NO20013327L - Measuring instrument for optical measurement of velocity and directions of particles - Google Patents
Measuring instrument for optical measurement of velocity and directions of particles Download PDFInfo
- Publication number
- NO20013327L NO20013327L NO20013327A NO20013327A NO20013327L NO 20013327 L NO20013327 L NO 20013327L NO 20013327 A NO20013327 A NO 20013327A NO 20013327 A NO20013327 A NO 20013327A NO 20013327 L NO20013327 L NO 20013327L
- Authority
- NO
- Norway
- Prior art keywords
- measuring instrument
- detector
- particles
- light
- instrument according
- Prior art date
Links
- 230000003287 optical effect Effects 0.000 title claims description 26
- 239000002245 particle Substances 0.000 title claims description 25
- 238000005259 measurement Methods 0.000 title claims description 14
- 230000001427 coherent effect Effects 0.000 claims description 2
- 238000000034 method Methods 0.000 description 15
- 238000009826 distribution Methods 0.000 description 5
- 238000001228 spectrum Methods 0.000 description 5
- 238000003384 imaging method Methods 0.000 description 4
- 238000012014 optical coherence tomography Methods 0.000 description 4
- 238000004599 local-density approximation Methods 0.000 description 3
- 210000004027 cell Anatomy 0.000 description 2
- 210000001747 pupil Anatomy 0.000 description 2
- 208000010412 Glaucoma Diseases 0.000 description 1
- 210000000601 blood cell Anatomy 0.000 description 1
- 239000004020 conductor Substances 0.000 description 1
- 238000010276 construction Methods 0.000 description 1
- 238000001514 detection method Methods 0.000 description 1
- 239000006185 dispersion Substances 0.000 description 1
- 239000012530 fluid Substances 0.000 description 1
- 230000000873 masking effect Effects 0.000 description 1
- 230000004089 microcirculation Effects 0.000 description 1
- 230000004386 ocular blood flow Effects 0.000 description 1
- 239000013307 optical fiber Substances 0.000 description 1
- 210000000056 organ Anatomy 0.000 description 1
- 210000001525 retina Anatomy 0.000 description 1
- 210000001210 retinal vessel Anatomy 0.000 description 1
- 230000003595 spectral effect Effects 0.000 description 1
- 238000003325 tomography Methods 0.000 description 1
- 238000000827 velocimetry Methods 0.000 description 1
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B3/00—Apparatus for testing the eyes; Instruments for examining the eyes
- A61B3/10—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions
- A61B3/12—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions for looking at the eye fundus, e.g. ophthalmoscopes
- A61B3/1225—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions for looking at the eye fundus, e.g. ophthalmoscopes using coherent radiation
- A61B3/1233—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions for looking at the eye fundus, e.g. ophthalmoscopes using coherent radiation for measuring blood flow, e.g. at the retina
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N15/00—Investigating characteristics of particles; Investigating permeability, pore-volume or surface-area of porous materials
- G01N15/10—Investigating individual particles
- G01N15/14—Optical investigation techniques, e.g. flow cytometry
- G01N15/1456—Optical investigation techniques, e.g. flow cytometry without spatial resolution of the texture or inner structure of the particle, e.g. processing of pulse signals
- G01N15/1459—Optical investigation techniques, e.g. flow cytometry without spatial resolution of the texture or inner structure of the particle, e.g. processing of pulse signals the analysis being performed on a sample stream
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N15/00—Investigating characteristics of particles; Investigating permeability, pore-volume or surface-area of porous materials
- G01N15/10—Investigating individual particles
- G01N2015/1027—Determining speed or velocity of a particle
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N15/00—Investigating characteristics of particles; Investigating permeability, pore-volume or surface-area of porous materials
- G01N15/10—Investigating individual particles
- G01N15/14—Optical investigation techniques, e.g. flow cytometry
- G01N2015/1486—Counting the particles
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N15/00—Investigating characteristics of particles; Investigating permeability, pore-volume or surface-area of porous materials
- G01N15/10—Investigating individual particles
- G01N15/14—Optical investigation techniques, e.g. flow cytometry
- G01N2015/1493—Particle size
- G01N2015/1495—Deformation of particles
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Chemical & Material Sciences (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Analytical Chemistry (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Immunology (AREA)
- Pathology (AREA)
- Hematology (AREA)
- Dispersion Chemistry (AREA)
- Ophthalmology & Optometry (AREA)
- Biochemistry (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Surgery (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Investigating Or Analysing Materials By Optical Means (AREA)
- Length Measuring Devices By Optical Means (AREA)
Description
MÅLEINSTRUMENT FOR OPTISK MÅLING AV HASTIGHET OG RETNINGEN PÅ PARTIKLER MEASURING INSTRUMENT FOR OPTICAL MEASUREMENT OF SPEED AND DIRECTION OF PARTICLES
Denne oppfinnelsen angår et måleinstrument for optisk måling av hastighet og retningen på partikler, særlig i et øye, omfattende en romlig koherent lyskilde og optiske innretninger for å fokusere lys fra denne mot partiklene, samt optiske innretninger for å fokusere lys spredt fra partiklene mot en detektor. This invention relates to a measuring instrument for optical measurement of the speed and direction of particles, particularly in an eye, comprising a spatially coherent light source and optical devices for focusing light from this towards the particles, as well as optical devices for focusing light scattered from the particles towards a detector .
