RU2489091C2 - Способ визуализации с помощью оптической томографии и устройство визуализации с помощью оптической томографии - Google Patents

Способ визуализации с помощью оптической томографии и устройство визуализации с помощью оптической томографии Download PDF

Info

Publication number
RU2489091C2
RU2489091C2 RU2011135047/14A RU2011135047A RU2489091C2 RU 2489091 C2 RU2489091 C2 RU 2489091C2 RU 2011135047/14 A RU2011135047/14 A RU 2011135047/14A RU 2011135047 A RU2011135047 A RU 2011135047A RU 2489091 C2 RU2489091 C2 RU 2489091C2
Authority
RU
Russia
Prior art keywords
light rays
scanning
spots
optical
measuring light
Prior art date
Application number
RU2011135047/14A
Other languages
English (en)
Other versions
RU2011135047A (ru
Inventor
Такаси ЮАСА
Мицуро СУГИТА
Original Assignee
Кэнон Кабусики Кайся
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Кэнон Кабусики Кайся filed Critical Кэнон Кабусики Кайся
Publication of RU2011135047A publication Critical patent/RU2011135047A/ru
Application granted granted Critical
Publication of RU2489091C2 publication Critical patent/RU2489091C2/ru

Links

Images

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
    • A61B3/102—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions for optical coherence tomography [OCT]
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • 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
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/0059—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons using light, e.g. diagnosis by transillumination, diascopy, fluorescence
    • A61B5/0062—Arrangements for scanning
    • A61B5/0066—Optical coherence imaging
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/0059—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons using light, e.g. diagnosis by transillumination, diascopy, fluorescence
    • A61B5/0073—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons using light, e.g. diagnosis by transillumination, diascopy, fluorescence by tomography, i.e. reconstruction of 3D images from 2D projections
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01B—MEASURING LENGTH, THICKNESS OR SIMILAR LINEAR DIMENSIONS; MEASURING ANGLES; MEASURING AREAS; MEASURING IRREGULARITIES OF SURFACES OR CONTOURS
    • G01B9/00—Measuring instruments characterised by the use of optical techniques
    • G01B9/02—Interferometers
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01B—MEASURING LENGTH, THICKNESS OR SIMILAR LINEAR DIMENSIONS; MEASURING ANGLES; MEASURING AREAS; MEASURING IRREGULARITIES OF SURFACES OR CONTOURS
    • G01B9/00—Measuring instruments characterised by the use of optical techniques
    • G01B9/02—Interferometers
    • G01B9/02015—Interferometers characterised by the beam path configuration
    • G01B9/02017—Interferometers characterised by the beam path configuration with multiple interactions between the target object and light beams, e.g. beam reflections occurring from different locations
    • G01B9/02019—Interferometers characterised by the beam path configuration with multiple interactions between the target object and light beams, e.g. beam reflections occurring from different locations contacting different points on same face of object
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01B—MEASURING LENGTH, THICKNESS OR SIMILAR LINEAR DIMENSIONS; MEASURING ANGLES; MEASURING AREAS; MEASURING IRREGULARITIES OF SURFACES OR CONTOURS
    • G01B9/00—Measuring instruments characterised by the use of optical techniques
    • G01B9/02—Interferometers
    • G01B9/02015—Interferometers characterised by the beam path configuration
    • G01B9/02027—Two or more interferometric channels or interferometers
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01B—MEASURING LENGTH, THICKNESS OR SIMILAR LINEAR DIMENSIONS; MEASURING ANGLES; MEASURING AREAS; MEASURING IRREGULARITIES OF SURFACES OR CONTOURS
    • G01B9/00—Measuring instruments characterised by the use of optical techniques
    • G01B9/02—Interferometers
    • G01B9/02041—Interferometers characterised by particular imaging or detection techniques
    • G01B9/02044—Imaging in the frequency domain, e.g. by using a spectrometer
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01B—MEASURING LENGTH, THICKNESS OR SIMILAR LINEAR DIMENSIONS; MEASURING ANGLES; MEASURING AREAS; MEASURING IRREGULARITIES OF SURFACES OR CONTOURS
    • G01B9/00—Measuring instruments characterised by the use of optical techniques
    • G01B9/02—Interferometers
    • G01B9/02083—Interferometers characterised by particular signal processing and presentation
    • G01B9/02087—Combining two or more images of the same region
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01B—MEASURING LENGTH, THICKNESS OR SIMILAR LINEAR DIMENSIONS; MEASURING ANGLES; MEASURING AREAS; MEASURING IRREGULARITIES OF SURFACES OR CONTOURS
    • G01B9/00—Measuring instruments characterised by the use of optical techniques
    • G01B9/02—Interferometers
    • G01B9/0209—Low-coherence interferometers
    • G01B9/02091—Tomographic interferometers, e.g. based on optical coherence
    • G—PHYSICS
    • G02—OPTICS
    • G02B—OPTICAL ELEMENTS, SYSTEMS OR APPARATUS
    • G02B26/00—Optical devices or arrangements for the control of light using movable or deformable optical elements
    • G02B26/08—Optical devices or arrangements for the control of light using movable or deformable optical elements for controlling the direction of light
    • G02B26/10—Scanning systems
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01B—MEASURING LENGTH, THICKNESS OR SIMILAR LINEAR DIMENSIONS; MEASURING ANGLES; MEASURING AREAS; MEASURING IRREGULARITIES OF SURFACES OR CONTOURS
    • G01B2290/00—Aspects of interferometers not specifically covered by any group under G01B9/02
    • G01B2290/45—Multiple detectors for detecting interferometer signals
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01B—MEASURING LENGTH, THICKNESS OR SIMILAR LINEAR DIMENSIONS; MEASURING ANGLES; MEASURING AREAS; MEASURING IRREGULARITIES OF SURFACES OR CONTOURS
    • G01B2290/00—Aspects of interferometers not specifically covered by any group under G01B9/02
    • G01B2290/65—Spatial scanning object beam

Abstract

Изобретение относится к медицинской технике, а именно к диагностическим системам и способам визуализации с помощью оптической когерентной томографии. Способ заключается в облучении различных местоположений объекта с помощью множества измерительных лучей и сканировании множеством измерительных лучей. Сканирование проводится таким образом, что пятна излучения множества измерительных лучей разнесены в направлении, перпендикулярном направлению сканирования, на длину, не превышающую суммы диаметров пятен. Способ осуществляется с помощью устройства визуализации, содержащего блок облучения, блок сканирования и блок управления. Устройство визуализации также содержит машиночитаемый носитель. Использование изобретения позволяет повысить эффективность сбора данных в клинических условиях и улучшить характеристики диагностической визуализации. 2 н. и 7 з.п. ф-лы, 7 ил.

