WO2019177350A1 - 편광 빔 스플리터와 선형편광필터를 사용한 플루오레세인 형광 안저 혈관조영장치 - Google Patents

편광 빔 스플리터와 선형편광필터를 사용한 플루오레세인 형광 안저 혈관조영장치 Download PDF

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Definitions

  • the present invention is a type of fluorescein angiography camera which is a kind of diagnostic equipment for ophthalmologic examination, and when the contrast agent reaches the retinal vessel, the blue excitation ray is irradiated on the contrast agent propagated along the retinal vessel, and then the green ray is emitted again. Fluorescent fundus camera to detect. If there are abnormal blood vessels, the contrast agent leaks into the peri-retinal spaces or becomes pigmented in the surrounding tissues. The presence of damage to the retinas and the appearance of abnormal neovascularization can be found.
  • the present invention is a kind of fluorescent fundus angiography camera which is a kind of diagnostic equipment for ophthalmologic examination.
  • Fluorescein angiography is a method in which the retina, which is a light-sensing tissue located at the back of the eye, is photographed continuously by injecting a contrast agent using a fundus camera, and intraocularly injected with fluorescein in the arm.
  • the cycle appears in the retinal vessels, the eyes are continuously photographed with a fluorescent fundus camera using blue excitation light.
  • the contrast agent leaks into the periphery of the retina or appears colored in the surrounding tissues and is an ophthalmic device that can detect damage to the retina or the appearance of abnormal neovascularization.
  • Fluorescein a kind of fluorescent contrast agent, emits 500 ⁇ 600nm of green wavelength when absorbing blue wavelength around 470 ⁇ 510nm.
  • the maximum absorption wavelength of fluorescein dissolved in plasma at normal test concentration is 480nm.
  • the maximum emission wavelength is known as 525 nm.
  • the core of a typical camera-type fluorescent fundus angiography device consists of adding a broadband white light source, an excitation filter, and a blocking filter to the fundus camera.
  • the broadband white light source uses a xenon flash tube or light bulb having a spectrum over a wide area such as ultraviolet rays, visible light bands, and near infrared light as a light source.
  • a common camera type fluorescent fundus angiography device has a fluorescein fluorescence function for a color fundus camera function. Many types of fundus angiography were added, requiring the use of white xenon flash tubes or white bulbs as light sources.
  • the maximum velocity of arterial blood perfusion to the retinal artery is about 10 cm / s. At least 30 frames / sec (fps) of image acquisition is required to confirm the propagation of fluorescence along the blood vessels in the fluorescein angiography. Was not possible in the fluorescent fundus angiography apparatus using the contrast. Therefore, the movement of the contrast medium to the arteries cannot be confirmed in real time, so it is difficult to accurately calculate the blood flow rate or to know the exact starting point of the arterial phase. These disadvantages include diabetic retinopathy, central retinal vein occlusion, and ischemia. There is a limitation in accurately measuring retinal vascular arteriovenous circulation time, which is an indicator necessary to discriminate syndrome.
  • This lighting life is shorter than the light emitting diodes (LEDs) and lasers, and requires frequent replacement cycles, and the price is expensive compared to light emitting diodes or low-power diode lasers.
  • the fluorescence emitted by the fluorescent material after absorbing high energy light is weak in intensity.
  • the lighting devices emit various spectrums over the entire band and emit not only high energy wavelengths that excite the fluorescent materials, but also low energy wavelengths emitted by the fluorescent materials, causing disturbances (the light sensed by the imaging system emits light. It is not known whether the lighting device is emitted or not).
  • the disturbance is called pseudofluorescence.
  • a high-performance bandpass filter is required in which the pass band of the excitation filter and the pass band of the cutoff filter must be thoroughly separated. The price of these filters is not inexpensive and contributed to the increase in the price of a camera type fluorescent fundus angiography device using a white light source.
  • the present invention has been made to solve the above problems, and an object of the present invention is to use a light source that emits light in a narrow spectral region as an excitation light source, and a fluorescent fundus vessel capable of fast response time, long life and low current consumption. To provide a contrast device.
  • an object of the present invention is to provide a high-speed fluorescent fundus angiography with a fast response time, and to provide a fluorescent fundus angiography device that can measure the moving speed of the fluorescent material to the artery and vein of the retina in real time have.
  • the present invention relates to a fluorescein fluorescent fundus angiography apparatus using a polarizing beam splitter and a linear polarization filter.
  • a central wavelength of 470 to 490 nm is used.
  • An excitation light source 10 which is an excitation blue light source; A diffusion lens 20 for diffusing the light drawn from the excitation light source 10; An illumination lens 30 irradiating the light drawn from the diffusion lens 20 at a predetermined exit angle; A mirror 40 reflecting the light drawn from the illumination lens 30; A polarization beam splitter (50) for reflecting the P-polarized light to the objective lens (60) and transmitting the S-polarized light from the light drawn from the mirror (40); An objective lens 60 for enlarging an image of the fundus formed by light introduced from the polarization beam splitter 50; A near eye lens 70 for reducing or enlarging an image of the fundus enlarged by the objective lens 60; A linear polarization filter 80 passing only the P-polarized light returned from the fundus or transmitting only the P-polarized light to the fundus; A light blocking filter 90 having a full width at half maximum (FWHM) of 40 to 50 nm and a light having a center wavelength of 520 nm to 530 nm or
  • the present invention can provide a fluorescent fundus angiography apparatus that uses a light source that emits light in a narrower spectral region than a white light source as an excitation light source and can be fast response time, long life and low current consumption have.
  • the present invention enables high-speed fluorescein angiography with a fast response time, and can measure the moving speed of the fluorescent material to be contrasted to the arteries and veins of the retina in real time.
  • the present invention can obtain a clearer image by removing various types of internal reflection using a combination of a polarizing beam splitter and a linear polarizing filter in the fundus camera using the ipsilateral illumination.
  • the present invention can implement a color fundus camera and a fluorescein fundus angiography device at the same time by adding an excitation light, an excitation filter and a blocking filter on a single optical platform.
  • the present invention can increase the diagnostic value of the equipment by obtaining a high-speed fluorescent fundus photograph with a low contrast energy.
  • it is useful for identifying neovascularization and blocking lesions such as reduced macular degeneration or wet macular degeneration in retinal diseases such as diabetic retinopathy, retinal artery occlusion and retinal vein occlusion.
  • clear fluorescent fundus imaging can be performed at a wide angle without the addition of expensive optical devices or expensive laser-based imaging devices.
  • FIG. 1 is a view showing the configuration of a fluorescein fluorescent fundus angiographic apparatus using a polarizing beam splitter and a linear polarization filter including an excitation light source, a light blocking filter and an excitation filter of the present invention.
  • FIG. 2 is a view of a conventional fundus camera manufactured with a configuration of a linear polarization filter and a polarization beam splitter without using the excitation light source, the light blocking filter, and the excitation filter.
  • FIG. 3 is a photograph showing an example of implementing a 480 nm center wavelength excitation light source, a light blocking filter, and a fluorescein fundus angiography device in which an excitation filter is disposed.
  • FIG. 4 is a color fundus photograph (A) and fluorescein fluorescent fundus photograph (B) obtained with a basic optical platform.
  • FIG. 5 is a fluorescein fluorescein angiography image obtained sequentially after intravenous fluorescein injection through the narrow-band excitation light source fluorescein fundus angiography device with the 480nm center wavelength light source, the blocking filter and the excitation filter of the present invention.
  • FIG. 6 is a photograph showing the radio wave pattern in the retinal artery of the fluorescein contrast agent through a narrow-band excitation light source fluorescein fundus angiography device in which the 480nm center wavelength light source, the blocking filter, and the excitation filter of the present invention are disposed.
  • Fig. 7 is a diagram showing the structure of the conventional fundus camera and the optical noises a to e generated by the respective structures.
  • FIG. 8 is a photograph illustrating optical noises a to e that appear when the fundus is photographed with the apparatus of FIG. 7.
  • FIG. 9 is a diagram showing the principle A of the polarization beam splitter 50 and the principle B of the non-polarization beam splitter 50.
  • FIG. 10 is a graph showing photon efficiency of the monochrome imaging device 100.
  • the present invention is a type of fluorescein angiography camera which is a kind of diagnostic equipment for ophthalmologic examination, and when the contrast agent appears on the retinal vessel, it is a fluorescence fundus camera using blue excitation light. If there are abnormal blood vessels, the contrast agent may leak into the retina or appear pigmented in the surrounding tissues, and the retina may be damaged or abnormal neovascularization may appear.
  • the fluorescein fluorescent fundus angiography apparatus using the present invention polarizing beam splitter and linear polarization filter, as shown in Figure 1, using a fluorescein as a contrast agent to observe the retina light source 10, Diffusion lens 20, illumination lens 30, mirror 40, polarization beam splitter 50, objective lens 60, near eye lens 70, linear polarizing filter 80, light blocking filter 90 And the configuration of the excitation filter 110 and the imaging device 100.
  • the fluorescent fundus angiography apparatus of the present invention uses fluorescein as a contrast agent.
  • Fluorescein a kind of fluorescent contrast agent, emits a green wavelength of 500 to 600 nm when it absorbs blue wavelengths near 470 to 510 nm.
  • the maximum absorption wavelength of the fluorescent contrast agent dissolved in plasma at a general test concentration is 480 nm.
  • the maximum emission wavelength is known as 525 nm.
  • the core of a common camera-type fluorescent fundus angiography device consists of adding a broadband white light source, an excitation filter and a barrier filter to the fundus camera.
  • the type of fluorescent fundus angiography of the camera type has many types of fluorescein fundus angiography added to the color fundus camera function. Therefore, a white xenon flash tube or a white bulb must be used as a light source.