Med partikler i denne sammenhengen menes generelt objekter, for eksempel molekyler, blodlegemer, celler, spredende flateorganer og små objekter, som sprer det anvendte lyset. Particles in this context generally mean objects, for example molecules, blood cells, cells, scattering surface organs and small objects, which scatter the applied light.
Den foreliggende oppfinnelsen har bakgrunn i optisk koherens tomografi (OCT) som kan måle refleksjoner fra spredende partikler med en oppløsning på noen mikrometer både transversalt og i dybde [1,4]. Ved å kombinere OCT med Dopplerteknikker (DOCT) kan bevegelser til partiklene i målevolumet bestemmes [2,5,6,7], slik at strømningsprofilen kan finnes. I et slikt DOCT system kan bare aksiale bevegelser (langs linsens optiske akse) måles. Bevegelser normalt på optisk akse vil bare gi en spektral forbredning av signalet, noe som gir begrensede muligheter til å bestemme strømningshastigheter normalt på optisk akse, dvs at man oppnår en indikasjon på hastigheten, men ikke om strømnings-retningen. Et OCT oppsett omfattende fire detektorer er blitt presentert for å redusere innvirkningen av speckle i avbildningen [3,8]. The present invention has a background in optical coherence tomography (OCT) which can measure reflections from scattering particles with a resolution of a few micrometres both transversely and in depth [1,4]. By combining OCT with Doppler techniques (DOCT), movements of the particles in the measurement volume can be determined [2,5,6,7], so that the flow profile can be found. In such a DOCT system, only axial movements (along the optical axis of the lens) can be measured. Movements normal to the optical axis will only give a spectral broadening of the signal, which gives limited opportunities to determine flow velocities normal to the optical axis, i.e. one obtains an indication of the speed, but not of the flow direction. An OCT setup comprising four detectors has been presented to reduce the impact of speckle in the imaging [3,8].
Det er et formål med den foreliggende oppfinnelsen å tilveiebringe en fremgangsmåte for å gjøre vektorielle målinger på partikkelstrømmer. Slike målinger kan gjøres med vanlig Laser Doppler Velocimetri (LDV), men med lav punkt-oppløsning, slik at metoden ikke er anvendbar i en del tilfeller. It is an aim of the present invention to provide a method for making vectorial measurements on particle streams. Such measurements can be made with ordinary Laser Doppler Velocimetry (LDV), but with low point resolution, so that the method is not applicable in some cases.
Det er et særlig formål med den foreliggende oppfinnelsen å muliggjøre mikroskopiske målinger av strømning, spesielt ved måling av mikrosirkulasjon i retinale blodkar. I dette tilfellet vil lys sendes inn og fanges opp via øyets pupille. Kommersielt utstyr basert på konfokal LDV eksisterer [9], men har en del ulemper som begrenser anvendeligheten. Blant annet er dybdeoppløsningen dårlig (300-400/im) . DOCT teknikken har god dybdeoppløsning og anvender dessuten referansestråle som gir mulighet til å bruke fasen til signalet for å finne frekvensskiftet. It is a particular purpose of the present invention to enable microscopic measurements of flow, especially when measuring microcirculation in retinal blood vessels. In this case, light will be sent in and captured via the pupil of the eye. Commercial equipment based on confocal LDV exists [9], but has a number of disadvantages that limit its applicability. Among other things, the depth resolution is poor (300-400/im). The DOCT technique has good depth resolution and also uses a reference beam which gives the opportunity to use the phase of the signal to find the frequency shift.