Description

ОБЛАСТЬ ТЕХНИКИ, К КОТОРОЙ ОТНОСИТСЯ ИЗОБРЕТЕНИЕ
Настоящее изобретение относится к способу визуализации с помощью оптической томографии и устройству визуализации с помощью оптической томографии. Конкретнее, данное изобретение относится к способу визуализации с помощью оптической томографии и устройству визуализации с помощью оптической томографии с использованием оптической когерентной томографии для диагностики в офтальмологии и других приложений.
УРОВЕНЬ ТЕХНИКИ
Способы и устройства визуализации с помощью оптической когерентной томографии нашли применение в последние годы на основе применения технологии низкокогерентной интерферометрии и/или интерферометрии белого света. В частности, устройство визуализации с помощью оптической томографии (оптическое интерферометрическое измерительное устройство) для оптической когерентной томографии, в котором используется многоволновая оптическая интерферометрия, способно получать изображение сечения образцов с высоким разрешением, так что такие устройства становятся незаменимыми для получения томографических изображений глазного дна и сетчатки в офтальмологии. Помимо офтальмологии, в настоящее время выполняются обследования в области дерматологии, а также послойная визуализация стенок органов пищеварения и органов кровообращения с использованием эндоскопов и катетеров. В данном описании оптическая когерентная томография будет далее сокращенно называться OCT.
Поскольку в OCT используются свойства света, посредством OCT объект может измеряться с высоким разрешением на уровне микрометров, или порядка длины световой волны. Однако, хотя OCT позволяет проводить точные измерения, для замера широкой области требуется продолжительное время измерения. В частности, когда объектом измерения является часть живого организма, например глаз человека или стенка органа пищеварения, которая совершает еле заметные и случайные движения, изображение, получаемое в результате измерения, может быть искаженным, если скорость измерения не превосходит скорость еле заметного движения. Кроме того, требуется получить трехмерные данные объекта измерения, а также требуется синтезировать изображение произвольно выбранного сечения объекта для обследования на основе полученных данных, чтобы провести более точное обследование объекта. Следовательно, объект должен быть измерен очень быстро.
В последние годы наблюдается значительный прогресс в технологии создания OCT-устройств, использующих преобразование Фурье (Fourier-Domain OCT), способных получать данные в направлении оптической оси «совместным образом», по сравнению с OCT-устройствами с разложением полученного сигнала по времени (Time-Domain OCT). OCT с использованием преобразования Фурье обеспечивает сбор данных по линии в направлении оптической оси с частотой, равной десяткам килогерц, что представляет собой скорость измерения, которая в несколько сотен раз превышает скорость измерения в стандартной OCT с разложением полученного сигнала по времени. Например, если в OCT с разложением полученного сигнала по времени требуется секунда для получения изображения сечения, образованного 1000×1000 пикселей, путем сканирования с частотой, равной 500 Гц, в OCT с использованием преобразования Фурье потребуется только около 0,05 секунды, поскольку в OCT с использованием преобразования Фурье сканирование по линии осуществляется со скоростью 20 кГц.
В другом высокоскоростном измерительном способе обширная область делится на множество подобластей, в которых далее одновременно производятся замеры посредством того же числа измерительных световых лучей. В патенте Японии №2875181 раскрыто устройство визуализации с помощью оптической томографии, в котором используется множество световых источников и такое же число фотодатчиков, при этом одиночные фотодатчики выполнены с возможностью обслуживания соответствующих световых источников посредством общей фокусирующей оптической системы.
РАСКРЫТИЕ ИЗОБРЕТЕНИЯ
Однако в вышеупомянутом патенте Японии №2875181 описан способ разделения целостной области, которую требуется просканировать множеством измерительных световых лучей, выполняющих сканирование, а значит, этот способ влечет за собой трудности обработки данных, которые возникают, когда изображения, полученные путем разделения целостной области, сводятся воедино для создания полного единого изображения всей области в целом. Кроме того, устройство визуализации с помощью оптической томографии, в котором применяется множество световых источников и такое же число фотодатчиков, как раскрыто в вышеуказанном патентном документе, порождает разброс данных в отношении оптических характеристик устройства, таких как количество светового излучения и диаметр отдельных измерительных световых лучей. Далее, устройство проявляет разброс данных в плане чувствительности и разрешающей способности. Кроме того, поскольку каждый измерительный световой луч сканирует единственную подобласть, раскрытое устройство не обеспечивает какого-либо повышения чувствительности в сравнении с традиционными устройствами, в которых выполняется сканирование области единственным измерительным световым лучом.
С учетом вышеуказанных проблем предшествующего уровня техники задача настоящего изобретения заключается в создании способа визуализации с помощью оптической томографии и устройства визуализации с помощью оптической томографии, выполненные с возможностью сбора изображений вместе с помощью простого и легко выполнимого процесса, а также выполненные с возможностью быстрого получения OCT-изображения с малым разбросом данных в плане чувствительности и разрешающей способности.
Согласно настоящему изобретению предложен способ визуализации с помощью оптической томографии для сбора изображений сечений объекта, который требуется измерить, путем деления каждого из расщепленных лучей, испущенных световым источником, дополнительно на измерительный световой луч и опорный световой луч, направление множества измерительных световых лучей на объект, направляя при этом множество опорных световых лучей на зеркало опорного луча, искусственное совмещение множества обратных световых лучей, отраженных или рассеянных объектом, с множеством соответствующих опорных световых лучей посредством блока совмещения световых лучей, а также детектирование интерференционных световых лучей,
при этом способ содержит:
этап сканирования заданной области объекта с помощью пятен множества измерительных световых лучей в одном и том же направлении посредством оптической системы сканирования, при этом заданная область имеет длину в направлении, перпендикулярном направлению сканирования, меньшую, чем сумма диаметров пятен, чтобы тем самым облучать различные точки объекта с помощью различных пятен множества измерительных световых лучей посредством оптической системы облучения;
этап детектирования интерференционных сигналов, образованных множеством обратных световых лучей от различных точек объекта и множеством соответствующих опорных световых лучей; и
этап выполнения арифметической обработки распознанных интерференционных сигналов на основе величин смещений между различными местоположениями пятен, используя интерференционные сигналы, соответствующие, по меньшей мере, двум положениям пятен, из интерференционных сигналов, соответствующих положениям пятен, чтобы тем самым улучшить соотношение «сигнал-шум».
В другом аспекте настоящего изобретения создан способ визуализации с помощью оптической томографии для сбора изображений сечений объекта, который требуется измерить, путем направления множества измерительных световых лучей на объект, искусственного совмещения множества обратных световых лучей, отраженных или рассеянных объектом, с множеством соответствующих опорных световых лучей посредством блока совмещения световых лучей, а также детектирования интерференционных световых лучей,
при этом способ содержит:
этап сканирования заданной области объекта с помощью пятен множества измерительных световых лучей в одном и том же направлении посредством оптической системы сканирования, при этом заданная область имеет длину в направлении, перпендикулярном направлению сканирования, меньшую, чем сумма диаметров пятен, чтобы тем самым облучать различные точки объекта с помощью различных пятен множества измерительных световых лучей посредством оптической системы облучения;
этап детектирования интерференционных сигналов, образованных множеством обратных световых лучей от различных точек объекта и множеством соответствующих опорных световых лучей; и
этап выполнения арифметической обработки распознанных интерференционных сигналов на основе величин смещений между различными местоположениями пятен, используя интерференционные сигналы, соответствующие, по меньшей мере, двум положениям пятен, из интерференционных сигналов, соответствующих положениям пятен, чтобы тем самым улучшить соотношение «сигнал-шум».
В еще одном аспекте настоящего изобретения предложено устройство визуализации с помощью оптической томографии для сбора изображений сечений объекта, который требуется измерить, путем деления каждого из расщепленных лучей, испущенных световым источником, дополнительно на измерительный световой луч и опорный световой луч, направление множества измерительных световых лучей на объект, направляя при этом множество опорных световых лучей на зеркало опорного луча, искусственное совмещение множества обратных световых лучей, отраженных или рассеянных объектом, с множеством соответствующих опорных световых лучей посредством блока совмещения световых лучей, а также детектирование интерференционных световых лучей,
