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HINTERGRUND DER ERFINDUNG
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1. Gebiet der Erfindung
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Die
vorliegende Erfindung betrifft eine Vorrichtung zur Gewinnung von
Objektinformationen unter Verwendung der auf spektraler Interferenz
basierenden optischen Kohärenztomographie
(OCT) und betrifft insbesondere eine ophthalmologische Vorrichtung
bzw. eine Vorrichtung der Augenheilkunde zur Gewinnung okularer
bzw. das Auge betreffender Informationen.
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Herkömmlich ist
eine Vorrichtung zur Gewinnung von Informationen einschließlich eines
Querschnittbildes, einer Oberflächenform
und einer Tiefenabmessung eines Objekts und Verwendung einer auf
spektraler Interferenz basierenden optischen Kohärenztomographie (OCT) bekannt.
Dieser Vorrichtungstyp, der keinen Referenzspiegel antreibt, kann
die Objektinformationen schneller als eine normale Vorrichtung gewinnen,
welche eine nicht auf spektraler Interferenz basierende optische
Kohärenztomographie
(OCT) verwendet.
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Jedoch
deckt die auf spektraler Interferenz basierende OCT-Vorrichtung
einen in einer Tiefenrichtung schmaleren Informationserfassungsbereichs
als die nicht auf spektraler Interferenz basierende OCT-Vorrichtung
ab. Obwohl der Informationserfassungsbereich in der Tiefenrichtung
durch Antreiben bzw. Ansteuern des Referenzspiegels vergrößert werden
kann (siehe die
US
6 377 349 B1 , die
DE
19 814 057 A1 und die japanische ungeprüfte Patentveröffentlichung
Nr. HEI 11-325849), können
jedoch die Objektinformationen nicht schnell gewonnen werden.
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KURZDARSTELLUNG
DER ERFINDUNG
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Es
ist ein Gegenstand der Erfindung, die oben beschriebenen Probleme
zu überwinden
und eine Vorrichtung zur auf spektraler Interferenz basierenden
optischen Kohärenztomographie
(OCT), wobei Objektinformationen schnell gewonnen werden können und
ein Informationserfassungsbereich in einer Tiefenrichtung vergrößert werden
kann, und eine ophthalmologische Vorrichtung bereitzustellen.
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Um
die Ziele zu erreichen und in Übereinstimmung
mit dem Zweck der vorliegenden Erfindung umfasst eine Vorrichtung
zur Gewinnung von Objektinformationen durch auf spektraler Interferenz
basierende optische Kohärenztomographie
ein erstes optisches Projektionssystem zur Projektion von Licht
mit kurzer Kohärenzlänge auf
ein Objekt, um ein Objektlicht zu erzeugen, welches ein Reflexionslicht
von dem Objekt ist, ein zweites optisches Projektionssystem zur
Projektion von Licht mit kurzer Kohärenzlänge auf eine Referenzoberfläche, um
ein Referenzlicht zu erzeugen, das ein Reflexionslicht von der Referenzoberfläche ist,
ein optisches Interferenz-/Streuungs-/Lichtempfangssystem zur Überlagerung
des Objektlichts und des Referenzlichts zu dem Interferenzlicht,
Streuung des Interferenzlichts in vorbestimmte Frequenzkomponenten
und Empfangen des gestreuten Lichts mit einem Fotodetektor, ein
Spektralcharakteristik-Veränderungsmittel
zur Veränderung einer
Spektralcharakteristik, wenn das Interferenzlicht von dem optisches
Interferenz-/Streuungs-/Lichtempfangssystem
gestreut wird, und einen Berech nungsteil, der die Objektinformationen
auf der Grundlage eines Ausgangssignals von dem Fotodetektor gewinnt.
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Weitere
Ziele und Vorteile der Erfindung sind in der nachfolgenden Beschreibung
ausgeführt,
ergeben sich naheliegend aus der Beschreibung oder können durch
Anwenden der Erfindung erlernt werden. Die Ziele und Vorteile der
Erfindung können
durch die Vorrichtung in den Ansprüchen umgesetzt und gewonnen
werden.
