RU2533976C2 - Устройство формирования оптических томографических изображений и способ формирования изображений для указанного устройства - Google Patents

Устройство формирования оптических томографических изображений и способ формирования изображений для указанного устройства Download PDF

Info

Publication number
RU2533976C2
RU2533976C2 RU2013105474/14A RU2013105474A RU2533976C2 RU 2533976 C2 RU2533976 C2 RU 2533976C2 RU 2013105474/14 A RU2013105474/14 A RU 2013105474/14A RU 2013105474 A RU2013105474 A RU 2013105474A RU 2533976 C2 RU2533976 C2 RU 2533976C2
Authority
RU
Russia
Prior art keywords
beams
polarization
diffraction grating
optical
polarisation
Prior art date
Application number
RU2013105474/14A
Other languages
English (en)
Other versions
RU2013105474A (ru
Inventor
Футоси ХИРОСЕ
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 RU2013105474A publication Critical patent/RU2013105474A/ru
Application granted granted Critical
Publication of RU2533976C2 publication Critical patent/RU2533976C2/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
    • 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
    • G01B9/02001—Interferometers characterised by controlling or generating intrinsic radiation properties
    • G01B9/02011—Interferometers characterised by controlling or generating intrinsic radiation properties using temporal polarization variation
    • 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
    • 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
    • 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
    • G01B9/02027—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
    • G01B9/0209—Low-coherence interferometers
    • G01B9/02091—Tomographic interferometers, e.g. based on optical coherence
    • 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
    • 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
    • G01B2290/70—Using polarization in the interferometer

Abstract

Изобретение относится к медицинской технике, а именно к устройству и способу формирования оптических томографических изображений. Устройство содержит блок деления, настроечный блок, общую дифракционную решетку, блок обнаружения и блок сбора данных. Блок деления выполнен с возможностью деления комбинированного пучка на первый и второй пучки, имеющие разные направления поляризации. Комбинированный пучок сформирован объединением отраженного пучка от объекта с опорным пучком, соответствующим измерительному пучку, причем объект освещен измерительным пучком. Настроечный блок выполнен с возможностью настройки по меньшей мере одного из направлений поляризации первого и второго пучков таким образом, чтобы направления поляризации первого и второго пучков были совмещены между собой. Общая дифракционная решетка выполнена с возможностью рассеяния по отдельности первого и второго пучков в настроенном направлении поляризации. Блок обнаружения выполнен с возможностью обнаружения по отдельности первого и второго рассеянных пучков. Блок сбора данных выполнен с возможностью получения томографического изображения, показывающего поляризационную информацию об объекте на основании первого и второго обнаруженных пучков. Способ заключается в делении комбинированного пучка на пучки с разными направлениями поляризации, совмещении направлений поляризации первого и второго пучков, рассеянии по отдельности первого и второго пучков в настроенном направлении поляризации, обнаружении по отдельности каждого пучка и получении томографического изображения, показывающего поляризационную информацию об объекте на осно