при этом устройство содержит:
оптическую систему сканирования, выполненную с возможностью сканирования с помощью множества измерительных световых лучей в одном и том же направлении;
оптическую систему излучения для облучения различных точек объекта с помощью множества сканирующих измерительных световых лучей;
блок детектирования интерференционных сигналов для детектирования интерференционных сигналов, образованных множеством обратных световых лучей, осуществивших облучение различных точек объекта, и множеством соответствующих опорных световых лучей; и
блок обработки сигналов для выполнения арифметической обработки интерференционных сигналов, распознанных блоком детектирования интерференционных сигналов, на основе величин смещений между различными местоположениями пятен, чтобы тем самым улучшить соотношение «сигнал-шум».
В дополнительном аспекте настоящего изобретения предложено устройство визуализации с помощью оптической томографии для сбора изображений сечений объекта, который требуется измерить, путем направления множества измерительных световых лучей на объект, искусственного совмещения множества обратных световых лучей, отраженных или рассеянных объектом, с множеством соответствующих опорных световых лучей посредством блока совмещения световых лучей, а также детектирования интерференционных световых лучей,
при этом устройство содержит:
оптическую систему сканирования, выполненную с возможностью сканирования с помощью множества измерительных световых лучей в одном и том же направлении;
оптическую систему излучения для облучения различных точек объекта с помощью множества сканирующих измерительных световых лучей;
блок детектирования интерференционных сигналов для детектирования интерференционных сигналов, образованных множеством обратных световых лучей, осуществивших облучение различных точек объекта, и множеством соответствующих опорных световых лучей; и
блок обработки сигналов для выполнения арифметической обработки интерференционных сигналов, распознанных блоком детектирования интерференционных сигналов, на основе величин смещений между различными местоположениями пятен, чтобы тем самым улучшить соотношение «сигнал-шум».
Таким образом, настоящее изобретение может реализовать способ визуализации с помощью оптической томографии и устройство визуализации с помощью оптической томографии, выполненные с возможностью сбора изображений вместе с помощью простого и легко выполнимого процесса, а также выполненные с возможностью быстрого получения OCT-изображения с малым разбросом данных в плане чувствительности и разрешающей способности.
Дополнительные признаки настоящего изобретения станут очевидны из последующего описания примеров вариантов осуществления со ссылкой на прилагаемые чертежи.
КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ЧЕРТЕЖЕЙ
На Фигуре 1 схематично показана конфигурация устройства визуализации с помощью оптической томографии на Примере 1, что является одним вариантом осуществления настоящего изобретения.
На Фигуре 2 схематично показаны положения сканирующих пятен и линий сканирования в Примере 1.
На Фигуре 3 схематично показана взаимосвязь между объектом и областью измерений в Примере 1.
На Фигуре 4 схематично показана конфигурация устройства визуализации с помощью оптической томографии на Примере 2.
На Фигуре 5 схематично показана область измерений в Примере 3.
На Фигуре 6 схематично показана конфигурация устройства визуализации с помощью оптической томографии на Примере 4.
На Фигуре 7 схематично показана конфигурация устройства визуализации с помощью оптической томографии на Примере 5.
НАИЛУЧШИЙ ВАРИАНТ ОСУЩЕСТВЛЕНИЯ ИЗОБРЕТЕНИЯ
Ниже будет описан вариант осуществления способа визуализации с помощью оптической томографии и устройства визуализации с помощью оптической томографии для построения изображения сечения объекта согласно настоящему изобретению.
На Фигуре 1 схематично показана конфигурация устройства визуализации с помощью оптической томографии, что является одним вариантом осуществления настоящего изобретения.
В данном варианте осуществления, свет, эмитируемый низкокогерентным световым источником 101, разделяется на множество световых лучей с помощью волоконного разделителя 102 луча. Каждый из множества световых лучей дополнительно разделяется на измерительный световой луч и опорный световой луч с помощью волоконного соединителя 103, при этом множество измерительных световых лучей направляются на объект, который требуется измерить, а множество опорных световых лучей направляются на зеркало опорного луча.
Множество измерительных световых лучей, направляемых на объект, испускаются соответственно из блока волоконных коллиматоров 104, расположенных с определенными интервалами. Совокупность измерительных световых лучей приводится в движение сканирующим блоком (сканирующей оптической системой) 105 для сканирования и облучения объекта (измеряемого объекта) 120 соответственно в различных точках с помощью линзы 106 объектива оптической системы излучения. Обратные световые лучи, создаваемые объектом 20 в результате отражения или рассеяния, возвращаются в волоконные соединители 103 с помощью той же оптической системы.
С другой стороны, совокупность опорных световых лучей испускается из другого блока волоконных коллиматоров 107, отражается зеркалом 109 опорного луча и возвращается в волоконные соединители 103. Опорные световые лучи проходят через стекло 108 для компенсации дисперсии с целью согласования количественных величин волновой дисперсии этих лучей с теми величинами, которыми обладают эмитированные опорные световые лучи.
В волоконных соединителях 103 создаются интерференционные сигналы на основе измерительных световых лучей, отраженных или рассеянных объектом 120 и поступивших обратно в волоконные соединители 103, а также соответствующих опорных световых лучей, отраженных зеркалом 109 опорного луча и возвращенных в волоконные соединители 103. Интерференционные сигналы, созданные в волоконных соединителях 103, детектируются в качестве сигналов, соответствующих измерительным световым лучам, с помощью блока 110 детектирования интерференционных сигналов на этапе детектирования интерференционных сигналов.
Интерференционные сигналы, полученные вышеописанным образом, далее регистрируются в блоке 111 записи/обработки данных (блоке обработки сигналов) на этапе обработки сигналов и подвергаются арифметической обработке согласно величинам смещения различных местоположений пятен, чтобы повысить соотношение «сигнал-шум».
На Фигуре 2 сканирующие пятна на объекте 120 обозначены черными кружками, а линии сканирования обозначены утолщенными линиями. Хотя линии сканирования незначительно разнесены друг от друга на Фигуре 2, чтобы было проще понять, на самом деле они по существу расположены одна на другой в перпендикулярном им направлении. Например, сканирующие пятна совокупности измерительных световых лучей перемещаются с помощью сканирующей оптической системы для сканирования заданной области в одном и том же направлении, так что ширина области, которую требуется просканировать, в направлении, перпендикулярном направлению сканирования пятен измерительных световых лучей, меньше, чем сумма соответствующих диаметров пятен.
На Фигуре 3 схематично показана взаимосвязь между объектом и областями, в которых требуется выполнить измерения посредством сканирующих пятен. Области, в которых требуется выполнить измерения, смещены друг от друга вследствие смещений местоположений пятен. Следовательно, по сравнению с сигналом, получаемым с помощью единственного пятна для измерения, соотношение «сигнал-шум» может быть повышено путем осреднения измерительных данных, относящихся по существу к одинаковым местоположениям в направлении, перпендикулярном направлению сканирования (каждая из частей, обведенных утолщенной линией на Фигуре 3), с учетом позиционных смещений местоположений пятен.
Вышеописанное устройство визуализации с помощью оптической томографии может найти применение в различном диагностическом оборудовании и оборудовании для обследования глазного дна или кожи, для обследования живого организма с использованием эндоскопа, для промышленного контроля качества и т.д.
Способ визуализации с помощью оптической томографии согласно вышеописанному варианту осуществления может быть создан в виде выполняемой компьютером программы, хранящейся в машиночитаемом носителе информации (например, на гибком диске, жестком диске, оптическом диске, магнитооптическом диске, CD-ROM, CD-R, магнитной ленте, энергонезависимом ЗУ, ROM, EEPROM или оптическом диске Blue-ray).
Далее настоящее изобретение будет описано на примерах.
ПРИМЕР 1