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KURZE BESCHREIBUNG
DER ZEICHNUNGEN
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Die
beigefügten
Zeichnungen, in dieser Anmeldung enthalten sind und einen Teil von
ihr bilden, veranschaulichen Ausführungsformen der vorliegenden
Erfindung und dienen zusammen mit der Beschreibung der Erläuterung
der Ziele, Vorteile und Prinzipien der Erfindung. In den Zeichnungen
sind:
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1 eine
Ansicht, die eine schematische Konfiguration eines optischen Systems
einer auf spektraler Interferenz basierenden ophthalmologischen
OCT-Vorrichtung zeigt, die in Übereinstimmung
mit einer bevorzugten Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung ist;
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2 ein
schematisches Blockdiagramm eines Regelungs- bzw. Steuerungssystems
der ophthalmologischen OCT-Vorrichtung;
und
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3A und 3B Ansichten,
die einen Unterschied zwischen Querschnittsbildern zeigen, welche durch
Verändern
einer Spektralcharakteristik gewonnen sind.
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AUSFÜHRLICHE
BESCHREIBUNG DER BEVORZUGTEN AUSFÜHRUNGSFORMEN
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Nachstehend
ist eine ausführliche
Beschreibung einer bevorzugten Ausführungsform einer auf spektraler
Interferenz basierenden optischen Kohärenztomographie (OCT) – Vorrichtung
und einer ophthalmologische Vorrichtung, verkörperte durch die vorliegende
Erfindung, mit Bezug auf die beigefügten Zeichnungen gegeben. 1 ist
eine Ansicht, die eine schematische Konfiguration eines optischen
Systems einer auf spektraler Interferenz basierenden ophthalmologischen
OCT-Vorrichtung, die in Übereinstimmung
mit der bevorzugten Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung ist. Es sollte beachtet werden, dass
die Vorrichtung, die mit der bevorzugten Ausführungsform konsistent ist,
eine Vorrichtung zur Aufnahme eines Querschnittbildes eines vorderen
Segments eines Auges ist, welches ein Objekt ist, und ihr optisches
System umfasst ein optisches Objektlicht-Projektionssystem, ein
optisches Referenzlicht-Projektionssystem, ein optisches Interferenz-/Streuungs-/Lichtempfangssystem
(ein optisches Interferenzsignal-Erfassungssystem) und ein optisches Beobachtungssystem.
Obwohl die Vorrichtung, die mit der bevorzugten Ausführungsform
konsistent ist, darüber
hinaus ein optisches Ausrichtungssystem zur Ausrichtung der Vorrichtung
mit dem Auge, um eine vorbestimmte räumliche Beziehung zu haben,
umfasst, wird auf eine Beschreibung hiervon verzichtet, da ein optisches
System verwendet werden kann, das ähnlich einem bekannten optischen
Ausrichtungssystem ist, welches in einer Augenlinsenbrechkraftmessvorrichtung
und dergleichen verwendet werden kann.
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<Optisches Objektlicht-Projektionssystem>
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Eine
optisches Objektlicht-Projektionssystem 100 umfasst eine
Lichtquelle 1, eine Kollimatorlinse 2, einen halbdurchlässigen Spiegel 3,
einen Galvanospiegel 4, eine Objektivlinse 5 und
einen dichroitischen Spiegel 6, der nahinfrarotes Licht
transmittiert bzw. passieren lässt
und infrarotes Licht reflektiert. Die Lichtquelle 1 wie
etwa eine Super Lumineszenzdiode (SLD) sendet nahinfrarotes Licht
mit kurzer Kohärenzlänge aus.
Das von der Lichtquelle 1 ausgesendete Licht wird durch
die Kollimatorlinse 2 parallelisiert, und ein Teil davon
tritt durch den halbdurchlässigen
Spiegel 3. Das Licht, das durch den halbdurchlässigen Spiegel 3 hindurch
getreten ist, wird durch den Galvanospiegel 4 reflektiert
und tritt durch die Objektivlinse 5 und den dichroitischen
Spiegel 6, um in der Umgebung des Hornhautscheitels eines
Auges E konvergiert bzw. gebündelt zu
werden. Der Galvanospiegel 4 wird in einer vorbestimmten
Richtung gedreht (oszilliert bzw. in Schwingungen versetzt) (in
der bevorzugten Ausführungsform
eine Richtung zum Scannen bzw. Führen
des Lichts in einer Aufwärts-/Abwärtsrichtung
bezüglich
des Auges E). Darüber
hinaus ist der Galvanospiegel 4, von dem eine Reflexionsoberfläche an einem
hinteren Brennpunkt der Objektivlinse 5 positioniert ist,
so angeordnet, dass sich eine optische Weglänge nicht ändert.