Et annet formål med oppfinnelsen er å muliggjøre målinger av vibrasjonene til partikler og små objekter. Målesystemet gir mulighet for å bestemme vibrasjonsfrekvens, amplitude og fase i tillegg til vibrasjonens retningsvektor i rommet. Konfigurert som mikroskop vil metoden da kunne brukes til å måle vibrasjoner og defomasjon av små partikler eller celler. Another purpose of the invention is to enable measurements of the vibrations of particles and small objects. The measurement system provides the opportunity to determine the vibration frequency, amplitude and phase in addition to the direction vector of the vibration in the room. Configured as a microscope, the method can then be used to measure vibrations and deformation of small particles or cells.
Oppfinnelsen angår således et måleinstrument slik som angitt ovenfor, og som er kjennetegnet slik som det fremgår av det selvstendige kravet. The invention thus relates to a measuring instrument as indicated above, and which is characterized as appears from the independent claim.
Fortrinnsvis omfatter instrumentet ifølge oppfinnelsen en såkalt kvadrant-detektor slik at lysstrålen fra stråledeleren detekteres i fire ulike detektorelementer. Ved å sammenligne interferenssignalene fra de 4 detektorsegmentene kan bevegelsene til en spredende partikel måles vektorielt, altså ikke bare i z-retning, men også i x- og y-retning. Frekvensskiftet til signalet på de forskjellige segmentene kan da sammenlignes for å finne hastighetskomponentenes størrelse og retning i forhold til optisk akse. Ved å sammenligne fasene til interferenssignalene i stedet for å se på frekvensskiftet kan layere hastighet måles mer nøyaktig. Preferably, the instrument according to the invention comprises a so-called quadrant detector so that the light beam from the beam splitter is detected in four different detector elements. By comparing the interference signals from the 4 detector segments, the movements of a scattering particle can be measured vectorially, i.e. not only in the z-direction, but also in the x- and y-direction. The frequency shift of the signal on the different segments can then be compared to find the magnitude and direction of the velocity components in relation to the optical axis. By comparing the phases of the interference signals instead of looking at the frequency shift, layer speed can be measured more accurately.
Oppfinnelsen er beskrevet nedenfor med henvisning til de vedlagte tegningene, som illustrerer oppfinnelsen ved hjelp av eksempel. The invention is described below with reference to the attached drawings, which illustrate the invention by way of example.
Figur 1 viser en foretrukket utførelsen av oppfinnelsen Figure 1 shows a preferred embodiment of the invention
omfattende et Michelson interferometer.comprising a Michelson interferometer.
Figur 2 illustrerer spredningsgeometrien grafisk.Figure 2 graphically illustrates the scattering geometry.
Figur 3 viser skjematisk spekteret Si (f) til detektorstrømmen fra de fire detektorene i figur 1. Figure 3 schematically shows the spectrum Si (f) of the detector current from the four detectors in Figure 1.
I figur 1 vises et enkelt Michelson interferometer bestående av en referansegren 11 og en objektgren 12, samt en stråledeler 13 som deler strålen fra lyskilden16 og rekombinerer strålene fra de to grenene i retning av detektoren 14. Noe av lyset fra kilden 16 fokuseres på objektet 15. Lys som reflekteres fra objektet kombineres med referanselyset og sendes inn på detektoren 14. Detektoren 14 består i figuren av fire kvadranter som hver kan detektere det innfallende lyset uavhengig av de andre, men avhengig av interferensforholdene mellom de to strålene. Figure 1 shows a simple Michelson interferometer consisting of a reference branch 11 and an object branch 12, as well as a beam splitter 13 which divides the beam from the light source 16 and recombines the beams from the two branches in the direction of the detector 14. Some of the light from the source 16 is focused on the object 15 Light reflected from the object is combined with the reference light and sent onto the detector 14. The detector 14 consists in the figure of four quadrants, each of which can detect the incident light independently of the others, but depending on the interference conditions between the two beams.
Signalet fra detektorene føres i separate ledere 2 0 til elektronikk og signalbehandlingsenheten 21 for deteksjon av fase og amplitude for interferens-signalet. The signal from the detectors is carried in separate conductors 20 to the electronics and the signal processing unit 21 for detection of phase and amplitude of the interference signal.