В данном примере устройство визуализации с помощью оптической томографии, показанное на примере 1, используется для исследования сетчатки глаза. В качестве низкокогерентного светового источника 101 используется SLD (суперлюминесцентный диод) с выходной мощностью 20 мВ, центральной длиной волны 840 нм и шириной полосы 45 нм. Свет, испущенный световым источником 101, делится на три равных световых луча с помощью волоконного разделителя 102 луча, работающего по схеме деления на три. Далее каждый из световых лучей делится на измерительный световой луч и опорный световой луч соответствующим одним из трех 50:50-волоконных соединителей 103. Измерительные лучи направляются параллельно друг другу с помощью блока волоконных коллиматоров 104 и сканируют заданную область с помощью оптической системы 105 сканирования, образованной с использованием гальваносканера и блока линз. На этом этапе сканирующие измерительные световые лучи образуют лучи диаметром около 1 мм и проходят параллельно друг другу через линзу 106 объектива, функционирующую в качестве звена оптической системы светового облучения, так чтобы осуществлять облучение различных точек соответственно на сетчатке 120 глаза.
На Фигуре 2 схематично показано изображение 250 глазного дна, выстилаемого сетчаткой 120. На изображении 250 глазного дна имеются три пятна 201a, 201b, 201c и три линии сканирования. Поскольку оптическая система светового облучения настроена так, чтобы диаметры входящих лучей были равны примерно 1 мм, диаметры пятен на глазном дне составляют около 20 мкм. Волоконные коллиматоры 104 имеют три волокна, расположенных с интервалами 80 мкм и имеют диаметр сердцевины, равный 5 мкм, так что пятна располагаются с интервалами около 260 мкм.
Три опорных световых луча направляются параллельно друг другу с помощью набора волоконных коллиматоров 107, отражаются от зеркала 109 опорного луча посредством стекла 108 для компенсации дисперсии и возвращаются в волоконные соединители 103. С помощью измерительных световых лучей, отраженных или рассеянных объектом 120 и возвращенных в волоконные соединители 103, а также соответствующих опорных световых лучей, отраженных зеркалом 109 опорного луча и возвращенных в волоконные соединители 103, создается три интерференционных сигнала, которые далее поступают в соответствующие блоки 110 спектрального распознавания.
Каждый из блоков 110 спектрального распознавания образован спектральной оптической системой, имеющей пропускающую дифракционную решетку 1200/мм, а также линейный датчик с шагом пикселей 14 мкм, количеством пикселей, равным 2048, и скоростью сбора данных по линии, равной 20 кГц, для получения данных волнового спектра, содержащих интерференционные сигналы. Полученные данные записываются в блоке 111 записи/обработки данных, и осуществляется сбор OCT-сигналов путем обработки данных с помощью преобразования Фурье. Далее может быть получено изображение сечения сетчатки 120 путем синхронизации OCT-сигналов с частотой гальваносканера в оптической системе 105 сканирования при сборе OCT-сигналов.
На Фигуре 3 показаны области OCT-измерений, относящиеся к соответствующим пятнам. Поскольку пятна расположены с интервалом 260 мкм, смежные области измерений располагаются на расстоянии около 260 мкм друг от друга, что примерно в тринадцать раз превышает диаметр пятна, равный 20 мкм. Дополнительно осуществляется построение строки данных [X1, X2, X3, …, Xn, …] с помощью арифметической операции Xn=An+24+Bn+12+Cn, используя строки измерительных данных [A1, A2, A3, …, Ak, …], где Ak представляет k-ую строку измерительных данных, расположенную в направлении сканирования, по результатам измерения посредством пятна 201a, [B1, B2, B3, …, Bl, …], где Bl представляет l-строку измерительных данных, расположенную в направлении сканирования, по результатам измерения посредством пятна 201b, а также [C1, C2, C3, …, Cm, …], где Cm представляет m-строку измерительных данных, расположенную в направлении сканирования, по результатам измерения посредством пятна 201c, полученные с помощью пятен.
С помощью вышеуказанной схемы строки данных, полученные в одной и той же точке измерения, подвергаются дополнительной обработке с учетом позиционных смещений местоположений пятен, так что случайные шумы могут быть в относительной степени снижены для улучшения соотношения «сигнал-шум» в полученном OCT-изображении. Далее, путем повторения того же цикла измерений, сдвигая линии сканирования на поверхности глазного дна, может быть получено трехмерное изображение сетчатки.
Таким образом, согласно данному примеру требуется лишь заранее выбрать позиции для добавления данных на основе величин смещений различных местоположений пятен, а значит, сложные процедуры наложения, такие как корреляционные вычисления, для изображений не требуются. Хотя здесь описана технология спектральной OCT с использованием линейного датчика, тот же эффект может быть получен с использованием стандартной оптической когерентной томографии с разложением полученного сигнала по времени или оптической когерентной томографии с использованием генератора качающейся частоты (swept source OCT), в которой применяется световой источник сканирования по длине волны. Кроме того, хотя линии сканирования по существу лежат одна на другой в направлении, перпендикулярном направлению сканирования в данном примере, может быть получен тот же эффект, если линии сканирования смещены друг от друга в пределах диаметра пятен. Помимо этого, хотя дополнительная обработка выше описана как обработка для улучшения соотношения «сигнал-шум» в отношении измерительных данных, тот же эффект может быть получен путем осреднения, например, используя соотношение Xn=(An+24+Bn+12+Cn)/3.
Следовательно, согласно данному примеру, соотношение «сигнал-шум» может быть улучшено с помощью операции суммирования или осреднения, используя интерференционные сигналы из точек, расположенных по существу в одном месте в направлении, перпендикулярном направлению сканирования, в области сканирования, которую требуется просканировать оптической системой сканирования. Кроме того, если все данные из всех точек не используются, соотношение «сигнал-шум» может быть улучшено путем использования данных из двух точек. Другими словами, может быть использовано, по меньшей мере, только два интерференционных сигнала из двух точек из числа интерференционных сигналов из всех точек светового облучения в различных местах расположения пятен.
ПРИМЕР 2
В качестве Примера 2 ниже будет описан пример построения устройства визуализации с помощью оптической томографии путем использования оптической системы неволоконного типа. В то время как устройство визуализации с помощью оптической томографии в примере 1 образовано с использованием оптических волокон, устройство визуализации с помощью оптической томографии может быть также образовано с использованием оптической системы неволоконного типа.
На Фигуре 2 показана схема устройства визуализации с помощью оптической томографии по Примеру 2. Компоненты устройства визуализации с помощью оптической томографии в этом примере, идентичные компонентам устройства визуализации с помощью оптической томографии, представленного на Фигуре 1, обозначены соответственно теми же ссылочными позициями и далее рассматриваться не будут.
Как и в Примере 1, в качестве низкокогерентного светового источника 101 используется световой источник SLD с выходной мощностью 20 мВ, центральной длиной волны 840 нм и шириной полосы 45 нм. Свет, испущенный световым источником, делится на три равных световых луча с помощью волоконного разделителя 102 луча, работающего по схеме деления на три, при этом световые лучи направляются параллельно друг другу с помощью блока волоконных коллиматоров 104. Каждый из этих трех световых лучей разделяется на измерительный световой луч и опорный световой луч с помощью кубического расщепителя 401 луча. Как и в Примере 1, измерительные световые лучи образуют лучи диаметром около 1 мм и направляются параллельно друг другу с помощью оптической системы 105 сканирования и линзы 106 объектива, так чтобы осуществлять облучение различных соответствующих точек на сетчатке 120 глаза.
Опорные световые лучи отражаются от зеркала 403 опорного луча посредством стекла 402 для компенсации дисперсии и возвращаются в блок волоконных коллиматоров 404. Интерференционные сигналы, созданные световыми лучам, далее поступают в соответствующие три блока 110 спектрального распознавания, как и в Примере 1, после чего данные записываются в блок 111 записи/обработки данных. Хотя конфигурация представленного в данном примере устройства визуализации с помощью оптической томографии, образованного с использованием оптической системы неволоконного типа, отличается от конфигурации представленного в Примере 1 устройства визуализации с помощью оптической томографии, образованного с использованием оптических волокон, этапы обработки сигналов в устройстве в данном примере аналогичны тем, что используются в устройстве в Примере 1, поскольку в этих двух примерах расположение световых лучей одинаково.