  • On-off response time of the system is very long on / off response time can not perform high-speed fluorescent fundus angiography, there is a problem that requires a large amount of current required for driving the noise generation and cost increases.
  • the present invention was intended to solve the above problems by using fluorescein, a fluorescent material that emits a green wavelength of 500 to 600 nm when absorbing a blue wavelength around 470 to 510 nm.
  • the light source 10 is preferably a blue light source having a center wavelength of 480 nm.
  • the laser includes a mode laser such as a light emitting diode, a laser diode, a solid sate laser, and a dye laser having a center wavelength of 480 nm.
  • the center frequency may vary from 470 to 490 nm, and any of the aforementioned types of light emitting diodes or lasers in the wavelength range may be used as the narrow band excitation light source.
  • the light emitting diode has an emission spectrum around the center frequency and generally has a light emitting diode having a relatively wide emission spectrum from +50 nm to -50 nm around the center frequency, while narrowing from +10 nm to -10 nm.
  • the light emitting diode having a relatively wide emission spectrum from + 50nm to -50nm has an advantage of low cost. However, the wider the band, the shorter the emitted wavelength causes autofluorescence of the lens, which reduces the contrast of fluorescence fundus photography. There is this.
  • the relatively narrow emission spectrum of + 10nm to -10nm has the advantage of increasing the contrast, but has the disadvantage of being expensive.
  • the light source 10 since the light source 10 uses a blue light source having a center wavelength of 480 nm, the light source 10 is photographed with high contrast even when the output of the light source is smaller than that of the broadband white light source.
  • a fast response time, a long lifetime and a small current consumption effect can be obtained by using a light source that emits light in a narrow spectral region as the excitation light source 10.
  • the diffusion lens 20 diffuses the light drawn from the light source 10.
  • the diffuser lens 20 includes an imaging mask 21 so that light can be controlled by the central aperture 21.
  • the central aperture 21 suppresses excitation light sources reflected from the cornea and lens.
  • the illumination lens 30 irradiates the light drawn from the diffusion lens 20 at a predetermined exit angle.
  • the light drawn from the diffusion lens 20 by the illumination lens 30 is drawn out more clearly and uniformly.
  • the mirror 40 reflects the light drawn from the illumination lens 30.
  • the direction of the light drawn from the illumination lens 30 is changed to lead to the polarization beam splitter 50 to be described below.
  • a fundus camera or a fluorescent fundus camera using a non-polarization beam splitter also needs to use a linear polarization filter 80 like a fundus camera using the polarization beam splitter 50 to reduce corneal reflection and lens reflection.
  • the non-polarization beam splitter transmits only 50% or less of the incident beam output to the objective lens and only 50% or less of the signal returned from the retina to the detector, the size of the signal reaching the detector is very small, whereas the polarized beam The splitter 50 transmits most of -90% or more of the incident beams of which polarization is matched (P wave) to the objective lens, and transmits 90% or more of the signal transmitted to the P wave by phase shift in the retina to the detector. Because it is high.
  • all light sources 10 are mixed with a light source 10 corresponding to P polarization and a light source 10 corresponding to S polarization, and the light source 10 is polarized.
  • the light corresponding to the P-polarized light passes through the beam splitter 50, and the light corresponding to the S-polarized light is reflected to a portion bent at 90 degrees of the optical axis.
  • Figure 9 (B) the same principle as the polarization beam splitter 50 is not applied to the non-polarization beam splitter.
  • the linear polarization filter 80 is provided in a linear manner, and filters the P polarization filter to pass only the P polarization before the excitation light source reaches the polarization beam splitter 50. More specifically, the linear polarization filter 80 is preferably provided such that the P-polarized light passes the most along the polarization beam splitter 50 and is deflected toward the pure P-pole.
  • the linear polarization filter 80 is provided as a first linear polarization filter 81 and a second linear polarization filter 82, respectively.
  • the first linear polarization filter 81 is provided between the light source 10 and the polarization beam splitter 50. As the first linear polarization filter 81 is closer to the light source 10, the size of the first linear polarization filter 81 may be reduced, and the overall cost of the fundus camera manufactured by the present invention may be reduced.
  • the first linear polarization filter 81 may be provided between the illumination lens 30 and the mirror 40.
  • the first linear flat filter 81 is provided between the illumination lens 30 and the mirror 40, only the S-polarized light is installed to be incident on the mirror 40, so that the polarizing beam splitter 50 It is preferable that the light of the P-polarized light whose phase is changed by 90 degrees is incident by the mirror 40 and the P-polarized light is most transmitted to the objective lens 60.
  • the first linear polarization filter 81 may be provided between the mirror 40 and the polarization beam splitter 50.
  • the first linear polarization filter 81 is provided between the mirror 40 and the polarization beam splitter 50, only the light of the P polarization is installed to be incident on the polarization beam splitter 50, so that the P polarization is It is preferred that the objective lens 60 be provided so as to be most transmitted.
  • the second linearly polarized filter 82 is provided between the polarizing beam splitter 50 and the near eyepiece 70.
  • the second linear polarization filter 82 may reduce the size of the second linear polarization filter 82 as the distance between the polarization beam splitters 50 increases, but as the distance increases, the second linear polarization filter 82 is manufactured according to the present invention.
  • the first linear polarization filter 81 is positioned in front of the polarization beam splitter 50 and then positioned to pass only light corresponding to the P polarization. In this case, the most amount of light is irradiated to the retina, and if only the light corresponding to the S polarization is positioned to pass, the light irradiated to the retina is blocked. Accordingly, the first linear polarization filter 81 serves to control the amount of light and irradiate only the pure P polarization to the fundus.
  • the phase is changed to 180 ° and the P polarized light is S-polarized.
  • the polarization is changed to S polarization.
  • the reflection of the light changed into the S-polarized light is reflected at 90 ° in the polarization beam splitter 50 and cannot enter the detector.
  • a part of the light source 10 irradiated with P-polarized light is reflected by S-polarized light and part is reflected by P-polarized light as diffuse reflection occurs in various paths in the optical medium retina, retinal pigment epithelium and choroid, and only the P-polarized light is polarized beam. Pass through the splitter 50.
  • the P-polarized light that has passed through the polarization beam splitter 50 passes through the second linear polarized light filter 82, so that only the P-polarized retinal image of high purity is transmitted to a detector, and the noise due to various reflections can be blocked with a high removal rate. .
  • the second linearly polarized filter 82 may include a band of a cutoff filter if the passband is used for fluorescence fundus imaging.
  • the second linear polarization filter 82 may include 700 nm, which is the end of the visible band, including 500 nm, which is the shortest wavelength of the cutoff filter band, and near infrared fundus photographing.
  • a linear polarization filter 80 having a passband up to 1000 nm may be used.
  • the objective lens 60 enlarges the image formed inside the fundus after the light introduced from the polarization beam splitter 50 is introduced into the fundus.
  • the near eyepiece 70 reduces or enlarges the image of the fundus enlarged by the objective lens 60 so that the user checks or detects the image of the fundus.
  • the light blocking filter 90 is a device that must be used in the present invention, a bandpass filter for filtering light having a center wavelength of 520 nm to 530 nm, or a high frequency blocking filter (or blocking light having a wavelength shorter than 500 nm). Low pass filter).
  • the light blocking filter 90 may be disposed on all surfaces from the back of the flat beam splitter 50 to the front of the imaging sensor on the imaging axis of the camera, and may be geometrically optically positioned at the smallest beam width of the fundus image. Placing the cutoff filter 90 can reduce its size and lower the system cost. However, the position of the light blocking filter 90 is not important in image quality.
  • the full width at half maximum is 40 to 50 nm. If the full width at half maximum exceeds 50nm or wider, the price is cheaper and there is an advantage of obtaining more energy, but there is a disadvantage in that an objective lens 60 having a small aberration is used to compensate for chromatic aberration in a wide frequency band. Including the band of the light source 10 has a disadvantage of contrast reduction due to the false light. However, the chromatic aberration of the objective lens 60 is corrected in the visible light band when the fundus photographing includes the fluorescence fundus photographing.
  • the full width at half maximum of the light blocking filter 90 when the full width at half maximum of the light blocking filter 90 is narrow, the objective lens 60 having a relatively large chromatic aberration may be used, and the price of the objective lens 60 may be inexpensive and further separated from the excitation wavelength. The possibility of false fluorescent light is reduced, allowing higher quality image acquisition.
  • the full width at half maximum of the light blocking filter 90 is less than 40 nm, the energy of the light passing through the blocking filter decreases, and due to the low energy, the image exposure time is long, and thus the time resolution of fluorescence fundus photography is reduced.
  • the disadvantage is the increased cost of using more sensitive imaging sensors. Therefore, the full width at half maximum is preferably 40 to 50 nm.
  • the magnitude of the full width at half maximum should be adjusted by the band of the excitation light source 10. If the excitation light source 10 is a light source including a band of 500 nm or more, the full width at half maximum should be 50 nm or less to reduce false light and increase the contrast of the image. Otherwise, a portion of the excitation light source 10 emitted after the light of the excitation light source 10 irradiates the retina passes through the blocking filter, thereby reducing the contrast.
  • the excitation light source 10 is a narrow band light source that emits only light of 500 nm or less
  • the full width at half maximum is suitable to 50 nm
  • the excitation light source 10 of several nm is narrow like a laser light source
  • the full width at half maximum may be further increased. have. That is, the emission width of the excitation light source 10 and the full width at half maximum of the blocking filter are in a trade-off relationship.
  • An example of efficient system design is to use a cutoff filter having a full width at half maximum of 45 nm, which is a difference value, and to use the excitation light source 10 having a bandwidth of 45 nm based on a center wavelength of 480 nm.