Speilet 17 i referansegrenen 16 vil fortrinnsvis kunne påtrykkes en oscillasjonsbevegelse fra en egnet oscillator 22 som resulterer i en varierende lengde på referansegrenen og dermed varierende interferens på detektoren, hvilket dermed kan gi et varierende signal på detektoren som på i og for seg kjent måte kan anvendes for å finne fasen på signalet som reflekteres fra objektet 15. I figuren er oscillatoren 22 dessuten koblet til måleinstrumentet 21 som behandler signalene fra detektoren. Ved å bruke en lavkoherent kilde 16 vil bare lys innen et begrenset målevolum 15 i fokus til objektlinsen 18 bidra til interferenssignalet. The mirror 17 in the reference branch 16 will preferably be able to be impressed with an oscillating movement from a suitable oscillator 22 which results in a varying length of the reference branch and thus varying interference on the detector, which can thus give a varying signal on the detector which can be used in a manner known per se to find the phase of the signal reflected from the object 15. In the figure, the oscillator 22 is also connected to the measuring instrument 21 which processes the signals from the detector. By using a low-coherence source 16, only light within a limited measurement volume 15 in the focus of the object lens 18 will contribute to the interference signal.
Ved hjelp av modulasjonsteknikker kan som nevnt interferometerets fase bestemmes. Ved å se på fasen, kan en bestemme både størrelse og fortegn til det doppler-induserte frekvensskift i det reflekterte signalet. Lyset både faller inn mot partikkelen, og blir spredt fra partikkelen, innenfor et spektrum av vinkler slik at det resulterende signalet på hver og en av detektorens segmenter kan betraktes som en sum av lys fra alle aktuelle innfalls- og sprednings-vinkler. Når partikelen beveger seg normalt på optisk akse, vil en normal DOCT-metode være ufølsom fordi positive og negative frekvensskift vil oppstå symmetrisk (hvilket gir forbredning av signalet, men ikke noe netto frekvensskift). DOCT-metoden for å behandle signalet anses her som kjent, blant annet fra de refererte publikasjonene, og vil ikke bli beskrevet i detalj her. By means of modulation techniques, as mentioned, the phase of the interferometer can be determined. By looking at the phase, one can determine both the magnitude and sign of the Doppler-induced frequency shift in the reflected signal. The light both falls on the particle, and is scattered from the particle, within a spectrum of angles so that the resulting signal on each of the detector's segments can be regarded as a sum of light from all relevant incidence and scattering angles. When the particle moves normally on the optical axis, a normal DOCT method will be insensitive because positive and negative frequency shifts will occur symmetrically (giving signal broadening, but no net frequency shift). The DOCT method for processing the signal is considered known here, including from the referenced publications, and will not be described in detail here.
Ved å dele opp lyset på detektoren brytes symmetrien slik at transversale bevegelser kan detekteres. Med en todelt detektor kan en bestemme to bevegelses-retninger, en langs optisk akse, og en normalt på optisk akse. Med en tre eller firedelt detektor kan bevegelser i tre retninger bestemmes ved hjelp av metodene som er kjent fra DOCT. By splitting the light on the detector, the symmetry is broken so that transverse movements can be detected. With a two-part detector, one can determine two directions of movement, one along the optical axis, and one normal to the optical axis. With a three- or four-part detector, movements in three directions can be determined using the methods known from DOCT.
Ifølge en foretrukket utførelse av oppfinnelsen kan dessuten speilet 17, eventuelt med tilhørende optiske elementer 19 på referansearmen 11 beveges for å endre denne armens lengde. Dette kan for eksempel utføres ved en tilleggsfunksjon i oscillatoren 22. På den måten oppnås en justeringsmulighet som muliggjør justering av lengden på målearmen 12. According to a preferred embodiment of the invention, the mirror 17, possibly with associated optical elements 19, on the reference arm 11 can also be moved to change the length of this arm. This can, for example, be carried out by an additional function in the oscillator 22. In this way, an adjustment option is achieved which makes it possible to adjust the length of the measuring arm 12.
Spredningen er gjengitt skjematisk i figur 2. Hvis objektet beveger seg vil lys som spres fra objektet få et frekvensskift som avhenger av tre variabler: The dispersion is shown schematically in figure 2. If the object moves, light that is scattered from the object will have a frequency shift that depends on three variables:
Partikkelens hastighet, v.The velocity of the particle, v.