Хотя арифметическая обработка описана выше в виде операций суммирования и осреднения, арифметическая обработка, которую требуется выполнить для достижения цели настоящего изобретения, ни коем образом не ограничена такими операциями. Например, альтернативно могут быть использованы операции взвешивания и осреднения для достижения цели настоящего изобретения. В этом случае строки данных могут быть «взвешены» с использованием величин, соответствующих количественным показателям светового излучения пятен, для операции осреднения. Количественные показатели светового излучения пятен могут проявить дисперсию, поскольку в обыкновенных расщепителях лучей и волоконных соединителях наблюдается дисперсия технологического характера. Например, волоконный разделитель 102 луча, работающий по схеме деления на три, который использован в данном примере, проявляет максимальную дисперсию в отношении коэффициента разветвления, равную 5%. Количественные показатели светового излучения пятен 210а, 210b и 210 с на Фигуре 2 были измерены и составили соответственно 705 µW, 730 µW и 700 µW. Следовательно, изменения интенсивности сигнала, отражающие изменения количественных показателей светового излучения, могут быть скорректированы для улучшения соотношения «сигнал-шум» путем расчета Xn=(An+24/705+Bn+12/730+Cn/700)/3, используя определение строки данных, описанное выше в Примере 1.
Помимо выбора количественных показателей светового излучения для весовых коэффициентов, того же эффекта можно добиться путем выбора величин, соответствующих уровням интенсивности сигналов пятен, либо величин, соответствующих уровням шумов в отношении пятен. Согласно еще одному альтернативному варианту можно использовать коэффициенты, полученные путем совмещения количественных показателей светового излучения, уровней интенсивности сигналов и уровней шумов.
ПРИМЕР 3
В этом примере будет описана схема, в которой оптическая система сканирования имеет механизм, выполненный с возможностью изменять скорость сканирования и выполненный с возможностью сдвига частоты сканирования в соответствии с областью, которую требуется просканировать.
В то время как ранее в Примерах 1 и 2 скорость сканирования не описывалась, оптическая система 105 сканирования, в которой применяется гальваническое зеркало, может осуществить сдвиг частоты сканирования, так чтобы можно было использовать произвольно выбранную частоту до 500 Гц. Таким образом, оптическая система сканирования может быть использована для различных целей путем соответствующего сдвига частоты сканирования в соответствии с областью, в которой проводятся измерения, например, с целью измерения объекта с высокой скоростью без снижения соотношения «сигнал-шум», либо с целью измерения объекта с малой скоростью для повышения соотношения «сигнал-шум».
Предположим, что область, в которой требуется выполнить измерения, размер которой составляет 6 мм × 2 мм, исследуется с помощью измерительной системы по Примеру 1. Если диаметр пятна составляет 20 мкм и применяется традиционная технология OCT-измерений с использованием одного пятна, потребуется время измерения, равное 300×100/20 кГц = 1,5 секунды. В нашем примере та же операция измерений может быть выполнена за время проведения измерения, составляющее одну треть вышеописанного времени измерения, при том же соотношении «сигнал-шум», благодаря операции повышения соотношения «сигнал-шум», описанной выше в Примере 1, а также использованию трех пятен, так что патологический участок, если таковой имеется, будет легко обнаружен.
На Фигуре 5 схематично показано глазное дно 250. Сначала выполняется грубое измерение обследуемого участка 501a размером 6 мм × 2 мм, расположенного по центру в макуле на глазном дне. Когда частота сканирования повышается до 100 Гц для проведения грубых измерений, требуемое время измерения составит 0,5 секунды для возвратно-поступательного сканирования. В этом цикле измерений может быть обнаружен вызывающий подозрение на патологию участок, расположенный возле конца области, в которой требуется выполнить измерения (затененный участок на Фигуре 5).
Далее выполняются измерения в обследуемой области 501b размером 6 мм × 2 мм, расположенной по центру участка. Поскольку измерения в этот раз представляют собой тщательное обследование, частоту сканирования снижают до 33,3 Гц, что составляет одну треть предыдущей частоты, так что для проведения измерения требуется время, равное 1,5 секунды. Хотя время измерения равно времени измерения в цикле OCT-измерений с использованием одного пятна, число измерительных пятен втрое больше, чем при OCT-измерениях с использованием одного пятна. Другими словами, может быть достигнуто то же соотношение «сигнал-шум», как и при OCT-измерениях с использованием одного пятна, выполняемых в течение времени, втрое превышающего вышеуказанную продолжительность, для распознавания и тщательного изучения патологического участка.
Хотя в каждом из перечисленных примеров использовались три пятна, тот же эффект может быть достигнут с использованием двух или более двух пятен, число которых иное, чем три.
ПРИМЕР 4
На Фигуре 4 схематично показана конфигурация устройства визуализации с помощью оптической томографии на Примере 4. Схема на Фигуре 6 та же, что на Фигуре 4, за исключением того, что световой источник включает в себя три SLD-световых источника 510a, 510b и 510c. Преимущества настоящего изобретения сохраняются даже при использовании различных световых источников для различных световых лучей, как в данном примере. Хотя в этом примере используется три световых луча, тот же эффект может быть достигнут с использованием двух или более двух лучей, число которых иное, чем три.
ПРИМЕР 5
В каждом из вышеописанных примеров задействован интерферометр Михельсона, а в данном примере используется интерферометр Маха-Зандера. На Фигуре 7 схематично показана конфигурация устройства визуализации с помощью оптической томографии в данном примере, в которой применяется интерферометр Маха-Зандера.
Световое излучение, эмитируемое SLD-световым источником 101, расщепляется на измерительный световой луч и опорный световой луч с помощью волоконного разделителя 601 луча, работающего по схеме деления на два. Измерительный световой луч делится на три равных световых луча с помощью волоконного разделителя 602 луча, работающего по схеме деления на три, которые далее поступают в соответствующие оптические циркуляторы 603. После прохождения через соответствующие оптические циркуляторы 603 световые лучи направляются параллельно друг другу с помощью трех волоконных коллиматоров 104 и облучают соответствующие точки на сетчатке 120 глаза посредством оптической системы 105 сканирования, образованной гальваносканером со сканирующей линзой и линзой 106 объектива. Три световых луча отрегулированы так, чтобы выполнить сканирование области, аналогичной области в Примере 1.
Обратные световые лучи, отраженные или рассеянные сетчаткой 120, возвращаются в соответствующие оптические циркуляторы 603 с помощью той же оптической системы. Лучи, возвращенные в оптические циркуляторы, далее поступают на выход не в волоконный разделитель 602 луча, а в волоконные коллиматоры 604 в силу свойств оптических циркуляторов. Эти обратные лучи далее направляются параллельно друг другу с помощью волоконных коллиматоров 604 и поступают на вход разделителя 701 луча.
С другой стороны, опорный световой луч направляется через оптический циркулятор 605 и испускается из волоконного коллиматора 606. Далее опорный световой луч направляется через стекло 607 для компенсации дисперсии и отражается зеркалом 608 опорного луча, перед тем как возвратиться в оптический циркулятор 605. Обратный луч поступает на выход в волоконный разделитель 609 луча, работающий по схеме деления на три, с помощью оптического циркулятора 605 и разделяется на три равных световых луча. Три опорных световых луча, полученных в результате деления исходного опорного светового луча на три равные части, далее направляются параллельно друг другу с помощью волоконных коллиматоров 610 и поступают на вход разделителя 701 луча.
Три измерительных световых луча, рассеянных сетчаткой 120 и поступивших на вход разделителя 701 луча, а также три опорных световых луча, полученных в результате деления исходного опорного светового луча на три равные части и далее поступивших на вход разделителя 701 луча, искусственно совмещаются разделителем 701 луча для создания интерференционных световых лучей. Интерференционные световые лучи, направленные в соответствующие волоконные коллиматоры 611, далее вводятся в оптические волокна с помощью волоконных коллиматоров и поступают в блоки 110 спектрального распознавания, так чтобы подвергнуться спектральной обработке и получить ОСТ-сигналы, как в Примере 1. С другой стороны, интерференционные световые лучи, направленные на алюминиевую пластину 702, блокируются алюминиевой пластиной, обработанной так, чтобы представлять собой черный алюмит, поскольку в них нет необходимости.
Таким образом, настоящее изобретение обеспечивает вышеописанные преимущества вне зависимости от вида интерферометра. Хотя в каждом из вышеописанных примеров используется три световых луча, тот же эффект может быть достигнут с использованием двух или более двух лучей, число которых иное, чем три.
Хотя настоящее изобретение описано со ссылкой на примеры вариантов осуществления, следует понимать, что изобретение не ограничено раскрытыми примерами вариантов осуществления. Объем притязаний последующей формулы изобретения предполагает наиболее широкое толкование, так чтобы включать в себя всевозможные модификации, а также эквивалентные структуры и функции.
По настоящей заявке испрашивается приоритет по патентной заявке Японии №2009-013069, зарегистрированной 23 января 2009 г., а также патентной заявке Японии №2009-124135, зарегистрированной 22 мая 2009 г., включенных в настоящее описание в полном объеме путем ссылки.