Description

Перекрестная ссылка на родственную заявку
Настоящая заявка испрашивает приоритет по заявке на патент Японии № 2010-156919, поданной 9 июля 2010 г., которая в полном объеме включена в настоящую заявку посредством ссылки.
Область техники, к которой относится изображение
Настоящее изобретение относится к устройству формирования оптических томографических изображений и способу формирования изображений для устройства формирования оптических томографических изображений. В частности, настоящее изобретение относится к устройству формирования оптических томографических изображений для получения томографических изображений, используемых для офтальмологических исследований, и к способу формирования изображений для устройства формирования оптических томографических изображений.
Уровень техники
Оптическая когерентная томография (ОКТ) с использованием многоволновой оптической интерференции является способом получения высокоразрешающего томографического изображения образца (в частности, глазного дна). В дальнейшем устройство для получения томографического изображения с использованием ОКТ упоминается как устройство ОКТ.
В последнее время устройства ОКТ для офтальмологии пробовали для получения функционального ОКТ изображения для формирования изображений оптических характеристик и перемещения ткани глазного дна в дополнение к обычному ОКТ изображению для формирования изображений формы ткани глазного дна. Поляризационное устройство ОКТ, представляющее один из типов вышеупомянутого устройства функциональной ОКТ, выполняет формирование изображений с использованием поляризационных параметров (фазовой задержки и ориентации), которые являются оптическими характеристиками ткани глазного дна. При использовании поляризационных параметров поляризационное устройство ОКТ может формировать поляризационное ОКТ изображение и выполнять распознавание или выполнять сегментацию ткани глазного дна. Поляризационное устройство ОКТ использует циркулярно-поляризованный пучок или поляризационно-модулированный пучок в качестве измерительного пучка для наблюдения образца и делит интерферирующий пучок на два ортогональных линейно-поляризованных пучка.
Метод получения высокоразрешающего поляризационного ОКТ изображения с использованием поляризационного устройства ОКТ, содержащего два спектроскопа, и широкополосного источника света поясняется в непатентном литературном источнике 1. Данный метод представляет томографическое изображение, в котором слой пигментного эпителия сетчатки отличают от ткани глазного дна с использованием полученных поляризационных параметров. Как известно, в слое пигментного эпителия сетчатки происходит деполяризация (рандомизация поляризации). Поляризационное устройство ОКТ использует две разные дифракционные решетки для двух интерферирующих пучков, имеющих разные направления поляризации (ортогональных линейно-поляризованных пучков).
Поляризационное устройство ОКТ для обнаружения двух интерферирующих пучков посредством ввода двух интерферирующих пучков, имеющих разные направления поляризации, в один спектроскоп поясняется в непатентном литературном источнике 2. Таким образом, можно уменьшить в размерах поляризационное устройство ОКТ и упростить процедуру управления.
В общем дифракционная эффективность дифракционной решетки, являющейся одним из типов спектроскопов, зависит от направления поляризации. Поэтому пучки, имеющие разные направления поляризации, различаются по спектральным характеристикам на дифракционной решетке (направлениям поляризации падающих пучков относительно дифракционной решетки), что приводит к разным чувствительностям дифракционной решетки. Тем самым снижается точность вычисления поляризационных параметров.
Список цитированной литературы
Непатентная литература
Непатентный литературный источник 1: «Polarization maintaining fiber based ultra-high resolution spectral domain polarization sensitive optical coherence tomography» Opt. Express 17, 22704 (2009).
Непатентный литературный источник 2: «Autocalibration of spectral-domain optical coherence tomography spectrometers for in vivo quantitative retinal nerve fiber layer birefringence determination» J. Biomed. Opt., 12, 041205 (2007).
Раскрытие изобретения
Целью настоящего изобретения является создание устройства формирования оптических томографических изображений, способного получать точные поляризационные параметры с использованием упрощенной оптической схемы для получения поляризационного ОКТ изображения, и способа формирования изображений для устройства формирования оптических томографических изображений.
В соответствии с одним аспектом настоящего изобретения устройство формирования оптических томографических изображений в соответствии с настоящим изобретением содержит блок деления, выполненный с возможностью деления комбинированного пучка на первый и второй пучки, имеющие разные направления поляризации, при этом комбинированный пучок сформирован объединением отраженного пучка от объекта с опорным пучком, соответствующим измерительному пучку, причем объект освещают измерительным пучком. Устройство формирования оптических томографических изображений дополнительно содержит настроечный блок, выполненный с возможностью настройки направлений поляризации освещающих пучков (относительно дифракционной решетки), соответствующих первому и второму пучкам, соответственно, таким образом, чтобы спектральные характеристики освещающих пучков на дифракционной решетке совпадали между собой, и блок сбора данных, выполненный с возможностью получения томографического изображения, показывающего поляризационную информацию об объекте на основании пучков (после дифракционной решетки для деления и дифрагирования пучка из настроечного блока), соответствующих первому и второму пучкам, соответственно.
В соответствии с настоящим изобретением спектральные характеристики (направления поляризации падающих пучков относительно дифракционной решетки) пучков, имеющих разные направления поляризации, могут быть выровнены. Таким образом, можно обеспечить устройство формирования оптических томографических изображений, способное получать точные поляризационные параметры с использованием упрощенной оптической схемы для получения поляризационного ОКТ изображения, и способ формирования изображений для устройства формирования оптических томографических изображений.
Дополнительные признаки и аспекты настоящего изобретения станут очевидными из нижеследующего подробного описания примерных вариантов осуществления со ссылкой на прилагаемые чертежи.
Краткое описание чертежей
Прилагаемые чертежи, которые включены в описание и являются его частью, поясняют примерные варианты осуществления, признаки и аспекты изобретения и вместе с описанием служат для пояснения принципов изобретения.
Фиг. 1 - изображение конфигурации устройства ОКТ в соответствии с первым примерным вариантом осуществления настоящего изобретения.
Фиг. 2A - пояснение способа получения томографического изображения посредством устройства ОКТ в соответствии с первым примерным вариантом осуществления настоящего изобретения.
Фиг. 2B - пояснение способа получения томографического изображения посредством устройства ОКТ в соответствии с первым примерным вариантом осуществления настоящего изобретения.
Фиг. 2C - пояснение способа получения томографического изображения посредством устройства ОКТ в соответствии с первым примерным вариантом осуществления настоящего изобретения.
Фиг. 3 - схема системы обнаружения устройства ОКТ в соответствии со вторым примерным вариантом осуществления настоящего изобретения.
Осуществление изобретения
Различные примерные варианты осуществления, признаки и аспекты изобретения подробно описаны далее со ссылками на чертежи.
Ниже со ссылкой на Фиг. 1 приведено описание устройства формирования изображений в соответствии с настоящим примерным вариантом осуществления. На Фиг. 1 показана конфигурация устройство ОКТ 100 (в частности, поляризационного устройства ОКТ) в соответствии с настоящим примерным вариантом осуществления.
Отраженный пучок 108 приходит от объекта 107, освещаемого пучком, образованным из измерительного пучка 106 (циркулярно-поляризованным пучком, полученным после того, как измерительный пучок 106 проходит через четвертьволновую (ламбда/4) пластинку 167-2, расположенную с 45-градусным наклоном относительно пути измерительного пучка). Отраженный пучок 108 объединяется с пучком, образованным из опорного пучка 105, соответствующим измерительному пучку 106 (линейно-поляризованным пучком, полученным после того, как опорный пучок 105 проходит через четвертьволновую пластинку 167-1, расположенную с 22,5-градусным наклоном относительно пути опорного пучка), для формирования комбинированного пучка 142. Комбинированный пучок 142 делится на первый пучок 175-1 и второй пучок 175-2, имеющие разные направления поляризации, посредством делительного блока 136.
Затем устройство ОКТ 100 настраивает направления поляризации освещающих пучков относительно дифракционной решетки (например, светопропускающей дифракционной решетки 141), соответствующих первому пучку 175-1 и второму пучку 175-2, имеющим разные направления поляризации. Например, устройство ОКТ 100 настраивает относительный угол, сформированный между светоизлучающим торцом волокна 134-5, сохраняющего первую поляризацию, и светоизлучающим торцом волокна 134-6, сохраняющего вторую поляризацию. В данном случае настройка выполняется так, чтобы спектральные характеристики освещающих пучков на дифракционной решетке 141 (направления поляризации падающих пучков относительно дифракционной решетки 141) совпадали между собой. При выполнении вышеописанной настройки дифракционную решетку 141 целесообразно освещать первым пучком 175-1 и вторым пучком 175-2 с совмещенными направлениями поляризации.
