ES2689346T3 - Dispositivo óptico de medición de imágenes - Google Patents

Abstract

Dispositivo óptico de medición de imágenes que comprende: un sistema óptico que divide un haz de luz de baja coherencia en luz de señal y luz de referencia, genera luz de interferencia causando que dicha luz de señal propagada a través de un fondo del ojo a ser examinado y que dicha luz de referencia propagada a través de un objeto de referencia interfieran entre sí, y genera señales de detección mediante la detección de dicha luz de interferencia; y una parte (220) formadora de imagen que forma una imagen tomográfica de dicho fondo del ojo en base a dichas señales de detección; en el que dicho dispositivo óptico de medición de imágenes comprende: una parte de alineación que realiza la alineación de dicho sistema óptico con respecto al fondo del ojo; una parte de enfoque que enfoca dicho sistema óptico con respecto a la región de interés de dicho fondo del ojo; una parte (231-235) de determinación que determina la idoneidad de la posición de dicho sistema óptico, la idoneidad del estado de enfoque y la idoneidad de la posición de una imagen tomográfica de dicha región de interés en un marco que está formado por dicha parte (220) formadora de imagen; y una parte (210) de control que controla dicho sistema óptico y dicha parte (220) formadora de imagen, para causar que la formación de una imagen tomográfica de dicha región de interés, en el que la parte (231-235) de determinación primero realiza determinaciones de la idoneidad de la posición de dicho sistema óptico después de la alineación por dicha parte de alineación, la idoneidad del estado de enfoque después del enfoque por dicha parte de enfoque, y la idoneidad de la posición de la imagen tomográfica de dicha región de interés en el interior de dicho marco después de que la imagen tomográfica sea formada por dicha parte (220) formadora de imagen, caracterizado por que a continuación la parte (231-235) de determinación, después de determinar la totalidad de entre la posición de dicho sistema óptico, dicho estado de enfoque y la posición de la imagen tomográfica de dicha región de interés en dicho marco son apropiados, realiza nuevas determinaciones de idoneidad de la posición de dicho sistema óptico, de idoneidad del estado de enfoque y de idoneidad de la posición de una imagen tomográfica de dicha región de interés, y por que la parte (210) de control causa la formación de una imagen tomográfica final de dicha región de interés cuando las nuevas determinaciones determinan que la totalidad de entre la posición de dicho sistema óptico, dicho estado de enfoque y la posición de la imagen tomográfica de dicha región de interés en dicho marco son apropiadas.

Description

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DESCRIPCION

Dispositivo óptico de medición de imágenes Campo técnico

La presente invención se refiere a un dispositivo óptico de medición de imágenes configurado para formar imágenes que muestran la morfología superficial y la morfología interior de los objetos medidos mediante el uso de un haz de luz.

Antecedentes de la técnica

En años recientes, una técnica óptica de medición de imágenes para formar imágenes que muestran la morfología superficial y la morfología interior de los objetos medidos mediante el uso de un haz de luz procedente de una fuente de luz láser o similar ha atraído la atención. A diferencia de un aparato de TC de rayos X, la técnica óptica de medición de imágenes es no invasiva para los cuerpos humanos y, por lo tanto, se espera que sea utilizada más particularmente en el campo médico y en el campo biológico.

La publicación de solicitud de patente japonesa no examinada N° Hei 11-325849 describe un dispositivo al que se aplica la técnica óptica de medición de imágenes. Este dispositivo tiene una configuración en la que: un brazo de medición explora un objeto mediante un espejo deflector giratorio (un espejo Galvano); un brazo de referencia está provisto de un espejo de referencia; y hay un interferómetro montado en la salida para analizar, mediante un espectrómetro, la intensidad de una luz de interferencia de los flujos de luz desde el brazo de medición y el brazo de referencia. Además, el brazo de referencia está configurado para cambiar gradualmente la fase del flujo de luz de la luz de referencia en valores discontinuos.

El dispositivo de la publicación de solicitud de patente japonesa no examinada N° Hei 11-325849 usa una técnica denominada "OCT (Optical Coherence Tomography, tomografía de coherencia óptica) en el dominio de Fourier". Es decir, el dispositivo irradia un haz de luz de baja coherencia a un objeto medido, superpone la luz reflejada y la luz de referencia para generar una luz de interferencia, y adquiere la distribución de intensidad espectral de la luz de interferencia para ejecutar una transformada de Fourier, obteniendo de esta manera imágenes de la morfología en la dirección de la profundidad (la dirección z) del objeto medido.

Además, el dispositivo descrito en la publicación de solicitud de patente japonesa no examinada N° Hei 11-325849 está provisto de un espejo Galvano que realiza una exploración con un haz de luz (una luz de señal) y está configurado de esta manera para formar una imagen de una región objetivo de medición deseada del objeto medido. Debido a que este dispositivo está configurado para realizar una exploración con el haz de luz solo en una dirección (la dirección x) ortogonal a la dirección z, una imagen formada por este dispositivo es una imagen tomográfica bidimensional en la dirección de la profundidad (la dirección z) a lo largo de la dirección de exploración (la dirección x) del haz de luz.

La publicación de solicitud de patente japonesa no examinada N° 2002-139421 describe una técnica de exploración con una luz de señal en la dirección horizontal y la dirección vertical para formar una pluralidad de imágenes tomográficas bidimensionales en la dirección horizontal, y la adquisición y la visualización de información tomográfica tridimensional de un intervalo medido en base a las imágenes tomográficas. Como la visualización de imágenes tridimensionales, por ejemplo, se consideran un procedimiento para disponer y visualizar una pluralidad de imágenes tomográficas en la dirección vertical (denominado datos apilados o similar), y un procedimiento de ejecución de un procedimiento de representación sobre una pluralidad de imágenes tomográficas para formar una imagen tridimensional.

La publicación de solicitud de patente japonesa no examinada N° 2007-24677 y la publicación de solicitud de patente japonesa no examinada N° 2006-153838 describen otros tipos de dispositivos de medición óptica de imágenes. La publicación de solicitud de patente japonesa no examinada N° 2007-24677 describe un dispositivo óptico de medición de imágenes que visualiza la morfología de un objeto medido realizando una exploración del objeto medido con luz de varias longitudes de onda, adquiriendo la distribución de intensidad espectral en base a una luz de interferencia obtenida superponiendo las luces reflejadas de la luz de las longitudes de onda respectivas sobre la luz de referencia, y ejecutando una transformada de Fourier. Dicho dispositivo óptico de medición de imágenes se denomina de tipo fuente de barrido (“Swept Source”) o similar.

Además, la publicación de solicitud de patente japonesa no examinada N° 2006-153838 describe un dispositivo óptico de medición de imágenes que irradia una luz que tiene un diámetro de haz predeterminado a un objeto medido y analiza los componentes de una luz de interferencia obtenida superponiendo la luz reflejada y la luz de referencia, formando de esta manera una imagen del objeto medido en una sección transversal ortogonal a la dirección de desplazamiento de la luz. Dicho dispositivo óptico de medición de imágenes se denomina tipo de campo completo, tipo frontal o similar.

La publicación de solicitud de patente japonesa no examinada N° 2008-289579 describe una configuración en la que la técnica de OCT es aplicada al campo oftalmológico. Antes de la aplicación del dispositivo óptico de medición de imágenes al campo oftalmológico, se utilizaba un dispositivo de observación del fondo del ojo (“fundus oculi”), tal como

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una cámara de retina (por ejemplo, véase la publicación de solicitud de patente japonesa no examinada N° Hei 9-276232).

Un dispositivo de obtención de imágenes del fondo del ojo que usa la técnica OCT tiene el mérito de que pueden adquirirse, de manera selectiva, imágenes a distintas profundidades en comparación con una cámara de retina que obtiene imágenes de la superficie del fondo del ojo. Además, el dispositivo de obtención de imágenes del fondo del ojo tiene el mérito de que pueden obtenerse imágenes con una definición más alta, en comparación con una cámara de retina. Con la utilización de dicha técnica OCT, se esperan contribuciones para aumentar la precisión del diagnóstico y la detección temprana de una lesión.

Para los dispositivos de medición óptica de imágenes convencionales, generalmente, la obtención de imágenes se realiza con las etapas mostradas en la Fig. 16. Como ejemplo, a continuación, se explican casos en los que un examen de fondo es realizado usando un dispositivo mostrado en la publicación de solicitud de patente japonesa no examinada N° 2008289579. En primer lugar, mediante el accionamiento de una palanca de control, se realiza una alineación de un sistema óptico con respecto al ojo de un sujeto (S101). Esta operación es realizada, por ejemplo, proyectando puntos luminosos al ojo del sujeto usando un sistema óptico de alineación y accionando la palanca de control, para disponer los puntos luminosos que se muestran en la pantalla dentro de una escala con forma de paréntesis.

A continuación, el sistema óptico se enfoca con respecto a la región de interés del ojo del sujeto (por ejemplo, el área macular, la papila óptica, etc.) (S102). Esta operación es realizada, por ejemplo, proyectando un objetivo de enfoque con un sistema óptico determinado y accionando el mango de enfoque. Más específicamente, es realizada proyectando líneas luminosas divididas compuestas por dos líneas lineales brillantes como el objetivo de enfoque, y accionando el mango de enfoque de manera que las dos líneas luminosas lineales estén dispuestas sobre una línea.

Una vez completado el enfoque, se realiza la búsqueda y visualización de una imagen coherente (S103). Esta operación se realiza para mostrar una imagen coherente de una posición de profundidad deseada del fondo del ojo mediante un ajuste de la longitud de la trayectoria óptica de la luz de referencia. En este momento, la longitud de la trayectoria óptica es ajustada para aumentar la calidad de la imagen de la posición de profundidad deseada. Además, el ajuste de la longitud de la trayectoria óptica puede ser realizado manualmente por el operador o puede ser realizado automáticamente mediante la obtención y el análisis de la imagen coherente.

A continuación, presionando un botón predefinido, se inicia el seguimiento automático (S104). El seguimiento automático es una tecnología en la que un haz de luz (luz de señal) es controlado para realizar un seguimiento del movimiento del ojo del sujeto, con el fin de disponer la región de interés aproximadamente en el medio de la imagen coherente. Esta tecnología se describe, por ejemplo, en la publicación de solicitud de patente japonesa no examinada N° 2008-342, la publicación de solicitud de patente japonesa no examinada N° 2008-343, la publicación de solicitud de patente japonesa no examinada N° 2008-154725 y la publicación de solicitud de patente japonesa no examinada N° 2008-154726.

Mientras se realiza el seguimiento automático, en el momento deseado, el operador presiona el interruptor de obtención de imágenes (S105). En respuesta a esta acción, el dispositivo obtiene una imagen coherente (S106) y, además, toma imágenes del fondo del ojo (S107).

El documento US 2008/0100612 A1 describe un sistema de obtención de imágenes OCT según el preámbulo de la reivindicación 1 y se centra principalmente en una interfaz de usuario que proporciona de manera eficaz visualizaciones de imágenes relevantes para alinear los pacientes y verificar la calidad de las imágenes adquiridas.

El documento JP 2008-154939 A se refiere a la provisión de un cambiador configurado para cambiar una diferencia en la longitud de la trayectoria óptica para colocar la imagen tomada en una posición predeterminada dentro de un marco predeterminado.

El documento JP 2008-237237 A se refiere al emparejamiento de los tamaños de visualización de una imagen bidimensional del fondo del ojo y una imagen tomográfica de una región de medición en el fondo del ojo.

Divulgación de la invención

Problema a resolver por la invención

Para los casos en los que los exámenes se realizan con las etapas anteriores, puede ser difícil determinar si el estado respectivo de alineación, enfoque, posicionamiento de la imagen coherente, calidad de imagen y seguimiento automático es apropiado. En particular, para los examinadores no expertos en el uso del dispositivo óptico de medición de imágenes, la determinación de los mismos es difícil, y hay una alta probabilidad de perder el momento oportuno para la medición. Además, todavía es posible que incluso los expertos con cierto grado de habilidad pierdan el momento oportuno para la medición.

Además, para los sistemas de obtención de imágenes oftálmicas convencionales, tales como cámaras de retina, algunos

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sistemas están provistos de una función para determinar el estado de alineación y de enfoque y para realizar automáticamente la obtención de imágenes; sin embargo, es difícil aplicar estos sistemas, tal como son, al dispositivo óptico de medición de imágenes. Las razones se atribuyen al hecho de que, debido a que la imagen (imagen coherente) obtenida por el dispositivo óptico de medición de imágenes tiene mayor definición que la imagen del fondo del ojo, y debido a que la imagen coherente tiene como objetivo una región más estrecha que la imagen del fondo del ojo, con las tecnologías convencionales, hay una posibilidad de que la precisión sea insuficiente. Además, el posicionamiento y la calidad de imagen de la imagen coherente no pueden ser manipulados con las tecnologías convencionales.

La presente invención se ha desarrollado para resolver los problemas anteriores, con el objetivo de proporcionar un dispositivo óptico de medición de imágenes con el que la medición pueda realizarse fácilmente, sin perder el momento oportuno para la medición.

Medios para resolver el problema

Los objetos indicados anteriormente se consiguen con el sistema óptico de medición de imágenes según la reivindicación 1, que forma un primer aspecto la presente invención.

Los aspectos segundo a decimocuarto de la invención se definen en las reivindicaciones 2 a 14 independientes, respectivamente.