  • the fundus camera including the polarizing beam splitter 50 without the light blocking filter 90 and the two linear polarizing filters 80 also removes various noises reflected from other than the retina. You can shoot clear and retinal images.
  • the light blocking filter 90 includes a first light blocking filter 91, a second light blocking filter 92, and a third light blocking filter 93.
  • the light blocking filter 90 may be provided anywhere between the polarization beam splitter 50 and the imaging device 100. Since chromatic aberration occurs due to a difference in refractive index according to the wavelength of light generated by the light source 10, it is preferable to reduce noise generation by passing only a narrow spectrum using the light blocking filter 90.
  • the light blocking filter 90 may be selected and provided as one or more of the first light blocking filter 91, the second light blocking filter 92, and the third light blocking filter 93. All of the filters may be provided.
  • the first light blocking filter 91 is provided between the polarization beam splitter 50 and the second linear polarization filter 82.
  • the first light blocking filter 91 is provided between the polarizing beam splitter 50 and the second linear polarizing filter 82 to form the second linear polarizing filter 82 on the light blocking filter 90. It may include the advantage of attaching.
  • the second light blocking filter 92 is provided between the second linear polarizing filter 82 and the near eyepiece 70.
  • the second narrow band optical filter 92 may be used as a fluorescence fundus photographing apparatus by inserting or removing the light blocking filter between the second linear polarizing filter 82 and the near eye lens 70. Possesses the advantages of using a common fundus camera.
  • the third light blocking filter 93 is provided between the near eyepiece 70 and the imaging device 100.
  • the third light blocking filter 93 may be provided between the near eyepiece 70 and the imaging device 100 to minimize light interference between the light blocking filter 90 and the imaging device 100.
  • it may include an advantage that can be used as a fluorescent fundus photographing device and a general fundus camera by moving the filter.
  • the imaging device 100 obtains a photographed image by converting light passing through the light blocking filter 90 into an electrical signal.
  • the imaging device 100 preferably uses an imaging device provided with an absorption spectrum of light having a wavelength longer than 500 nm. More preferably, the imaging device 100 may use an analog charge coupled device (CCD) or a complementary metal oxide semiconductor (CMOS). In addition, it is possible to use both a color imager or a mono imager with a Bayer pattern.
  • CCD charge coupled device
  • CMOS complementary metal oxide semiconductor
  • the photon efficiency of the commercially available image pickup device 100 is that light having a wavelength longer than 700 nm rapidly decreases the photon efficiency and photons at a green wavelength of 500 to 600 nm, which is the emission band of fluorescein. High efficiency Therefore, there is no great difficulty in using the commercially available imaging device 100 as an imaging device for fluorescence fundus photography.
  • the imaging device 100 is coaxial with the light source 10 to reduce the strong light reflected from the human cornea, lens, optic nerve papilla and retina inner limiting membrane, it is possible to evenly retina There is an advantage.
  • the excitation filter 110 is preferably provided between the light source 10 and the polarization beam splitter 50.
  • the excitation filter 110 is a band pass optical filter having a center wavelength of 480 nm, and any kind of band pass optical filters having a full width at half maximum of 40 nm or less can be used.
  • an excitation filter having the wavelength as the center wavelength may be used as an excitation filter.
  • the full width at half maximum of the excitation filter 110 has the advantage of low cost and when using a light source having a broad spectrum, more energy can be transferred to the fluorescein to obtain a large amount of fluorescence emission energy. Image degradation due to fluorescence or crystalline autofluorescence is a problem.
  • the full width at half maximum of the excitation filter 110 is most preferably 20 to 40 nm.
  • the excitation filter 110 is not required in the case of a light source having a narrow emission spectrum of +20 nm to -20 nm at a center wavelength of 480 nm to 480 nm, such as the laser light source, the laser diode, and the narrow band light emitting diode. Therefore, in this case, there is an advantage that the system is inexpensive as much as the price of the excitation filter 110.
  • Fig. 3 like a fluorescein fundus angiography device in which a 480 nm center wavelength light source, a linear polarization filter 80, and an excitation filter 110 are disposed, the equipment switches the illumination in a previously developed color fundus camera and the two filters. Was added by adding.
  • FIG. 4 shows an image photographed using a previously developed color fundus camera
  • FIG. 4 (B) is an image photographed using a fluorescein fluorescent fundus photograph of the present invention.
  • the fluorescent fundus photograph delivers different image information for each hour from the time of injection of the contrast medium into the vein.
  • the sequence begins approximately 8 seconds after the fluorescein injection in the vein, reaching the heart and reaching the retina, sequentially obtaining information in the form of choroid-arterial-arteriovenous-venous-recirculatory-late I can make it.
  • FIG. 5 (A) is a 9 second photograph after choroidal injection
  • FIG. 5 (B) is 11 seconds after arterial injection
  • FIG. 5 (C) is 18 seconds after arteriovenous injection
  • FIG. 5 (D) is intravenous injection. 25 seconds after the picture.
  • a polarizing fundus camera composed of the objective lens 60, the polarizing beam splitter 50, and the two linear polarizing filters 80 is formed as a basic optical platform, thereby illuminating the fundus with smaller illumination energy. Because of the low glare and no noise such as corneal reflex, the loss was small and the fundus image could be obtained with short exposure. These advantages allow for fluorescent fundus imaging at high speeds.
  • FIG. 6 (A) shows 10.300 seconds after arterial injection
  • FIG. 6 (B) shows retinal artery when 10.550 seconds after arterial injection.
  • fluorescein contrast agent propagates along the retinal artery in real time.
  • the polarizing beam splitter 50 is a key device for allowing the illumination of the fundus to be contrasted with the image of the contrasted fundus.
  • the conventional ipsilateral illumination fundus camera a lot of light is lost while passing through the polarizing beam splitter 50, and optical noise due to various reflections generated therein enters the detector without filtration.
  • the red arrows in FIG. 7 illustrate the causes and problems of various reflections that may occur in a general coaxial illumination fundus camera.
  • Arrow a is a reflection generated in the polarization beam splitter 50
  • arrow b is a reflection by the objective lens 60.
  • Arrow c is the reflection that occurs in the cornea.
  • Arrow d is the reflection that occurs in the lens.
  • Arrow e is the total reflection that occurs in the vitreous and retina.
  • FIG. 8 is a photograph of a fundus photographed using a general coaxial illumonation fundus camera, and the entity of the reflection represented by the arrow of FIG. 7 may be confirmed by a photograph.
  • arrow a is reflection generated in the polarization beam splitter 50 and arrow b is reflection by the objective lens 60.
  • Arrow c is the reflection that occurs in the cornea.
  • Arrow d is the reflection that occurs in the lens.
  • Arrow e is the total reflection that occurs in the vitreous and retina. The reflections represented by a to e are unpredictable when the position of the patient's eye or the angle of the optical system and the visual axis change, and thus cannot be removed by software, thereby reducing the diagnostic value of the equipment.
  • the present invention can provide a fluorescent fundus angiography apparatus that uses a light source that emits light in a narrow spectral region as an excitation light source and is capable of fast response time, long life and low current consumption.
  • the present invention enables high-speed fluorescein angiography with a fast response time, and can measure the moving speed of the fluorescent material to be contrasted to the arteries and veins of the retina in real time.
  • the present invention can obtain a clearer image by removing various types of internal reflection using a combination of a polarizing beam splitter and a linear polarizing filter in the fundus camera using the ipsilateral illumination.
  • the present invention can implement a color fundus camera and a fluorescein fundus angiography device at the same time at a low price by adding an illumination and a filter in one optical platform.
  • the present invention can increase the diagnostic value of the equipment by obtaining a high-speed fluorescent fundus photograph with a low contrast energy.
  • it is useful for identifying lesions with reduced blood flow rate, neovascularization, and blocking lesions in retinal diseases such as diabetic retinopathy, macular degeneration, retinal artery occlusion, and retinal vein occlusion.
  • fluorescent fundus can be photographed at a wide angle without the addition of expensive optical devices or expensive laser-based imaging devices.
  • the objective lens 60. The objective lens

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Abstract

본 발명은 안과 검진의 진단장비 일종인 형광안저혈관조영 카메라의 한 종류로, 조영제가 망막혈관에 나타나면 청색 여기 광선을 이용한 형광 안저카메라이다. 비정상적인 혈관이 있는 경우 조영제가 망막으로 누출되거나 주변 조직들에 착색이 되어 나타나게 되며 망막의 손상이 있거나 비정상적인 신생혈관의 출현 등을 찾을 수 있다. 본 발명은 편광 빔 스플리터와 선형편광필터를 사용한 플루오레세인 형광 안저 혈관조영장치에 관한 것으로 플루오레세인을 조영제로 사용하여 망막을 관찰하는 형광 안저 혈관 조영장치에 있어서, 470 내지 490nm의 중심파장을 가진 청색광원인 여기광원(10); 상기 여기광원(10)에서 인입된 광을 확산하는 확산렌즈(20); 상기 확산렌즈(20)에서 인입된 광을 일정 출사각으로 조사하는 조명렌즈(30); 상기 조명렌즈(30)에서 인입된 광을 반사하는 미러(40); 상기 미러(40)에서 인입된 광에서 P편광은 대물렌즈(60)로 반사하고 S편광은 투과시키는 편광빔스플리터(50); 상기 편광빔스플리터(50)에서 인입된 광에 의해 맺힌 안저의 상을 확대하는 대물렌즈(60); 상기 대물렌즈(60)에 의해 확대된 안저의 상을 축소하거나 확대하는 근거리접안렌즈(70); 안저에서 되돌아온 상기 P편광만 통과하거나 안저로 상기 P편광만 전달하는 선형편광필터(80); 반치전폭(full width at half maximum, FWHM)이 40 내지 50nm 이고, 중심파장이 520nm 내지 530nm의 광을 필터하거나 500nm 보다 짧은 파장의 광을 차단하는 광차단필터(90); 및 상기 광차단필터(90)를 통과한 광을 이용해 중심파장이 500nm 보다 긴파장의 빛의 흡수 스펙트럼이 구비된 촬상소자(100); 반치전폭(full width at half maximum, FWHM)이 40nm 이내이고, 480nm를 중심파장으로 하는 여기필터(110);를 포함하는 것을 특징으로 한다.