Затем устройство ОКТ 100 получает томографическое изображение (называемое также поляризационным ОКТ изображением), показывающее поляризационную информацию объекта 107 на основании пучков (после дифракционной решетки 141 для деления и дифрагирования пучка из вышеупомянутого настроечного блока), соответствующих первому пучку 175-1 и второму пучку 175-2, соответственно, имеющих разные направления поляризации.
Таким образом, направления поляризации падающих пучков относительно дифракционной решетки 141 могут быть совмещены между собой. Поэтому, поскольку можно не допустить снижения дифракционной эффективности дифракционной решетки 141, обусловленного зависимостью от поляризации, то можно получить точные поляризационные параметры для получения поляризационного ОКТ изображения с использованием упрощенной оптической схемы.
В предпочтительном варианте обеспечен блок обнаружения (например, линейный датчик 139) для обнаружения в разных зонах обнаружения пучков (из спектрального блока 141) соответствующих первому пучку 175-1 и второму пучку 175-2, соответственно. Таким образом, общим блоком 139 обнаружения можно обнаруживать множество пучков. Таким образом, томографическое изображение, показывающее информацию об интенсивности объекта 107, может быть получено по выходным сигналам (из зон обнаружения блока 139 обнаружения), соответствующим первому пучку 175-1 и второму пучку 175-2, соответственно.
Кроме того, положение освещения на дифракционной решетке 141 для пучка из настроечного блока (например, светоизлучающего торца волокна 134-5, сохраняющего первую поляризацию), соответствующего первому пучку 175-1, желательно освещать пучком из настроечного блока, соответствующим второму пучку 175-2. Таким образом, устройство ОКТ 100 может быть сконфигурировано с одной дифракционной решеткой и, поэтому, может иметь размер меньше, чем устройство, использующее две дифракционные решетки.
Конфигурация исполнения настоящего изобретения поясняется далее со ссылкой на нижеописанные примерные варианты осуществления.
Ниже приведено описание первого примерного варианта осуществления устройства ОКТ 100, к которому относится настоящее изобретение. В настоящем примерном варианте осуществления объект 107 освещается циркулярно-поляризованным измерительным пучком от источника 101 света, и отраженный пучок 108, образованный из измерительного пучка 106, направленного на объект 107, объединяется с опорным пучком 105, чтобы сформировать интерферирующий пучок. Затем интерферирующий пучок делится на два линейно-поляризованных пучка и измеряется, что обеспечивает устройство формирования оптических томографических изображений с возможностью получения поляризационного томографического изображения объекта 107, т.е. поляризационного устройства ОКТ.
Устройство ОКТ 100 вводит интерферирующие пучки с совмещенными направлениями поляризации относительно дифракционной решетки 141, чтобы оптимизировать дифракционную эффективность данной решетки, что дает возможность получения более точных поляризационных параметров.
Общая конфигурация устройства ОКТ 100 в соответствии с настоящим примерным вариантом осуществления поясняется ниже со ссылкой на Фиг. 1. Как показано на Фиг. 1, устройство ОКТ 100 в соответствии с настоящим примерным вариантом осуществления, в общем, имеет конфигурацию интерферометра Майкельсона и содержит несколько оптических путей, сформированных волокнами, сохраняющими поляризацию, способными сохранять направление поляризации пучка.
Как показано на Фиг. 1, пучок, испускаемый источником 101 света, проходит по волокну 134-1, сохраняющему поляризацию, достигает оптрона 131 и затем делится оптроном 131 на опорный пучок 105 и измерительный пучок 106 в отношении 90:10 по интенсивности. Измерительный пучок 106 проходит по волокну 134-4, сохраняющему поляризацию, через двухкоординатный (XY) сканер 119 и линзы 120-1 и 120-2 и затем направляется в глаз 107 пациента (наблюдаемый образец).
Измерительный пучок 106 отражается или рассеивается глазом 107 пациента (наблюдаемым образцом), с образованием, тем самым, отраженного пучка 108. Затем отраженный пучок 108 объединяется с опорным пучком 105, прошедшим по пути опорного пучка, в оптроне 131.
После того, как отраженный пучок 108 объединяется с опорным пучком 105, полученный объединенный пучок 142 делится и подвергается дифракции для соответствующих длин волн на светопропускающей дифракционной решетке 141 и затем подается в линейную камеру 139. Линейная камера 139 преобразует оптическую интенсивность в напряжение для соответствующих положений (длин волн), и персональный компьютер 125 использует полученные сигналы для формирования томографического изображения глаза 107 пациента. Электроприводные координатные столики 117-1 и 117-2 и двухкоординатный (XY) сканер 119 работают под управлением персонального компьютера 125 при посредстве задающего блока 181.
Далее приведено общее описание источника 101 света. Источник 101 света является суперлюминесцентным диодом (СЛД), который является типичным источником света с низкой когерентностью, имеющим длину волны 830 нм и ширину полосы 50 нм. Ширина полосы является важным параметром, так как данный параметр влияет на разрешающую способность в направлении оптической оси полученного томографического изображения. Хотя в качестве источника 101 света в соответствии с настоящим примерным вариантом осуществления выбран СЛД, источник 101 света не ограничен СЛД и может быть источником света любого типа, при условии излучения пучка с низкой когерентностью, например источником света с усилением спонтанного излучения (ASE). Кроме того, принимая во внимание глазное измерение, подходящей является длина волны ближнего инфракрасного излучения. Кроме того, поскольку длина волны влияет на разрешающую способность в горизонтальном направлении получаемого томографического изображения, то желательно использовать как можно более короткую длину волны. В настоящем примерном варианте осуществления можно выбрать длину волны 830 нм. Однако можно выбирать другие длины волн в зависимости от наблюдаемого измерительного участка.
Пучок, испущенный источником 101 пучка, проходит через одномодовое волокно 130, контроллер 153 поляризации, соединитель 154 и волокно 134-1, сохраняющее поляризацию, и затем вводится в оптрон 131. Контроллер 153 поляризации выполняет функцию настройки состояния поляризации испускаемого пучка. В настоящем примерном варианте осуществления состояние поляризации настраивается до пучков, линейно-поляризованных в направлении Y-оси (направлении, перпендикулярном плоскости чертежа).
Ниже приведено описание оптических путей опорного пучка 105.
Опорный пучок 105, сформированный оптроном 131, проходит по волокну 134-2, сохраняющему поляризацию, и затем направляется к линзе 135-1. Затем опорный пучок 105 преобразуется линзой 135-1 в параллельный пучок, имеющий диаметр пучка 1 мм. Опорный пучок 105 является пучком, линейно-поляризованным в направлении Y-оси.
Затем опорный пучок 105 проходит через четвертьволновую пластинку 167-1 (называемую также первым блоком изменения) и стекло 115 для компенсации дисперсии и затем направляется к опорному зеркалу 114. Поскольку оптическая длина пути опорного пучка 105 настроена, чтобы быть, приблизительно, такой же, как оптическая длина пути измерительного пучка 106, то можно обеспечить интерференцию опорного пучка 105 с измерительным пучком 106. Затем опорный пучок 105 отражается опорным зеркалом 114 и затем снова направляется в оптрон 131.
Четвертьволновая пластинка 167-1 расположена так, что ее быстрая ось наклонена на угол 22,5 градусов относительно направления Y-оси. Опорный пучок 105 проходит через четвертьволновую пластинку 167-1 дважды, чтобы стать пучком, линейно-поляризованным под углом 45 градусов относительно направления Y-оси. Пучок, линейно-поляризованный под углом 45 градусов, содержит пучок, линейно-поляризованный в направлении X-оси, и пучок, линейно-поляризованный в направлении Y-оси.
Опорный пучок 105 проходит через стекло 115 для компенсации дисперсии, которое компенсирует дисперсию, имеющую место, когда измерительный пучок 106 проходит вперед и назад между глазом 107 пациента и линзами 120-1 и 120-2. Диаметр глазного яблока, L, установлен равным 24 мм, что является средним значением для японцев.
Электроприводный координатный столик 117-1 можно перемещать в направлениях, обозначенных стрелками, что дает возможность настройки оптической длины пути для опорного пучка 105. Электроприводный координатный столик 117-1 может работать с управлением от персонального компьютера 125 при посредстве задающего элемента 183 электроприводного координатного столика 181.
Далее приведено описание оптических путей измерительного пучка 106.