Vinkel mellom innfallende lys og hastighetsvektoren Angle between incident light and the velocity vector
Vinkel mellom spredt lys og hastighetsvektoren a2. Angle between scattered light and the velocity vector a2.
Det innfallende lyset kan betraktes om en sum av mange planbølger med ulike vinkler. I figur 2 er dette innfallende lyset skissert langs den optiske akse (z-retning), som et eksempel. Lyset vil falle inn fra mange vinkler, fordelt symmetrisk om optisk akse. Vinkelfordelingen for det innfallende lyset vil avhenge av linsens numeriske apertur og diameter på strålen inn til linsen. Vinkelfordelingen i det spredte lyset vil i tillegg avhenge av partikkelens spredeegenskaper. The incident light can be thought of as a sum of many plane waves with different angles. In Figure 2, this incident light is sketched along the optical axis (z direction), as an example. The light will fall in from many angles, distributed symmetrically about the optical axis. The angular distribution of the incident light will depend on the numerical aperture of the lens and the diameter of the beam entering the lens. The angular distribution in the scattered light will also depend on the particle's scattering properties.
Frekvensskiftet er gitt av strålenes komponenter langs hastighetsvektoren. Det innfallende lyset har frekvensen f0, mens det reflekterte lyset får frekvensen f0+Af, der frekvensskiftet er gitt av: The frequency shift is given by the components of the rays along the velocity vector. The incident light has the frequency f0, while the reflected light has the frequency f0+Af, where the frequency shift is given by:
der v er partikkelens hastighet og X er lysets bølgelengde. where v is the velocity of the particle and X is the wavelength of the light.
Vi ser at bidraget til frekvensskiftet er positivt når ax<90 grader og negativt når ax>90 grader. Tilsvarende gjelder for a2. We see that the contribution to the frequency shift is positive when ax<90 degrees and negative when ax>90 degrees. The same applies to a2.
I eksemplet i figur 2 vil den reflekterte strålen med a2<90 grader få et positivt frekvensskift og treffe kvadrant 1 på detektoren og den reflekterte strålen med a2>90 grader får negativt frekvenskift og treffer kvadrant 3. In the example in Figure 2, the reflected beam with a2<90 degrees will have a positive frequency shift and hit quadrant 1 on the detector and the reflected beam with a2>90 degrees will have a negative frequency shift and hit quadrant 3.
Hastighetsvektoren v kan dekomponeres til å ha komponentene vzog vxgitt av geometrien i figur 2. En positiv v2vil da gi positiv og lik Af i alle kvadranter, mens en positiv vxbidrar til positiv Af i kvadrant 1 og negativ Af i kvadrant 3. Ved å sammenligne det dopplerskiftede signal i kvadrant 1 og 3 kan man dermed finne hastighetskomponenten vx. vxbidrar ikke til Af i kvadrant 2 og 4. Tilsvarende kan man finne vy ved å sammenligne kvadrant 2 og 4. vzfinnes ved å sammenligne alle 4 kvadranter. The velocity vector v can be decomposed to have the components v and vx given by the geometry in Figure 2. A positive v2 will then give positive and equal Af in all quadrants, while a positive vx contributes to positive Af in quadrant 1 and negative Af in quadrant 3. By comparing that doppler-shifted signal in quadrants 1 and 3, the velocity component vx can thus be found. vx does not contribute to Af in quadrants 2 and 4. Similarly, vy can be found by comparing quadrants 2 and 4. vz is found by comparing all 4 quadrants.
Figur 3 viser skjematisk spekteret Si (f) til detektorstrømmen fra de fire kvadrantene tilsvarende hastighetsvektoren gitt i figur 2 og med vy=0. Spektrene har en viss bredde på grunn av fordelingen av vinkler ax og a2. Figure 3 schematically shows the spectrum Si (f) of the detector current from the four quadrants corresponding to the velocity vector given in Figure 2 and with vy=0. The spectra have a certain width due to the distribution of angles ax and a2.
Tyngdepunktene Af£i de fire spektrene Si (f) kan finnes ved bruk av egnede signalbehandlingsrutiner, f.eks STFT (Short Time Fourier Transform). The centroids Af£in the four spectra Si (f) can be found using suitable signal processing routines, e.g. STFT (Short Time Fourier Transform).
Av det ovenstående ser man da at hastighetskomponentene kan finnes av: From the above, it can be seen that the velocity components can be found by:
der konstantene K^og Kz kan bestemmes fra geometrien og vinkelfordelingene. where the constants K^ and Kz can be determined from the geometry and the angular distributions.