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<Optisches Referenzlicht-Projektionssystem>
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Ein
optisches Referenzlicht-Projektionssystem 200 umfasst eine
Lichtquelle 1, die Kollimatorlinse 2, den halbdurchlässigen Spiegel 3,
die mit dem optischen Objektlicht-Projektionssystem 100 geteilt
werden, Totalreflexionsspiegel 7 bis 9, eine Kondensorlinse 10 und
einen Referenzspiegel 11. Das an dem halbdurchlässigen Spiegel 3 reflektierte
Licht von der Lichtquelle 1 wird durch die Spiegel 7 bis 9 reflektiert
und tritt durch die Kondensorlinse 10, um auf einer Reflexionsoberfläche des
Referenzspiegels 11 zu konvergieren.
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<Optisches Interferenz-/Streuungs-/Lichtempfangssystem>
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Ein
optisches Interferenz-/Streuungs-/Lichtempfangssystem 300 umfasst
ein optisches System zum Empfang des von dem Auge E reflektierten
Lichts (nachfolgend auch als Objektlicht bezeichnet) und ein optisches
System zum Lichtempfangen von an dem Referenzspiegel 11 reflektierten
Licht (nachfolgend auch als Referenzlicht bezeichnet).
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Das
optische Objektlicht-Lichtempfangssystem umfasst den dichroitischen
Spiegel 6, die Objektivlinse 5, den Galvanospiegel 4,
den halbdurchlässigen
Spiegel 3, die mit dem optischen Objektlicht-Projektionssystem 100 geteilt
werden, eine Kondensorlinse 13, eine Aufweitungslinse 14,
einen Gitterspiegel (Beugungsgitter) 15, eine brechkraftveränderliche
Linsengruppe 16, eine Zylinderlinse 17 und einen
Fotodetektor 18, dessen Empfindlichkeit im nahen Infrarotbereich
liegt. Der Gitterspiegel 15 ist so angeordnet, dass seine
Reflexionsoberfläche
an einem vorderen Brennpunkt der brechkraftveränderlichen Linsengruppe 16 positioniert
ist. Darüber
hinaus ist der Fotodetektor 18 so angeordnet, dass seine
Lichtempfangsoberfläche
an einem hinteren Brennpunkt der brechkraftveränderlichen Linsengruppe 16 positioniert
ist.
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Ein
durch das Licht, welches in der Umgebung des Hornhautscheitels des
Auges E durch das optische Objektlicht-Projektionssystem 100 gebündelt bzw.
konvergiert ist, erzeugte Reflexionslicht (d.h. das Objektlicht)
tritt durch den dichroitischen Spiegel 6 und die Objektivlinse 5 und
wird durch den Galvanospiegel 4 reflektiert, und ein Teil
davon wird durch den halbdurchlässi gen
Spiegel 3 reflektiert. Das durch den halbdurchlässigen Spiegel 3 reflektierte
Licht tritt durch die Kondensorlinse 13, um einmal konvergiert
zu werden, tritt durch die Aufweistungslinse 14, um seine
Lichtbündeldurchmesser
zu vergrößern, und
tritt in den Gitterspiegel 15 ein, um in Frequenzkomponenten
gestreut zu werden. Das durch den Gitterspiegel 4 gestreute
Licht tritt durch die brechkraftveränderliche Linsengruppe 16 und
die Zylinderlinse 17, um auf der Lichtempfangsoberfläche des
Fotodetektors 18 zu konvergieren. Im Übrigen sind der Lichtbündeldurchmesser
nach dem Durchtritt durch die Aufweitungslinse 14, die
Spaltabstände
des Gitterspiegels 15, die brechkraftveränderliche
Linsengruppe 16 und den Fotodetektor 18 in Abhängigkeit
einer Informationserfassungstiefe in einer Tiefenrichtung des Auges
E (einer Richtung einer optischen Achse) und einer Auflösung davon
optimiert. Darüber
hinaus kann die brechkraftveränderliche
Linsengruppe 16 zwischen wenigstens zwei Brennweiten umgeschaltet
werden, und dadurch kann eine Spektralcharakteristik des zu streuenden
Lichts verändert
werden.