Измерительный пучок 106, сформированный оптроном 131, проходит по волокну 134-4, сохраняющему поляризацию, и далее направляется к линзе 135-4. Затем измерительный пучок 106 преобразуется линзой 135-4 в параллельный пучок, имеющий диаметр пучка 1 мм. Измерительный пучок 106 проходит через четвертьволновую пластинку 167-2 (называемую также вторым блоком изменения), отражается двухкоординатным (XY) сканером 119, проходит через линзы 120-1 и 120-2 и входит в глаз 107 пациента.
Четвертьволновая пластинка 167-2 расположена так, что ее быстрая ось наклонена на угол 45 градусов относительно направления Y-оси. Измерительный пучок 106 проходит через четвертьволновую пластинку 167-2, чтобы стать циркулярно-поляризованным пучком перед входом в глаз 107 пациента. Циркулярно-поляризованный пучок содержит пучок, линейно-поляризованный в направлении X-оси, и пучок, линейно-поляризованный в направлении Y-оси, с 90-градусной разностью фаз между ними.
Хотя, для упрощения описания, двухкоординатный (XY) сканер 119 представлен в форме одного зеркала, данный сканер фактически сформирован из двух зеркал (зеркала, сканирующего по X-оси, и зеркала, сканирующего по Y-оси), расположенных близко одно к другому, для растрового сканирования сетчатки 127 в направлении, перпендикулярном оптической оси. Центр измерительного пучка 106 настроен на совпадение с центром поворота зеркала двухкоординатного (XY) сканера 119. Двухкоординатный (XY) сканер 119 работает с управлением от персонального компьютера 125 при посредстве задающего элемента 182 оптического сканера в задающем блоке 181.
Линзы 120-1 и 120-2 формируют оптическую систему, выполняющую функцию сканирования сетчатки 127 посредством отклонения измерительного пучка 106, с использованием окрестности роговицы 126 в качестве оси поворота. Каждая из линз 120-1 и 120-2 имеет фокусное расстояние 50 мм. Линза 120-2 является сферической линзой, но может быть цилиндрической линзой, и в оптический путь измерительного пучка 106 может быть введена новая линза, в зависимости от оптической аберрации (рефракционной погрешности) глаза 107 пациента. Использование цилиндрической линзы полезно, когда глаз 107 пациента страдает астигматизмом.
Электроприводный координатный столик 117-2 можно перемещать в направлениях, обозначенных стрелками, чтобы настраивать и регулировать положение линзы 120-2, связанной с электроприводным координатным столиком 117-2. Электроприводный координатный столик 117-2 работает с управлением от персонального компьютера 125 при посредстве задающего элемента 183 электроприводного координатного столика в задающем блоке 181. Посредством настройки положения линзы 120-2, измерительный пучок 106 можно сжимать в предварительном заданном слое сетчатки 127 глаза 107 пациента, чтобы можно было наблюдать сетчатку 127. Настройка положения линзы 120-2 позволяет также получать результат в случае, когда глаз 107 пациента содержит рефракционную погрешность.
Когда измерительный пучок 106 входит в глаз 107 пациента, то благодаря его отражению и рассеянию сетчаткой 127 образуется отраженный пучок 108. Опорный пучок 105 объединяется с отраженным пучком 108 посредством оптрона 131 и затем полученный комбинированный пучок 142 дополнительно делится в отношении 90:10 по интенсивности.
Ниже приведено описание конфигурации измерительной системы в устройстве ОКТ 100 в соответствии с настоящим примерным вариантом осуществления. Комбинированный пучок 142, сформированный оптроном 131, проходит по волокну 134-3, сохраняющему поляризацию, и затем вводится в поляризационный ответвитель 136. Комбинированный пучок 142 делится на два пучка 175-1 и 175-2 (взаимно ортогонально линейно-поляризованных пучка) поляризационным ответвителем 136.
Разделенный пучок 175-1 (пучок, линейно-поляризованный в направлении X-оси (направлении, параллельном плоскости чертежа)) проходит по первому волокну 134-5, сохраняющему поляризацию, и затем направляется к линзе 135-3. Светоизлучающий торец первого волокна 134-5, сохраняющего поляризацию, расположен так, что разделенный пучок 175-1 испускается из него в виде пучка, линейно-поляризованного в направлении Y-оси (направлении, перпендикулярном плоскости чертежа) относительно линзы 135-3.
Разделенный пучок 175-2 (пучок, линейно-поляризованный в направлении Y-оси) проходит по второму волокну 134-6, сохраняющему поляризацию, и затем направляется к линзе 135-3. Светоизлучающий торец второго волокна 134-6, сохраняющего поляризацию, расположен так, что разделенный пучок 175-2 испускается из него к линзе 135-3 в виде пучка, линейно-поляризованного в направлении Y-оси.
В частности, светоизлучающие торцы первого волокна 134-5, сохраняющего поляризацию, и второго волокна 134-6, сохраняющего поляризацию, зафиксированы так, что разделенные пучки 175-1 и 175-2 испускаются из упомянутых волокон, соответственно, с вышеупомянутыми направлениями поляризации.
Разделенные пучки 175-1 и 175-2 приходят в одно и то же положение на светопропускающей дифракционной решетке 141 под разными углами падения, делятся и подвергаются дифракции для соответствующих длин волн на светопропускающей дифракционной решетке 141. Полученные разделенные пучки сжимаются линзами 135-2 и затем приходят в разные положения линейной камеры 139. Каждый из разделенных пучков 175-1 и 175-2 приходит к светопропускающей дифракционной решетке 141 с одним и тем же направлением поляризации (в виде пучка, линейно-поляризованного в направлении Y-оси). Поэтому устраняется необходимость учитывать поляризационную зависимость дифракционной эффективности светопропускающей дифракционной решетки 141, что позволяет оптимизировать поляризованный пучок (пучок, линейно-поляризованный в направлении Y-оси), подаваемый в светопропускающую дифракционную решетку 141.
Линейная камера 139 обнаруживает интенсивность света каждого из разделенных пучков 175-1 и 175-2 для соответствующих положений (длин волн). В частности, линейной камерой 139 может наблюдаться интерференционная полоса в спектральной области по оси длин волн.
Обнаруженная интенсивность света вводится в персональный компьютер 125 посредством устройства 140 захвата кадра. Персональный компьютер 125 выполняет обработку данных для формирования томографического изображения и отображает упомянутое изображение на экране дисплея (непоказанном).
Линейная камера 139 снабжена 2048 пикселями для получения интенсивности света для соответствующих длин волн (1024 участков) каждого из разделенных пучков 175-1 и 175-2.
В настоящем примерном варианте осуществления, несмотря на то, что каждый из разделенных пучков 175-1 и 175-2 приходит на светопропускающую дифракционную решетку 141 в виде пучка, линейно поляризованного в направлении Y-оси, оптическая схема не ограничена данным решением, при условии, что направления поляризации разделенных пучков 175-1 и 175-2 совпадают между собой, независимо от самого направления поляризации.
Далее со ссылкой на Фиг. 2A-2C приведено описание способа получения томографического изображения с использованием устройства ОКТ 100.
Устройство ОКТ 100 управляет двухкоординатным (XY) сканером 119 для получения интерференционной полосы с использованием линейной камеры 139 с получением, тем самым, томографического изображения сетчатки 127. В частности, далее приведено описание способа получения поляризационного ОКТ изображения (плоскости, параллельной оптической оси, т.е. плоскости XZ) посредством формирования томографического изображения с использованием поляризационных параметров (одной из оптических характеристик ткани глазного дна).
На Фиг. 2A представлена схема глаза 107 пациента, наблюдаемого устройством ОКТ 100. Как показано на Фиг. 2A, измерительный пучок 106 проходит сквозь роговицу 126 и затем входит в сетчатку 127. Затем в результате отражения и рассеяния образуется отраженный пучок 108 и достигает линейной камеры 139 с временными задержками в соответствующих положениях.
Когда оптическая длина пути опорного пучка в определенной степени приближается к оптической длине пути измерительного пучка, то линейной камерой 139 обнаруживается интерференционная полоса, отсчеты которой могут быть сняты с шагом пикселей, соответствующая ширине полосы длин волн источника 101 света. Как упоминалось выше, линейная камера 139 получает интерференционную полосу в спектральной области по оси длин волн параллельно для каждого поляризованного пучка.
Затем интерференционная полоса (информация по оси длин волн) преобразуется в интерференционную полосу по оси оптических частот с учетом характеристик линейной камеры 139 и светопропускающей дифракционной решетки 141. Кроме того, собирают информацию в направлении по глубине посредством применения обратного преобразования Фурье к преобразованной интерференционной полосе по оси оптических частот.
Как показано на Фиг. 2B, посредством обнаружения интерференционной полосы, при одновременном управлении двухкоординатным (XY) сканером 119, интерференционную полосу можно получать в соответствующих положениях по X-оси, т.е. получают информацию в направлении по глубине в соответствующих положениях по X-оси.
Когда сигналы интерференции разделенных пучков 175-1 и 175-2 имеют амплитуды AH и AV, соответственно, то коэффициент R отражения в ОКТ изображении по интенсивности (обычном ОКТ изображении) можно представить формулой (1). В данном случае ссылка дается на непатентный литературный источник 1.
R пропорционально AH 2+AV 2. (1)