Description

편광 빔 스플리터와 선형편광필터를 사용한 플루오레세인 형광 안저 혈관조영장치
본 발명은 안과 검진의 진단장비 일종인 형광안저혈관조영 카메라의 한 종류로, 조영제가 망막혈관에 도달하면 청색 여기 광선이 망막혈관을 따라 전파되는 조영제에 조사된 후 조영제가 다시 방출하는 녹색 광선을 감지하는 형광 안저카메라이다. 비정상적인 혈관이 있는 경우 조영제가 망막 주변공간으로 누출되거나 주변 조직들에 착색이 되어 나타나게 되며 망막의 손상 유무 및 비정상적인 신생혈관의 출현 등을 찾을 수 있다.
본 발명은 안과 검진의 진단장비의 일종인 형광안저혈관조영 카메라의 한 종류이다. 형광 안저혈관조영이란 안구 뒷부분에 위치하여 빛을 감각하는 조직인 망막을 안저 카메라를 이용하여 조영제를 주입 후 안저를 연속으로 촬영하는 방법으로, 플루오레세인을 팔에 정맥주사하고 이 조영제가 몸의 전체를 순환하여 망막혈관에 나타나게 되면 청색 여기 광선을 이용한 형광 안저카메라로 눈 속을 연속적으로 촬영하게 된다. 이 때 비정상적 혈관이 있는 경우 조영제가 망막 주변공간으로 누출되거나 주변 조직들에 착색이 되어 나타나게 되며 망막의 손상이 있거나 비정상적인 신생혈관의 출현 등을 찾아낼 수 있는 안과 장비이다.
형광조영제의 일종인 플루오레세인은 470~510nm 부근의 청색파장을 흡수하면 500~600nm의 녹색파장을 방출하는 형광물질로, 일반적인 검사 농도에서 혈장에 녹아 있는 플루오레세인의 최대 흡수 파장은 480nm이며 최대 방출 파장은 525nm로 알려져 있다. 일반적인 카메라 타입의 형광 안저 혈관조영장치의 핵심은 안저카메라에 광대역 백색 광원, 여기 필터 및 차단 필터를 추가하는 형태로 구성된다.
광대역 백색 광원은 자외선, 가시광선 대역과 근적외선 등의 넓은 영역에 걸쳐 스펙트럼을 갖는 제논 플래쉬 튜브나 전구를 광원으로 사용하며, 일반적인 카메라 타입의 형광 안저 혈관조영장치는 칼라 안저카메라 기능에 플루오레세인 형광 안저혈관조영장치가 추가된 타입이 많아 백색 제논 플래쉬 튜브나 백색전구를 광원으로 사용해야만 했다.
그러나 상기 광대역 백색 제논 플래쉬 튜브나 전구 계통의 조영 시스템은,
1) 온/오프 응답시간이 매우 길어, 고속의 형광 안저 혈관조영을 시행할 수 없었다.
망막동맥으로 관류하는 동맥혈의 최대 이동속도는 약 10cm/s로, 형광안저촬영 동맥기에 형광이 혈관을 따라 전파되는 양상을 확인하기 위해서는 최소 30프레임/초(fps) 이상의 영상획득이 필요한데, 이러한 장치는 상기 조영을 사용하는 형광 안저 혈관조영장치에서 구현이 불가능했다. 따라서 동맥으로 전파되는 조영제의 이동을 실시간으로 확인할 수 없어 혈류속도의 정확한 계산이나 동맥기(arterial phase의 정확한 시작지점을 알기 어려운 단점이 있었다. 이러한 단점은 당뇨망막병증, 중심망막정맥폐쇄 및 안허혈 증후군을 감별하기 위해 필요한 지표인 망막혈관 동정맥순환시간을 정확히 측정하는데 제한이 있다.
2) 구동을 위해 필요한 많은 순간 전류가 필요하다
플래쉬튜브나 전구를 구동하는데 매우 많은 순간 전류를 필요로 한다. 순간 구동을 위해 많은 전력이 필요하며 빠른 시간 내 큰 전류의 변화는 전기적인 노이즈를 발생시켜 이를 보호하기 위한 전자 회로가 추가적으로 필요했다. 큰 순간 구동 전류와 노이즈 제거 회로는 시스템의 면적을 크게 하며 비용증가로 이루어지는 단점이 있었다. 또한 이동형 장비로 구현하는데 어려움이 따라 안과 검사실 외 다른 장소에서 본 기기를 사용하는데 제한을 주었다.
3) 수명이 짧고 교체 비용이 비싸다
이러한 조명의 수명은 발광다이오드(LED) 및 레이저에 비해 짧고 잦은 교환 주기가 필요하며, 가격도 발광다이오드나 저출력 다이오드 레이저에 비해 비싼 단점이 있다.
4) 전대역에 걸쳐 다양한 스펙트럼을 방출하기 때문에 형광물질을 여기 및 차단하는 필터의 대역 분리가 철저하게 이루어져야 원하는 성능을 얻을 수 있었다.
형광물질이 고에너지의 빛을 흡수한 후 방출하는 형광은 그 세기가 약하다. 형광물질이 방출하는 순수한 형광만을 감지하기 위해서는 형광물질을 여기시킨 고에너지의 빛을 철저히 차단하는 것이 높은 콘트라스트의 형광안저사진을 획득하는데 중요하다. 상기 조명 장치들은 전대역에 걸쳐 다양한 스펙트럼을 방출하며 형광물질을 여기시키는 고에너지 파장뿐만 아니라 형광물질이 방출하는 저에너지 파장영역도 같이 방출되어 교란의 원인 (이미징 시스템이 감지한 빛이 형광물질이 방출한 것인지 조명장치가 방출한 것인지 알 수 없는 문제) 이 된다. 이렇게 교란의 원인이 된 빛을 위형광(seudofluorescence) 이라 하며 이를 해결하기 위해서는 여기 필터의 통과 대역과 차단 필터의 통과 대역이 철저하게 분리되어야 하는 고성능의 밴드패스(Bandpass) 필터가 필요하다. 이런 필터의 가격은 저렴하지 않으며, 백색광원을 사용하는 카메라타입 형광 안저 혈관조영장치의 가격을 올리는데 기여했다.
본 발명은 상기와 같은 문제점을 해결하기 위해 안출된 것으로, 본 발명의 목적은 좁은 스펙트럼 영역의 빛을 방출하는 광원을 여기 광원으로 사용하고 빠른 응답시간, 긴 수명 및 적은 전류소모가 가능한 형광 안저 혈관조영장치를 제공하는데 있다.
또한, 본 발명의 목적은 빠른 응답시간으로 고속의 형광 안저 혈관조영을 가능하게 하고, 실시간으로 망막의 동맥과 정맥에 조영되는 형광물질의 이동속도를 측정할 수 있는 형광 안저 혈관조영장치를 제공하는데 있다.
발명이 해결하고자 하는 기술적 과제들은 이상에서 언급한 기술적 과제들로 제한되지 않으며, 언급되지 않은 또 다른 기술적 과제들은 아래의 기재로부터 본 발명이 속하는 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자에게 명확하게 이해될 수 있을 것이다.
본 발명은 편광 빔 스플리터와 선형편광필터를 사용한 플루오레세인 형광 안저 혈관조영장치에 관한 것으로 플루오레세인을 조영제로 사용하여 망막을 관찰하는 형광 안저 혈관 조영장치에 있어서, 470 내지 490nm의 중심파장을 가진 청색광원인 여기광원(10); 상기 여기광원(10)에서 인입된 광을 확산하는 확산렌즈(20); 상기 확산렌즈(20)에서 인입된 광을 일정 출사각으로 조사하는 조명렌즈(30); 상기 조명렌즈(30)에서 인입된 광을 반사하는 미러(40); 상기 미러(40)에서 인입된 광에서 P편광은 대물렌즈(60)로 반사하고 S편광은 투과시키는 편광빔스플리터(50); 상기 편광빔스플리터(50)에서 인입된 광에 의해 맺힌 안저의 상을 확대하는 대물렌즈(60); 상기 대물렌즈(60)에 의해 확대된 안저의 상을 축소하거나 확대하는 근거리접안렌즈(70); 안저에서 되돌아온 상기 P편광만 통과하거나 안저로 상기 P편광만 전달하는 선형편광필터(80); 반치전폭(full width at half maximum, FWHM)이 40 내지 50nm 이고, 중심파장이 520nm 내지 530nm의 광을 필터하거나 500nm 보다 짧은 파장의 광을 차단하는 광차단필터(90); 및 상기 광차단필터(90)를 통과한 광을 이용해 중심파장이 500nm 보다 긴파장의 빛의 흡수 스펙트럼이 구비된 촬상소자(100); 반치전폭(full width at half maximum, FWHM이 40nm 이내이고, 480nm를 중심파장으로 하는 여기필터(110);를 포함하는 것을 특징으로 한다.
상기 과제의 해결 수단에 의해, 본 발명은 백색 광원보다 좁은 스펙트럼 영역의 빛을 방출하는 광원을 여기 광원으로 사용하고 빠른 응답시간, 긴 수명 및 적은 전류소모가 가능한 형광 안저 혈관조영장치를 제공할 수 있다.
또한, 본 발명은 빠른 응답시간으로 고속의 형광 안저 혈관조영을 가능하게 하고, 실시간으로 망막의 동맥과 정맥에 조영되는 형광물질의 이동속도를 측정할 수 있다.