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Das
optische Referenzlicht-Lichtempfangssystem umfasst den Referenzspiegel 11,
die Kondensorlinse 10, die Spiegel 9 bis 7 und
den halbdurchlässigen
Spiegel 3, die mit dem optischen Referenzlicht-Projektionssystem 200 geteilt
werden, und die Kondensorlinse 13, die Aufweitungslinse 14,
den Gitterspiegel 15, die brechkraftveränderliche Linsengruppe 16,
die Zylinderlinse 17 und den Fotodetektor 18,
die mit dem optischen Objektlicht-Lichtempfangssystem geteilt werden.
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Das
durch das Licht, das durch das optische Referenzlicht-Projektionssystem 200 bei
der Reflexionsoberfläche
des Referenzspiegels 11 konvergiert wird, erzeugte Reflexionslicht
(d.h. das Referenzlicht) tritt durch die Kondensorlinse 10 und
wird durch die Spiegel 9 bis 7 reflek tiert, und
ein Teil davon tritt durch den halbdurchlässigen Spiegel 3,
um mit dem Objektlicht überlagert
zu werden. Das mit dem Objektlicht überlagerte Referenzlicht tritt
durch die Kondensorlinse 13 und die Aufweitungslinse 14,
um durch den Gitterspiegel 15 in Frequenzkomponenten gestreut
zu werden und tritt durch die brechkraftveränderliche Linsengruppe 16 und die
Zylinderlinse 17, um bei der Lichtempfangsoberfläche des
Fotodetektors 18 zu konvergieren. Auf diese Weise bilden
der Gitterspiegel 15, die brechkraftveränderliche Linsengruppe 16,
die Zylinderlinse 17 und der Fotodetektor 18 einen
Spektrometerteil. Im Übrigen
ist der Fotodetektor 18 so angeordnet, dass seine Lichtempfangsoberfläche eine
räumliche
Beziehung hat, die zu der Hornhaut des Auges E konjugiert ist. Ferner wirkt
die Zylinderlinse 17 derart, dass sie den Lichtbündeldurchmesser
in einer Breitenrichtung des Fotodetektors 18 vergrößert, so
dass das Licht auf der Lichtempfangsoberfläche des Fotodetektors 18 empfangen
werden kann, unabhängig
von dessen Anordnungsfehler.
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<Optisches Beobachtungssystem>
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Ein
optisches Beobachtungssystem 400 umfasst den dichroitischen
Spiegel 6, eine Objektivlinse 19, eine Bilderzeugungslinse 20 und
ein Bildaufnahmeelement 21, dessen Empfindlichkeit im Infrarotbereich
liegt. Das Bildaufnahmeelement 21 ist so angeordnet, dass
seine Bildaufnahmeoberfläche
eine räumliche
Beziehung hat, die zu einer Pupille des Auges E konjugiert ist.
Eine Lichtquelle 22 wie etwa eine Leuchtdiode (LED) sendet
infrarotes Licht aus und beleuchtet ein vorderes Segment des Auges
E. Ein Bild von vorn des vorderen Segments, das von der Lichtquelle 22 beleuchtet
wird, wird von dem Bildaufnahmeelement 21 aufgenommen und
auf einem Monitor 41 angezeigt.
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2 ist
ein schematisches Blockdiagramm eines Regelungs- bzw. Steuerungssystems
der ophthalmologischen OCT-Vorrichtung. Ein Steuerteil 40 steuert
die gesamte Vorrichtung und dergleichen. Der Steuerteil 40 ist
mit dem Galvanospiegel 4, dem Fotodetektor 18,
dem Bildaufnahmeelement 21, dem Monitor 41, einem
Berechnungs-/Verarbeitungsteil 42,
Antriebs- bzw. Ansteuerteilen 43 bis 45, einem
Steuergerät 46,
einem Speicherteil 47 und dergleichen verbunden. Der Ansteuerteil 43 umfasst
einen Schrittmotor und dergleichen und bewegt jeweilige Linsen der
brechkraftveränderlichen
Linsengruppe 16 in Richtung der optischen Achse, um die
Brennweite zu verändern.