Фазовая задержка Δ и ориентация θ, которые являются поляризационными параметрами, формирующими поляризационное ОКТ изображение, могут быть представлены формулами (2) и (3), соответственно
Δ=arctg[AV/AH], (2)
θ=(180-Δφ)/2, (3)
где φ означает фазу разделенных пучков 175-1 и 175-2, и Δφ означает разность фаз между амплитудами AH и AV (Δφ=φH-φV).
В результате формула (1) дает двумерное распределение интенсивности отраженного пучка 108 в плоскости XZ, т.е. томографическое изображение 132 (Фиг. 2C). Как упоминалось выше, томографическое изображение 132 сформировано интенсивностями отраженного пучка 108, организованными в матричной форме. Например, упомянутая интенсивность отображается в соответствии с полутоновой шкалой. На Фиг. 2C выделены только границы в полученном томографическом изображении 132. Томографическое изображение 132 содержит слой 146 пигментного эпителия и внутреннюю ограничивающую мембрану 147.
Формулы (2) и (3) дают двумерное распределение направления поляризации отраженного пучка 108 в плоскости XZ, т.е. поляризационное ОКТ изображение. В частности, формула (2) дает фазовое изображение, с помощью которого представляют относительное запаздывание по фазе между поляризованными пучками. Формула (3) дает ориентационно-чувствительное изображение, которое указывает изменение направления поляризации. Посредством формирования поляризационного ОКТ изображения приведенным способом можно сформировать детальные изменения ткани глазного дна, а также изменения волоконной структуры, которые, как полагают, характеризуются большим двулучепреломлением.
Как показывают формулы (2) и (3), фазовую задержку Δ и ориентацию θ вычисляют по амплитуде и фазе интерферирующего пучка, и, поэтому, для формирования поляризационного ОКТ изображения необходимо их одновременно точное и стабильное обнаружение.
При делении интерферирующего пучка (сформированного объединением измерительного пучка 106 с опорным пучком 105) на два разделенных пучка для каждого поляризованного пучка и направления упомянутых пучков на дифракционную решетку 141, с направлениями поляризации, совмещенными вышеописанным способом, устраняется необходимость учета поляризационной зависимости дифракционной эффективности дифракционной решетки 141 для двух разделенных пучков. В результате дифракционную эффективность дифракционной решетки 141 можно приспосабливать только для пучка с предварительно заданной поляризацией, что облегчает оптимизацию конструкции дифракционной решетки 141 и, соответственно, оптимизацию чувствительности измерения устройства ОКТ 100. Данный подход упрощает также обеспечение одинаковой чувствительности измерения для двух разделенных пучков, что дает возможность с высокой точностью получать поляризационные параметры. Кроме того, можно избежать помех дискретизации, обусловленных разностью чувствительностей измерения.
Направления поляризации двух разделенных пучков 175-1 и 175-2 можно легко совместить, если волокна 134-5 и 134-6, сохраняющие поляризацию, расположить относительно дифракционной решетки 141 таким образом, чтобы направления поляризации двух разделенных пучков 175-1 и 175-2, направляемые, соответственно, волокнами 134-5 и 134-6, сохраняющими поляризацию, совпадали между собой.
Когда два разделенных пучка 175-1 и 175-2 подают в одно и то же положение на дифракционной решетке 141, можно эффективно использовать пространство дифракционной решетки.
Кроме того, два разделенных пучка 175-1 и 175-2 вводят в одну линейную камеру 139 для измерения их интенсивностей, и, поэтому, поляризационное устройство ОКТ можно выполнить с использованием простой оптической схемы.
Далее приведено описание второго примерного варианта осуществления устройства ОКТ 100, к которому относится настоящее изобретение. В настоящем примерном варианте осуществления, так называемое, поляризационное устройство ОКТ выполнено в конфигурации, которая имеет оптическую схему, аналогичную первому примерному варианту осуществления, кроме измерительной системы для измерения интерферирующего пучка. Поэтому, в дальнейшем, описания аналогичной оптической схемы пропущены, и приведено описание только измерительной системы.
Описание конфигурации измерительной системы в устройстве ОКТ 100 в соответствии с настоящим примерным вариантом осуществления приведено ниже со ссылкой на Фиг. 3. Комбинированный пучок 142, сформированный оптроном 131, проходит по волокну 134-3, сохраняющему поляризацию, и затем направляется к линзе 135-5. Затем комбинированный пучок 142 достигает призмы 166 Волластона. Комбинированный пучок 142 делится призмой 166 Волластона на разделенный пучок 175-1 (пучок, линейно-поляризованный в направлении плоскости XZ (направлении, параллельном плоскости чертежа)) и разделенный пучок 175-2 (пучок, линейно-поляризованный в направлении Y-оси (направлении, перпендикулярном плоскости чертежа)).
Разделенный пучок 175-1 проходит через линзу 135-6 для сжатия и затем вводится в полуволновую пластинку 168. Разделенный пучок 175-1, когда его направление поляризации поворачивается на 90 градусов полуволновой пластинкой 168, становится пучком, линейно-поляризованным в направлении Y-оси.
Разделенный пучок 175-2 проходит через линзу 135-6 для сжатия и затем вводится в пластину 169 для компенсации оптического пути. Пластина 169 для компенсации оптического пути компенсирует оптическую длину пути или дисперсию относительно полуволновой пластинки 168.
Затем разделенные пучки 175-1 и 175-2 поступают в линзу 135-7 для преобразования в параллельные пучки и далее достигают светопропускающей дифракционной решетки 141. Параллельные пучки делятся и подвергаются дифракции для соответствующих длин волн на светопропускающей дифракционной решетке 141, сжимаются линзами 135-2 и затем приходят в разные положения на линейной камере 139. В данном случае каждый из разделенных пучков 175-1 и 175-2 приходит к светопропускающей дифракционной решетке 141 с одним и тем же направлением поляризации (т.е. в виде пучка, линейно-поляризованного в направлении Y-оси). Поэтому отсутствует необходимость принимать во внимание поляризационную зависимость дифракционной эффективности светопропускающей дифракционной решетки 141, что позволяет оптимизировать поляризованный пучок (пучок, линейно-поляризованный в направлении Y-оси), вводимый в светопропускающую дифракционную решетку 141. Поэтому устраняется необходимость учитывать поляризационную зависимость дифракционной эффективности светопропускающей дифракционной решетки 141, что позволяет оптимизировать поляризованные пучки (пучки, линейно-поляризованные в направлении Y-оси), подаваемые в светопропускающую дифракционную решетку 141.
Линейная камера 139 обнаруживает интенсивность света каждого из разделенных пучков 175-1 и 175-2 для соответствующих положений (длин волн). В частности, линейной камерой 139 может наблюдаться интерференционная полоса в спектральной области по оси длин волн.
Обнаруженная интенсивность света каждого из разделенных пучков 175-1 и 175-2 вводится в персональный компьютер 125 посредством устройства 140 захвата кадра. Персональный компьютер 125 выполняет обработку данных для формирования томографического изображения и отображает упомянутое изображение на экране дисплея (непоказанном).
Линейная камера 139 снабжена 2048 пикселями для получения интенсивности света для соответствующих длин волн (1024 участков) каждого из разделенных пучков 175-1 и 175-2.
В настоящем примерном варианте осуществления, несмотря на то, что каждый из разделенных пучков 175-1 и 175-2 приходит на светопропускающую дифракционную решетку 141 в виде пучка, линейно поляризованного в направлении Y-оси, оптическая схема не ограничена данным решением, при условии, что направления поляризации разделенных пучков 175-1 и 175-2 совпадают между собой, независимо от самого направления поляризации.
Как упоминалось выше, направления поляризации двух разделенных пучков 175-1 и 175-2 можно точно совмещать посредством деления интерферирующего пучка на два разделенных пучка с использованием призмы Волластона и обеспечения полуволновой пластинки на оптическом пути одного разделенного пучка и компенсационной пластинки на оптическом пути другого разделенного пучка. Несмотря на то, что в настоящем примерном варианте осуществления применяется призма Волластона в качестве поляризационного делителя пучка, поляризационный делитель пучка не ограничен упомянутой призмой, а может быть поляризационным делителем пучка любого типа, при условии, что упомянутый делитель делит интерферирующий пучок для каждого поляризованного пучка, например можно использовать пластинкой Савара или призмой Глана-Томпсона.
Настоящее изобретение обеспечивается также выполнением следующей обработки информации. В частности, программное обеспечение (программы) для реализации функций вышеупомянутых примерных вариантов осуществления поставляется в систему или устройство по сети или с помощью различных запоминающих сред, и компьютер (или центральный процессор (CPU), микропроцессор (MPU) и т.п.) системы или устройства считывает и исполняет программы.
Выше приведено описание настоящего изобретения со ссылкой на примерные варианты осуществления, однако следует понимать, что изобретение не ограничено приведенными примерными вариантами осуществления. Объем притязаний нижеследующей формулы изобретения следует интерпретировать в широком смысле, чтобы охватывать все модификации, эквивалентные конструкции и функции.