Efecto de la invención

El dispositivo óptico de medición de imágenes según la presente descripción determina la idoneidad de la posición del sistema óptico mediante la parte de alineación, la idoneidad del estado de enfoque mediante la parte de enfoque y la idoneidad de la posición de la imagen tomográfica de la región de interés del objeto medido formada mediante la parte formadora de imágenes en un marco, y cuando se determina que las tres condiciones son apropiadas, hace posible obtener la imagen tomográfica de la región de interés.

Además, como otro aspecto del dispositivo óptico de medición de imágenes según la presente descripción determina, además de las tres condiciones anteriores, la idoneidad de la calidad de imagen de la imagen tomográfica y la idoneidad del estado de seguimiento de la posición de irradiación de la señal luz, y cuando se determina que las cinco condiciones son apropiadas, hace posible obtener la imagen tomográfica de la región de interés.

Según la presente invención, incluso para casos en los que debe obtenerse una imagen tomográfica de objetos medidos que tienen movimiento, tales como los ojos de un cuerpo vivo, sin perder el momento en el que las diversas condiciones anteriores son apropiadas, concretamente, sin perder el momento oportuno para la medición, es posible realizar fácilmente una medición.

Breve descripción de los dibujos

La Fig. 1 es una vista esquemática que muestra un ejemplo de una configuración completa de una realización de un dispositivo óptico de medición de imágenes según la presente invención.

La Fig. 2A es una vista esquemática que muestra un ejemplo de una configuración de un sistema óptico de alineación de la realización del dispositivo óptico de medición de imágenes según la presente invención.

La Fig. 2B es una vista esquemática que muestra un ejemplo de una configuración de un sistema óptico de alineación de la realización del dispositivo óptico de medición de imágenes según la presente invención.

La Fig. 3 es una vista esquemática que muestra un ejemplo de una configuración de una unidad OCT en la realización del dispositivo óptico de medición de imágenes según la presente invención.

La Fig. 4 es una vista esquemática que muestra un ejemplo de una configuración de una pantalla de visualización en la realización del dispositivo óptico de medición de imágenes según la presente invención.

La Fig. 5 es un diagrama de bloques esquemático que muestra un ejemplo de una configuración de un sistema de control de la realización del dispositivo óptico de medición de imágenes según la presente invención.

La Fig. 6 es un diagrama de flujo que muestra un ejemplo de una operación de la realización del dispositivo óptico de medición de imágenes según la presente invención.

La Fig. 7 es un diagrama de flujo que muestra un ejemplo de una operación de la realización del dispositivo óptico de medición de imágenes según la presente invención.

La Fig. 8 es una vista esquemática que muestra un ejemplo de una configuración de una pantalla de visualización en la

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realización del dispositivo óptico de medición de imágenes según la presente invención.

La Fig. 9 es una vista esquemática que muestra un ejemplo de una configuración de una pantalla de visualización en la realización del dispositivo óptico de medición de imágenes según la presente invención.

La Fig. 10 es una vista esquemática que muestra un ejemplo de una configuración de una pantalla de visualización en la realización del dispositivo óptico de medición de imágenes según la presente invención.

La Fig. 11 es una vista esquemática que muestra un ejemplo de una configuración de una pantalla de visualización en la realización del dispositivo óptico de medición de imágenes según la presente invención.

La Fig. 12 es una vista esquemática que muestra un ejemplo de una configuración de una pantalla de visualización en la realización del dispositivo óptico de medición de imágenes según la presente invención.

La Fig. 13 es una vista esquemática que muestra un ejemplo de una configuración de una pantalla de visualización en la realización del dispositivo óptico de medición de imágenes según la presente invención.

La Fig. 14 es una vista esquemática que muestra un ejemplo de una configuración de una pantalla de visualización en la realización del dispositivo óptico de medición de imágenes según la presente invención.

La Fig. 15 es una vista esquemática que muestra un ejemplo de una configuración de una pantalla de visualización en la realización del dispositivo óptico de medición de imágenes según la presente invención.

La Fig. 16 es un diagrama de flujo que muestra un ejemplo de una operación de un dispositivo óptico de medición de imágenes convencional.

Mejor modo de llevar a cabo la invención

Se describirá en detalle un ejemplo de una realización de un dispositivo óptico de medición de imágenes según la presente invención, con referencia a los dibujos. En esta realización, se describirá un dispositivo que es usado en el campo oftalmológico para adquirir una imagen OCT de un ojo vivo. Un ojo vivo se mueve en todo momento debido al movimiento ocular, tal como movimientos oculares involuntarios, latidos del corazón, etc. Puede obtenerse un efecto similar mediante una configuración similar también en el momento de la adquisición de una imagen OCT de un objeto medido distinto de un ojo vivo.

En esta realización, se describirá en detalle una configuración a la cual se aplica un procedimiento de tipo dominio de Fourier. Específicamente, en esta realización, se elegirá un dispositivo óptico de medición de imágenes provisto de casi la misma configuración que el dispositivo descrito en el documento de patente 5. En un caso en el que se aplique otra configuración, la aplicación de una configuración similar a la de esta realización hace posible obtener acciones y efectos similares. Por ejemplo, es posible aplicar la configuración según esta realización a cualquier tipo de dispositivo OCT que realice una exploración con una luz de señal y ejecute mediciones como en el tipo de fuente de barrido. Además, es posible también aplicar la configuración según esta realización a una técnica de OCT, tal como el tipo de campo completo, en la que no se ejecuta una exploración transversal con una luz de señal.

[Configuración]

Un dispositivo 1 óptico de medición de imágenes, tal como se muestra en la Fig. 1, incluye una unidad 1A de cámara de retina, una unidad 150 OCT y una unidad 200 aritmética y de control. Estos componentes están dispuestos por separado en varios casos, o dispuestos juntos en un caso. La unidad 1A de cámara de retina tiene casi el mismo sistema óptico que una cámara de retina convencional. Una cámara de retina es un dispositivo que fotografía el fondo del ojo. Además, una cámara de retina se utiliza para fotografiar la morfología de los vasos sanguíneos del fondo del ojo. La unidad 150 OCT aloja un sistema óptico para adquirir una imagen OCT de un ojo. La unidad 200 aritmética y de control está provista de un ordenador que ejecuta varios procedimientos aritméticos, procedimientos de control, etc.

A la unidad 150 OCT, se fija un extremo de una línea 152 de conexión. Al otro extremo de la línea 152 de conexión, se fija una parte 151 de conector que conecta la línea 152 de conexión a la unidad 1A de cámara de retina. Una fibra 152a óptica se extiende a través del interior de la línea 152 de conexión (véase la Fig. 4). La unidad 150 OCT y la unidad 1A de cámara de retina están conectadas ópticamente a través de la línea 152 de conexión. La unidad 200 aritmética y de control está conectada tanto a la unidad 1A de cámara de retina como a la unidad 150 OCT a través de una línea de comunicación que transmite señales eléctricas.

[Unidad de cámara de retina]

La unidad 1A de cámara de retina tiene un sistema óptico para formar una imagen bidimensional que muestra la morfología de la superficie del fondo del ojo. Una imagen bidimensional de la superficie del fondo del ojo incluye una

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imagen a color y una imagen monocromática obtenidas fotografiando la superficie del fondo del ojo y una imagen fluorescente (una imagen angiográfica con fluoresceína, una imagen fluorescente con verde de indocianina, etc.).

La unidad 1A de cámara de retina, como en el caso con las cámaras de retina convencionales, está provista de varias interfaces de usuario. Los ejemplos de interfaces de usuario incluyen un panel de operación, una palanca de control (“joystick”), un interruptor de obtención de imágenes, un mango de enfoque, una pantalla, etc. El panel de operación está provisto de varios interruptores y botones. La palanca de control es accionada para mover tridimensionalmente un soporte al cual se proporciona el panel de operación o un cuerpo de dispositivo en el que se construye el sistema óptico, con respecto a la base del dispositivo. Más específicamente, la palanca de control es usada durante las operaciones de alineación realizadas manualmente. El interruptor de obtención de imágenes está provisto en el borde superior de la palanca de control y es usado para proporcionar instrucciones relacionadas con la adquisición de la imagen del fondo del ojo o de una imagen OCT. Además, el interruptor de obtención de imágenes es usado también mientras se realizan otras funciones. El panel de operación y la palanca de control están provistos en la posición del lado del examinador (la superficie posterior) de la unidad 1A de cámara de retina. El mango de enfoque, por ejemplo, está provisto en la superficie lateral del cuerpo del dispositivo y es usado para ajustar el enfoque (enfoque). Además, cuando se acciona el mango de enfoque, se mueve una lente de enfoque, que se describe a continuación, y se cambia el estado de enfoque. La pantalla está provista en la posición del lado del examinador de la unidad 1A de cámara de retina, y muestra una diversidad de informaciones que incluyen la imagen obtenida con el dispositivo 1 óptico de medición de imágenes, información del paciente y condiciones de la obtención de imágenes. Hay provisto un apoyo para la barbilla y un apoyo para la frente para retener la cara del sujeto en la posición del lado del sujeto (la superficie frontal) de la unidad 1A de cámara de retina.

Al igual que una cámara de retina convencional, la unidad 1A de cámara de retina está provista de un sistema 100 óptico de iluminación y un sistema 120 óptico de obtención de imágenes. El sistema 100 óptico de iluminación irradia una luz de iluminación a un fondo Ef de ojo. El sistema 120 óptico de obtención de imágenes conduce una luz reflejada en el fondo del ojo de la luz de iluminación a los dispositivos 10 y 12 de obtención de imágenes. Además, el sistema 120 óptico de obtención de imágenes conduce una luz de señal procedente de la unidad 150 OCT a un ojo E, y conduce también la luz de señal propagada a través del ojo E a la unidad 150 OCT.

Al igual que en una cámara de retina convencional, el sistema 100 óptico de iluminación incluye una fuente 101 de luz de observación, una lente 102 condensadora, una fuente 103 de luz de obtención de imágenes, una lente 104 condensadora, filtros 105 y 106 de excitación, una placa 107 transparente de anillo, un espejo 108, una barra 109b de reflexión, un diafragma 110 de iluminación, una lente 111 de transmisión (“relay”), un espejo 112 de apertura y una lente 113 objetivo.

La fuente 101 de luz de observación emite una luz de iluminación que incluye una longitud de onda de un infrarrojo cercano en el intervalo de aproximadamente 700 a 800 nm, por ejemplo. Esta luz de infrarrojo cercano es ajustada de manera que tenga una longitud de onda más corta que una luz usada en la unidad 150 OCT (descrita a continuación). La fuente 103 de luz de obtención de imágenes emite una luz de iluminación que incluye una longitud de onda en la región visible, una región en el intervalo de aproximadamente 400 a 700 nm, por ejemplo.

La luz de iluminación emitida desde la fuente 101 de luz de observación alcanza el espejo 112 de apertura a través de las lentes 102 y 104 condensadoras, (los filtros 105 y 106 de excitación), la placa 107 transparente de anillo (ranura 107a de anillo), el espejo 108, la barra 109b de reflexión, el diafragma 110 de iluminación y la lente 111 de transmisión. Además, esta luz de iluminación es reflejada por el espejo 112 de apertura para entrar al ojo E a través de la lente 113 objetivo e iluminar el fondo Ef de ojo. Por otra parte, la luz de iluminación emitida desde la fuente 103 de luz de obtención de imágenes, de manera similar, entra al ojo E a través de una trayectoria desde la lente 104 condensadora a la lente 113 objetivo, e ilumina el fondo Ef de ojo.

El sistema 120 óptico de obtención de imágenes incluye la lente 113 objetivo, (una abertura 112a) del espejo 112 de apertura, un diafragma 121 de obtención de imágenes, filtros 122 y 123 de barrera, una lente 124 de enfoque, una lente 125 de transmisión, una lente 126 de obtención de imágenes, un espejo 134 dicroico, una lente 128 de campo, un semi- espejo 135, una lente 131 de transmisión, un espejo 136 dicroico, una lente 133 de obtención de imágenes, el dispositivo 10 de obtención de imágenes, un espejo 137 reflector, una lente 138 de obtención de imágenes, el dispositivo 12 de obtención de imágenes, una lente 139 y una pantalla 140 LCD. El sistema 120 óptico de obtención de imágenes tiene casi la misma configuración que en una cámara de retina convencional. La lente 124 de enfoque es capaz de moverse en la dirección del eje óptico del sistema 120 óptico de obtención de imágenes.

El espejo 134 dicroico refleja la luz reflejada en el fondo del ojo (que tiene una longitud de onda incluida en el intervalo de aproximadamente 400 a 800 nm) de la luz de iluminación procedente del sistema 100 óptico de iluminación. Además, el espejo 134 dicroico transmite una luz LS de señal (que tiene una longitud de onda incluida en el intervalo de aproximadamente 800 a 900 nm, por ejemplo, véase la Fig. 3) procedente de la unidad 150 OCT.

El espejo 136 dicroico refleja la luz reflejada en el fondo del ojo de la luz de iluminación procedente de la fuente 101 de luz de observación. Además, el espejo 136 dicroico transmite la luz reflejada en el fondo del ojo de la luz de iluminación

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procedente de la fuente 103 de luz de obtención de imágenes.