Der Antriebsteil 44 umfasst einen Schrittmotor und dergleichen
und bewegt die Zylinderlinse 17 und den Fotodetektor 18 in
Richtung der optischen Achse. Der Antriebsteil 45 umfasst
einen Schrittmotor und dergleichen und bewegt das gesamte optische
System in einer Rückwärts-/Vorwärts-Richtung bezüglich des
Auges E. Der Berechnungs-/Verarbeitungsteil 42 erzeugt
ein Querschnittsbild des Auges E auf der Grundlage eines Ausgangssignals
von dem Fotodetektor 18. Das Steuergerät 46 hat einen Schalter 46a zum
Aussenden eines Signals an den Antriebsteil 45, einen Schalter 46b zum
Senden eines Signals an den Antriebsteil 43, einen Bildaufnahmeschalter 46c und
dergleichen. Der Speicherteil 47 speichert das erzeugte
Querschnittsbild des Auges E.
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Durch
Verändern
der Brennweite der Linse zur Bündelung
des durch den Gitterspiegel in die Frequenzkomponenten gestreuten
Lichts bei der Lichtempfangsoberfläche des Fotodetektors verändert im Übrigen die
ophthalmologische OCT-Vorrichtung, die mit der bevorzugten Ausführungsform
konsistent ist, eine Spektralcharakteristik des Spektrometerteils
und gewinnt ein Schnittbild eines großen Bereichs in der Tiefenrichtung
bei niedriger Auflösung
und ein Querschnittsbild eines schmalen Bereichs in der Tie fenrichtung
mit hoher Auflösung.
Nachfolgend ist ein Prinzip davon beschrieben. Es ist zu beachten,
dass Δ den
gesamten Fotodetektor (CCD) und δ ein
Pixel auf dem Fotodetektor bezeichnet.
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Sei
f die Brennweite der Linse in dem Spektrometerteil, N die Anzahl
der Spalte bzw. Streifen des Gitterspiegels (Anzahl pro Millimeter),
m die Beugungsordnung, β der
Beugungswinkel und λ die
Wellenlänge,
so gilt der nachfolgende Ausdruck 1 bezüglich der Koordinate x der
CCD.
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Seien
NCCD und XCCD die
effektive Anzahl von Pixeln der CCD bzw. eine Breite darauf in der
Zerstreuungsrichtung des Gitterspiegels und ΔλCCD ein
auf die CCD gestreuter Wellenlängenbereich,
so gilt der folgende Ausdruck 2.
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Ein
Maßstab
eines Signals, das durch Ausführen
einer diskreten Fourier-Transformation oder einer inversen diskreten
Fourier-Transformation eines Interferenzbilds auf der CCD gewonnen
wird, kann als durch den nachfolgenden Ausdruck 3 gegeben abgeleitet
werden. Hierin bedeuten ω eine
Winkelfrequenz, und c bezeichnet die Lichtgeschwindigkeit.
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Aus
diesem Grund ist ein Pixel nach der Ausführung der diskreten Fourier-Transformation
oder der inversen diskreten Fourier-Transformation durch den folgenden
Ausdruck 4 gegeben.
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Dies
ist äquivalent
zu dem folgenden Ausdruck 5. Ausdruck
5
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Ferner
kann entsprechend der Eigenschaft der diskreten Fourier-Transformation
die maximale Tiefe durch NCCD/2 ausgedrückt werden.
Daher ist ein Informationserfassungsbereich Zmax in
der Tiefenrichtung durch den nachfolgenden Ausdruck 6 gegeben.
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Das
heißt,
der Informationserfassungsbereich in der Tiefenrichtung ist proportional
zur Brennweite f der Linse und umgekehrt proportional zum Beugungswinkel β. Somit wird,
wenn die Brennweite f der Linse in dem Spektrome terteil verlängert wird,
der Informationserfassungsbereich in der Tiefenrichtung vergrößert, während sich
die Auflösung
verringert, und wenn die Brennweite f verkürzt wird, erhöht sich
die Auflösung, während der
Informationserfassungsbereich in der Tiefenrichtung eingeengt wird.
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Nachfolgend
ist eine Arbeitsweise der Vorrichtung mit der oben genannten Konfiguration
beschrieben.