Claims (9)

1. Устройство формирования оптических томографических изображений, содержащее:
блок деления, выполненный с возможностью деления комбинированного пучка на первый и второй пучки, имеющие разные направления поляризации, при этом комбинированный пучок сформирован объединением отраженного пучка от объекта с опорным пучком, соответствующим измерительному пучку, причем объект освещен измерительным пучком; и
настроечный блок, выполненный с возможностью настройки по меньшей мере одного из направлений поляризации первого и второго пучков таким образом, чтобы направления поляризации первого и второго пучков были совмещены между собой;
общую дифракционную решетку, выполненную с возможностью рассеяния по отдельности первого и второго пучков в настроенном направлении поляризации;
блок обнаружения, выполненный с возможностью обнаружения по отдельности первого и второго рассеянных пучков; и
блок сбора данных, выполненный с возможностью получения томографического изображения, показывающего поляризационную информацию об объекте на основании первого и второго обнаруженных пучков.
2. Устройство формирования оптических томографических изображений по п.1, в котором настроечный блок содержит:
первое волокно, сохраняющее поляризацию и выполненное с возможностью проведения первого пучка; и
второе волокно, сохраняющее поляризацию и выполненное с возможностью проведения второго пучка,
при этом относительный угол, сформированный между светоизлучающими торцами первого и второго волокон, сохраняющих поляризацию, настроен для освещения дифракционной решетки первым и вторым пучками с совмещенным направлением поляризации.
3. Устройство формирования оптических томографических изображений по п.1, в котором настроечный блок содержит:
полуволновую пластинку, расположенную на оптическом пути первого пучка и выполненную с возможностью поворота направления поляризации первого пучка для совмещения упомянутого направления с направлением поляризации второго пучка; и
компенсационную пластинку, расположенную на оптическом пути второго пучка и выполненную с возможностью компенсации дисперсии первого пучка, созданной полуволновой пластинкой.
4. Устройство формирования оптических томографических изображений по п.1, в котором освещающий пучок, соответствующий первому пучку, используется для освещения на дифракционной решетке положения освещения с помощью освещающего пучка, соответствующего второму пучку.
5. Устройство формирования оптических томографических изображений по п.1, в котором блок обнаружения обнаруживает в разных областях общего датчика пучки из дифракционной решетки, соответствующие первому и второму пучкам, соответственно.
6. Устройство формирования оптических томографических изображений по п.1, дополнительно содержащее:
первый блок изменения, расположенный на оптическом пути опорного пучка, для изменения направления поляризации опорного пучка; и
второй блок изменения, расположенный на оптическом пути измерительного пучка и выполненный с возможностью изменения направления поляризации измерительного пучка.
7. Устройство формирования оптических томографических изображений по п.6, в котором первый блок изменения преобразует опорный пучок в линейно-поляризованный пучок, и
при этом второй блок изменения преобразует измерительный пучок в циркулярно-поляризованный пучок.
8. Устройство формирования оптических томографических изображений по п.4, в котором настроечный блок освещает одно и то же положение освещения на дифракционной решетке под разными углами падения пучками, соответствующими первому и второму пучкам, соответственно.
9. Способ формирования оптических томографических изображений, содержащий:
деление комбинированного пучка на первый и второй пучки, имеющие разные направления поляризации, причем комбинированный пучок сформирован объединением отраженного пучка от объекта с опорным пучком, соответствующим измерительному пучку, причем объект освещают измерительным пучком;
настраивают по меньшей мере одно из направлений поляризации первого и второго пучков таким образом, чтобы направления поляризации первого и второго пучков были совмещены между собой;
рассеивают по отдельности первый и второй пучки в настроенном направлении поляризации;
обнаруживают по отдельности первый и второй рассеянные пучки; и
получают томографическое изображение, показывающее поляризационную информацию об объекте, на основании первого и второго обнаруженных пучков.
RU2013105474/14A 2010-07-09 2011-07-04 Устройство формирования оптических томографических изображений и способ формирования изображений для указанного устройства RU2533976C2 (ru)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2010156919A JP5610884B2 (ja) 2010-07-09 2010-07-09 光断層撮像装置及び光断層撮像方法
JP2010-156919 2010-07-09
PCT/JP2011/003798 WO2012004967A1 (en) 2010-07-09 2011-07-04 Optical tomographic imaging apparatus