La pantalla 140 LCD muestra un objetivo de fijación (un objetivo de fijación interno) para fijar el ojo E. La luz desde la pantalla 140 LCD es enfocada por la lente 139, se refleja en el semi-espejo 135, se propaga a través de la lente 128 de campo y se refleja en el espejo 134 dicroico. Además, esta luz se propaga a través de la lente 126 de obtención de imágenes, la lente 125 de transmisión, la lente 124 de enfoque, (la abertura 112a del) espejo 112 de apertura, la lente 113 objetivo, etc., y entra al ojo E. Por consiguiente, el objetivo de fijación interno se proyecta al fondo Ef de ojo.

Cambiando una posición de visualización del objetivo de fijación interno por la pantalla 140 LCD, es posible cambiar una dirección de fijación del ojo E. La dirección de fijación del ojo E es una dirección de fijación para adquirir una imagen centrada en la mácula del fondo Ef de ojo, una dirección de fijación para adquirir una imagen centrada en la papila óptica, una dirección de fijación para adquirir una imagen centrada en el centro del fondo del ojo entre la mácula y la papila óptica, etc., como en las cámaras de retina convencionales, por ejemplo. El panel de operación, por ejemplo, se usa para cambiar las direcciones de fijación.

El dispositivo 10 de obtención de imágenes incluye un elemento 10a de captación de imágenes. El dispositivo 10 de obtención de imágenes es capaz específicamente de detectar una luz de una longitud de onda en la región del infrarrojo cercano. En otras palabras, el dispositivo 10 de obtención de imágenes funciona como una cámara de TV infrarroja que detecta una luz infrarroja cercana. El dispositivo 10 de obtención de imágenes detecta una luz infrarroja cercana y emite señales de vídeo. El elemento 10a de captación de imágenes es cualquier tipo de elemento de captación de imágenes (sensor de área), tal como un CCD (Charge Coupled Device, dispositivo de carga acoplada) o un CMOS (Complementary Metal Oxide Semiconductor, semiconductor de óxido de metal complementario), por ejemplo.

El dispositivo 12 de obtención de imágenes incluye un elemento 12a de captación de imágenes. El dispositivo 12 de obtención de imágenes es capaz específicamente de detectar una luz de una longitud de onda en la región visible. En otras palabras, el dispositivo 12 de obtención de imágenes funciona como una cámara de TV que detecta una luz visible. El dispositivo 12 de obtención de imágenes detecta una luz visible y emite señales de vídeo. De manera similar al elemento 10a de captación de imágenes, el elemento 12a de captación de imágenes está compuesto por cualquier tipo de elemento de captación de imágenes (sensor de área).

Un monitor 11 de panel táctil muestra una imagen del fondo Ef de ojo en base a las señales de vídeo desde los elementos 10a y 12a de captación de imágenes respectivos. Además, las señales de vídeo son transmitidas a la unidad 200 aritmética y de control. El monitor 11 de panel táctil es un ejemplo de la pantalla indicada anteriormente

La unidad 1A de cámara de retina está provista de una unidad 141 de exploración y una lente 142. La unidad 141 de exploración explora una posición objetivo sobre el fondo Ef de ojo con la luz LS de señal emitida desde la unidad 150 OCT.

La unidad 141 de exploración realiza una exploración con la luz LS de señal en el plano xy mostrado en la Fig. 1. Para este propósito, la unidad 141 de exploración está provista, por ejemplo, de un espejo Galvano para realizar una exploración en la dirección x y un espejo Galvano para realizar una exploración en la dirección y.

Un sistema óptico de enfoque está compuesto por la barra 109b de reflexión del sistema 100 óptico de iluminación, junto con un LED 109a. El sistema óptico de enfoque, como en el caso de las cámaras de retina convencionales, proyecta el objetivo (líneas luminosas divididas) usado para el ajuste del enfoque en el ojo E del sujeto. La barra 109b de reflexión está constituida de manera que pueda ser insertada o retirada con respecto a el eje óptico del sistema 100 óptico de iluminación. Un extremo de la barra 109b de reflexión tiene la superficie de reflexión que está inclinada con respecto al eje óptico del sistema 100 óptico de iluminación. La luz que es emitida desde el LED 109a es reflejada en la superficie de reflexión y es proyectada al ojo E del sujeto a través de la misma trayectoria que la luz de iluminación.

El sistema óptico de enfoque, junto con el movimiento de la lente 124 de enfoque, es movido en la dirección del eje óptico del sistema 100 óptico de iluminación de manera que la superficie de reflexión de la barra 109b de reflexión y el fondo Ef de ojo estén conjugados ópticamente. Para los casos en los que la superficie de reflexión y el fondo Ef de ojo no están conjugados, el par de líneas luminosas divididas no están dispuestas a lo largo de una línea recta, sino que parecen estar separadas en la dirección lateral. Por otra parte, para los casos en los que la superficie de reflexión y el fondo Ef de ojo están conjugados, el par de líneas luminosas divididas están dispuestas a lo largo de una línea recta. Usando esta referencia, puede realizarse un ajuste del enfoque. El ajuste de enfoque usando este tipo de líneas luminosas divididas se utiliza ampliamente en las cámaras de retina convencionales, etc.

En una trayectoria óptica entre la lente 124 de enfoque y la lente 125 de transmisión, hay formado un semi-espejo 190 inclinado. El semi-espejo 190 actúa para componer una trayectoria óptica de un sistema 190A óptico de alineación mostrado en la Fig. 2A y una trayectoria óptica del sistema 120 óptico de obtención de imágenes (una trayectoria óptica de obtención de imágenes). El sistema 190A óptico de alineación es un sistema óptico para proyectar, al ojo E, un punto

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luminoso de alineación usado para hacer coincidir la posición (alineación) del sistema óptico con respecto al ojo E.

Este punto luminoso de alineación se usa tanto para una alineación para hacer que una posición del vértice de una córnea Ec del ojo E (un vértice corneal) coincida con los ejes ópticos de los sistemas 100 y 120 ópticos (una alineación en la dirección xy mostrada en la Fig. 1) como para una alineación de una distancia entre el ojo E y los sistemas 100 y 120 ópticos (la dirección z en la Fig. 1, una distancia de trabajo, una distancia entre el vértice corneal del ojo E y la lente 113 objetivo) (por ejemplo, véase la publicación de solicitud de patente japonesa no examinada N° 11-4808).

El sistema 190A óptico de alineación, tal como se muestra en la Fig. 2A, incluye el semi-espejo 190, una fuente 190a de luz de alineación, una guía 190b de luz, un espejo 190c reflector, una abertura 190d de dos orificios y una lente 190e de transmisión. La fuente 190a de luz de alineación, por ejemplo, incluye una fuente de luz, tal como un LED, que emite una luz en la región de infrarrojo cercano (una luz de alineación).

La abertura 190d de dos orificios tiene dos orificios 190d1 y 190d2, tal como se muestra en la Fig. 2B. Los orificios 190d1 y 190d2 están formados en posiciones simétricas con respecto a una posición 190d3 central de la abertura 190d de dos orificios con forma de disco, por ejemplo. La abertura 190d de dos orificios está montada de manera que la posición 190d3 central esté situada en la trayectoria óptica del sistema 190A óptico de alineación.

La luz de alineación emitida desde un extremo 190p de emisión de la guía 190b de luz es reflejada por el espejo 190c reflector y es conducida a la abertura 190d de dos orificios. La luz de alineación (o parte de la misma) que ha pasado a través de los orificios 190d1 y 190d2 de la abertura 190d de dos orificios se propaga a través de la lente 190e de transmisión, es reflejada por el semi-espejo 190 y es conducida al espejo 112 de apertura. En este momento, la lente 190e de transmisión realiza una formación de imagen intermedia de una imagen del extremo 190p de emisión de la guía 190b de luz en la posición central de la abertura 112a del espejo 112 de apertura (una posición en el eje óptico del sistema 120 óptico de obtención de imágenes). La luz de alineación que ha pasado a través de la abertura 112a del espejo 112 de apertura es proyectada a la córnea Ec del ojo E a través de la lente 113 objetivo.

Aquí, en un caso en el que una relación posicional entre el ojo E y la unidad 1A de cámara de retina (la lente 113 objetivo) es apropiada, es decir, en un caso en el que la distancia entre el ojo E y la unidad 1A de cámara de retina (una distancia de trabajo) es apropiada y el eje óptico del sistema óptico de la unidad 1A de cámara de retina coincide (sustancialmente) con el eje del ojo E (posición del vértice de la córnea), dos flujos de luz (flujos de luz de alineación) formados por la abertura 190d de dos orificios son proyectados al ojo E para formar respectivamente imágenes en posiciones intermedias entre el vértice corneal y el centro de curvatura corneal.

Las luces reflejadas en la córnea de los dos flujos de luz de alineación (la luz de alineación) son recibidas por el elemento 10a de captación de imágenes mediante el sistema 120 óptico de obtención de imágenes. Las imágenes capturadas por los elementos 10a de captación de imágenes son mostradas en un dispositivo de visualización tal como una pantalla (descrita más adelante) del monitor 11 de panel táctil o la unidad 200 aritmética y de control.

A continuación, se explican el ajuste del enfoque y el ajuste de alineación, con referencia a la Fig. 4. Esta pantalla de visualización se muestra, por ejemplo, en el monitor 11 de panel táctil. La información mostrada en esta pantalla de visualización incluye un ID 301 de paciente, información 302 de ojo derecho u ojo izquierdo, información 303 de carga de la fuente de luz de obtención de imágenes, información 304 de corrección de la fuente de luz de obtención de imágenes, información 305 del nivel de intensidad de la luz de obtención de imágenes, información 306 de obtención de imágenes automática, información 307 de ángulo, información 308 de posición de fijación, una escala 309 de alineación, un par de puntos 310 luminosos de alineación, un par de líneas 311 luminosas divididas, información 312 del nivel de intensidad de la luz de observación e información 313 de la pequeña pupila.

La información 302 de ojo derecho u ojo izquierdo es aquella que muestra si el ojo E del sujeto es el ojo izquierdo (L) o el ojo derecho (R). La información 303 de carga de la fuente de luz de obtención de imágenes es la que muestra el estado de carga de la fuente 103 de luz de obtención de imágenes (tal como una lámpara de xenón). La información 304 de corrección de intensidad de la luz de obtención de imágenes es aquella que indica el valor de corrección de la intensidad de la luz de obtención de imágenes que se establece en el panel de operación. La información 305 de nivel de intensidad de la luz de obtención de imágenes es la que muestra el valor establecido de la intensidad de la luz de obtención de imágenes. La información 306 de obtención de imágenes automática se indica para los casos en los que las funciones que automatizan las operaciones de obtención de imágenes, tales como disparo automático (disparo automático) o enfoque automático, están activadas. La información 307 de ángulo es aquella que muestra el valor de ajuste del ángulo de visión de la imagen (o aumento). La información 308 de posición de fijación es aquella que muestra el valor de ajuste de la posición de fijación (o dirección de fijación) del ojo E del sujeto. La información 312 de nivel de intensidad de la luz de observación es aquella que muestra el valor de ajuste de la intensidad de la luz de observación. La información 313 de pupila pequeña se indica para los casos en los que se aplica una abertura de pupila pequeña (no mostrada en las figuras), que se usa para los casos en los que el ojo E del sujeto es la pupila pequeña.

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A continuación, se explica la alineación. El par de puntos 310 luminosos de alineación son imágenes de recepción de luz de la luz que es proyectada desde el sistema 190A óptico de alineación al ojo E del sujeto. La escala 309 de alineación es una imagen con forma de paréntesis que muestra la posición, que es el objetivo del par de puntos 310 luminosos de alineación. El examinador realiza la alineación del sistema óptico con respecto al ojo E del sujeto, accionando la palanca de control y moviendo tridimensionalmente la unidad 1A de cámara de retina de manera que el par de puntos 310 luminosos de alineación sean colocados en el interior de la escala 309 de alineación.

En lugar de realizar manualmente el ajuste de alineación de esta manera, es posible también aplicar una función de alineación automática. La alineación automática, por ejemplo, es realizada especificando la posición de cada punto 310 luminoso de alineación en la pantalla de visualización, calculando la desviación de posición entre cada posición especificada y la escala 309 de alineación, y moviendo la unidad 1A de cámara de retina de manera que esta desviación se cancele. Cada punto 310 luminoso de alineación es especificado, por ejemplo, calculando la distribución de luminancia de cada punto luminoso de alineación y calculando la posición de sus centros de gravedad en base a esta distribución de luminancia. Debido a que la posición de la escala 309 de alineación es constante, por ejemplo, calculando el desplazamiento con la posición central de la escala 309 de alineación y la posición indicada anteriormente de los centros de gravedad, es posible calcular la desviación indicada anteriormente. Es posible determinar la dirección de movimiento y la distancia de movimiento de la unidad 1A de cámara de retina, haciendo referencia a la distancia de movimiento de la unidad para cada dirección x, dirección y y dirección z que se han establecido previamente, es decir, (por ejemplo, los resultados de una medición previa de la dirección de movimiento y de la distancia de movimiento de los puntos 310 luminosos de alineación correspondientes al movimiento de la unidad 1A de cámara de retina en una cierta dirección con una cierta distancia). Además, hay provisto un actuador (motor paso a paso, etc.) para mover la unidad 1A de cámara de retina para los casos en los que se realiza la alineación automática.

A continuación, se explica el ajuste del enfoque. El par de líneas 311 luminosas divididas se presentan una al lado de la otra en la dirección vertical. Con el fin de realizar el ajuste del enfoque, el examinador, accionando el mango de enfoque, mueve la lente 124 de enfoque y el sistema óptico de enfoque. Por consiguiente, las líneas 311 luminosas divididas verticales se mueven en la dirección lateral. El examinador ejecuta el enfoque accionando el mango de enfoque, de manera que las líneas 311 luminosas divididas verticales sean posicionadas en una línea recta vertical.