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Während ein
Untersucher die Vorderansicht des vorderen Segments des durch die
Lichtquelle 22 beleuchteten Auges E beobachtet, die auf
dem Monitor 41 angezeigt wird, bewegt er die Vorrichtung
in Aufwärts-/Abwärtsrichtung,
Links-/Rechtsrichtung und Rückwärts-/Vorwärtsrichtung
mit Hilfe eines Betätigungsmittels
wie etwa eines Joysticks, der nicht gezeigt ist, und richtet die
Vorrichtung so aus, dass sie eine vorbestimmte räumliche Beziehung zu dem Auge
E hat. Im Übrigen
wird die Ausrichtung in der bevorzugten Ausführungsform so ausgeführt, dass
die Bildaufnahmeoberfläche
des Bildaufnahmeelements 21 und die Pupille des Auges E
eine konjugierte räumliche
Beziehung zueinander haben. Wenn die Vorrichtung dahin gebracht
ist, dass sie die vorbestimmte räumliche
Beziehung mit dem Auge E hat, betätigt der Untersucher den Schalter 46c,
um das Querschnittsbild des vorderen Segments des Auges E auf dem
Monitor 41 anzuzeigen. Anschließend betätigt der Untersucher den Schalter 46b,
um zwischen den Brennweiten der brechkraftveränderlichen Linsengruppe 16 soweit
erforderlich umzuschalten, so dass ein gewünschtes Querschnittsbild des
vorderen Segments des Auges auf dem Monitor 41 angezeigt
wird.
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Mit
anderen Worten, wenn der Schalter 46c gedrückt ist,
führt der
Steuerteil 40 eine Steuerung dahingehend aus, dass das
Licht von der Lichtquelle 1 ausgesendet wird und der Galvanospiegel 4 so
gedreht wird, dass das Licht bezüglich
des Auges E gescannt bzw. abtastend geführt wird. Das Reflexionslicht,
das von dem Licht, welches durch das optische Objektlicht-Projektionssystem 100 in
der Umgebung des Hornhautscheitels des Auges E konvergiert wird
(d.h. das Objektlicht), erzeugt wird, und das Reflexionslicht, das
von dem Licht, welches durch das optische Referenzlicht-Projektionssystem 200 bei
der Reflexionsoberfläche
des Referenzspiegels 11 konvergiert wird (d.h. das Referenzlicht),
erzeugt wird, werden mittels des halbdurchlässigen Spiegels 3 überlagert,
um so das Interferenzlicht zu bilden. Anschließend tritt das Interferenzlicht
durch die Kondensorlinse 13 und die Aufweitungslinse 14 und
trifft auf den Gitterspiegel 15, um in die Frequenzkomponenten gestreut
zu werden. Das gestreute Licht tritt durch die brechkraftveränderliche
Linsengruppe 16 und die Zylinderlinse 17, um bei
der Lichtempfangsoberfläche
des Fotodetektors 18 zu konvergieren.
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Der
Fotodetektor 18 empfängt
das in die Frequenzkomponenten gestreute Licht und gibt eine Interferenzstärke für jede Frequenzkomponente
als ein Signal aus. Der Berechnungs-/Verarbeitungsteil 42 überwacht
das Ausgangssignal (die Interferenzstärke) von dem Fotodetektor 18.
Im Übrigen
enthält
das auf dem Fotodetektor 18 empfangene Licht nicht nur
das Reflexionslicht von einer vorderen Oberfläche der Hornhaut (d.h. das
Objektlicht), sondern auch Reflexionslicht von einer hinteren Oberfläche der
Hornhaut, vorderen/hinteren Oberflächen einer Kristalllinse und
dergleichen (d.h. das Objektlicht). Demzufolge wird Interferenzlicht dieses
Reflexionslichts (d.h. von dem Objektlicht) und das Referenzlicht
auf dem Fotodetektor 18 als Funktion der Frequenz empfangen.
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Der
Berechnungs-/Verarbeitungsteil 42 führt eine Fourier-Transformation
aus, um das Ausgangssignal von dem Fotodetektor 18 zu dem
Zeitpunkt zu analysieren, zu dem die Interferenzstärke maximal
ist. Da das Interferenzlicht das Reflexionslicht von jeweiligen
Phaseobjekten des Auges (d.h. vordere/hintere Oberflächen der
Hornhaut, vordere/hintere Oberflächen
der Kristalllinse und dergleichen) (d.h. das Objektlicht) enthält, ermöglicht eine
Fourier-Transformation des Ausgangssignals von dem Fotodetektor 18 die
Gewinnung von Tiefeninformation der jeweiligen Phasenobjekte wie
etwa der Hornhaut und der Kristalllinse des Auges E. Der Berechnungs-/Verarbeitungsteil 42 erzeugt
ein Querschnittsbild des vorderen Segments des Auges E auf der Grundlage
der gewonnenen Tiefeninformation, und der Steuerteil 40 steuert
den Monitor 41 so an, dass dieser das erzeugte Querschnittsbild
des vorderen Segments des Auges E anzeigt.