Som alternativ til å benytte Fourier-domene teknikker som beskrevet ovenfor, er å benytte teknikker i tids-domene, der man sammenligner faseendringer i de fire detektor-signalene. Hastighetene kan da finnes fra to påfølgende samplinger av fasen Oi til interferens signalet: As an alternative to using Fourier-domain techniques as described above, it is to use techniques in the time domain, where phase changes in the four detector signals are compared. The velocities can then be found from two consecutive samples of the phase Oi to the interference signal:
Dersom referanse-speilet scannes vil også denne bevegelsen bidra til et Dopplerskift som er felles for alle kvadrantene. Dersom scanne-hastigheten er kjent kan den målte hastighet enkelt korrigeres for dette. If the reference mirror is scanned, this movement will also contribute to a Doppler shift that is common to all quadrants. If the scanning speed is known, the measured speed can easily be corrected for this.
En forbedret oppløsning av frekvens/hastighet kan fås ved å maskere vekk deler av detektorsegmentene slik at vinkelfordelingen til det detekterte lyset snevres inn. Derfor kan det også være aktuelt å erstatte kvadrantdetektoren med fire optiske fibere (koblet til hver sin detektor), plassert symmetrisk i lysstrålen fra interferometeret. En alternativ løsning er å erstatte kvadrantdetektoren med fire eller flere mindre detektorer. An improved resolution of frequency/velocity can be obtained by masking away parts of the detector segments so that the angular distribution of the detected light is narrowed. Therefore, it may also be relevant to replace the quadrant detector with four optical fibers (each connected to a separate detector), placed symmetrically in the light beam from the interferometer. An alternative solution is to replace the quadrant detector with four or more smaller detectors.
Oppfinnelsen er beskrevet her ved bruk av et eksempel med et Michelson-interferometer, men det er klart at andre løsninger omfattende en referansestråle kan anvendes så lenge det oppnås et interferens-signal som kan indikere fasen til det reflekterte signalet. I tillegg må retningen til bølgefrontene i objektarmen bevares. Den praktiske utførelsen av eventuelle endringer i referansearmens lengde vil variere med interferometertypen. The invention is described here using an example with a Michelson interferometer, but it is clear that other solutions including a reference beam can be used as long as an interference signal is obtained which can indicate the phase of the reflected signal. In addition, the direction of the wave fronts in the object arm must be preserved. The practical implementation of any changes in the length of the reference arm will vary with the type of interferometer.
Vinkelområdet som måleinstrumentet er følsomt for vil som nevnt avhenge av interferometerets konstruksjon, særlig i forhold til numerisk apertur og brennvidde for linsene samt avstand til måleobjektet. Disse valgene vil være nærliggende for en fagmann ut fra den konkrete anvendelsen. Dette gjelder også hvilken type lyskilde, deriblant også bølgelengdeområde og koherenslengden som anvendes. Bølgelengdeområdet vil for eksempel kunne velges ut fra antatt spredningstverrsnitt på partiklene hvis bevegelse skal måles, og sensortypen velges på bakgrunn av dette. Typiske bølgelengdeområder ved bruk i øyne vil være 600 til 900nm, og Si detektorer benyttes. Som lyskilder kan superluminesente dioder eller femtosekund pulsede lasere brukes. Når måleområdet er retina i øyet vil objektlinsen 18 erstattes av linsen i øyet, og strålen12 vil fortrinnsvis ha en bredde som begrenses av pupillen. Ved behov kan en eller flere linser plasseres i detektorarmen for å tilpasse strålediameteren til detektorstørrelsen. As mentioned, the angular range to which the measuring instrument is sensitive will depend on the construction of the interferometer, particularly in relation to the numerical aperture and focal length of the lenses as well as the distance to the measurement object. These choices will be obvious to a professional based on the specific application. This also applies to the type of light source, including the wavelength range and the coherence length used. For example, the wavelength range can be selected based on the assumed scattering cross-section of the particles whose movement is to be measured, and the sensor type is selected on the basis of this. Typical wavelength ranges for use in eyes will be 600 to 900nm, and Si detectors are used. As light sources, superluminescent diodes or femtosecond pulsed lasers can be used. When the measurement area is the retina of the eye, the object lens 18 will be replaced by the lens in the eye, and the beam 12 will preferably have a width limited by the pupil. If necessary, one or more lenses can be placed in the detector arm to adapt the beam diameter to the detector size.