Publications (2)

Publication Number Publication Date
RU2013105474A RU2013105474A (ru) 2014-08-20
RU2533976C2 true RU2533976C2 (ru) 2014-11-27

Family

ID=44514906

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
RU2013105474/14A RU2533976C2 (ru) 2010-07-09 2011-07-04 Устройство формирования оптических томографических изображений и способ формирования изображений для указанного устройства

Country Status (9)

Country Link
US (1) US9115972B2 (ru)
EP (1) EP2590547B1 (ru)
JP (1) JP5610884B2 (ru)
KR (1) KR101478471B1 (ru)
CN (1) CN102984996B (ru)
BR (1) BR112013000621A2 (ru)
MY (1) MY163705A (ru)
RU (1) RU2533976C2 (ru)
WO (1) WO2012004967A1 (ru)

Families Citing this family (19)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP5827507B2 (ja) * 2011-07-12 2015-12-02 国立大学法人宇都宮大学 偏光解析システム
WO2013027173A2 (en) * 2011-08-21 2013-02-28 Levitz David Attaching optical coherence tomography systems onto smartphones
JP6061555B2 (ja) * 2012-08-27 2017-01-18 キヤノン株式会社 画像処理装置及び画像処理方法
JP2014083285A (ja) 2012-10-25 2014-05-12 Canon Inc 画像処理装置及び画像処理方法
JP6184113B2 (ja) * 2013-01-31 2017-08-23 キヤノン株式会社 光断層撮像装置およびその制御方法
JP2014206433A (ja) * 2013-04-12 2014-10-30 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
US9279660B2 (en) * 2013-05-01 2016-03-08 Canon Kabushiki Kaisha Method and apparatus for processing polarization data of polarization sensitive optical coherence tomography
RU2572299C2 (ru) * 2013-07-29 2016-01-10 ГОСУДАРСТВЕННОЕ БЮДЖЕТНОЕ ОБРАЗОВАТЕЛЬНОЕ УЧРЕЖДЕНИЕ ВЫСШЕГО ПРОФЕССИОНАЛЬНОГО ОБРАЗОВАНИЯ "НИЖЕГОРОДСКАЯ ГОСУДАРСТВЕННАЯ МЕДИЦИНСКАЯ АКАДЕМИЯ" МИНИСТЕРСТВА ЗДРАВООХРАНЕНИЯ РФ (ГБОУ ВПО "НижГМА" МИНЗДРАВА РОССИИ) Способ оценки функционального состояния коллагеносодержащей ткани
JP6202924B2 (ja) * 2013-07-31 2017-09-27 キヤノン株式会社 撮影装置及び撮影方法
JP6184231B2 (ja) * 2013-07-31 2017-08-23 キヤノン株式会社 画像処理装置および画像処理方法
JP6184232B2 (ja) * 2013-07-31 2017-08-23 キヤノン株式会社 画像処理装置及び画像処理方法
KR101685375B1 (ko) * 2014-11-25 2016-12-13 한국과학기술원 편광 다중 방식의 파장 가변 광원 장치 및 이를 이용한 편광민감 광간섭단층촬영 이미징 시스템
EP3392646A4 (en) * 2015-12-15 2019-07-17 Horiba, Ltd.g SPECTROSCOPE, OPTICAL INSPECTION AND OCT DEVICE DEVICE
WO2017132745A1 (en) * 2016-02-05 2017-08-10 Synaptive Medical (Barbados) Inc. System and method for providing surgical guidance based on polarization-sensitive optical coherence tomography
JP6437055B2 (ja) * 2017-07-14 2018-12-12 キヤノン株式会社 画像処理装置及び画像処理方法
US10856780B2 (en) * 2017-11-09 2020-12-08 Joshua Noel Hogan Spoof detection for biometric validation
KR20190087057A (ko) 2018-01-16 2019-07-24 양성은 샤워기 거치대
EP3530175A1 (en) * 2018-02-26 2019-08-28 Nokia Technologies Oy Apparatus for optical coherence tomography
CN112903593B (zh) * 2021-01-11 2022-06-03 电子科技大学 一种基于序列结合的快速生化分析仪

Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2007103115A3 (en) * 2006-03-02 2007-10-25 Univ Leland Stanford Junior Polarization controller using a hollow-core photonic-bandgap fiber
RU2344764C1 (ru) * 2007-06-14 2009-01-27 Государственное образовательное учреждение высшего профессионального образования "Нижегородская государственная медицинская академия Федерального Агентства по здравоохранению и социальному развитию" (ГОУ ВПО НижГМА Росздрава) Способ исследования цилиарного тела и угла передней камеры глаза и способ оценки тяжести тупой травмы глаза