Claims (9)

1. Способ визуализации для сбора изображений объекта с помощью оптической когерентной томографии, используя совмещенные световые лучи, полученные путем совмещения множества обратных световых лучей от объекта, облученного множеством измерительных световых лучей с множеством опорных световых лучей, соответствующих множеству измерительных световых лучей соответственно,
при этом способ содержит:
этап облучения различных местоположений объекта с помощью множества измерительных световых лучей; и
этап сканирования множеством измерительных световых лучей, так что пятна излучения множества измерительных световых лучей разнесены в направлении, перпендикулярном направлению сканирования, на длину, не превышающую суммы диаметров пятен.
2. Способ визуализации по п.1, в котором этап выполнения арифметической обработки включает в себя этап выполнения операции суммирования или операции осреднения с использованием интерференционных сигналов из местоположений пятен, расположенных, по существу, одно на другом в направлении, перпендикулярном направлению сканирования, в области сканирования.
3. Способ визуализации по п.2, в котором этап выполнения операции осреднения представляет собой этап выполнения операции взвешивания и осреднения с использованием интерференционных сигналов из местоположений пятен, расположенных, по существу, одно на другом в направлении, перпендикулярном направлению сканирования, в области сканирования.
4. Способ визуализации по п.3, в котором этап выполнения операции взвешивания и осреднения включает в себя этап взвешивания с использованием величин, соответствующих количественным показателям светового излучения пятен, уровням интенсивности сигналов или уровням шумов.
5. Способ визуализации по п.1, дополнительно содержащий:
этап детектирования интерференционных сигналов из соответствующих совмещенных световых лучей; и
этап выполнения арифметической обработки распознанных интерференционных сигналов на основе величин смещений между различными местоположениями пятен, используя интерференционные сигналы, соответствующие, по меньшей мере, двум положениям пятен, из интерференционных сигналов, соответствующих положениям пятен, чтобы тем самым улучшить соотношение «сигнал-шум».
6. Машиночитаемый носитель, хранящий выполняемую компьютером программу, обеспечивающую выполнение компьютером способа визуализации с помощью оптической томографии по п.1.
7. Устройство визуализации для сбора изображений объекта с помощью оптической когерентной томографии, используя совмещенные световые лучи, полученные путем совмещения множества обратных световых лучей от объекта, облученного множеством измерительных световых лучей, с множеством опорных световых лучей, соответствующих множеству измерительных световых лучей, соответственно,
при этом устройство содержит:
блок облучения для облучения различных точек, в целом, в одном и том же заданном слое объекта с помощью множества измерительных световых лучей;
блок сканирования для сканирования с помощью множества измерительных световых лучей, в целом, в одном и том же направлении; и
блок управления для управления блоком сканирования, так чтобы линии сканирования, проходящие, в целом, в одном направлении, перекрывались друг с другом.
8. Устройство визуализации по п.7, в котором блок сканирования включает в себя механизм, выполненный с возможностью изменять скорость сканирования.
9. Устройство визуализации по п.7, дополнительно содержащее:
блок обработки сигналов для выполнения арифметической обработки интерференционных сигналов из соответствующих совмещенных световых лучей на основе величин смещений между различными местоположениями пятен, чтобы тем самым улучшить соотношение «сигнал-шум».
RU2011135047/14A 2009-01-23 2009-12-18 Способ визуализации с помощью оптической томографии и устройство визуализации с помощью оптической томографии RU2489091C2 (ru)