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Wenn
die Brennweite der brechkraftveränderlichen
Linsengruppe 16 lang ist, kann das Querschnittsbild des
gesamten vorderen Segments des Auges E auf dem Monitor 41 angezeigt
werden, wie es in 3A gezeigt ist, da der Informationserfassungsbereich
in der Tiefenrichtung vergrößert werden
kann. Anschließend betätigt der
Untersucher den Schalter 46a, um das gesamte optische System
allmählich
in der Rückwärts-/Vorwärtsrichtung
bezüglich
des Auges E zu bewegen, um einen Abschnitt, dessen Vergrößerung gewünscht wird, in
der Mitte des Bildschirms des Monitors 41 zu positionieren.
Wenn in diesem Zustand der Schalter 46 betätigt wird,
steuert der Steuerteil 40 den Antriebsteil 43 an,
um die jeweiligen Linsen der brechkraftveränderlichen Linsengruppe 16 in
Richtung der optischen Achse zu bewegen, um die Brennweite zu verkürzen. Zu
diesem Zeitpunkt wird die brechkraftveränderliche Linsengruppe 16 so
bewegt, dass die Brennweite verkürzt
wird, während
der Gitterspiegel 15 an dem vorderen Brennpunkt der brechkraftveränderlichen
Linsengruppe 16 gehalten wird. Entsprechend der Verkürzung der
Brennweite der brechkraftveränderlichen
Linsengruppe 16 steuert der Steuerteil 40 darüber hinaus
den Antriebsteil 44 so an, dass dieser die Zylinderlinse 17 und
den Fotodetektor 18 in Richtung der optischen Achse bewegt,
um so die Lichtempfangsoberfläche
des Fotodetektors 18 an dem hinteren Brennpunkt der brechkraftveränderlichen
Linsengruppe 16 zu positionieren. Wenn die Brennweite der
brechkraftveränderlichen
Linsengruppe 16 kurz wird, wird ein Frequenzbereich in
dem Spektrometerteil breiter bzw. weiter als der im Falle der langen
Brennweite. Demzufolge kann das Querschnittsbild des Abschnitts,
dessen Vergrößerung gewünscht wird,
mit hoher Auflösung
gewonnen werden, wie es in 3B gezeigt
ist.
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Kurz,
in der ophthalmologischen OCT-Vorrichtung, die mit der bevorzugten
Ausführungsform
konsistent ist, kann durch Verlängern
der Brennweite der brechkraftveränderlichen
Linsengruppe 16, um so den Frequenzbereich des Spektrometerteils
einzuengen, ein Querschnittsbild eines im Vergleich zu einer herkömlichen,
auf spektraler Interferenz basierenden ophthalmologischen OCT-Vorrichtung
größeren Bereichs
in Tiefenrichtung gewonnen werden. Ferner kann durch Verkürzen der
Brennweite der brechkraftveränderlichen
Linsengruppe 16, um so den Frequenzbereich des Spektrometerteils
zu verbreitern, ein Querschnittsbild eines gewünschten Abschnitts mit hoher
Auflösung
gewonnen werden.
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Im Übrigen ist
die Erfindung, obwohl die brechkraftveränderliche Linsengruppe 16 in
der bevorzugten Ausführungsform
zwischen zwei Brennweiten umgeschaltet wird, nicht hierauf begrenzt
und kann zwischen drei und mehreren Brennweiten umgeschaltet werden.