또한, 본 발명은 동측 조명을 사용하는 안저카메라에서 편광 빔 스플리터와 선형 편광필터 조합을 사용하여 다양한 형태의 내부 반사를 제거하여 보다 선명한 이미지를 획득할 수 있다.
또한, 본 발명은 여기조명과 여기필터 및 차단필터를 추가하여 저렴한 가격으로 칼라 안저카메라와 플루오레세인 안저 혈관조영장치를 하나의 광학플랫폼으로 동시에 구현할 수 있다.
또한, 본 발명은 적은 조영 에너지로 고속의 형광 안저사진을 획득함으로써 장비의 진단적 가치를 올릴 수 있다. 특히 당뇨망막병증, 망막 동맥폐쇄 및 망막 정맥폐쇄 등과 같은 망막질환에서 혈류의 속도가 감소된 병변이나, 습성 황반변성과 같이 신생혈관, 차단 병변 등을 확인하는데 유용하다.
또한, 고가의 광학적 장치의 추가나 고가의 레이저기반 조영 장치 없이도 광각으로 선명한 형광 안저촬영을 할 수 있다.
도 1은 본 발명인 여기광원, 광차단필터 및 여기필터를 포함하여 편광 빔 스플리터와 선형편광필터를 사용한 플루오레세인 형광 안저 혈관조영장치의 구성을 나타낸 도면이다.
도 2는 상기 여기광원, 광차단필터 및 여기필터를 사용하지 않고 선형편광필터 및 편광빔스플리터의 구성으로 제조된 종래의 안저카메라의 도면이다.
도 3은 본 발명인 480nm 중심 파장 여기광원과 광차단필터 및 여기필터가 배치된 협대역 여기광원 플루오레세인 안저 혈관조영장치의 구현 실례를 나타낸 사진이다.
도 4는 기본 광학 플랫폼으로 획득한 칼라 안저사진(A) 및 플루오레세인 형광 안저사진(B)이다.
도 5는 본 발명인 480nm 중심파장 광원과 차단필터 및 여기필터가 배치된 협대역 여기 광원 플루오레세인 안저 혈관조영장치를 통하여 플루오레세인 정맥 주사 후 순차적으로 획득한 플루오레세인 형광안저사진 영상이다. ((A): 맥락막기 주사 후 9초, (B): 동맥기 주사 후 11초, (C) 동정맥기 주사 후 18초, (D): 정맥기 주사 후 25초)
도 6은 본 발명인 480nm 중심파장 광원과 차단필터 및 여기필터가 배치된 협대역 여기광원 플루오레세인 안저 혈관조영장치를 통하여 플루오레세인 조영제의 망막동맥에서 전파양상을 확인한 사진이다. ((A): 동맥기 중반 주사후 10.300초, (B) 동맥기 후반 주사후 10.550초)
도 7은 종래의 안저카메라의 구성과 각 구성에 의해 발생하는 광 노이즈(a~e)를 나타낸 도면이다.
도 8은 도 7의 장치로 안저를 촬영 했을 때 나타난 광 노이즈(a~e)를 나타낸 사진이다.
도 9는 편광빔스플리터(50)의 원리(A)와 비편광빔스플리터(50)의 원리(B)를 나타낸 도면이다.
도 10은 흑백 촬상소자(100)의 광자효율을 나타낸 그래프이다.
본 발명은 안과 검진의 진단장비 일종인 형광안저혈관조영 카메라의 한 종류로, 조영제가 망막혈관에 나타나면 청색 여기 광선을 이용한 형광 안저카메라이다. 비정상적인 혈관이 있는 경우 조영제가 망막으로 누출되거나 주변 조직들에 착색이 되어 나타나게 되며 망막의 손상이 있거나 비정상적인 신생혈관의 출현 등을 찾을 수 있다.
이상과 같은 본 발명에 대한 해결하려는 과제, 과제의 해결 수단, 발명의 효과를 포함한 구체적인 사항들은 다음에 기재할 일실시예 및 도면들에 포함되어 있다. 본 발명의 이점 및 특징, 그리고 그것들을 달성하는 방법은 첨부되는 도면과 함께 상세하게 후술되어 있는 일실시예를 참조하면 명확해질 것이다.
본 발명인 편광 빔 스플리터와 선형편광필터를 사용한 플루오레세인 형광 안저 혈관조영장치는 도 1에 나타난 바와 같이, 플루오레세인을 조영제로 사용하여 망막을 관찰하는 형광 안저 혈관 조영장치에 광원(10), 확산렌즈(20), 조명렌즈(30), 미러(40), 편광빔스플리터(50), 대물렌즈(60), 근거리접안렌즈(70), 선형편광필터(80), 광차단필터(90), 여기필터(110) 및 촬상소자(100)의 구성을 포함하는 것을 특징으로 한다.
먼저, 본원발명의 형광 안저 혈관 조영장치는 플루오레세인을 조영제로 사용한다. 형광조영제의 일종인 플루오레세인은 470 내지 510nm 부근의 청색파장을 흡수하면 500 내지 600nm의 녹색파장을 방출하는 형광물질로, 일반적인 검사 농도에서 혈장에 녹아 있는 형광 조영제의 최대 흡수파장은 480nm 이며, 최대 방출 파장은 525nm로 알려져 있다.
발명의 배경에 기술된 바와 같이, 일반적인 카메라 타입의 형광 안저 혈관조영장치의 핵심은 안저카메라에 광대역 백색 광원, 여기필터(excitation filter) 및 차단필터(barrier filter)를 추가하는 형태로 구성된다. 일반적인 카메라 타입의 형광 안저 혈관조영장치는 칼라 안저카메라 기능에 플루오레세인 안저 혈관조영장치가 추가된 타입이 많아 백색 제논 플래쉬 튜브나 백색전구를 광원으로 사용해야만 했고, 이러한 광대역 백색 제논 플래쉬 튜브나 전구 계통의 조영 시스템은 온/오프 응답시간이 매우 길어 고속의 형광 안저 혈관조영을 시행할 수 없고, 구동을 위해 필요한 많은 전류가 필요하여 노이즈 발생이 크고 비용이 증가하는 문제점이 있다. 또한, 본원발명과 달리 수명이 짧고 교체 비용이 비싸며, 전대역에 걸쳐 다양한 스펙트럼을 방출하기 때문에 형광물질을 여기 및 차단하는 필터의 대역 분리가 철저하게 이루어져야 원하는 성능을 얻을 수 있는 문제점이 있었다.
따라서 본원발명은 470 내지 510nm 부근의 청색파장을 흡수하면 500 내지 600nm의 녹색파장을 방출하는 형광물질인 플루오레세인을 사용하여 상기한 문제점을 해결하고자 하였다.
다음으로, 상기 광원(10)는 480nm의 중심파장을 가진 청색광원인 것이 바람직하다.
보다 구체적으로, 480nm 파장을 중심 파장으로 가지는 발광 다이오드, 레이저 다이오드, 고체 레이저(solid sate laser), 색소 레이저 등 모드 형태의 레이저가 이에 해당한다. 또한, 중심주파수는 470 내지 490nm 까지 변경될 수 있으며 상기 파장 범위에 있는 앞서 언급한 모든 형태의 발광 다이오드나 레이저를 협대역 여기 광원으로 사용할 수 있다.
상기 발광 다이오드의 경우 레이저와 달리 중심주파수 주변으로도 방출 스펙트럼을 가지고 있으며 일반적으로 중심주파수 주변의 +50nm부터 -50nm까지 상대적으로 넓은 방출 스펙트럼을 갖는 발광다이오드가 있는 반면, +10nm부터 -10nm의 좁은 방출 스펙트럼을 갖는 발광 다이오드까지 그 종류가 다양하며 이러한 모든 종류의 발광 다이오드가 사용 가능하다. 상기 +50nm부터 -50nm까지 상대적으로 넓은 방출스펙트럼을 갖는 발광다이오드는 가격이 저렴한 장점이 있다. 하지만 대역이 넓을수록 방출되는 짧은 파장이 수정체의 자가형광을 유발하여 형광안저촬영의 대비가 감소하는 단점을 가지며, 방출되는 긴 파장은 차단필터의 대역과 겹쳐 위형광을 유발해 대비가 감소하는 단점이 있다. 반면, 상기 +10nm부터 -10nm의 상대적으로 방출 스펙트럼이 좁을수록 대비가 증가하는 장점이 있지만 가격이 비싼 단점이 있다. 본원발명에서 상기 광원(10)는 480nm의 중심파장을 가진 청색광원을 사용하므로 광대역 백색광원의 조명원보다 조명원의 출력이 작아도 높은 대비로 촬영되는 특징이 있다.
본 발명은 좁은 스펙트럼 영역의 빛을 방출하는 광원을 여기광원(10)으로 사용하여 빠른 응답시간, 긴 수명 및 적은 전류소모 효과를 회득할 수 있다.
다음으로, 상기 확산렌즈(20)는 상기 광원(10)에서 인입된 광을 확산한다. 상기 확산렌즈(20)는 중앙부가리개(21)(imaging mask)를 포함하고 있어 상기 중앙부가리개(21)에 의해 광을 조절할 수 있다. 중앙부가리개(21)는 각막 및 수정체에서 반사되는 여기광원을 억제한다.
다음으로, 상기 조명렌즈(30)는 상기 확산렌즈(20)에서 인입된 광을 일정 출사각으로 조사한다. 상기 조명렌즈(30)에 의해 상기 확산렌즈(20)에서 인입된 광이 더욱 선명하고 일정하게 인출되도록 한다.