En lugar de realizar manualmente el ajuste del enfoque de esta manera, es posible también aplicar una función de enfoque automático. El enfoque automático, por ejemplo, se realiza especificando la posición de visualización de cada línea 311 luminosa dividida y calculando la dirección de movimiento y la distancia de movimiento de la lente 124 de enfoque, etc., de manera que las líneas 311 luminosas divididas verticales se posicionan en una línea recta. Es posible obtener la posición de visualización de cada línea 311 luminosa dividida, por ejemplo, calculando la posición del centro de gravedad a partir de la distribución de luminancia de cada línea 311 luminosa dividida. Es posible determinar la dirección de movimiento y la distancia de movimiento, por ejemplo, haciendo referencia a la distancia de movimiento de la unidad establecida previamente (por ejemplo, los resultados de medición anteriores de la dirección de movimiento y de la distancia de movimiento de la línea 311 luminosa dividida correspondientes al movimiento de la lente 124 de enfoque, etc. en una determinada dirección con una determinada distancia.

[Unidad OCT]

Se describirá una configuración de la unidad 150 OCT con referencia a la Fig. 3. La unidad 150 OCT tiene un sistema óptico como el de un dispositivo óptico de medición de imágenes de tipo dominio de Fourier convencional. Es decir, la unidad 150 OCT tiene: un sistema óptico que divide una luz de baja coherencia en una luz de referencia y una luz de señal, hace que la luz de señal propagada a través del ojo y la luz de referencia propagada a través de un objeto de referencia se interfieran entre sí para generar una luz de interferencia, y detecta esta luz de interferencia para generar una señal de detección. Esta señal de detección es transmitida a la unidad 200 aritmética y de control.

Una fuente 160 de luz de baja coherencia es una fuente de luz de banda ancha que emite una luz L0 de baja coherencia y banda ancha. Como esta fuente de luz de banda ancha, por ejemplo, puede usarse un diodo súper-luminiscente (Super Luminiscent Diode, SLD), un diodo emisor de luz (Ligth Emitting Diode, LED) y similares.

Por ejemplo, la luz L0 de baja coherencia incluye una luz de una longitud de onda en la región del infrarrojo cercano y tiene una longitud de coherencia temporal de aproximadamente decenas de micrómetros. La luz L0 de baja coherencia incluye una longitud de onda más larga que la luz de iluminación de la unidad 1A de cámara de retina (una longitud de onda de aproximadamente 400-800 nm), por ejemplo, una longitud de onda en el intervalo de aproximadamente 800 a 900 nm.

La luz L0 de baja coherencia emitida desde la fuente 160 de luz de baja coherencia es conducida a un acoplador 162 óptico a través de una fibra 161 óptica. La fibra 161 óptica está compuesta, por ejemplo, por una fibra mono-modo o una fibra PM (Polarization Maintaining, mantenedora de polarización). El acoplador 162 óptico divide la luz L0 de baja coherencia en la luz LR de referencia y la luz LS de señal.

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El acoplador 162 óptico tiene funciones tanto de una parte que divide la luz L0 de baja coherencia en la luz LR de referencia y la luz LS de señal (un divisor) como de una parte que superpone luces (un acoplador), pero en la presente memoria se denominará idiomáticamente un "acoplador óptico".

La luz LR de referencia generada por el acoplador 162 óptico es conducida por una fibra 163 óptica compuesta por una fibra mono-modo o similar, y es emitida desde la cara de extremo de la fibra. Además, la luz LR de referencia es colimada por una lente 171 colimadora, es propagada a través de un bloque 172 de vidrio, la placa 175 polarizadora (placa A/4) y un filtro 173 de densidad, y es reflejada por el espejo 174 de referencia. El espejo de referencia es un ejemplo de un objeto de referencia de la presente invención.

La luz LR de referencia reflejada por el espejo 174 de referencia es propagada de nuevo a través del filtro 173 de densidad, la placa 175 polarizadora y el bloque 172 de vidrio, es enfocada a la cara de extremo de fibra de la fibra 163 óptica por la lente 171 colimadora, y es conducida al acoplador 162 óptico a través de la fibra 163 óptica.

El bloque 172 de vidrio y el filtro 173 de densidad actúan como una parte retardadora que hace que las longitudes de trayectoria óptica (las distancias ópticas) de la luz LR de referencia y la luz LS de señal coincidan entre sí. Además, el bloque 172 de vidrio y el filtro 173 de densidad actúan como una parte compensadora de dispersión que hace que las propiedades de dispersión de la luz LR de referencia y la luz LS de señal coincidan entre sí.

Además, el filtro 173 de densidad actúa como un filtro de densidad neutra que reduce la cantidad de luz de la luz LR de referencia. El filtro 173 de densidad está compuesto, por ejemplo, por un filtro ND (Neutral Density, densidad neutra) de tipo giratorio. El filtro 173 de densidad es accionado para girar mediante un mecanismo de accionamiento no mostrado en los dibujos, cambiando de esta manera la cantidad de luz de la luz LR de referencia que contribuye a la generación de la luz LD de interferencia.

Además, la placa 175 polarizadora es usada para corregir la longitud de la trayectoria óptica de la luz LR de referencia y es usada para mejorar la calidad de imagen de la imagen OCT. La placa 175 polarizadora está dispuesta, por ejemplo, inclinándola aproximadamente 3 grados con respecto a la dirección perpendicular a la dirección de la trayectoria óptica de la luz LR de referencia. La placa 175 polarizadora es girada y accionada por un mecanismo de accionamiento predefinido, y la calidad de imagen de la imagen coherente es ajustada en consecuencia.

El espejo 174 de referencia es movido en la dirección de desplazamiento (en la dirección de la flecha en ambos lados, tal como se muestra en la Fig. 3) de la luz LR de referencia mediante el mecanismo de accionamiento predefinido. Por consiguiente, en respuesta a la longitud axial del ojo E del sujeto y la distancia de trabajo (la distancia entre la lente 113 objetivo y el ojo E del sujeto), puede asegurarse la longitud de la trayectoria óptica de la luz LR de referencia.

Por otra parte, la luz LS de señal generada por el acoplador 162 óptico es conducida al extremo de la línea 152 de conexión a través de una fibra 164 óptica compuesta por una fibra mono-modo o similar. La fibra 164 óptica y la fibra 152a óptica pueden estar compuestas de una fibra óptica, o pueden ser formadas integralmente uniendo las caras extremas de las fibras respectivas.

La luz LS de señal es conducida a través de la fibra 152a óptica y es guiada a la unidad 1A de cámara de retina. Además, la luz LS de señal es propagada a través de la lente 142, la unidad 141 de exploración, el espejo 134 dicroico, la lente 126 de obtención de imágenes, la lente 125 de transmisión, el semi-espejo 190, la lente 124 de enfoque, el diafragma 121 de obtención de imágenes, la abertura 112a del espejo 112 de apertura y la lente 113 objetivo, y es irradiada al ojo E y es irradiada al fondo Ef de ojo. Cuando la luz LS de señal es irradiada al fondo Ef de ojo, los filtros 122 y 123 de barrera son retraídos de la trayectoria óptica con antelación. En este momento, el semi-espejo 190 puede ser retraído también de la trayectoria óptica.

La luz LS de señal que ha entrado al ojo E forma una imagen y es reflejada en el fondo Ef de ojo. En este momento, la luz LS de señal no solo es reflejada en las superficies del fondo del ojo, sino que también es dispersada en un límite de índice de refracción de la parte profunda del fondo Ef de ojo. Por lo tanto, la luz LS de señal propagada a través del fondo Ef de ojo incluye información que refleja la morfología de la superficie del fondo Ef de ojo e información que refleja un estado de retro-dispersión en el límite del índice de refracción de los tejidos profundos del fondo Ef de ojo. Esta luz puede denominarse simplemente una luz reflejada en el fondo del ojo de la luz LS de señal.

La luz reflejada en el fondo del ojo de la luz LS de señal es guiada inversamente en la misma trayectoria que la luz LS de señal que viaja al ojo E, y es enfocada a la cara de extremo de la fibra 152a óptica. Además, la luz reflejada en el fondo del ojo de la luz LS de señal entra a la unidad 150 OCT a través de la fibra 152a óptica, y vuelve al acoplador 162 óptico a través de la fibra 164 óptica.

El acoplador 162 óptico hace que la luz LS de señal que ha vuelto a través del fondo Ef de ojo interfiera con la luz LR de referencia que ha vuelto después de ser reflejada por el espejo 174 de referencia para generar la luz LC de interferencia. La luz LC de interferencia es conducida a un espectrómetro 180 a través de una fibra 165 óptica compuesta por una fibra

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mono-modo o similar.

El espectrómetro 180 detecta las componentes espectrales de la luz LC de interferencia. El espectrómetro 180 incluye una lente 181 colimadora, una red o rejilla 182 de difracción, una lente 183 de obtención de imágenes y un CCD 184. La red 182 de difracción puede ser de tipo transmisión o de tipo reflexión. Además, también es posible usar otro dispositivo de fotodetector (un sensor de línea o un sensor de área), tal como un CMOS, en lugar del CCD 184.

La luz LC de interferencia que ha entrado al espectrómetro 180 es colimada por la lente 181 colimadora, y es dividida en espectros por la red 182 de difracción (resolución espectral). La luz LC de interferencia dividida es formada en una imagen sobre la cara de captación de imagen del CCD 184 por la lente 183 de obtención de imágenes. El CCD 184 detecta las componentes espectrales respectivas de la luz LC de interferencia dividida y convierte las componentes en cargas eléctricas. El CCD 184 acumula estas cargas eléctricas y genera señales de detección. Además, el CCD 184 transmite estas señales de detección a la unidad 200 aritmética y de control.

Aunque en esta realización se emplea un interferómetro de tipo Michelson, es posible emplear cualquier tipo de interferómetro, tal como un interferómetro de tipo Mach-Zehnder, según sea necesario.

[Unidad aritmética y de control]

Se describirá una configuración de la unidad 200 aritmética y de control. La unidad 200 aritmética y de control analiza las señales de detección introducidas desde el CCD 184 y forma una imagen OCT del ojo E. Un procedimiento aritmético para formar una imagen OCT es como el de un dispositivo OCT de tipo dominio de Fourier convencional.

Además, la unidad 200 aritmética y de control controla cada parte de la unidad 1A de cámara de retina y la unidad 150 OCT.

Como el control de la unidad 1A de cámara de retina, la unidad 200 aritmética y de control ejecuta: el control de la salida de las luces de iluminación por la fuente 101 de luz de observación y la fuente 103 de luz de obtención de imágenes; el control de la inserción/retracción de los filtros 105, 106 excitadores y los filtros 122, 123 de barrera a/desde la trayectoria óptica; el control del funcionamiento de un dispositivo de visualización, tal como la pantalla 140 LCD; el control del movimiento del diafragma 110 de iluminación (control del valor de apertura); el control del valor de apertura del diafragma 121 de obtención de imágenes; el control de movimiento de la lente 124 de enfoque (ajustes de enfoque y de aumento); el control del sistema óptico de enfoque y el sistema 109A óptico de alineación, etc. Además, la unidad 200 aritmética y de control controla la unidad 141 de exploración para explorar con la luz LS de señal.

Además, como el control de la unidad 150 OCT, la unidad 200 aritmética y de control ejecuta: el control de la salida de la luz L0 de baja coherencia por la fuente 160 de luz de baja coherencia; el control del movimiento de cada uno del espejo 174 de referencia; el control de la operación de rotación del filtro 173 de densidad (una operación para cambiar la cantidad de reducción de la cantidad de luz de la luz LR de referencia); el control de un tiempo para la acumulación de carga eléctrica, el tiempo para la acumulación de carga eléctrica y el tiempo para la transmisión de la señal por el CCD 184; etc.

La unidad 200 aritmética y de control incluye un microprocesador, una RAM, una ROM, una unidad de disco duro, un teclado, un ratón, una pantalla, una interfaz de comunicación, etc., como en los ordenadores convencionales. La unidad de disco duro almacena un programa de ordenador para controlar el dispositivo 1 óptico de medición de imágenes. Además, la unidad 200 aritmética y de control puede estar provista de una placa de circuito dedicada para formar imágenes OCT en base a las señales de detección desde el CCD 184.

[Sistema de control]

Se describirá una configuración de un sistema de control del dispositivo 1 óptico de medición de imágenes con referencia a la Fig. 5. En la Fig. 5, el dispositivo 10 y 12 de obtención de imágenes y la unidad 1A de cámara de retina se describen por separado, y el CCD 184 y la unidad 150 OCT se describen por separado. Sin embargo, tal como se ha explicado anteriormente, los dispositivos 10 y 12 de obtención de imágenes están provistos en la unidad 1A de cámara de retina, y el CCD 184 está provisto en la unidad 150 OCT.

(Controlador)

El sistema de control del dispositivo 1 de observación de fondo del ojo tiene una configuración centrada en un controlador 210. El controlador 210 incluye, por ejemplo, el microprocesador, la RAM, la ROM, el disco duro y la interfaz de comunicación indicados anteriormente. El controlador 210 es un ejemplo de una parte de control de la presente invención.

