 眼内寸法測定装置
US20070291277A1 (en) * 2006-06-20 2007-12-20 Everett Matthew J Spectral domain optical coherence tomography system
EP1870030A1 (en) 2006-06-23 2007-12-26 OPTOPOL Technology Spolka z o.o. Apparatus and method for frequency domain optical coherence tomography
JPWO2008029506A1 (ja) 2006-09-04 2010-01-21 学校法人北里研究所 オプティカル・コヒーレンス・トモグラフィー装置
JP2008122295A (ja) 2006-11-14 2008-05-29 Kitasato Gakuen オプティカル・コヒーレンス・トモグラフィー装置
US7916387B2 (en) * 2007-01-10 2011-03-29 Lightlab Imaging, Inc. Methods and apparatus for swept-source optical coherence tomography
WO2008089393A2 (en) * 2007-01-19 2008-07-24 Thorlabs, Inc. An optical coherence tomography imaging system and method
US7889355B2 (en) 2007-01-31 2011-02-15 Zygo Corporation Interferometry for lateral metrology
JP5448353B2 (ja) * 2007-05-02 2014-03-19 キヤノン株式会社 光干渉断層計を用いた画像形成方法、及び光干渉断層装置
JP2010529465A (ja) * 2007-06-08 2010-08-26 プレサイエント メディカル， インコーポレイテッド ラマン分光法を光ファイバ系低コヒーレンスリフレクトメトリと結合した光カテーテル構成
JP5495506B2 (ja) * 2008-05-13 2014-05-21 キヤノン株式会社 レーザ装置および光断層画像撮像装置
ES2957932T3 (es) 2008-12-10 2024-01-30 Massachusetts Gen Hospital Sistemas, aparatos y procedimientos para ampliar el rango de profundidad de imagen de tomografía de coherencia óptica mediante submuestreo óptico
DE102008063225A1 (de) 2008-12-23 2010-07-01 Carl Zeiss Meditec Ag Vorrichtung zur Swept Source Optical Coherence Domain Reflectometry
JP2011257160A (ja) 2010-06-04 2011-12-22 Canon Inc 光干渉断層撮像装置、光干渉断層撮像方法、およびプログラム
JP5913135B2 (ja) * 2011-01-05 2016-04-27 日本電信電話株式会社 波長掃引光源
DE102012019474A1 (de) 2012-09-28 2014-04-03 Carl Zeiss Meditec Ag Vorrichtung zur verlässlichen Bestimmung biometrischer Messgrößen des gesamten Auges
JP6456020B2 (ja) 2013-11-11 2019-01-23 キヤノン株式会社 光音響測定装置

Patent Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2005047813A1 (en) * 2003-10-27 2005-05-26 The General Hospital Corporation Method and apparatus for performing optical imaging using frequency-domain interferometry
US20080100612A1 (en) * 2006-10-27 2008-05-01 Dastmalchi Shahram S User interface for efficiently displaying relevant oct imaging data

Non-Patent Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
EDWARD C. W. LEE ET AL.: ""In vivo optical frequency domain imaging of human retina and choroid"", 《OPTICS EXPRESS》 *
V. J. SRINIVASAN ET AL.: ""High-speed, high-resolution optical coherence tomography retinal imaging with a frequency-swept laser at 850 nm"", 《OPTICS LETTERS》 *

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN111557637A (zh) * 2019-02-13 2020-08-21 深圳市斯尔顿科技有限公司 眼科测量系统

Also Published As

Publication number Publication date
CN102264278A (zh) 2011-11-30
EP4166066A1 (de) 2023-04-19
EP3308694B1 (de) 2022-11-02
EP3308694A1 (de) 2018-04-18
CN102264278B (zh) 2015-09-16
EP2367469A1 (de) 2011-09-28
EP2367469B1 (de) 2017-10-25
JP2012513260A (ja) 2012-06-14
JP6073406B2 (ja) 2017-02-01
JP2015157115A (ja) 2015-09-03
US9044164B2 (en) 2015-06-02
US20140268057A1 (en) 2014-09-18
US20110255054A1 (en) 2011-10-20
US8690330B2 (en) 2014-04-08
JP6523349B2 (ja) 2019-05-29
JP5744752B2 (ja) 2015-07-08
JP2019141692A (ja) 2019-08-29
WO2010072394A1 (de) 2010-07-01
CN105231989B (zh) 2017-06-30
JP2017056355A (ja) 2017-03-23
DE102008063225A1 (de) 2010-07-01
JP2021107026A (ja) 2021-07-29

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