Referanser:References:
[1] D. Huang, E.A. Swanson, CP. Lin, J.S. Shuman, W.G. Stinson, W. Chang, M.R. Hee, T. Flotte, K. Gregory, CA. Puliafito, J.G. Fujimoto: Optical Coherence Tomography. Science, Vol 254, 1178-1181, 1991 [1] D. Huang, E.A. Swanson, CP. Lin, J.S. Shuman, W.G. Stinson, W. Chang, M.R. Hee, T. Flotte, K. Gregory, CA. Puliafito, J.G. Fujimoto: Optical Coherence Tomography. Science, Vol 254, 1178-1181, 1991
[2] Z. Chen, Y. Zhao, S. M. Srinivas, J. S. Nelson, N. Prakash, R. D. Frosting, "Optical Doppler Tomography", IEEE J.Select.Top.Quant.Elect., 5, 1134-1142, 1999. [2] Z. Chen, Y. Zhao, S. M. Srinivas, J. S. Nelson, N. Prakash, R. D. Frosting, "Optical Doppler Tomography", IEEE J.Select.Top.Quant.Elect., 5, 1134-1142, 1999.
[3] J. M. Schmitt, "Array detection for speckle reduction in optical coherence tomography", Phys. Med. Biol. 42, 1427-1439, 1997. [3] J. M. Schmitt, "Array detection for speckle reduction in optical coherence tomography", Phys. With. Biol. 42, 1427-1439, 1997.
[4] US Pat. 5,459,570, "Method and apparatus for performing [4] U.S. Pat. 5,459,570, “Method and apparatus for performing
optical measurements", Oet. 17, 1995.optical measurements", Oet. 17, 1995.
[5] US Pat. 5,549,114, "Short coherence length, Doppler [5] US Pat. 5,549,114, “Short coherence length, Doppler
velocimetry system", Aug. 27, 1996.velocimetry system", Aug. 27, 1996.
[6] US Pat. 5,991,697, "Method and Apparatus for optical Doppler tomographic imaging of fluid flow velocity in highly scattering media", Nov. 23, 1999. [6] US Pat. 5,991,697, "Method and Apparatus for optical Doppler tomographic imaging of fluid flow velocity in highly scattering media", Nov. 23, 1999.
[7] US Pat. 6,006,128, "Doppler flow imaging using optical [7] US Pat. 6,006,128, "Doppler flow imaging using optical
coherence tomography", Dec. 21, 1999.coherence tomography", Dec. 21, 1999.
[8] US Pat. 6,037,579, "Optical interferometer employing multiple detectors to detect spatially distorted wavefront in imaging of scattering media", Mar. 14, 2000 . [8] US Pat. 6,037,579, "Optical interferometer employing multiple detectors to detect spatially distorted wavefront in imaging of scattering media", Mar. 14, 2000.
[9] "Scanning laser Doppler flowmetry: Principle and technique" av Gerhard Zinser, Heidelberg Engineering GmbH, Heidelberg, Germany, i Pillunat LE, Harris A, Anderson DR, Greve EL (eds): "Current concepts on ocular blood flow in glaucoma", pp197-204. Kugler Publications, The Hague, 1999, [9] "Scanning laser Doppler flowmetry: Principle and technique" by Gerhard Zinser, Heidelberg Engineering GmbH, Heidelberg, Germany, in Pillunat LE, Harris A, Anderson DR, Greve EL (eds): "Current concepts on ocular blood flow in glaucoma ", pp197-204. Kugler Publications, The Hague, 1999,
(http://www.heidelberg-engineering.de/tut/hrf/- hrf-tutorial.html). (http://www.heidelberg-engineering.de/tut/hrf/- hrf-tutorial.html).