El controlador 210 está provisto de un controlador 211 principal y un almacenamiento 212. El controlador 211 principal controla cada parte de la unidad 1A de cámara retina, la unidad 150 OCT y la unidad 200 aritmética y de control.

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El almacenamiento 212 almacena varios tipos de datos. Los datos almacenados en el almacenamiento 212 son, por ejemplo, datos de imagen de las imágenes OCT, datos de imagen de las imágenes del fondo Ef de ojo e información del ojo. La información del ojo incluye diversa información acerca del ojo, por ejemplo, información acerca de un sujeto tal como un ID y un nombre del paciente, información acerca de la identificación de ojo izquierdo u ojo derecho, y resultado del diagnóstico y resultado del examen del ojo. El controlador 211 principal ejecuta un procedimiento de escritura de datos en el almacenamiento 212, y un procedimiento de lectura de datos desde el almacenamiento 212.

Además, los datos para la distancia de movimiento de la unidad (descritos anteriormente) para el ajuste de la alineación y el ajuste del enfoque son almacenados en el almacenamiento 212. Además, un programa de ordenador para ejecutar una acción (diagrama de flujo), que se describe a continuación, está almacenado en el almacenamiento 212. El controlador 211 principal opera en base a los datos y al programa de ordenador.

(Parte formadora de imagen)

Una parte 220 formadora de imágenes forma datos de imagen de una imagen tomográfica del fondo Ef de ojo en base a las señales de detección desde el CCD 184. Al igual que la técnica de OCT de dominio de Fourier convencional, este procedimiento de formación de datos de imagen incluye procedimientos tales como eliminación de ruido (reducción de ruido), filtrado y FFT (Fast Fourier Transform, transformada rápida de Fourier).

La parte 220 formadora de imágenes incluye, por ejemplo, la placa de circuito y la interfaz de comunicación indicadas anteriormente. La parte 220 formadora de imágenes es un ejemplo de una parte formadora de imágenes de la presente invención. En la presente memoria descriptiva, los "datos de imagen" pueden identificarse con una "imagen" presentada en base a los datos de imagen.

(Procesador de imágenes)

Un procesador 230 de imágenes ejecuta diversos procesamientos y análisis de imágenes sobre imágenes de fondo del ojo (fotografías de una superficie de retina) obtenidas por la unidad 1A de cámara de retina e imágenes formadas por la parte 220 formadora de imágenes. Por ejemplo, el procesador 230 de imágenes ejecuta diversos procedimientos de corrección, tales como la corrección de luminancia y la corrección de dispersión de las imágenes.

Además, el procesador 230 de imágenes ejecuta, por ejemplo, un procedimiento de interpolación de píxeles de interpolación entre las imágenes tomográficas formadas por la parte 220 formadora de imágenes, formando de esta manera datos de imagen de una imagen tridimensional del fondo Ef de ojo.

Los datos de imagen de una imagen tridimensional se refieren a datos de imagen en las que las posiciones de los píxeles están definidas por las coordenadas tridimensionales. Los datos de imagen de una imagen tridimensional son, por ejemplo, datos de imagen compuestos por vóxeles dispuestos tridimensionalmente. Estos datos de imagen se denominan datos de volumen, datos de vóxeles o similares. Para visualizar una imagen en base a los datos de volumen, el procesador 230 de imágenes ejecuta un procedimiento de renderizado (tal como renderización de volumen y MIP (Maximum Intensity Projection, proyección de intensidad máxima)) sobre estos datos de volumen, y forma datos de imagen de una imagen pseudo tridimensional tomada de una dirección de observación específica. En un dispositivo de visualización, tal como la pantalla 240, se muestra esta imagen pseudo tridimensional.

Además, también es posible formar datos apilados de una pluralidad de imágenes tomográficas como los datos de imagen de una imagen tridimensional. Los datos apilados son datos de imagen obtenidos disponiendo tridimensionalmente una pluralidad de imágenes tomográficas obtenidas a lo largo de una pluralidad de líneas de exploración, en base a la relación posicional de las líneas de exploración. Es decir, los datos apilados son datos de imagen obtenidos expresando una pluralidad de imágenes tomográficas definidas por sistemas de coordenadas bidimensionales originalmente individuales mediante un sistema de coordenadas tridimensional (concretamente, incorporación en un espacio tridimensional). El procesador 230 de imágenes es capaz de ejecutar varios procesamientos y análisis de imágenes sobre imágenes tridimensionales.

Una parte 231 de determinación de alineación, una parte 232 de determinación de enfoque, una parte 233 de determinación de posición de imagen, una parte 234 de determinación de la calidad de la imagen y una parte 235 de determinación de seguimiento están provistas en el procesador 230 de imágenes. Estas partes 231 a 235 de determinación constituyen, respectivamente, una parte de la "parte de determinación" de la presente invención.

La parte 231 de determinación de alineación, en el tiempo predefinido después del ajuste de alineación del sistema óptico, determina la idoneidad de la posición del sistema óptico, es decir, determina si el sistema óptico está dispuesto o no en la posición apropiada con respecto al ojo E del sujeto. De esta manera, la parte 231 de determinación de alineación determina la idoneidad del estado de alineación en el tiempo predefinido después del ajuste de alineación. Además, este tipo de determinación de alineación es eficaz incluso después del ajuste de alineación ya que el estado de alineación puede cambiar como resultado del movimiento del ojo E del sujeto, el movimiento del sujeto, etc.

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Se explican ejemplos del procesamiento realizado por la parte 231 de determinación de alineación. La parte 231 de determinación de alineación analiza la imagen del fondo del ojo del ojo E del sujeto que es obtenida en el estado en el que los puntos 310 luminosos de alineación son proyectados después del ajuste de alineación (véase la Fig. 4). Aquí, la posición de la escala 309 de alineación en el marco de la imagen del fondo del ojo ya es conocida.

En primer lugar, la parte 231 de determinación de alineación especifica las posiciones (la posición del centro de gravedad, etc.) del par de puntos 310 luminosos de alineación, de la manera descrita anteriormente. A continuación, la parte 231 de determinación de alineación determina si estas posiciones específicas están dentro del intervalo permitido predeterminado, es decir, determina si están dentro de la escala 309 de alineación (imagen con forma de paréntesis). Si se determina que estas posiciones específicas están dentro del intervalo permitido, la parte 231 de determinación de alineación determina que el estado de alineación es apropiado. Por otra parte, para los casos en los que estas posiciones específicas no están dentro del intervalo permitido, la parte 231 de determinación de alineación determina que el estado de alineación no es apropiado. Además, ejemplos específicos del procesamiento que determina la idoneidad del estado de alineación se describen, por ejemplo en la solicitud de patente japonesa 2008-13989 presentada por el presente solicitante.

En el tiempo predefinido después del ajuste de enfoque, la parte 232 de determinación de enfoque determina la idoneidad del estado de enfoque, es decir, determina si el enfoque se está siendo conducido o no de manera apropiada con respecto al fondo Ef de ojo (si se está enfocando bien o no). atención). Este tipo de determinación de alineación es eficaz incluso después del ajuste del enfoque ya que el estado de enfoque puede cambiar como resultado del movimiento ocular del ojo E del sujeto, el movimiento del sujeto, etc.

Se explican ejemplos del procesamiento realizado por la parte 232 de determinación de enfoque. La parte 232 de determinación de enfoque analiza la imagen del fondo del ojo del ojo E del sujeto que es obtenida en el estado en el que las líneas 311 luminosas divididas son proyectadas después del ajuste de enfoque (véase la Fig. 4).

En primer lugar, la parte 232 de determinación de enfoque especifica las posiciones (la posición del centro de gravedad) en la dirección lateral de las líneas 311 luminosas divididas verticales. A continuación, la parte 232 de determinación de enfoque determina si estas posiciones específicas están dentro del intervalo permisible en la dirección lateral. Este intervalo permisible se establece previamente. Por consiguiente, se determina si las líneas 311 luminosas divididas verticales están dispuestas o no a lo largo de una línea sustancialmente recta. Para los casos en los que se determina que estas posiciones específicas están dentro del intervalo permisible, la parte 232 de determinación de enfoque determina que el estado de enfoque es apropiado. Por otra parte, para los casos en los que estas posiciones específicas no están dentro del intervalo permitido, la parte 232 de determinación de enfoque determina que el estado de enfoque no es apropiado. Además, en la solicitud de patente japonesa 2008-13989, presentada por el presente solicitante, se describen, por ejemplo, ejemplos específicos del procesamiento que determina la idoneidad del estado de enfoque.

La parte 233 de determinación de la posición de la imagen determina la idoneidad de la posición de la imagen tomográfica del fondo Ef de ojo en el marco. Particularmente, la parte 233 de determinación de la posición de la imagen determina la idoneidad de la posición de profundidad (la posición en la dirección z) de la imagen tomográfica en el marco.

La imagen tomográfica se obtiene generalmente después de ejecutar el ajuste de alineación y el ajuste de enfoque; como resultado, la imagen correspondiente a la superficie de la retina se muestra en el marco. La parte 233 de determinación de la posición de la imagen especifica la posición de la imagen correspondiente a la superficie de la retina en el marco en la dirección z. Se explican ejemplos específicos de este procesamiento.

La imagen tomográfica está constituida por una pluralidad de imágenes unidimensionales que se extienden en la dirección de la profundidad. Estas imágenes unidimensionales están dispuestas a lo largo de las líneas de exploración de la luz LS de señal. Además, el marco de la imagen tomográfica es negro (valor de brillo 0), y los píxeles correspondientes al tejido (capa) del fondo del ojo tienen un valor de brillo correspondiente a la intensidad de la luz de reflexión desde la región. La región en la profundidad no alcanzada por la luz LS de señal es expresada en color negro. Es decir, la imagen tomográfica es la imagen en la que varias capas del fondo del ojo son expresadas en una escala de grises en el interior del marco negro. Además, la imagen tomográfica puede ser una imagen de pseudo-color correspondiente al valor de brillo.

En primer lugar, la parte 233 de determinación de la posición de la imagen especifica los píxeles correspondientes a la superficie de la retina, en base al valor de brillo de los píxeles que constituyen la imagen unidimensional respectiva anterior. Por consiguiente, se especifica un grupo de píxeles dispuestos a lo largo de la dirección de exploración de la luz LS de señal. Este grupo de píxeles es el área de la imagen correspondiente a la superficie de la retina. Además, el objetivo específico no está limitado a la superficie de la retina y puede ser, por ejemplo, una región con alta luminancia tal como IS/OS.

A continuación, la parte 233 de determinación de la posición de la imagen determina si el grupo de píxeles especificado cae dentro del intervalo permisible en la dirección z. Este intervalo permisible se establece previamente. Para los casos en

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los que el grupo de píxeles cae dentro del intervalo permisible, la parte 233 de determinación de la posición de la imagen determina que la posición de profundidad de la imagen tomográfica en el marco es apropiada. Por otra parte, para los casos en los que el grupo de píxeles no cae dentro del intervalo permisible, la parte 233 de determinación de la posición de la imagen determina que la posición de profundidad de la imagen tomográfica en el marco no es apropiada.

Además, la determinación de la posición de la imagen tomográfica puede ser realizada de manera que el área del extremo superior (el área de la imagen correspondiente a la superficie de la retina) y el área del extremo inferior (el área de la imagen correspondiente a las profundidades de alcance más lejano de la luz LS de señal) de la imagen tomográfica sea incluida en el marco, es decir, de manera que el área del extremo superior y el área del extremo inferior no sean cortadas del marco. Para conseguir esto, por ejemplo, puede constituirse de manera que, para cada imagen unidimensional, se determine si los valores de brillo del área cerca de la parte superior y el área cerca de la parte inferior del marco son 0 o no, y, además, se determina si hay presente o no un grupo de píxeles con un valor de brillo diferente de 0.

La parte 234 de determinación de la calidad de la imagen analiza la imagen tomográfica del fondo Ef de ojo y determina la idoneidad de la calidad de imagen de la imagen tomográfica. Hay diversos procedimientos de evaluación para la calidad de la imagen; sin embargo, a continuación, se explica un ejemplo.

En primer lugar, la parte 234 de determinación de la calidad de la imagen especifica los píxeles con el brillo máximo y los píxeles con el brillo mínimo con respecto a cada imagen unidimensional en la dirección de la profundidad que constituyen la imagen tomográfica. A continuación, la parte 234 de determinación de la calidad de la imagen crea un histograma para el valor de brillo (por ejemplo, el histograma de 8 bits), en base a los valores de brillo del grupo de píxeles (por ejemplo, aproximadamente 40 píxeles) en el intervalo predefinido, incluyendo cada píxel que se especifica.

A continuación, la parte 234 de determinación de la calidad de la imagen busca la posición máxima (valor de brillo) con una frecuencia que excede 0 para el histograma correspondiente al grupo de píxeles, que incluye los píxeles del brillo mínimo. Además, para el histograma correspondiente al grupo de píxeles, incluyendo los píxeles con el brillo máximo, se calculan el número (N) total de píxeles incluidos en el intervalo por debajo del valor de brillo que se ha buscado anteriormente, y un número (S) total de píxeles incluidos en el valor de brillo 255 desde la parte superior en base al valor de brillo buscado. Además, la parte 234 de determinación de la calidad de imagen evalúa qué % del total corresponde a partes que pueden ser tratadas como señales (es decir, partes tratadas como distintas del ruido) en la imagen tomográfica, usando la fórmula de cálculo siguiente: 100 * S (S + N). Este tipo de procesamiento aritmético es ejecutado para cada imagen unidimensional, y el valor medio de estos resultados aritméticos es usado como un valor de evaluación de la calidad de la imagen.