Family Cites Families (61)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS6228623A (ja) * 1985-07-31 1987-02-06 Anritsu Corp 光測定器
JPS63198832A (ja) * 1987-02-12 1988-08-17 Shimadzu Corp アレイ型分光光度計検出器
US6112114A (en) 1991-12-16 2000-08-29 Laser Diagnostic Technologies, Inc. Eye examination apparatus employing polarized light probe
US5719399A (en) 1995-12-18 1998-02-17 The Research Foundation Of City College Of New York Imaging and characterization of tissue based upon the preservation of polarized light transmitted therethrough
JP3975056B2 (ja) 1997-07-30 2007-09-12 浜松ホトニクス株式会社 光学素子並びにこれを用いた撮像ユニット、撮像装置、放射線イメージセンサ及び指紋照合装置
JP2000321202A (ja) * 1999-05-10 2000-11-24 Hitachi Ltd 多波長分光光度計及びフォトダイオードアレイ型光検出器
JP2003015085A (ja) * 2001-06-28 2003-01-15 Ando Electric Co Ltd 偏光解消板および分光器
US7557929B2 (en) 2001-12-18 2009-07-07 Massachusetts Institute Of Technology Systems and methods for phase measurements
JP2007522456A (ja) 2004-02-10 2007-08-09 オプトビュー，インコーポレーテッド 高効率低コヒーレンス干渉法
DE102004037479A1 (de) 2004-08-03 2006-03-16 Carl Zeiss Meditec Ag Fourier-Domain OCT Ray-Tracing am Auge
US7342659B2 (en) * 2005-01-21 2008-03-11 Carl Zeiss Meditec, Inc. Cross-dispersed spectrometer in a spectral domain optical coherence tomography system
KR20080013919A (ko) * 2005-04-22 2008-02-13 더 제너럴 하스피탈 코포레이션 스펙트럼 도메인 편광 민감형 광간섭 단층촬영을 제공할 수있는 장치, 시스템 및 방법
JP4916779B2 (ja) 2005-09-29 2012-04-18 株式会社トプコン 眼底観察装置
JP4819478B2 (ja) 2005-10-31 2011-11-24 株式会社ニデック 眼科撮影装置
US20070109554A1 (en) 2005-11-14 2007-05-17 Feldchtein Felix I Polarization sensitive optical coherence device for obtaining birefringence information
US7593559B2 (en) 2005-11-18 2009-09-22 Duke University Method and system of coregistrating optical coherence tomography (OCT) with other clinical tests
ATE516739T1 (de) * 2005-12-06 2011-08-15 Zeiss Carl Meditec Ag Interferometrische probenmessung
JP2007240228A (ja) * 2006-03-07 2007-09-20 Fujifilm Corp 光断層画像化装置
JP2007252475A (ja) 2006-03-22 2007-10-04 Fujifilm Corp 光断層画像化装置および光断層画像の画質調整方法
WO2007130411A2 (en) 2006-05-01 2007-11-15 Physical Sciences, Inc. Hybrid spectral domain optical coherence tomography line scanning laser ophthalmoscope
EP2019616B1 (en) 2006-05-03 2016-03-09 Melanie C.W. Campbell Method and apparatus for improved fundus imaging through choice of light polarisation
US20070291277A1 (en) 2006-06-20 2007-12-20 Everett Matthew J Spectral domain optical coherence tomography system
US8223143B2 (en) 2006-10-27 2012-07-17 Carl Zeiss Meditec, Inc. User interface for efficiently displaying relevant OCT imaging data
JP2008157710A (ja) * 2006-12-22 2008-07-10 Naohiro Tanno 光コヒーレンストモグラフィー装置
JP5007114B2 (ja) 2006-12-22 2012-08-22 株式会社トプコン 眼底観察装置、眼底画像表示装置及びプログラム
US7625088B2 (en) 2007-02-22 2009-12-01 Kowa Company Ltd. Image processing apparatus
JP4905695B2 (ja) * 2007-03-28 2012-03-28 学校法人慶應義塾 光弾性測定方法およびその装置
JP5044840B2 (ja) 2007-04-17 2012-10-10 国立大学法人 千葉大学 眼底検査装置
JP5149535B2 (ja) 2007-04-27 2013-02-20 国立大学法人 筑波大学 偏光感受型光コヒーレンストモグラフィー装置、該装置の信号処理方法、及び該装置における表示方法
JP5448353B2 (ja) 2007-05-02 2014-03-19 キヤノン株式会社 光干渉断層計を用いた画像形成方法、及び光干渉断層装置
JP2009031230A (ja) * 2007-07-30 2009-02-12 Univ Of Tsukuba 計測データの表示方法
EP2194903B1 (en) 2007-09-06 2017-10-25 Alcon LenSx, Inc. Precise targeting of surgical photodisruption
US20090131800A1 (en) 2007-11-15 2009-05-21 Carestream Health, Inc. Multimodal imaging system for tissue imaging
US8208996B2 (en) 2008-03-24 2012-06-26 Carl Zeiss Meditec, Inc. Imaging of polarization scrambling tissue
WO2010009447A2 (en) 2008-07-18 2010-01-21 Doheny Eye Institute Optical coherence tomography - based ophthalmic testing methods, devices and systems
US7973939B2 (en) 2008-06-17 2011-07-05 Chien Chou Differential-phase polarization-sensitive optical coherence tomography system
JP5255524B2 (ja) * 2008-07-04 2013-08-07 株式会社ニデック 光断層像撮影装置、光断層像処理装置。
JP5331395B2 (ja) * 2008-07-04 2013-10-30 株式会社ニデック 光断層像撮影装置
JP2010125291A (ja) 2008-12-01 2010-06-10 Nidek Co Ltd 眼科撮影装置
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
JP2010156919A (ja) 2009-01-05 2010-07-15 Ricoh Co Ltd 現像装置、プロセスユニット及び画像形成装置
JP5743380B2 (ja) 2009-03-06 2015-07-01 キヤノン株式会社 光断層撮像装置および光断層撮像方法
EP2243420A1 (en) 2009-04-24 2010-10-27 Schmidt-Erfurth, Ursula Method for determining exudates in the retina
JP2010259492A (ja) 2009-04-30 2010-11-18 Topcon Corp 眼底観察装置
JP5610706B2 (ja) 2009-05-22 2014-10-22 キヤノン株式会社 撮像装置および撮像方法
JP5054072B2 (ja) 2009-07-28 2012-10-24 キヤノン株式会社 光断層画像撮像装置
JP5484000B2 (ja) 2009-10-30 2014-05-07 キヤノン株式会社 補償光学装置および補償光学方法、光画像撮像装置および光画像の撮像方法
WO2011068862A2 (en) 2009-12-01 2011-06-09 Brigham And Women's Hospital, Inc. System and method for calibrated spectral domain optical coherence tomography and low coherence interferometry
JP5582772B2 (ja) 2009-12-08 2014-09-03 キヤノン株式会社 画像処理装置及び画像処理方法
US8463016B2 (en) 2010-02-05 2013-06-11 Luminescent Technologies, Inc. Extending the field of view of a mask-inspection image
JP5451492B2 (ja) 2010-03-31 2014-03-26 キヤノン株式会社 画像処理装置、その制御方法及びプログラム
EP2552297A1 (en) 2010-03-31 2013-02-06 Canon Kabushiki Kaisha Optical coherence tomographic imaging apparatus and control apparatus therefor
EP2563206B1 (en) 2010-04-29 2018-08-29 Massachusetts Institute of Technology Method and apparatus for motion correction and image enhancement for optical coherence tomography
JP5627321B2 (ja) * 2010-07-09 2014-11-19 キヤノン株式会社 光断層画像撮像装置及びその撮像方法
JP5721412B2 (ja) 2010-12-02 2015-05-20 キヤノン株式会社 眼科装置、血流速算出方法およびプログラム
WO2012105780A2 (ko) 2011-02-01 2012-08-09 고려대학교 산학협력단 듀얼 포커싱 광 결맞음 영상 장치
JP5792967B2 (ja) 2011-02-25 2015-10-14 キヤノン株式会社 画像処理装置及び画像処理システム
US9033510B2 (en) 2011-03-30 2015-05-19 Carl Zeiss Meditec, Inc. Systems and methods for efficiently obtaining measurements of the human eye using tracking
JP5843542B2 (ja) 2011-09-20 2016-01-13 キヤノン株式会社 画像処理装置、眼科撮影装置、画像処理方法及びプログラム
JP6021384B2 (ja) 2012-03-30 2016-11-09 キヤノン株式会社 光干渉断層撮影装置及び制御方法

Patent Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2007103115A3 (en) * 2006-03-02 2007-10-25 Univ Leland Stanford Junior Polarization controller using a hollow-core photonic-bandgap fiber
RU2344764C1 (ru) * 2007-06-14 2009-01-27 Государственное образовательное учреждение высшего профессионального образования "Нижегородская государственная медицинская академия Федерального Агентства по здравоохранению и социальному развитию" (ГОУ ВПО НижГМА Росздрава) Способ исследования цилиарного тела и угла передней камеры глаза и способ оценки тяжести тупой травмы глаза

Non-Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
Д.А.Зимняков и др. "Оптическая томография тканей". Квантовая Электроника. 32. N10 (2002) с.с.849-865 *

Also Published As

Publication number Publication date
MY163705A (en) 2017-10-13
JP5610884B2 (ja) 2014-10-22
BR112013000621A2 (pt) 2016-06-28
KR20130036306A (ko) 2013-04-11
EP2590547B1 (en) 2014-12-03
KR101478471B1 (ko) 2014-12-31
US20130107272A1 (en) 2013-05-02
EP2590547A1 (en) 2013-05-15
US9115972B2 (en) 2015-08-25
JP2012018129A (ja) 2012-01-26
CN102984996B (zh) 2015-08-26
CN102984996A (zh) 2013-03-20
RU2013105474A (ru) 2014-08-20
WO2012004967A1 (en) 2012-01-12

Similar Documents

Publication Publication Date Title
RU2533976C2 (ru) Устройство формирования оптических томографических изображений и способ формирования изображений для указанного устройства
JP5627321B2 (ja) 光断層画像撮像装置及びその撮像方法
Ducros et al. Polarization sensitive optical coherence tomography of the rabbit eye
JP5455001B2 (ja) 光断層撮像装置および光断層撮像装置の制御方法
JP5641744B2 (ja) 撮像装置及びその制御方法
JP2014199259A (ja) スペクトルドメイン偏光感受型光コヒーレンストモグラフィを提供することの可能な構成、システム、及び方法
US9226655B2 (en) Image processing apparatus and image processing method
JP2010151704A (ja) 光断層画像撮像装置および光断層画像の撮像方法
JP2011188954A (ja) 光断層画像撮像装置、および光断層画像の撮像方法、そのプログラム、記憶媒体
JP6098079B2 (ja) 眼底断層像撮影装置
JP2016002381A (ja) 撮影装置及びその方法
JP5597011B2 (ja) 眼科装置及びその制御方法
US9717409B2 (en) Image processing apparatus and image processing method
JP6429464B2 (ja) 偏光ｏｃｔ装置及びその制御方法
WO2011122685A1 (en) Tomographic imaging appratus and tomographic imaging method
US9538913B2 (en) Ophthalmic system
US9192293B2 (en) Image processing apparatus and image processing method
US10136807B2 (en) Optical coherence tomography system