다음으로, 상기 미러(40)는 상기 조명렌즈(30)에서 인입된 광을 반사한다. 상기 조명렌즈(30)에서 인입된 광의 방향을 바꾸어 하기에 설명할 편광빔스플리터(50)로 인출한다.
다음으로, 편광빔스플리터(50)를 사용하는 경우 비편광빔스플리터를 사용하는 경우보다 조명원의 출력이 낮아도 좋은 영상을 획득할 수 있다. 비편광빔스플리터를 사용하는 안저카메라 혹은 형광안저카메라도 상기 편광빔스플리터(50)를 사용하는 안저카메라처럼 선형편광필터(80)를 반드시 사용해야 각막반사 및 수정체 반사를 줄일 수 있다. 반면 비편광빔스플리터는 입사된 빔 출력의 50% 이하만 대물렌즈로 전달하고 망막에서 되돌아오는 신호의 50% 이하만 검출기에 전달하기 때문에 검출기에 도달하는 신호의 크기가 매우 작은 반면, 상기 편광빔스플리터(50)는 편광이 일치된(P파) 입사된 빔의 대부분 - 90% 이상을 대물렌즈로 전달하고 망막에서 위상이 변환되어 P파로 전달되는 신호의 90% 이상을 검출기로 전달하여 광효율이 높기 때문이다.
보다 구체적으로, 도 9 (A)에 나타난 바와 같이, 모든 광원(10)은 P편광에 해당하는 광원(10)과 S편광에 해당하는 광원(10)이 섞여 있으며, 상기 광원(10)은 편광빔스플리터(50)에 의해 상기 P편광에 해당하는 광은 통과하고, 상기 S편광에 해당하는 광은 광축의 90도로 꺾인 부분으로 반사된다. 한편, 도 9 (B)에 나타난 바와 같이, 비편광빔스플리터는 상기 편광빔스플리터(50)와 같은 원리가 적용되지 않는다.
다음으로, 상기 선형편광필터(80)는 선형으로 구비되고, 상기 편광빔스플리터(50)에 여기 광원이 도달하기 전 상기 P편광만 통과하도록 필터한다. 보다 구체적으로, 상기 선형편광필터(80)는 상기 편광빔스플리터(50)를 따라 상기 P편광이 가장 많이 통과하여 순수한 P극으로 편향된 광만 통과하도록 구비하는 것이 바람직하다.
상기 선형편광필터(80)는 제1선형편광필터(81)와 제2선형편광필터(82)로 각각 구비된다.
상기 제1선형편광필터(81)는 상기 광원(10)와 상기 편광빔스플리터(50) 사이에 구비된다. 상기 제1선형편광필터(81)는 상기 광원(10)와 가까울수록 상기 제1선형편광필터(81)의 크기를 줄일 수 있고, 본 발명에 의해 제조된 안저카메라의 전체 비용을 줄일 수 있다.
도 1에 나타난 바와 같이, 상기 제1선형편광필터(81)는 상기 조명렌즈(30)와 상기 미러(40) 사이에 구비될 수 있다. 상기 제1선형평광필터(81)가 상기 조명렌즈(30)와 상기 미러(40) 사이에 구비된 경우, S편광의 빛만 상기 미러(40)에 입사되도록 설치하여, 편광빔스플리터(50)에는 상기 미러(40)에 의해 위상이 90도 바뀐 P편광의 빛이 입사되고, 상기 P편광의 빛이 대물렌즈(60)에 가장 많이 전달될 수 있도록 구비되는 것이 바람직하다.
또한, 도 1에 나타난 바와 같이, 상기 제1선형편광필터(81)는 상기 미러(40)와 상기 편광빔스플리터(50) 사이에 구비될 수 있다. 상기 제1선형편광필터(81)가 상기 미러(40)와 상기 편광빔스플리터(50) 사이에 구비된 경우, 상기 P편광의 빛만 편광빔스플리터(50)에 입사되도록 설치하여, 상기 P편광이 대물렌즈(60)에 가장 많이 전달될 수 있도록 구비되는 것이 바람직하다.
상기 제2선형편광필터(82)는 상기 편광빔스플리터(50)와 상기 근거리접안렌즈(70) 사이에 구비된다. 상기 제2선형편광필터(82)는 상기 편광빔스플리터(50) 사이의 거리가 멀수록 상기 제2선형편광필터(82)의 크기를 줄일 수 있으나, 상기 거리가 멀어질수록 본 발명에 의해 제조된 안저카메라 전체의 광경로가 증가하여 안저카메라의 길이가 증가하는 단점이 있다.
도 9 (A)에서 편광빔스플리터(50)의 원리에 나타난 바와 같이, 상기 제1선형편광필터(81)를 상기 편광빔스플리터(50) 앞에 위치한 뒤, 상기 P편광에 해당하는 빛만 통과하도록 위치시키면 가장 많은 광량이 망막으로 조사되고, 상기 S편광에 해당하는 빛만 통과하도록 위치시키면 망막으로 조사되는 광이 차단된다. 따라서 상기 제1선형편광필터(81)는 광량을 조절하는 장치인 동시에 순수한 상기 P편광만 안저에 조사되는 역할을 한다.
또한, 상기 편광빔스플리터(50)를 통과한 P편광이 상기 편광빔스플리터(50) 앞에 있는 광학적 매질에 의해 반사되어 돌아오는 경우, 광이 반사하면 위상이 180°로 바뀌면서 P편광이 S편광으로 바뀌는 원리에 의해, S편광으로 변하게 된다. 상기 S편광으로 변한 광의 반사는 상기 편광빔스플리터(50)에서 모두 90°로 반사되어 검출기로 들어올 수 없다. 마찬가지로 광학적 매질인 망막, 망막색소상피 및 맥락막에서 다양한 경로로 난반사가 일어나면서 P편광으로 조사된 광원(10)의 일부는 S편광으로 반사되고 일부는 P편광으로 반사되어 상기 P편광만 상기 편광빔스플리터(50)를 통과한다.
상기 편광빔스플리터(50)를 통과한 상기 P편광은 상기 제2선형편광필터(82)를 통과함으로써 고순도의 상기 P편광 망막 영상만 검출기에 전달되고 다양한 반사로 인한 노이즈를 높은 제거율로 차단할 수 있다.
상기 제2선형편광필터(82)는 형광안저촬영을 위한 목적이라면 통과대역이 차단필터의 대역을 포함하면 된다. 칼라 안저카메라에 형광안저촬영기능을 추가하는 경우 상기 제2선형편광필터(82)는 차단필터 대역의 가장 짧은 파장인 500nm를 포함하여 가시광대역의 끝부분인 700nm를 포함할 수 있으며, 근적외선 안저촬영기능을 포함하는 경우 1000nm 까지 통과대역을 가진 선형편광필터(80)를 사용할 수 있다.
다음으로, 상기 대물렌즈(60)는 상기 편광빔스플리터(50)에서 인입된 광이 안저로 인입된 후 상기 안저의 내부가 맺힌 상을 확대한다.
다음으로, 상기 근거리접안렌즈(70)는 상기 대물렌즈(60)에 의해 확대된 안저의 상을 축소하거나 확대하여 사용자가 상기 안저의 상을 확인 혹은 검출한다.
다음으로, 상기 광차단필터(90)는 본 발명에서 필수적으로 사용해야 하는 장치로, 중심파장이 520nm 내지 530nm의 광을 필터하는 밴드패스필터 혹은 500nm 보다 짧은 파장의 광을 차단하는 고주파차단필터(혹은 저주파통과필터)를 사용한다. 상기 광차단필터(90)는 카메라의 이미징 축에서 상기 평광빔스플리터(50) 바로 뒷면부터 시작해서 이미징 센서 앞면까지 모든 면에 배치가 가능하며 기하 광학적으로 안저 영상의 빔폭이 가장 작은 위치에 상기 광차단필터(90)를 배치하는 것이 그 크기를 줄일 수 있어 시스템 비용을 저렴하게 할 수 있다. 다만, 영상품질에 있어 상기 광차단필터(90)의 위치는 중요하지 않다.
오직 형광안저촬영을 위한 목적이라면 반치전폭 (full width at half maximum, FWHM)이 40 내지 50nm 인 것이 바람직하다. 상기 반치전폭이 50nm를 초과하거나 넓으면 가격이 저렴하며 더 많은 에너지를 획득할 수 있는 장점이 있으나 넓은 주파수대역에서 색수차를 보상하기 위해 수차가 작은 대물렌즈(60)를 사용해야 하는 단점이 있고, 여기광원(10)의 대역이 포함되어 위형광으로 인한 대비저하의 단점이 있다. 하지만 안저촬영기에 형광안저촬영을 포함하는 경우 상기 대물렌즈(60)는 가시광 대역에서 색수차가 보정되어 있으므로, 이 경우 대물렌즈(60)의 색수차 보정능력은 중요하지 않다.
또한, 상기 광차단필터(90)의 반치전폭이 좁으면 색수차가 상대적으로 큰 대물렌즈(60)를 사용할 수 있으며 상기 대물렌즈(60)의 가격이 저렴해지는 장점이 있고 여기 파장과 더욱 분리됨으로 인하여 위형광이 들어올 가능성이 줄어들어 더 높은 품질의 영상획득이 가능하다. 그러나 상기 광차단필터(90)의 반치전폭 40nm 미만으로 작아지면, 차단필터를 통과하는 광의 에너지가 감소하고, 적은 에너지로 인하여 영상 노출 시간이 길어져서 형광안저촬영의 시간 해상도가 감소하는 단점과, 더욱 민감한 이미징 센서를 사용해야 해서 증가하는 비용데 대한 불리한 점도 있다. 따라서 상기 반치전폭은 40 내지 50nm가 바람직하다.