La parte 234 de determinación de la calidad de la imagen determina si el valor de evaluación obtenido de esta manera es más que un umbral predefinido. Este umbral se establece previamente. Para los casos en los que se determina que el valor de evaluación es igual o mayor que el umbral, la parte 234 de determinación de la calidad de la imagen determina que la calidad de la imagen es apropiada. Por otra parte, para los casos en los que se determina que el elemento de evaluación está por debajo del umbral, la parte 234 de determinación de la calidad de la imagen determina que la calidad de la imagen no es apropiada.

La parte 235 de determinación de seguimiento determina la idoneidad del estado de seguimiento, mientras que el seguimiento de la posición de irradiación de la luz LS de señal es ejecutado con respecto a la región de interés (el área objetivo de adquisición de la imagen OCT) del fondo Ef de ojo. Es decir, la parte 235 de determinación de seguimiento determina si el seguimiento de la posición de irradiación de la luz LS de señal está siendo ejecutado apropiadamente o no, con respecto al movimiento del ojo E del sujeto.

Además, el seguimiento puede ser ejecutado controlando el espejo galvano en la unidad 141 de exploración. Por ejemplo, para los casos en los que el seguimiento es realizado en base a la imagen del fondo del ojo (imagen en movimiento), especifica la posición de una región característica del fondo del ojo (papila óptica, etc.) en los marcos respectivos de la imagen en movimiento, y controla la posición de irradiación de la luz LS de señal de manera que esta posición específica esté situada en la misma posición (por ejemplo, en el área central del marco, etc.) durante la medición.

Además, para los casos en que el seguimiento es realizado en base a la imagen OCT, aplica repetidamente un patrón de exploración predefinido (por ejemplo, una exploración cruzada), y en base a una forma característica (por ejemplo, una forma cóncava de la mácula) representada en el par de imágenes tomográficas obtenidas secuencialmente, controla la posición de irradiación de la luz LS de señal de manera que el punto característico (por ejemplo, el centro macular) esté situado en la misma posición (por ejemplo, en el área central del marco, etc.) durante la medición.

Además, para los casos en los que se realiza una medición OCT, debido a que existe la posibilidad de que la precisión sea insuficiente con el seguimiento usando la imagen del fondo del ojo, es deseable que se realice un seguimiento basado en la imagen OCT. Además, para la imagen del fondo del ojo, en comparación con la papila óptica, es difícil especificar la posición de la mácula; por lo tanto, especialmente para los casos en los que se obtiene la imagen OCT de la mácula, es

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deseable que se realice el seguimiento usando la imagen OCT.

Las regiones objetivo para la medición OCT se establecen seleccionando un objetivo de fijación interno (la mácula, la papila óptica, etc.). La parte 235 de determinación de seguimiento determina la idoneidad del estado de seguimiento, por ejemplo, determinando si la región objetivo de seguimiento está incluida o no en el área de exploración de la luz LS de señal.

Además, el área de exploración se establece, por ejemplo, en un área predefinida (un área cuadrada de 6 mm x 6 mm, etc.) cuyo centro está en el eje óptico del sistema 120 óptico de obtención de imágenes. Además, la posición de la región objetivo de seguimiento se obtiene con alta precisión, por ejemplo, con seguimiento usando las imágenes OCT anteriores.

La luz LS de señal es irradiada al ojo E del sujeto, a lo largo del mismo eje óptico que la luz de iluminación de la fotografía del fondo (el eje óptico del sistema 120 óptico de obtención de imágenes) y la luz de reflexión del fondo del ojo es guiada también a lo largo del eje óptico. Por lo tanto, al establecer el centro del área de exploración de la luz LS de señal en el eje óptico, el centro del marco de la imagen del fondo del ojo y la posición central del área de exploración coinciden entre sí. Utilizando esto, es posible visualizar la imagen que muestra la posición del área de exploración y la imagen que muestra la posición de la región objetivo de seguimiento, sobre la imagen del fondo del ojo (descrita más adelante).

El procesador 230 de imágenes incluye, por ejemplo, el microprocesador, la RAM, la ROM, la unidad de disco duro y la placa de circuito indicados anteriormente. Además, el procesador 230 de imágenes puede incluir placas de circuito dedicadas que ejecutan un procesamiento y un análisis de imágenes predeterminado.

(La pantalla y el manipulador)

La pantalla 240 está constituida por la inclusión del monitor 11 de panel táctil. Además, la visualización de la unidad 200 aritmética y de control, etc., puede estar incluida también en la pantalla 240. La pantalla 240 es un ejemplo de "la parte de visualización" de la presente invención. El manipulador 250 está constituido por la inclusión de dispositivos de entrada y dispositivos de operación, tales como un teclado y un ratón. Además, varios dispositivos de entrada y dispositivos de operación que están provistos en la superficie de la carcasa y en las secciones exteriores del dispositivo 1 óptico de medición de imágenes están incluidos en el manipulador 250.

No es necesario que la pantalla 240 y el manipulador 250 estén compuestos como dispositivos separados. Por ejemplo, como una pantalla LCD de panel táctil, puede usarse un dispositivo en el que la pantalla 240 y el manipulador 250 están formados en un cuerpo.

[Exploración con luz de señal y procesamiento de imagen]

Se describirá una exploración con la luz LS de señal y una imagen OCT.

El aspecto de exploración de la luz LS de señal mediante el dispositivo 1 óptico de medición de imágenes es, por ejemplo, una exploración horizontal, una exploración vertical, una exploración cruciforme, una exploración radial, una exploración circular, una exploración concéntrica y una exploración helicoidal. Estos aspectos de exploración son usados selectivamente según sea necesario en consideración de un sitio de observación del fondo del ojo, un objetivo de análisis (el espesor de la retina o similar), un tiempo requerido para la exploración, la precisión de una exploración, etc.

Una exploración horizontal es una exploración con la luz LS de señal en la dirección horizontal (dirección x). La exploración horizontal incluye un aspecto de exploración con la luz LS de señal a lo largo de una pluralidad de líneas de exploración que se extienden en la dirección horizontal dispuesta en la dirección vertical (dirección y). En este aspecto, es posible establecer cualquier intervalo entre líneas de exploración. Estableciendo el intervalo entre las líneas de exploración de manera que sea suficientemente estrecho, es posible formar la imagen tridimensional indicada anteriormente (exploración tridimensional). Una exploración vertical se realiza también de manera similar.

Una exploración cruciforme es una exploración con la luz LS de señal a lo largo de una trayectoria con forma de cruz formada por dos trayectorias lineales (trayectorias de línea) ortogonales entre sí. Una exploración radial es una exploración con la luz LS de señal a lo largo de una trayectoria radial formada por una pluralidad de trayectorias de línea dispuestas en ángulos predeterminados. La supervisión cruciforme es un ejemplo de la supervisión radial.

Una exploración circular es una exploración con la luz LS de señal a lo largo de una trayectoria circular. Una exploración concéntrica es una exploración con la luz LS de señal a lo largo de una pluralidad de trayectorias circulares dispuestas concéntricamente alrededor de una posición central predeterminada. La exploración circular se considera un ejemplo especial de la supervisión concéntrica. Una exploración helicoidal es una exploración con la luz LS de señal a lo largo de una trayectoria helicoidal.

Con la configuración descrita anteriormente, la unidad 141 de exploración es capaz de explorar con la luz LS de señal en

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la dirección x y la dirección y, respectivamente, y, por lo tanto, es capaz de explorar con la luz LS de señal a lo largo de cualquier tipo de trayectoria en el plano xy. De esta manera, es posible realizar diversos tipos de aspectos de exploración, tal como se ha descrito anteriormente.

Realizando una exploración con la luz LS de señal en el modo descrito anteriormente, para cada punto de exploración (posición de irradiación), se obtiene una imagen unidimensional que se extiende en la dirección de la profundidad, y disponiendo estas imágenes unidimensionales a lo largo de las líneas de exploración (trayectoria de exploración), es posible formar una imagen tomográfica bidimensional que se extiende tanto en la dirección de las líneas de exploración como en la dirección de la profundidad (dirección z). Además, en un caso en el que el intervalo entre las líneas de exploración es estrecho, es posible formar la imagen tridimensional indicada anteriormente.

[Operación]

Se describirá una operación del dispositivo 1 óptico de medición de imágenes. Un diagrama de flujo mostrado en la Fig. 6 y en la Fig. 7 representa un ejemplo del funcionamiento del dispositivo 1 óptico de medición de imágenes.

En primer lugar, de la misma manera que con la fotografía normal del fondo del ojo, las preparaciones para el examen se realizan de la manera (S1) siguiente. La cara del sujeto es posicionada en contacto con el apoyo para la barbilla y el apoyo para la frente, y el ojo E del sujeto está directamente opuesto a la unidad 1A de cámara de retina.

En respuesta a una operación designada (por ejemplo, la operación para activar la alimentación), el controlador 210 causa que la pantalla 240 (monitor 11 de panel táctil) muestre una pantalla de visualización predeterminada (por ejemplo, la pantalla 290 de visualización mostrada en la Fig. 8) (S2). La pantalla 290 de visualización incluye una pantalla 300 de ajuste y una pantalla 400 de visualización de imágenes coherentes. La pantalla 300 de ajuste es similar a la pantalla mostrada en la Fig. 4, y es usada para el ajuste de la alineación y el ajuste del enfoque. Aunque no se muestra en los diagramas, en la pantalla 300 de ajuste, se muestran las imágenes capturadas por la unidad 1A de cámara de retina. Además, en la Fig. 8 a la Fig. 12, y en la Fig. 15, entre la información mostrada en la Fig. 4, se ha omitido la información no necesaria para la siguiente explicación. En la pantalla 400 de visualización de imágenes coherentes, se muestran imágenes coherentes (tal como se describe más adelante), pero el estado de visualización en esta etapa es, por ejemplo, un estado de "tormenta de arena" (es decir, no se muestra ninguna imagen en la misma).

El examinador opera el manipulador 250 y enciende la fuente 101 de luz de observación. De esta manera, la imagen del ojo anterior del ojo E del sujeto es mostrada en la pantalla 300 de ajuste. El examinador opera el manipulador 250 (palanca de control) y mueve la unidad 1A de cámara de retina hacia el sujeto. En este momento, la imagen de visualización en la pantalla 300 de ajuste es cambiada a una imagen de observación del fondo del ojo.

En respuesta a una operación designada, el controlador 210 enciende la fuente 190a de luz de alineación. De esta manera, los puntos luminosos de alineación son proyectados sobre el ojo E del sujeto y, tal como se muestra en la Fig. 9, los puntos 310 luminosos de alineación son mostrados en la pantalla 300 de ajuste (S3). En esta etapa, generalmente el estado de alineación es inadecuado, de manera que se muestran dos puntos 310 luminosos de alineación en el exterior de la escala 309 de alineación.

El examinador opera la palanca de control y ajusta la posición de la unidad 1A de cámara de retina para mover los dos puntos 310 luminosos de alineación al interior de la escala 309 de alineación (S4). La pantalla 300 de ajuste, en un estado tal que el ajuste de alineación está completado, se muestra en la Fig. 10. Además, en lugar de realizar manualmente el ajuste de alineación de esta manera, tal como se ha descrito anteriormente, es posible también realizar una alineación automática.

Una vez completado el ajuste de alineación, se realiza el ajuste de enfoque. Para este propósito, el controlador 210 enciende el LED 109a. De esta manera, las líneas luminosas divididas son proyectadas sobre el ojo E del sujeto y, tal como se muestra en la Fig. 11, las líneas 311 luminosas divididas son mostradas en la pantalla 300 de ajuste (S5). En esta etapa, generalmente el estado del enfoque es inadecuado, de manera que las líneas 311 luminosas divididas arriba y abajo no forman una línea recta. El controlador 210, de la manera anterior, realiza el enfoque automático (S6). La parte 232 de determinación de enfoque determina la idoneidad del estado del enfoque obtenido a partir del enfoque automático (S7).

Si se determina que el estado del enfoque es inapropiado (por ejemplo, si el enfoque automático ha fallado) (S7: No), el controlador 210 muestra la información de advertencia designada en la pantalla 240 (S8). Esta información de advertencia indica, por ejemplo, un mensaje que indica que el enfoque automático ha fallado o un mensaje que indica que se recomienda volver a realizar el examen. La información de advertencia puede ser una información en forma de cadena de caracteres, o puede ser una información en forma de imagen. Un mensaje como el siguiente es un ejemplo de información en forma de cadena de caracteres: "El enfoque automático ha fallado. Por favor, accione la palanca de control una vez más y vuelva a realizar el examen". El examinador, que es consciente de que el enfoque automático ha fallado

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gracias a la información de advertencia, vuelve a realizar el examen desde el principio. Además, si en la Etapa 7, el resultado es "No" una cantidad de veces determinada, el examen puede terminarse.

Si el enfoque automático es exitoso (S7: Sí), las líneas 311 luminosas divididas arriba y abajo, que se muestran en la pantalla 300 de ajuste, están dispuestas en una línea recta, tal como se muestra en la Fig. 12. La parte 231 de determinación de alineación, en base a las posiciones de los puntos 310 luminosos de alineación en esta etapa, determina la idoneidad del estado de alineación (S9).