Applications Claiming Priority (5)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2009-013069 2009-01-23
JP2009013069 2009-01-23
JP2009124135A JP5623028B2 (ja) 2009-01-23 2009-05-22 光干渉断層画像を撮る撮像方法及びその装置
JP2009-124135 2009-05-22
PCT/JP2009/071719 WO2010084694A1 (en) 2009-01-23 2009-12-18 Optical tomographic imaging method and optical tomographic imaging apparatus

Publications (2)

Publication Number Publication Date
RU2011135047A RU2011135047A (ru) 2013-02-27
RU2489091C2 true RU2489091C2 (ru) 2013-08-10

Family

ID=41723082

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
RU2011135047/14A RU2489091C2 (ru) 2009-01-23 2009-12-18 Способ визуализации с помощью оптической томографии и устройство визуализации с помощью оптической томографии

Country Status (8)

Country Link
US (1) US9044165B2 (ru)
EP (1) EP2389096A1 (ru)
JP (1) JP5623028B2 (ru)
KR (1) KR101336048B1 (ru)
CN (1) CN102333477A (ru)
BR (1) BRPI0924131A2 (ru)
RU (1) RU2489091C2 (ru)
WO (1) WO2010084694A1 (ru)

Families Citing this family (22)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP5618533B2 (ja) * 2008-12-26 2014-11-05 キヤノン株式会社 光干渉断層情報取得装置、撮像装置及び撮像方法
JP5506504B2 (ja) * 2010-03-31 2014-05-28 キヤノン株式会社 撮像装置及び撮像方法
JP5525919B2 (ja) * 2010-05-28 2014-06-18 株式会社東芝 欠陥検査方法および欠陥検査装置
JP2013031634A (ja) * 2011-06-30 2013-02-14 Canon Inc 撮像装置
CN102599883B (zh) * 2012-02-22 2014-03-26 无锡渝跃科技有限公司 用于早期病变检测的双频带光学相干层析成像系统
CN104854423B (zh) * 2012-12-06 2018-09-18 周超 空分复用光学相干断层扫描设备及方法
US9400169B2 (en) 2012-12-06 2016-07-26 Lehigh University Apparatus and method for space-division multiplexing optical coherence tomography
US8862541B1 (en) * 2012-12-26 2014-10-14 Emc Corporation N-site asynchronous replication
JP6106333B2 (ja) * 2013-04-30 2017-03-29 アイディーエックス，エルエルシー 並列光コヒーレンストモグラフィー装置、システム、および関連の方法
KR20170122192A (ko) 2015-02-27 2017-11-03 코와 가부시키가이샤 단층상 촬영 장치
JP6606640B2 (ja) * 2015-04-10 2019-11-20 株式会社トーメーコーポレーション 眼科装置及びその制御方法
JP6690390B2 (ja) * 2015-04-30 2020-04-28 株式会社ニデック 光コヒーレンストモグラフィー装置
JP7019128B2 (ja) * 2018-01-22 2022-02-15 株式会社トーメーコーポレーション 光断層画像撮影装置
CN108514404B (zh) * 2018-03-28 2021-08-10 深圳市太赫兹科技创新研究院 光学相干断层成像系统
KR101990251B1 (ko) * 2018-10-15 2019-06-17 경북대학교 산학협력단 광 간섭성 단층 촬영 장치 및 이를 이용한 영상 생성 방법
WO2020129200A1 (ja) * 2018-12-20 2020-06-25 日本電気株式会社 光干渉断層撮像装置
CN110338756A (zh) * 2019-05-24 2019-10-18 广州永士达医疗科技有限责任公司 一种适用于多光路的oct成像装置以及oct成像系统
KR102231835B1 (ko) * 2019-06-13 2021-03-25 주식회사 휴비츠 단층촬영 검사 장치 및 방법
KR102244724B1 (ko) * 2019-12-17 2021-05-06 주식회사 휴비츠 대형 샘플 검사용 단층촬영 장치
KR102293955B1 (ko) * 2020-07-08 2021-08-26 주식회사 휴비츠 3차원 자동 단층 촬영 검사 장치 및 영상 획득 방법
CN114076746A (zh) * 2020-08-20 2022-02-22 株式会社湖碧驰 利用双线条相机的断层摄影检查装置和方法
CN116548910B (zh) * 2023-05-19 2023-12-08 北京至真互联网技术有限公司 一种眼科相干断层扫描仪的分辨率自适应调节方法及系统

Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
RU2145109C1 (ru) * 1999-03-09 2000-01-27 Левин Геннадий Генрихович Способ оптической томографии трехмерных микрообъектов и микроскоп для его осуществления
US6198540B1 (en) * 1997-03-26 2001-03-06 Kowa Company, Ltd. Optical coherence tomography have plural reference beams of differing modulations
WO2006054116A2 (en) * 2004-11-18 2006-05-26 Michelson Diagnostics Limited Interference apparatus and method and probe