상기 반치전폭의 크기는 상기 여기광원(10)의 대역에 의해 조정되어야 한다. 상기 여기광원(10)이 500nm 혹은 그 이상의 대역을 포함하는 광원라면, 상기 반치전폭은 50nm이하가 되어야 위형광이 감소하고, 영상의 대비가 상승한다. 그렇지 않으면 상기 여기광원(10)의 빛이 망막을 조사한 뒤 방출된 상기 여기광원(10)의 일부가 차단필터를 통과하게 되어 대비가 감소한다. 또한, 상기 여기광원(10)이 500nm이하의 빛만 방출하는 협대역광원이라면 반치전폭은 50nm가 적당하며, 레이저광원처럼 수 nm의 좁은 상기 여기광원(10)을 사용하는 경우 반치전폭은 더욱 늘어날 수 있다. 즉 상기 여기광원(10)의 방출 폭과 차단필터의 반치전폭은 상반관계(trade-off) 관계에 있으며, 플루오레세인의 최대 흡수 파장은 480nm이며 최대 방출 파장은 525nm임을 고려할 때, 두 파장의 차이 값인 45nm의 반치전폭을 갖는 차단필터를 사용하고, 중심파장 480nm 기준 45nm의 대역폭을 가진 상기 여기광원(10)을 사용하는 것이 효율적인 시스템설계의 한 일례가 된다.
도 2의 구성과 같이, 상기 광차단필터(90)가 없는 상기 편광빔스플리터(50)와 상기 두 장의 선형편광필터(80)로 구성된 안저카메라도 망막이 아닌 다른 곳에서 반사되는 다양한 노이즈를 제거하고 선명한 망막상을 촬영할 수 있다.
상기 광차단필터(90)는 제1광차단필터(91), 제2광차단필터(92) 및 제3광차단필터(93)로 구성된다. 상기 광차단필터(90)는 상기 편광빔스플리터(50)와 상기 촬상소자(100)사이 어떤 곳이든지 마련될 수 있다. 상기 광원(10)에서 발생되는 광의 파장에 따른 굴절률의 차이로 인해 색수차가 발생하게 되므로, 상기 광차단필터(90)를 이용해 폭이 좁은 스펙터럼만 통과시켜 노이즈 발생을 감소시키는 것이 바람직하다. 상기 광차단필터(90)는 상기 제1광차단필터(91), 제2광차단필터(92) 및 제3광차단필터(93) 중 어느 하나 이상으로 선택되어 구비될 수 있고, 상기 세 가지의 필터 모두 구비될 수 있다.
먼저, 상기 제1광차단필터(91)는 상기 편광빔스플리터(50)와 상기 제2선형편광필터(82) 사이에 마련된다. 상기 제1광차단필터(91)가 상기 편광빔스플리터(50)와 상기 제2선형편광필터(82) 사이에 마련되어 상기 제2선형편광필터(82)를 상기 광차단필터(90)에 필름형태로 부착할 수 있는 장점을 포함할 수 있다.
상기 제2광차단필터(92)는 상기 제2선형편광필터(82)와 상기 근거리접안렌즈(70) 사이에 마련된다. 상기 제2협대역광필터(92)가 상기 제2선형편광필터(82)와 상기 근거리접안렌즈(70) 사이에 상기 광차단필터를 삽입 혹은 제거함으로써 삽입 시 형광안저촬영장치로 사용될 수 있고, 제거 시 일반적인 안저카메라로 사용 수 있는 장점을 포함할 수 있다.
상기 제3광차단필터(93)는 상기 근거리접안렌즈(70)와 상기 촬상소자(100) 사이에 마련된다. 상기 제3광차단필터(93)가 상기 근거리접안렌즈(70)와 상기 촬상소자(100) 사이에 마련에 마련되어 상기 광차단필터(90)와 상기 촬상소자(100)간의 광간섭을 최소화 할 수 있고, 필터 케이스 등을 장착한 촬상소자(100)의 경우, 상기 필터를 이동시킴으로서 형광안저촬영장치 및 일반적인 안저카메라로 사용 수 있는 장점을 포함할 수 있다.
다음으로, 상기 촬상소자(100)는 상기 광차단필터(90)를 통과한 광을 전기적 신호로 변환하여 촬영 영상을 획득한다. 상기 촬상소자(100)는 500nm 보다 긴파장의 빛의 흡수 스펙트럼이 구비된 촬상소자를 사용하는 것이 바람직하다. 더욱 바람직하게는 상기 촬상소자(100)는 아날로그 방식의 전하결합소자(charge coupled device, CCD) 또는 금속산화막반도체(complementary metal oxide semiconductor, CMOS)를 사용할 수 있다. 또한 베이어패턴이 내장된 칼라 촬상소자 혹은 모노 촬상소자 모두 사용이 가능하다.
도 10에 나타난 바와 같이, 일반적으로 시판되는 상기 촬상소자(100)의 광자 효율은 700nm 보다 긴 파장의 빛은 광자 효율이 급격하게 감소하고 플루오레세인의 방출대역인 500~600nm의 녹색파장에서는 광자효율이 높다. 따라서 일반적으로 시판되는 상기 촬상소자(100)를 형광안저촬영의 촬상소자로 사용하는데 큰 무리가 없다.
또한, 상기 촬상소자(100)는 상기 광원(10)과 동축(coaxial)으로 마련되어 인간의 각막, 수정체, 시신경유두 및 망막의 내경계막에서 반사되는 강한 빛들이 감소하고, 망막을 고르게 조영할 수 있는 장점이 있다.
다음으로, 상기 여기필터(110)는 상기 광원(10)과 편광빔스플리터(50) 사이에 구비되는 것이 바람직하다. 상기 여기필터(110)는 480nm를 중심파장으로 하는 밴드패스광학필터로 40nm 이하의 반치전폭을 가진 모든 종류의 밴드패스 광학 필터가 사용 가능하다. 또한, 중심파장이 480nm가 아닌 다른 파장의 단색광원을 사용하는 경우 해당 파장을 중심파장으로 하는 자극필터(exciting filter)를 여기 필터로 사용할 수 있다.
상기 여기필터(110)의 반치전폭이 좁을수록 순수한 중심주파수 부근의 빛을 안저로 전달하고, 상기 조영제로 사용하는 플루오레세인이 방출하는 더 낮은 방출 주파수에서 독립되며 위형광이나 수정체 자가형광과 같은 형광 안저카메라의 품질을 저하시키는 문제에서 쉽게 벗어나게 된다. 이로써 영상의 콘트라스트를 증가시킬 수 있지만 가격이 비싸다는 단점이 있다.
반면, 상기 여기필터(110)의 반치전폭이 넓으면 가격이 저렴한 장점이 있고 넓은 스펙트럼을 가진 광원을 사용하는 경우 더 많은 에너지를 상기 플루오레세인에 전달하여 많은 형광 방출에너지를 획득할 수 있지만 위형광이나 수정체 자가형광으로 인한 영상의 품질저하가 문제가 된다. 일반적으로 상기 여기필터(110)의 반치전폭은 20 내지 40nm가 가장 바람직하다.
또한, 상기 레이저 광원이나 레이저 다이오드 및 협대역 발광 다이오드처럼 480nm 내지 480nm 중심 파장에서 +20nm부터 -20nm의 좁은 방출 스펙트럼을 갖는 광원의 경우 상기 여기필터(110)가 필요하지 않다. 따라서 이 경우 상기 여기필터(110)의 가격만큼 시스템이 저렴하다는 장점이 있다.
하기는 상기 기술된 내용을 바탕으로 개발한 480nm 중심파장 협대역 광원과 선형편광필터(80)와 여기필터(110)가 배치된 플루오레세인 안저 혈관 조영장치를 구현하여 도 3에 나타내었다.
도 3에서, 480nm 중심파장 광원과 선형편광필터(80)와 여기필터(110)가 배치된 플루오레세인 안저 혈관 조영장치처럼, 본 장비는 기 개발된 칼라안저카메라에서 조명을 전환하고 상기 두 필터를 추가하여 구연하였다.
하기 도 4는 기 개발된 칼라안저카메라를 이용하여 촬영한 영상을 도 4(A)에 나타내었고, 도 4(B)는 본원발명의 플루오레세인 형광 안저사진을 이용하여 촬영한 영상이다.
다음으로, 하기에는 본 발명에 의해 제조된 480nm 중심파장 광원(10)과 선형편광필터(80)와 여기필터(110)가 배치된 플루오레세인 안저 혈관 조영장치를 통하여 플루오레세인 정맥주사 후 순차적으로 획득한 플루오레세인 형광안저 영상을 나타내었다.
도 5에 나타난 바와 같이, 형광 안저사진은 조영제를 정맥으로 주입한 시점부터 시간별로 서로 다른 영상정보를 전달한다. 그 순서는 정맥에서 플루오레세인 주입 후 심장에 도달하여 망막에 도달하는 시간인 약 8초부터 시작되어 맥락막기 - 동맥기 - 동정맥기 - 정맥기 - 재순환기 - 후기의 형태로 정보를 순차적으로 얻어낼 수 있다.
도 5(A)는 맥락막기 주사 후 9초 사진이고, 도 5(B)는 동맥기 주사 후 11초, 도 5(C)는 동정맥기 주사 후 18초 및 도 5(D)는 정맥기 주사 후 25초 사진이다. 도 5에 나타난 바와 같이, 빠른 응답시간으로 고속의 형광 안저 혈관조영을 가능하게 하고 실시간으로 망막의 동맥과 정맥에 조영되는 형광물질의 이동 속도를 측정할 수 있었다.