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Ferner
ist die Erfindung, obwohl in der bevorzugten Ausführungsform
die Spektralcharakteristik des Spektrome terteils durch Verändern der
Brennweite der brechkraftveränderlichen
Linsengruppe 16 verändert wird,
nicht hierauf begrenzt und kann durch ein weiteres Verfahren varriert
werden. Zum Beispiel wird, wie es durch den obigen Ausdruck 6 gegeben
ist, der Informationserfassungsbereich Zmax in
der Tiefenrichtung nicht nur durch die Brennweite f der Linse, sondern
auch durch den Beugungswinkel β des
Gitterspiegels verändert. Daher
ist es nur notwendig, dass ein Anordnungswinkel des Gitterspiegels 15 so
geändert
wird, dass in einem Fall, in dem der Informationserfassungsbereich
vergrößert werden
soll, cosβ geändert wird,
und der Anordnungswinkel des Gitterspiegels 15 wird so
geändert,
dass in einem Fall, in dem ein Querschnittsbild mit hoher Auflösung gewonnen
werden soll, cosβ vergrößert wird,
selbst wenn der Informationserfassungsbereich eingeengt ist. Abgesehen
davon ist es es nur erforderlich, dass Anordnungspositionen der
Kondensorlinse, des Fotodetektors und dergleichen entsprechend geändert werden,
wenn der Anordnungswinkel des Gitterspiegels 15 verändert wird.
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Ferner
ist die Erfindung, obwohl der Informationserfassungsbereich in der
Tiefenrichtung in der bevorzugten Ausführungsform durch den oben genannten
Mechanismus vergrößert ist,
nicht hierauf beschränkt.
Ein Querschnittsbild in einem großen Bereich in der Tiefenrichtung
kann mit hoher Auflösung
zum Beispiel dadurch gewonnen werden, dass Querschnittsbilder eines
schmalen Bereichs in Tiefenrichtung mit hoher Auflösung nacheinander
gewonnen werden, während
die Vorrichtung bezüglich
des Auges E bewegt wird, und die gewonnenen Querschnittsbilder durch
Bildverarbeitung kombiniert werden.
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Ferner
ist die Erfindung, obwohl in der bevorzugten Ausführungsform
das Licht, das das Objektlicht sein soll, in der Umgebung des Hornhautscheitels
des Auges E konver giert wird, nicht hierauf begrenzt. Es ist lediglich
erforderlich, dass das Reflexionslicht von den Phasenobjekten des
Auges (die Hornhaut, die Kristalllinse und dergleichen) in die Frequenzkomponenten
gestreut und auf dem Fotodetektor empfangen wird. Zum Beispiel kann
das Licht, das das Objektlicht sein soll, in der Umgebung der Pupille
des Auges konvergiert werden.
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Ferner
ist die Erfindung, obwohl in der bevorzugten Ausführungsform
der Gitterspiegel (das Beugungsgitter) als das Streuungsmittel zur
Streuung des Überlagerungslichts
des Objektlichts und des Referenzlichts in die Frequenzkomponenten
verwendet wird, nicht hierauf begrenzt. Ein anderes Streuungsmittel
wie etwa ein Prisma und ein akusto-optisches Element kann verwendet
werden.
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Ferner
ist die Erfindung, obwohl die ophthalmologische OCT-Vorrichtung,
die konsistent mit der bevorzugten Ausführungsform ist, die Vorrichtung
zur Aufnahme des Querschnittbildes des vorderen Segments des Auges
ist, nicht hierauf begrenzt und kann zum Beispiel auf eine Vorrichtung
zur Messung einer Oberflächenform,
einer Tiefendimension wie etwa einer Achslänge und dergleichen des Auges
angewendet werden.
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Die
bevorzugten Ausführungsformen
der Erfindung sind zum Zwecke der Veranschaulichung und Erläuterung
beschrieben worden worden. Es ist nicht beabsichtigt, erschöpfend bzw.
vollständig
zu sein oder die Erfindung auf die genaue offenbarte Form zu begrenzen,
und Modifikationen und Veränderungen
sind im Lichte der obigen Lehren möglich oder können aus
der Anwendung der Erfindung erhalten werden. Die gewählten und
beschriebenen Ausführungsformen
sind, um die Prinzipien der Erfindung und ihre praktische Anwendung zu
erläutern,
um es dem Fachmann auf dem Gebiet zu ermöglichen, die Erfindung in verschie denen
Ausführungsformen
und mit verschiedenen Modifikationen zu nutzen, für die bestimmte,
gedachte Verwendung geeignet. Es ist beabsichtigt, dass der Schutzbereich
der Erfindung durch die hier beigefügten Ansprüche und ihren Äquivalenten
definiert ist.