Family Cites Families (26)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP3479069B2 (ja) * 1991-04-29 2003-12-15 マサチューセッツ・インステチュート・オブ・テクノロジー 光学的イメージ形成および測定の方法および装置
JP2875181B2 (ja) * 1995-03-17 1999-03-24 株式会社生体光情報研究所 断層撮影装置
AU758078B2 (en) * 1998-02-26 2003-03-13 General Hospital Corporation, The Confocal microscopy with multi-spectral encoding
JP3099063B2 (ja) 1998-12-28 2000-10-16 大阪大学長 多光子顕微鏡
US6615072B1 (en) * 1999-02-04 2003-09-02 Olympus Optical Co., Ltd. Optical imaging device
EP1299711B1 (en) * 2000-07-10 2006-05-24 University Health Network Method and apparatus for high resolution coherent optical imaging
US6980299B1 (en) * 2001-10-16 2005-12-27 General Hospital Corporation Systems and methods for imaging a sample
JP4409331B2 (ja) * 2004-03-30 2010-02-03 株式会社トプコン 光画像計測装置
DE102004037479A1 (de) 2004-08-03 2006-03-16 Carl Zeiss Meditec Ag Fourier-Domain OCT Ray-Tracing am Auge
WO2006054975A1 (en) 2004-11-12 2006-05-26 Medeikon Corporation Single trace multi-channel low coherence interferometric sensor
JP2006195240A (ja) * 2005-01-14 2006-07-27 Fuji Photo Film Co Ltd 断層画像化装置
US7365856B2 (en) 2005-01-21 2008-04-29 Carl Zeiss Meditec, Inc. Method of motion correction in optical coherence tomography imaging
US7400410B2 (en) * 2005-10-05 2008-07-15 Carl Zeiss Meditec, Inc. Optical coherence tomography for eye-length measurement
JP4850495B2 (ja) 2005-10-12 2012-01-11 株式会社トプコン 眼底観察装置及び眼底観察プログラム
JP2007151631A (ja) 2005-11-30 2007-06-21 Kyocera Corp 光断層イメージング装置
JP5079240B2 (ja) * 2006-02-06 2012-11-21 株式会社ニデック 網膜機能計測装置
US7758189B2 (en) 2006-04-24 2010-07-20 Physical Sciences, Inc. Stabilized retinal imaging with adaptive optics
US20070291277A1 (en) * 2006-06-20 2007-12-20 Everett Matthew J Spectral domain optical coherence tomography system
US7805183B2 (en) * 2006-06-22 2010-09-28 Wisconsin Alumni Research Foundation Stromal collagen in the diagnosis and characterization of breast cancer
JP5089940B2 (ja) 2006-08-29 2012-12-05 株式会社トプコン 眼球運動測定装置、眼球運動測定方法及び眼球運動測定プログラム
DE102006046925A1 (de) * 2006-09-28 2008-04-03 Jenlab Gmbh Verfahren und Anordnung zur Laser-Endoskopie für die Mikrobearbeitung
GB0619616D0 (en) 2006-10-05 2006-11-15 Oti Ophthalmic Technologies Optical imaging apparatus with spectral detector
JP5602363B2 (ja) * 2008-12-26 2014-10-08 キヤノン株式会社 光干渉断層撮像装置
JP5455001B2 (ja) 2008-12-26 2014-03-26 キヤノン株式会社 光断層撮像装置および光断層撮像装置の制御方法
JP5618533B2 (ja) 2008-12-26 2014-11-05 キヤノン株式会社 光干渉断層情報取得装置、撮像装置及び撮像方法
JP5649286B2 (ja) 2008-12-26 2015-01-07 キヤノン株式会社 光断層撮像装置、被検査物の画像を撮る撮像装置、光断層撮像装置の制御方法及びそのコンピュータプログラム

Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6198540B1 (en) * 1997-03-26 2001-03-06 Kowa Company, Ltd. Optical coherence tomography have plural reference beams of differing modulations
RU2145109C1 (ru) * 1999-03-09 2000-01-27 Левин Геннадий Генрихович Способ оптической томографии трехмерных микрообъектов и микроскоп для его осуществления
WO2006054116A2 (en) * 2004-11-18 2006-05-26 Michelson Diagnostics Limited Interference apparatus and method and probe

Also Published As

Publication number Publication date
JP2010188114A (ja) 2010-09-02
KR20110116173A (ko) 2011-10-25
WO2010084694A1 (en) 2010-07-29
RU2011135047A (ru) 2013-02-27
CN102333477A (zh) 2012-01-25
US20110234786A1 (en) 2011-09-29
EP2389096A1 (en) 2011-11-30
KR101336048B1 (ko) 2013-12-04
BRPI0924131A2 (pt) 2016-02-10
JP5623028B2 (ja) 2014-11-12
US9044165B2 (en) 2015-06-02

Similar Documents

Publication Publication Date Title
RU2489091C2 (ru) Способ визуализации с помощью оптической томографии и устройство визуализации с помощью оптической томографии
US7695140B2 (en) Fourier-domain OCT ray-tracing on the eye
JP5981722B2 (ja) 眼科装置
JP5555277B2 (ja) 内視鏡による角度分解低コヒーレンス干渉法のためのシステムおよび方法
CN102264279B (zh) 光学断层图像摄像设备
US9332902B2 (en) Line-field holoscopy
JP4241038B2 (ja) 組織分析のための光学的な方法及びシステム
JP5969701B2 (ja) 対象物を撮像するための撮像システムと方法
US20030218756A1 (en) High resolution optical coherence tomography with an improved depth range using an axicon lens
JP2008542758A (ja) スペクトルコード化ヘテロダイン干渉法を画像化に使用可能なシステム、方法、及び装置
JP2017176341A (ja) 情報処理装置、情報処理装置の制御方法、及び該制御方法の実行プログラム
JP2005249704A (ja) 断層映像装置
JP5679630B2 (ja) 光断層撮像装置及びその方法
JP2009008393A (ja) 光画像計測装置
CN105748041A (zh) 光学相干断层扫描成像中散斑噪声的抑制系统和方法
CN113331809A (zh) 基于mems微型振镜的腔道内三维血流成像方法和装置
CN110013212B (zh) 基于光学相干断层扫描的多参数、多功能眼睛测量仪
JP2005230202A (ja) 断層映像装置
JP2006322767A (ja) 光断層画像化装置
JP2018054448A (ja) スペクトルの測定方法
US10905324B2 (en) Spatial super-resolution apparatus for fluorescence analysis of eye fundus
JP2008309613A (ja) 光断層画像化装置
CN210130811U (zh) 基于光学相干断层扫描的多参数、多功能眼睛测量仪
JPH0621868B2 (ja) ヘテロダイン検波結像系及び該結像系を用いた光断層像画像化装置
JP2005062020A (ja) 断層映像装置

Legal Events

Date Code Title Description
MM4A The patent is invalid due to non-payment of fees

Effective date: 20181219