다음으로, 본원발명에 의해 제조된 혈관조영장치를 통하여 플루오레세인 조영제의 망막동맥에서 전파 양상을 확인하였다. 도 6에 나타난 바와 같이, 상기 대물렌즈(60) 및 편광빔스플리터(50)와 두 개의 선형편광필터(80)로 구성된 편광 안저 카메라를 기본 광학플랫폼으로 형성함으로써, 더 작은 조명에너지로 안저를 조명하여 눈부심으로 적고, 각막 반사 등의 잡음이 없으면서 손실이 작아 짧은 노출로 안저 영상을 획득할 수 있었다. 이러한 장점들은 고속으로 형광 안저조영을 가능하게 한다.
도 6(A)은 동맥기 주사 후 10.300초이고, 도 6(B)는 동맥기 주사 후 10.550초일 때의 망막동맥을 나타내었다. 상기 장비를 이용하여 형광 안저조영을 시행할 경우 1인치 면적을 가진 1000X1000 픽셀의 CCD에서 200프레임/초에 해당하는 초고속 형광 안저촬영이 가능하다. 도 6을 통해 실시간으로 플루오레세인 조영제가 망막 동맥을 따라 전파하는 것을 확인할 수 있다. 또한 안구광한단층촬영 영상과 결합하여 혈관의 길이를 측정한 후, 이동시간의 차이만큼 나누어 주면, 동맥을 따라 전파하는 조영제의 속도를 계산할 수 있다.
하기는 도 7 내지 도 8을 이용하여 일반적인 안저카메라의 문제점을 확인하고자 한다.
ㄱ. 일반적인 동측 조명 안저카메라의 구성
도 7은 일반적인 동측 조명(coaxial illumination) 안저카메라의 기본 구성을 나타내었다. 도 7에 나타난 바와 같이, 상기 편광빔스플리터(50)는 안저를 조영하기 위한 조명과 조영된 안저의 상이 같은 축에 존재하도록 하는 핵심장치이다. 그러나 기존의 동측 조명 안저카메라는 상기 편광빔스플리터(50)를 통과하면서 많은 빛이 소실되고 내부에 발생한 다양한 반사로 인한 광잡음이 여과없이 검출기로 들어온다.
ㄴ. 일반적인 동측 조명 안저카메라에서 발생되는 다양한 광반사
도 7의 붉은색 화살표는 일반적인 동측 조명(coaxial illumination) 안저카메라에서 발생할 수 있는 다양한 반사의 원인과 문제점을 나타내었다. 화살표 a는 상기 편광빔스플리터(50)에 발생하는 반사이고, 화살표 b는 상기 대물렌즈(60)에 의한 반사이다. 화살표 c는 각막에서 발생하는 반사이다. 화살표 d는 수정체에서 발생하는 반사이다. 화살표 e는 유리체 및 망막에서 일어나는 전반사이다. 상기 a ~ e의 반사로 인해 안저 사진을 촬영하면 다양한 반사 패턴이 나타나, 의사가 환자의 안저를 확인하는데 많은 혼란을 가중한다.
ㄷ. 일반적인 동측 조명(Coaxial illumonation) 안저카메라를 이용하여 촬영한 안저사진
도 8은 일반적인 동측 조명(Coaxial illumonation) 안저카메라를 이용하여 촬영한 안저사진을 나타낸 것으로, 도 7의 화살표로 나타낸 반사의 실체를 사진으로 확인할 수 있다. 도 7과 마찬가지로, 화살표 a는 상기 편광빔스플리터(50)에 발생하는 반사이고, 화살표 b는 상기 대물렌즈(60)에 의한 반사이다. 화살표 c는 각막에서 발생하는 반사이다. 화살표 d는 수정체에서 발생하는 반사이다. 화살표 e는 유리체 및 망막에서 일어나는 전반사이다. 상기 a ~ e로 나타낸 반사는 환자의 눈의 위치나 광학계와 시축의 각도가 변하면 그 패턴이 예측할 수 없게 바뀌므로, 소프트웨어로 제거할 수 없어 장비의 진단적 가치를 떨어뜨리는 문제점이 있다.
상기 과제의 해결 수단에 의해, 본 발명은 좁은 스펙트럼 영역의 빛을 방출하는 광원을 여기 광원으로 사용하고 빠른 응답시간, 긴 수명 및 적은 전류소모가 가능한 형광 안저 혈관조영장치를 제공할 수 있다.
또한, 본 발명은 빠른 응답시간으로 고속의 형광 안저 혈관조영을 가능하게 하고, 실시간으로 망막의 동맥과 정맥에 조영되는 형광물질의 이동속도를 측정할 수 있다.
또한, 본 발명은 동측 조명을 사용하는 안저카메라에서 편광 빔 스플리터와 선형 편광필터 조합을 사용하여 다양한 형태의 내부 반사를 제거하여 보다 선명한 이미지를 획득할 수 있다.
또한, 본 발명은 조명과 필터를 추가하여 저렴한 가격으로 칼라 안저카메라와 플루오레세인 안저 혈관조영장치를 하나의 광학플랫폼으로 동시에 구현할 수 있다.
또한, 본 발명은 적은 조영 에너지로 고속의 형광 안저사진을 획득함으로써 장비의 진단적 가치를 올릴 수 있다. 특히 당뇨망막병증, 황반변성, 망막 동맥폐쇄, 망막 정맥폐쇄 등과 같은 망막질환에서 혈류의 속도가 감소된 병변이나, 신생혈관, 차단 병변 등을 확인하는데 유용하다.
또한, 고가의 광학적 장치의 추가나 고가의 레이저기반 조영 장치 없이도 광각으로 형광 안저를 촬영할 수 있다.
이와 같이, 상술한 본 발명의 기술적 구성은 본 발명이 속하는 기술분야의 당업자가 본 발명의 그 기술적 사상이나 필수적 특징을 변경하지 않고서 다른 구체적인 형태로 실시될 수 있다는 것을 이해할 수 있을 것이다.
그러므로 이상에서 기술한 실시예들은 모든 면에서 예시적인 것이며 한정적인 것이 아닌 것으로서 이해되어야 하고, 본 발명의 범위는 상기 상세한 설명보다는 후술하는 특허청구범위에 의하여 나타나며, 특허청구범위의 의미 및 범위 그리고 그 등가 개념으로부터 도출되는 모든 변경 또는 변형된 형태가 본 발명의 범위에 포함되는 것으로 해석되어야 한다.
[부호의 설명]
10. 광원
20. 확산렌즈
21. 중앙부가리개
30. 조명렌즈
40. 미러
50. 편광빔스플리터
60. 대물렌즈
70. 근거리접안렌즈
80. 선형편광필터
81. 제1선형편광필터
82. 제2선형편광필터
90. 광차단필터
91. 제1광차단필터
92. 제2광차단필터
93. 제3광차단필터
100. 촬상소자
110. 여기필터
111. 제1여기필터
112. 제2여기필터
113. 제3여기필터
114. 제4여기필터
115. 제5여기필터

Claims (5)

  1. 470 내지 490nm의 중심파장을 가진 청색광원인 광원(10);
    상기 광원(10)에서 인입된 광을 확산하는 확산렌즈(20);
    상기 확산렌즈(20)에서 인입된 광을 일정 출사각으로 조사하는 조명렌즈(30);
    상기 조명렌즈(30)에서 인입된 광을 반사하는 미러(40);
    상기 미러(40)에서 인입된 광에서 P편광은 투과하고 S편광은 반사시키는 편광빔스플리터(50);
    상기 편광빔스플리터(50)에서 인입된 광에 의해 맺힌 안저의 상을 확대하는 대물렌즈(60);
    상기 대물렌즈(60)에 의해 확대된 안저의 상을 축소 혹은 확대하는 근거리접안렌즈(70);
    상기 P편광만 통과하는 선형편광필터(80);
    상기 선형편광필터(80)를 통과한 광에서 중심파장이 520nm 내지 530nm의 광을 필터하거나 500nm 보다 짧은 파장의 광을 차단하는 광차단필터(90);
    상기 광원(10)과 편광빔스플리터(50) 사이에 마련되어 480nm를 중심파장으로 하는 여기필터(110); 및
    상기 광차단필터(90)를 통과한 광을 전기적 신호로 변환하는 촬상소자(100);를 포함하고,
    상기 선형편광필터(80)는,
    상기 광원(10)와 상기 편광빔스플리터(50) 사이에 구비되는 제1선형편광필터(81)와, 상기 편광빔스플리터(50)와 상기 근거리접안렌즈(70) 사이에 구비되는 제2선형편광필터(82)가 각각 마련되는 것을 특징으로 하는 편광 빔 스플리터와 선형편광필터를 사용한 안저 혈관조영장치.
  2. 제1항에 있어서,
    상기 광차단필터(90)는,
    상기 편광빔스플리터(50)와 상기 제2선형편광필터(82) 사이에 마련된 제1광차단필터(91) 이거나,
    상기 제2선형편광필터(82)와 상기 근거리접안렌즈(70) 사이에 마련된 제2광차단필터(92) 이거나,
    상기 근거리접안렌즈(70)와 상기 촬상소자(100) 사이에 마련된 제3광차단필터(93) 중 어느 하나 이상으로 구비되는 것을 특징으로 하는 편광 빔 스플리터와 선형편광필터를 사용한 안저 혈관조영장치.
  3. 제1항에 있어서,
    상기 광차단필터(90)는,
    반치전폭(full width at half maximum, FWHM)이 40 내지 50nm 인 것을 특징으로 하는 편광 빔 스플리터와 선형편광필터를 사용한 안저 혈관조영장치.
  4. 제1항에 있어서,
    상기 여기필터는,
    반치전폭(full width at half maximum, FWHM)이 40nm 이내인 것을 특징으로 하는 편광 빔 스플리터와 선형편광필터를 사용한 안저 혈관조영장치.
  5. 제1항에 있어서,
    상기 여기필터는,
    밴드패스광학필터인 것을 특징으로 하는 편광 빔 스플리터와 선형편광필터를 사용한 안저 혈관조영장치.
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