Claims (8)
Priority Applications (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| NO20013327A NO20013327L (en) | 2001-07-05 | 2001-07-05 | Measuring instrument for optical measurement of velocity and directions of particles |
| PCT/NO2002/000239 WO2003005040A1 (en) | 2001-07-05 | 2002-06-28 | Measuring instrument and method for optical measurement of velocity and direction of particles |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| NO20013327A NO20013327L (en) | 2001-07-05 | 2001-07-05 | Measuring instrument for optical measurement of velocity and directions of particles |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| NO20013327D0 NO20013327D0 (en) | 2001-07-05 |
| NO20013327L true NO20013327L (en) | 2003-01-06 |
Family
ID=19912639
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| NO20013327A NO20013327L (en) | 2001-07-05 | 2001-07-05 | Measuring instrument for optical measurement of velocity and directions of particles |
Country Status (2)
| Country | Link |
|---|---|
| NO (1) | NO20013327L (en) |
| WO (1) | WO2003005040A1 (en) |
Families Citing this family (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE102007040970B3 (en) * | 2007-08-28 | 2009-04-16 | Bundesrepublik Deutschland, vertr.d.d. Bundesministerium für Wirtschaft und Technologie, d.vertr.d.d. Präsidenten der Physikalisch-Technischen Bundesanstalt | Measuring method for determining volume flow rate of fluid, involves determining measuring point, where fluid flows in axial longitudinal direction by piping, and reference distribution is selected from reference distributions |
| DE102008028342A1 (en) * | 2008-06-13 | 2009-12-17 | Carl Zeiss Surgical Gmbh | Laser doppler imaging method for examining object i.e. human eye, involves assigning analysis image value that depends on amplitude and/or frequencies of temporal changes of image values of pixels |
Family Cites Families (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE3820654A1 (en) * | 1988-06-18 | 1989-12-21 | Deutsche Forsch Luft Raumfahrt | METHOD AND DEVICE FOR DETERMINING THE SIGN OF THE DIRECTION OF A PARTICLE FLOW |
| FR2710755B1 (en) * | 1993-09-29 | 1995-11-17 | Sextant Avionique | Velocimetric and clinometric laser probe. |
| US6037579A (en) * | 1997-11-13 | 2000-03-14 | Biophotonics Information Laboratories, Ltd. | Optical interferometer employing multiple detectors to detect spatially distorted wavefront in imaging of scattering media |
-
2001
- 2001-07-05 NO NO20013327A patent/NO20013327L/en not_active Application Discontinuation
-
2002
- 2002-06-28 WO PCT/NO2002/000239 patent/WO2003005040A1/en not_active Application Discontinuation
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| WO2003005040A1 (en) | 2003-01-16 |
| NO20013327D0 (en) | 2001-07-05 |
| WO2003005040A8 (en) | 2003-03-06 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| Huang et al. | Micron‐resolution ranging of cornea anterior chamber by optical reflectometry | |
| JP5628177B2 (en) | Measuring system | |
| JP6196206B2 (en) | Multichannel optical coherence tomography | |
| JP7114580B2 (en) | Particle property measuring device | |
| JP3809208B2 (en) | Apparatus and method for measuring blood velocity | |
| JP3479069B2 (en) | Method and apparatus for optical imaging and measurement | |
| CA2826799C (en) | System and method for measuring internal dimensions of an object by optical coherence tomography | |
| US7841719B2 (en) | Method and apparatus for determining the shape, distance and orientation of an object | |
| JP2018175896A (en) | Two-dimensional confocal imaging using oct light source and scan optics | |
| JP5864258B2 (en) | Method and apparatus for collecting structural data using spectral optical coherence tomography | |
| US10416039B2 (en) | Interferometer having a reference fluid tank with a prism and a motion matching window for characterizing a contact lens | |
| JP5610063B2 (en) | Observation apparatus and observation method | |
| EP3762703B1 (en) | Improved particle sizing by optical diffraction | |
| JP5753277B2 (en) | Apparatus and method for optical coherence tomography | |
| JP2002071513A (en) | Interferometer for immersion microscope objective and evaluation method of the immersion microscope objective | |
| JP6841279B2 (en) | Observation device and observation method | |
| CN103090786B (en) | Apparatus and method for measuring object with interferometry | |
| NO20013327L (en) | Measuring instrument for optical measurement of velocity and directions of particles | |
| RU187692U1 (en) | Device for endoscopic optical coherence tomography with wavefront correction | |
| CN111163681B (en) | Phase sensitive optical coherence tomography to measure optical aberrations of the anterior segment | |
| CN109691973B (en) | Optical coherence tomography system for measuring eyeball pulsation | |
| Horstmann et al. | Physical Principles of Anterior Segment OCT | |
| JP2774945B2 (en) | Reflected light measuring device | |
| Han et al. | Decorrelation-based localized transverse flow measurement by digitally control the lateral resolution in line-field optical coherence tomography | |
| Meadway et al. | A wide angle low coherence interferometry based eye length optometer |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| FC2A | Withdrawal, rejection or dismissal of laid open patent application |