Si se determina que el estado de alineación no es adecuado (S9: No), el controlador 210 muestra la información de advertencia designada en la pantalla 240 (S10). Esta información de advertencia indica, por ejemplo, un mensaje que indica que el estado de alineación ha empeorado, o un mensaje que indica que se recomienda volver a realizar la alineación. La información de advertencia puede ser información en forma de cadena de caracteres, o puede ser información en forma de imagen. Un mensaje como el siguiente es un ejemplo de información en forma de cadena de caracteres: "Superponga los puntos luminosos de alineación entre sí, y muévalos al interior de la escala". El examinador, que es consciente de que el estado de alineación es inapropiado gracias a la información de advertencia, vuelve a la Etapa 4 y vuelve a realizar la alineación. Además, si en la Etapa 9, el resultado es "No" una cantidad de veces determinada, el examen puede terminarse, o el examen puede volver a realizarse desde el principio, etc.

Si se determina que el estado de alineación es apropiado (S9: Sí), el controlador 210 controla la unidad 150 OCT, la unidad 141 de exploración, una parte 220 formadora de imágenes, etc., y realiza una detección automática de la imagen coherente (la imagen tomográfica) del fondo Ef de ojo (S11). La detección automática es realizada, por ejemplo, moviendo el espejo 174 de referencia y analizando las señales detectadas obtenidas. Además, la detección automática puede ser realizada formando realmente una imagen coherente y analizando los valores de luminancia de esta imagen coherente.

Si la detección automática falla (S12: No), el controlador 210 muestra la información de advertencia designada en la pantalla 240 (S13). Esta información de advertencia indica, por ejemplo, un mensaje que indica que no se ha detectado la imagen coherente, o un mensaje que indica que se recomienda volver a realizar la detección automática. La información de advertencia puede ser una información en forma de cadena de caracteres, o puede ser una información en forma de imagen. Un mensaje como el siguiente es un ejemplo de información en forma de cadena de caracteres: "La detección automática de una imagen coherente ha fallado. Por favor, vuelva a realizarla". El examinador, que es consciente de que la detección automática ha fallado gracias a la información de advertencia, realiza una operación designada (por ejemplo, tocando la pantalla de un monitor 11 de panel táctil), e proporciona instrucciones para volver a realizar la detección automática de la imagen coherente. Además, si en la Etapa 12, el resultado es "No" una cantidad de veces determinada, el examen puede terminarse, o el examen puede volver a realizarse desde el principio, etc.

Si la detección automática es exitosa (S12: Sí), la imagen coherente del fondo Ef de ojo es representada en algún sitio en el marco. La imagen coherente es mostrada en la pantalla 401 de visualización de imágenes de la pantalla 400 de visualización de imágenes coherentes. La imagen coherente en esta etapa, tal como se muestra en la Fig. 13, por ejemplo, se muestra en una posición de manera que una parte de la misma sobresalga de la pantalla 400 de visualización de imágenes coherentes.

La parte 234 de determinación de la calidad de la imagen determina la idoneidad de la calidad de imagen de la imagen coherente detectada (S14). Si se determina que la calidad de la imagen es inapropiada (S14: No), el controlador 210 realiza un control para girar la placa 175 polarizadora y eleva el nivel de calidad de la imagen (S15). En este momento, es deseable controlar la placa 175 polarizadora para maximizar el nivel de calidad de la imagen.

Además, el nivel de calidad de la imagen es indicada en la pantalla 402 de calidad de imagen de la pantalla 400 de visualización de imágenes coherentes. La pantalla 402 de calidad de imagen es un indicador que muestra el valor evaluado de la calidad de la imagen. Además, los valores evaluados pueden mostrarse tal como están.

Si se determina que el nivel de calidad de imagen es apropiado (S14: Sí), la parte 233 de determinación de posición de imagen determina la idoneidad de la posición de la imagen coherente en el interior del marco (S16).

Si parte de una imagen G coherente es cortada del marco, tal como se muestra en la Fig. 13, o si la imagen G coherente se acerca demasiado al área del borde superior o al área del borde inferior, se determina que la posición de la imagen G coherente es inapropiada. En este momento, puede mostrarse información de advertencia que indica este hecho.

Si se determina que la posición de la imagen G coherente es inapropiada (S16: No), el examinador designa una posición de visualización deseada para la imagen G coherente en el interior del marco (S17). Esta operación es realizada, por ejemplo, tocando la posición deseada en la pantalla 401 de visualización de imágenes (monitor 11 de panel táctil). Además, la posición ajustada previamente (por ejemplo, la posición central de la pantalla 401 de visualización de

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imágenes) puede ser ajustada también automáticamente.

El controlador 210 deriva el desplazamiento entre la posición de la imagen G coherente real (por ejemplo, la posición del centro de la mácula) y la posición designada. Posteriormente, el controlador 210, para eliminar este desplazamiento, es decir, para mostrar la imagen G coherente en la posición designada, controla el espejo 174 de referencia y la unidad 141 de exploración. De esta manera, tal como se muestra en la Fig. 14, la imagen G coherente es mostrada en una posición deseada en el interior del marco (S18).

El desplazamiento de la imagen G coherente en la dirección z es eliminado ajustando la posición del espejo 174 de referencia. Además, el desplazamiento de la imagen G coherente en la dirección x y en la dirección y es eliminado ajustando la posición de exploración de la luz LS de señal mediante la unidad 141 de exploración.

Si se determina que la posición de la imagen G coherente es apropiada (S16: Sí), o si la imagen G coherente es corregida (S18), se realiza un seguimiento de la región de interés del fondo Ef de ojo. En este momento, aunque no se muestra en las figuras, se muestra una imagen de observación del fondo del ojo en la pantalla 300 de ajuste. El controlador 210, tal como se muestra en la Fig. 15, muestra la imagen 314 del área de exploración y la imagen 315 del área de seguimiento, superponiéndola sobre la imagen de observación del fondo del ojo (S19). A continuación, el controlador 210 controla la unidad 141 de exploración, etc., y comienza el seguimiento (S20).

La imagen 314 del área de exploración indica el área explorada por la luz LS de señal, y es mostrada según el aspecto establecido previamente. La imagen 314 del área de exploración mostrada en la Fig. 15 corresponde a la exploración tridimensional indicada anteriormente. La imagen 315 del área de seguimiento indica el área característica del fondo Ef de ojo, que es el objetivo del seguimiento, y se mueve en la pantalla 300 de ajuste según el estado de seguimiento. El seguimiento es realizado de manera que la imagen 315 del área de seguimiento esté posicionada en el centro de la imagen 314 del área de exploración.

La parte 235 de determinación de seguimiento determina la idoneidad del estado de seguimiento (S21). Este procedimiento es realizado determinando si la imagen 315 del área de seguimiento está contenida o no dentro de la imagen 314 del área de exploración. Además, también es aceptable determinar si la imagen 315 del área de seguimiento está contenida o no en un área designada (en las proximidades del centro) dentro de la imagen 314 del área de exploración.

Si se determina que el estado de seguimiento es inapropiado (S21: No), el controlador 210 muestra la información de advertencia designada en la pantalla 240 (S22). Esta información de advertencia indica, por ejemplo, el hecho de que el seguimiento no puede ser realizado de manera apropiada. La información de advertencia puede ser una información en forma de cadena de caracteres, o puede ser una información en forma de imagen. Un mensaje como el siguiente es un ejemplo de una información en forma de cadena de caracteres: "La posición de seguimiento está fuera del rango de exploración posible". El examinador, que es consciente de que el estado de seguimiento no es adecuado gracias a la información de advertencia, opera un manipulador 250 (por ejemplo, una tecla de ajuste de posición de fijación) y ajusta la posición de fijación del ojo E del sujeto de manera que la imagen 315 de área de seguimiento esté contenida dentro de la imagen 314 de área de exploración (S23). En este momento, la parte 235 de determinación de seguimiento determina la idoneidad del estado de seguimiento.

Según la invención, si se determina que el estado de seguimiento es apropiado (S21: Sí), o si se ha completado el ajuste de la posición de fijación (S23), el procesador 230 de imágenes determina la idoneidad respectiva del estado de alineación, el estado del enfoque, la posición de la imagen coherente dentro del marco, y la calidad de imagen de la imagen coherente (S24).

Si se determina que alguna de las condiciones es inapropiada (S24: No), se realiza el mismo procesamiento que cuando se determina que la condición relevante es inapropiada (S8, S10, S15 y S17).

Según la invención, si se determina que todas las condiciones son apropiadas (S24: Sí), el controlador 210 controla una unidad 150 OCT, la unidad 141 de exploración y la parte 220 formadora de imágenes, para formar imágenes coherentes del área de exploración relevante (S25). Además, en lugar de empezar esta medición automáticamente (disparo automático), puede mostrarse un mensaje que indica que puede realizarse la medición. En este caso, el examinador, tras ver el mensaje, presiona un interruptor de obtención de imágenes para empezar la medición.

Después de obtener la imagen coherente, por ejemplo, el controlador 210 controla la unidad 1A de cámara de retina y realiza una obtención de imágenes a color del fondo Ef de ojo. La imagen coherente obtenida y la imagen del fondo del ojo son almacenadas en el almacenamiento 212. Con esto se completa el examen.

[Acciones y efectos]

Se describirán las acciones y los efectos del dispositivo 1 óptico de medición de imágenes descrito anteriormente.

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El dispositivo 1 óptico de medición de imágenes tiene una función para obtener una imagen tomográfica y una imagen de fondo del ojo del fondo del ojo (el objeto medido). La imagen del fondo del ojo es una imagen bidimensional del fondo del ojo para la superficie del fondo del ojo que es ortogonal a la dirección de desplazamiento de la luz LS de señal.

Además, el dispositivo 1 óptico de medición de imágenes tiene una función de alineación, una función de enfoque y una función de seguimiento. La función de alineación es implementada por una parte de alineación que incluye un sistema 190A óptico de alineación. La función de enfoque es implementada por una parte de enfoque que incluye un sistema óptico de enfoque. La parte de seguimiento es implementada por una parte de seguimiento que incluye el controlador 210. Además, el seguimiento puede ser realizado en base a una imagen tomográfica, o puede ser realizado en base a una imagen de fondo del ojo. Una configuración para obtener una imagen de fondo del ojo (configurada como una cámara de fondo del ojo) es un ejemplo de la "parte de obtención de imágenes" según la presente invención.

Además, el dispositivo 1 óptico de medición de imágenes determina, respectivamente, la idoneidad del estado de alineación, el estado del enfoque, la posición de la imagen tomográfica en el interior del marco, la calidad de imagen de la imagen tomográfica y el estado de seguimiento, y cuando se determina que todas estas condiciones son adecuadas, se permite la obtención de la imagen tomográfica final. Además, la imagen tomográfica usada en la determinación de la idoneidad de las condiciones es obtenida provisionalmente, y es deseable usar un modo de exploración simple de la luz LS de señal (en la realización indicada anteriormente, es una exploración en forma de cruz). La distribución de los puntos de exploración (posiciones de irradiación de la luz LS de señal) no necesita ser particularmente densa. Por otra parte, la imagen tomográfica final es una imagen detallada usada para el diagnóstico, etc., y es deseable que la distribución del punto de exploración sea densa (por ejemplo, una distribución a un nivel tal que pueda producirse una imagen tridimensional).

Por medio de dicho dispositivo 1 óptico de medición de imágenes, incluso en el caso de obtención de una imagen tomográfica de un objeto medido que se mueve, tal como un ojo vivo, es posible realizar fácilmente una medición sin perder el momento en el que las diversas condiciones indicadas anteriormente son apropiadas, es decir, el momento oportuno para la medición.

Además, en la realización indicada anteriormente, la medición es realizada automáticamente en un momento en el que las diversas condiciones indicadas anteriormente son adecuadas, y no se perderá el momento oportuno para la medición.

Además, el dispositivo 1 óptico de medición de imágenes puede mostrar una información de advertencia si cualquiera de las diversas condiciones indicadas anteriormente no es apropiada. De esta manera, el examinador puede ser consciente de que la condición relevante no es adecuada y puede adoptar medidas para corregir la condición relevante.

[Ejemplo modificado]

La configuración descrita anteriormente es simplemente un ejemplo para implementar favorablemente la presente invención. Por lo tanto, es posible realizar apropiadamente modificaciones arbitrarias dentro del alcance de la presente invención, que está definida por las reivindicaciones.

Por ejemplo, en la realización indicada anteriormente, se determinan respectivamente la idoneidad del estado de alineación, el estado del enfoque, la posición de la imagen tomográfica en el interior del marco, la calidad de imagen de la imagen tomográfica y el estado de seguimiento, pero es posible omitir la determinación de la calidad de imagen de la imagen tomográfica y/o la determinación del estado de seguimiento.

En la presente invención, se realiza una determinación de idoneidad para el estado de alineación, el estado del enfoque y la posición de la imagen tomográfica en el interior del marco. Esto es debido a que estas tres condiciones son esenciales para obtener una buena imagen tomográfica. En este caso, el dispositivo óptico de medición de imágenes determina la idoneidad para cada uno de entre el estado de alineación, el estado del enfoque y la posición de la imagen tomográfica en el interior del marco, y cuando todas estas condiciones se determinan adecuadas, permite la obtención de la imagen tomográfica final. Además, de la misma manera que en la realización indicada anteriormente, es posible tener una configuración tal que, cuando se determina que todas las condiciones son adecuadas, las mediciones para obtener la imagen tomográfica final sean realizadas automáticamente.

También, además del procedimiento de determinación de las condiciones esenciales indicadas anteriormente, es posible una configuración tal que se realice un procedimiento para determinar la calidad de imagen de la imagen tomográfica o un procedimiento para determinar el estado de seguimiento. Estas condiciones auxiliares pueden ser añadidas según se considere apropiado, teniendo en cuenta el tipo (movimiento) del objeto medido.

Cuando se determina que alguna de las diversas condiciones indicadas anteriormente no es adecuada, es posible tener una configuración en la que se prohíba la obtención de una imagen tomográfica del objeto medido. Como ejemplo concreto de esto, en un caso en el que se determina que una determinada condición no es adecuada, incluso si el examinador emite un comando para obtener una imagen tomográfica (presionando el interruptor de captura de imagen,

19

etc.), es posible una configuración en la que el controlador 210 no acepta (ignora) este comando.

En la realización anterior, la posición del espejo 174 de referencia es cambiada para cambiar una diferencia de longitudes de trayectorias ópticas entre la trayectoria óptica de la luz LS de señal y la trayectoria óptica de la luz LR de referencia. Sin embargo, un procedimiento para cambiar la diferencia de longitudes de trayectorias ópticas no está limitado en este 5 sentido. Por ejemplo, es posible cambiar la diferencia de longitudes de trayectorias ópticas moviendo la unidad 1A de cámara de retina y la unidad 150 OCT con respecto al ojo E para cambiar la longitud de la trayectoria óptica de la luz LS de señal. Más específicamente, por ejemplo, en el caso en el que un objeto medido no es un sitio vivo, también es eficaz cambiar la diferencia de longitudes de trayectorias ópticas moviendo el objeto medido en la dirección de la profundidad.

El programa de ordenador usado en la realización anterior puede ser almacenado en cualquier tipo de medio de grabación 10 que pueda ser leído por un dispositivo de control de un ordenador. Como este medio de grabación, por ejemplo, pueden usarse un disco óptico, un disco magneto-óptico (CD-ROM, DVD-RAM, DVD-ROM, MO, etc.), y un medio de almacenamiento magnético (un disco duro, un disquete (TM), ZIP, etc.). Además, es posible el almacenamiento en un dispositivo de almacenamiento, tal como una unidad de disco duro y una memoria. Además, es posible transmitir/recibir este programa a través de una red, tal como Internet y una LAN.

15

Claims (14)

1. 5

   10

   15

   20

   25

   30

   35

   40

   45

   REIVINDICACIONES

   1. Dispositivo óptico de medición de imágenes que comprende:

   un sistema óptico que divide un haz de luz de baja coherencia en luz de señal y luz de referencia, genera luz de interferencia causando que dicha luz de señal propagada a través de un fondo del ojo a ser examinado y que dicha luz de referencia propagada a través de un objeto de referencia interfieran entre sí, y genera señales de detección mediante la detección de dicha luz de interferencia; y

   una parte (220) formadora de imagen que forma una imagen tomográfica de dicho fondo del ojo en base a dichas señales de detección;

   en el que dicho dispositivo óptico de medición de imágenes comprende:

   una parte de alineación que realiza la alineación de dicho sistema óptico con respecto al fondo del ojo;

   una parte de enfoque que enfoca dicho sistema óptico con respecto a la región de interés de dicho fondo del ojo;

   una parte (231-235) de determinación que determina la idoneidad de la posición de dicho sistema óptico, la idoneidad del estado de enfoque y la idoneidad de la posición de una imagen tomográfica de dicha región de interés en un marco que está formado por dicha parte (220) formadora de imagen; y

   una parte (210) de control que controla dicho sistema óptico y dicha parte (220) formadora de imagen, para causar que la formación de una imagen tomográfica de dicha región de interés,

   en el que la parte (231-235) de determinación

   primero realiza determinaciones de la idoneidad de la posición de dicho sistema óptico después de la alineación por dicha parte de alineación, la idoneidad del estado de enfoque después del enfoque por dicha parte de enfoque, y la idoneidad de la posición de la imagen tomográfica de dicha región de interés en el interior de dicho marco después de que la imagen tomográfica sea formada por dicha parte (220) formadora de imagen, caracterizado por que a continuación la parte (231-235) de determinación, después de determinar la totalidad de entre la posición de dicho sistema óptico, dicho estado de enfoque y la posición de la imagen tomográfica de dicha región de interés en dicho marco son apropiados, realiza nuevas determinaciones de idoneidad de la posición de dicho sistema óptico, de idoneidad del estado de enfoque y de idoneidad de la posición de una imagen tomográfica de dicha región de interés, y por que la parte (210) de control causa la formación de una imagen tomográfica final de dicha región de interés cuando las nuevas determinaciones determinan que la totalidad de entre la posición de dicho sistema óptico, dicho estado de enfoque y la posición de la imagen tomográfica de dicha región de interés en dicho marco son apropiadas.
2. 2. Dispositivo óptico de medición de imágenes según la reivindicación 1, en el que:

   dicha parte (210) de control, cuando se determina que al menos una de entre la posición de dicho sistema óptico, la posición de dicho estado de enfoque y la posición en dicho marco no es apropiada, prohíbe la adquisición de la imagen tomográfica final de dicho objeto medido.
3. 3. Dispositivo óptico de medición de imágenes según la reivindicación 1, que comprende, además:

   una parte (240) de visualización,

   en el que dicha parte (210) de control, cuando se determina que al menos una de entre la posición de dicho sistema óptico, la posición de dicho estado de enfoque y la posición en dicho marco no es apropiada, causa que dicha parte (240) de visualización muestre una información de advertencia.
4. 4. Dispositivo óptico de medición de imágenes según la reivindicación 1, en el que:

   dicha parte (231-235) de determinación analiza adicionalmente la imagen tomográfica formada por dicha parte (220) formadora de imagen y determina la idoneidad de la calidad de imagen de dicha imagen tomográfica, y

   dicha parte (210) de control, cuando las nuevas determinaciones determinan que la totalidad de entre la posición de dicho sistema óptico, la posición de dicho estado de enfoque, la posición en dicho marco y la calidad de imagen son apropiadas, controla dicho sistema óptico y dicha parte (220) formadora de imagen, para causar que la formación de la imagen tomográfica final de dicha región de interés.

   5

   10

   15

   20

   25

   30

   35

   40

   45
5. 5. Dispositivo óptico de medición de imágenes según la reivindicación 4, en el que:

   dicha parte (210) de control, cuando se determina que al menos una de entre la posición de dicho sistema óptico, la posición de dicho estado de enfoque, la posición en dicho marco y la calidad de imagen de dicha imagen tomográfica no es apropiada, prohíbe la adquisición de la imagen tomográfica final de dicho objeto medido.
6. 6. Dispositivo óptico de medición de imágenes según la reivindicación 4, que comprende, además:

   una parte (240) de visualización,

   en el que dicha parte (210) de control, cuando se determina que al menos una de entre la posición de dicho sistema óptico, la posición de dicho estado de enfoque, la posición en dicho marco y la calidad de imagen de dicha imagen tomográfica no es apropiada, causa que dicha parte de la pantalla muestre información de advertencia.
7. 7. Dispositivo óptico de medición de imágenes según la reivindicación 4, en el que:

   dicho sistema óptico comprende una placa (175) polarizadora en una trayectoria óptica de dicha luz de referencia,

   en el que dicha parte (240) de control, cuando se determina que la calidad de imagen de dicha imagen tomográfica no es apropiada, controla dicha placa (175) polarizadora de manera que la calidad de la imagen alcanza su máximo.
8. 8. Dispositivo óptico de medición de imágenes según la reivindicación 1, que comprende, además:

   una parte de seguimiento que, en base a la imagen tomográfica formada por dicha parte (220) formadora de imagen, causa que la posición de irradiación de dicha luz de señal con respecto a dicho objeto medido realice un seguimiento del movimiento de dicho objeto medido de manera que la imagen tomográfica de dicha región de interés esté dispuesta sustancialmente en el medio en el interior de dicho marco,

   en el que

   dicha parte (231-235) de determinación determina además la idoneidad del estado de seguimiento de la posición de irradiación de dicha luz de señal, y

   dicha parte (210) de control, cuando las nuevas determinaciones determinan que la totalidad de entre la posición de dicho sistema óptico, la posición de dicho estado de enfoque, la posición en dicho marco y dicho estado de seguimiento son apropiados, controla dicho sistema óptico y dicha parte (220) formadora de imagen, para causar la formación de la imagen tomográfica final de dicha región de interés.
9. 9. Dispositivo óptico de medición de imágenes según la reivindicación 1, que comprende, además:

   una parte de obtención de imágenes que obtiene una imagen bidimensional de dicho objeto medido en la superficie que es sustancialmente perpendicular a la dirección de desplazamiento de dicha luz de señal con respecto a dicho objeto medido; y

   una parte de seguimiento que, en base a dicha imagen bidimensional obtenida, causa que la posición de irradiación de dicha luz de señal con respecto a dicho objeto medido siga el movimiento de dicho objeto medido de manera que la imagen tomográfica de dicha región de interés esté dispuesta sustancialmente en el centro en el interior de dicho marco,

   en el que

   dicha parte (231-235) de determinación determina además la idoneidad del estado de seguimiento de la posición de irradiación de dicha luz de señal, y

   dicha parte (210) de control, cuando las nuevas determinaciones determinan que la totalidad de entre la posición de dicho sistema óptico, la posición de dicho estado de enfoque, la posición en dicho marco y dicho estado de seguimiento son apropiados, controla dicho sistema óptico y dicha parte (220) formadora de imagen, para causar la obtención de la imagen tomográfica final de dicha región de interés.
10. 10. Dispositivo óptico de medición de imágenes según cualquiera de entre la reivindicación 8 o la reivindicación 9, en el que:

    5

    10

    15

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    25

    30

    35

    40

    dicha parte (210) de control, cuando se determina que al menos uno de entre la posición de dicho sistema óptico, la posición de dicho estado de enfoque, la posición en dicho marco y dicho estado de seguimiento no es apropiado, prohíbe la adquisición de la imagen tomográfica final de dicho objeto medido.
11. 11. Dispositivo óptico de medición de imágenes según cualquiera de entre la reivindicación 8 o la reivindicación 9, que comprende, además:

    una parte (240) de visualización,

    en el que dicha parte (210) de control, cuando se determina que al menos uno de entre la posición de dicho sistema óptico, la posición de dicho estado de enfoque, la posición en el interior de dicho marco y dicho estado de seguimiento no es apropiado, causa que dicha parte (240) de visualización muestre una información de advertencia.
12. 12. Dispositivo óptico de medición de imágenes según la reivindicación 1, que comprende:

    una parte de seguimiento que, en base a la imagen tomográfica formada por dicha parte (220) formadora de imagen, causa que la posición de irradiación de dicha luz de señal con respecto a dicho objeto medido siga el movimiento de dicho objeto medido de manera que la imagen tomográfica de dicha región de interés esté dispuesta sustancialmente en el medio en el interior de dicho marco,

    en el que la parte (231-235) de determinación determina además, en las primeras determinaciones realizadas y en las nuevas determinaciones, la idoneidad de la calidad de imagen de dicha imagen tomográfica mediante un análisis de la imagen tomográfica formada por dicha parte (220) formadora de imagen, y determina la idoneidad del estado de seguimiento de la posición de irradiación de dicha luz de señal; y

    en el que la parte (210) de colón, cuando las nuevas determinaciones determinan que la totalidad de entre la posición de dicho sistema óptico, la posición de dicho estado de enfoque, la posición en el interior de dicho marco, la calidad de imagen de dicha imagen tomográfica y dicho estado de seguimiento son apropiados, controla dicho sistema óptico y dicha parte (220) formadora de imagen, para causar la formación la imagen tomográfica final de dicha región de interés.
13. 13. Dispositivo óptico de medición de imágenes según la reivindicación 1, que comprende:

    una parte de seguimiento que, en base a dicha imagen bidimensional formada, causa que la posición de irradiación de dicha luz de señal con respecto a dicho objeto medido siga el movimiento de dicho objeto medido de manera que la imagen tomográfica de dicha región de interés esté dispuesta sustancialmente en el centro en el interior de dicho marco;

    en el que la parte (231-235) de determinación determina además, en las primeras determinaciones realizadas y en las nuevas determinaciones, la idoneidad de la calidad de imagen de dicha imagen tomográfica analizando la imagen tomográfica formada por dicha parte (220) formadora de imagen, y determina la idoneidad del estado de seguimiento de la posición de irradiación de dicha luz de señal; y

    en el que la parte (210) de control, cuando las nuevas determinaciones determinan que la totalidad de entre la posición de dicho sistema óptico, la posición de dicho estado de enfoque, la posición en el interior de dicho marco, la calidad de imagen de dicha imagen tomográfica y dicho estado de seguimiento son apropiados, controla dicho sistema óptico y dicha parte (220) formadora de imagen, para causar la formación de la imagen tomográfica final de dicha región de interés.
14. 14. Dispositivo óptico de medición de imágenes según la reivindicación 1, la reivindicación 4, la reivindicación 8, la reivindicación 9, la reivindicación 12 o la reivindicación 13, en el que:

    dicha parte (210) de control, cuando se determina que la totalidad de las nuevas determinaciones son apropiadas, controla dicho sistema óptico y dicha parte (220) formadora de imágenes, causando que obtengan la imagen tomográfica final de dicha región de interés.