УСТРОЙСТВО ДЛЯ ФОРМИРОВАНИЯ ОПТИЧЕСКОГО КОГЕРЕНТНОГО ТОМОГРАФИЧЕСКОГО ИЗОБРАЖЕНИЯ И СПОСОБ ФОРМИРОВАНИЯ ОПТИЧЕСКОГО КОГЕРЕНТНОГО ТОМОГРАФИЧЕСКОГО ИЗОБРАЖЕНИЯ
OPTICAL COHERENCE TOMOGRAPHIC IMAGING APPARATUS AND OPTICAL COHERENCE TOMOGRAPHIC IMAGING METHOD

ОПИСАНИЕ
Область техники, к которой относится изобретение
Данное изобретение относится к устройству для формирования оптических когерентных томографических изображений и способу формирования оптических когерентных томографических изображений. В частности, изобретение относится к устройству для формирования томографических изображений на основании оптического когерентного излучения и способу формирования томографических изображений на основании оптического когерентного излучения, используемым в диагностике и лечении заболеваний глаз.
Предшествующий уровень техники
Оптическая когерентная томография (ОКТ) позволяет получать томографическое изображение образца с высоким разрешением и используется, главным образом, в качестве офтальмологического инструмента. Устройство, в котором используется ОКТ (ОКТ-устройство), оснащено когерентной системой и может проводить измерение с высокой чувствительностью путем облучения глазного дна измерительным лучом (низкокогерентным лучом) и объединения луча, отраженного от глазного дна, с опорным лучом. При этом измерительный луч проецируют в заданном положении сетчатки для получения томографического изображения глазного дна. Здесь можно оказаться затруднительным в некоторых случаях проецировать измерительный луч в заданном положении сетчатки из-за таких факторов обследуемых глаз, как амблиопия (двоение). В то же время необходимо проецировать измерительный луч в заданном положении сетчатки путем регулирования оптической системы в соответствии с оптическими характеристиками каждого обследуемого глаза, и поэтому регулирование оптической системы занимает много времени.
За последние годы наблюдался усилившийся спрос на получение томографического изображения с высоким разрешением посредством ОКТ-устройства. Следовательно, когда томографическое изображение получают, делая диаметр луча, присущий измерительному лучу, большим, регулирование такой оптической системы занимает большее время.
С другой стороны, желательно также сократить время, затрачиваемое на регулирование оптической системы. В частности, сокращение времени, требуемого на получение изображения при офтальмологической диагностике сетчатки, связано с освещением нагрузки на объекте, так что весьма желательно сократить время на регулирование такой оптической системы.
Чтобы удовлетворить вышеуказанные две потребности, в выложенной заявке №2002-174769 на патент Японии (именуемой далее известным патентным документом 1) описано оптическое устройство, в котором используются ОКТ и оптическая когерентная микроскопия (ОКМ). Это устройство имеет такую конструкцию, что ОКТ используется при подтверждении большой структуры в виртуальном образце и может быть заменена ОКМ, когда значительная область обследуется с меньшим разрешением. При этом ОКТ и ОКМ весьма различны по глубине резкости, вследствие чего устройство имеет такую конструкцию, что диаметры лучей можно задавать в соответствии с ОКТ имеющими малую числовую апертуру и в соответствии с ОКМ имеющими большую числовую апертуру, воспользовавшись оптической системой преобразования диаметров лучей при большом отношении «сигнал-шум».
Краткое изложение существа изобретения
Устройство, описанное в известном патентном документе 1 (выложенной заявке №2002-174769 на патент Японии), может обследовать значительную область в большой структуре в живом образце, подтверждаемую с меньшим разрешением посредством ОКТ, за счет замены ее ОКМ, вследствие чего решается проблема, заключающаяся в том, что регулирование проецирования измерительного луча при ОКМ с малой глубиной резкости в заданном положении занимает много времени.
Вместе с тем, в известным патентном документе 1 (выложенной заявке №2002-174769 на патент Японии) вовсе не рассматривается проблема, обуславливаемая тем, что диметр луча, присущий измерительному лучу, делают большим с использованием оптической системы преобразования диаметров лучей при формировании томографических изображений с высоким разрешением путем формирования изображений с помощью ОКТ-устройства.
При формировании томографических изображений посредством ОКТ диаметр луча, присущий измерительному лучу, делают большим с использованием оптической системы преобразования диаметров лучей, что и приводит к получению томографического изображения с высоким разрешением. Вместе с тем, когда диаметр луча, присущий измерительному лучу, делают большим таким образом, глубина резкости становится малой, так что трудно проецировать измерительный луч в заданном положении, а регулирование оптической системы занимает много времени.
Задача данного изобретения состоит в том, чтобы разработать устройство для формирования томографических изображений в оптическом когерентном излучении и способ формирования томографических изображений в оптическом когерентном излучении или устройство формирования оптического когерентного томографического изображения или способ формирования оптического когерентного томографического изображения, которые могут способствовать сокращению времени формирования изображения при получении томографического изображения с высоким разрешением посредством ОКТ ввиду вышеописанных проблем.
Данное изобретение обеспечивает устройство для формирования томографических изображений в оптическом когерентном излучении и способ формирования томографических изображений в оптическом когерентном излучении, являющиеся такими, как описано ниже.
Устройство для формирования томографических изображений в оптическом когерентном излучении в соответствии с данным изобретением представляет собой устройство для формирования томографических изображений в оптическом когерентном излучении, в котором свет из источника света расщепляется на измерительный луч и опорный луч, измерительный луч направляется на обследуемый объект, опорный луч направляется на зеркало опорного луча, а обратный луч измерительного луча, отраженный или рассеянный обследуемым объектом, и опорный луч, отраженный зеркалом опорного луча, используются для формирования томографического изображения обследуемого объекта, при этом устройство содержит
блок регулирования диаметра луча, предназначенный для регулирования диаметра луча, присущего измерительному лучу,
блок расщепления обратного луча, предназначенный для расщепления обратного луча на первый обратный луч и второй обратный луч,
первый блок обнаружения, предназначенный для обнаружения интенсивности первого обратного луча из блока расщепления,
блок регулирования положения конденсации, предназначенный для регулирования положения конденсации измерительного луча на обследуемом объекте, при этом диаметр луча регулируется блоком регулирования диаметра луча на основании интенсивности первого обратного луча, обнаруженной первым блоком обнаружения,
второй блок обнаружения, предназначенный для обнаружения интенсивности объединенного луча, полученного путем объединения второго обратного луча из блока расщепления с отраженным лучом опорного луча, отраженным зеркалом опорного луча, и
блок регулирования длины оптического пути, предназначенный для регулирования длины оптического пути опорного луча, при этом состояние измерительного луча регулируется блоком регулирования положения конденсации на основании интенсивности объединенного луча, обнаруженной вторым блоком обнаружения.
Способ формирования оптического когерентного томографического изображения в соответствии с данным изобретением представляет собой способ формирования оптического когерентного томографического изображения в устройстве формирования оптического когерентного томографического изображения в когерентном излучении, в котором свет из источника света расщепляют на измерительный луч и опорный луч, измерительный луч направляют на обследуемый объект, опорный луч направляют на зеркало опорного луча, а обратный луч измерительного луча, отраженный или рассеянный обследуемым объектом, и опорный луч, отраженный зеркалом опорного луча, используют для формирования томографического изображения обследуемого объекта, при этом способ включает в себя
первый этап, на котором регулируют диаметр луча, присущий измерительному лучу, до диаметра луча, меньшего, чем диаметр луча при измерении, с использованием блока регулирования диаметра луча на подготовительной стадии перед формированием томографических изображений, обнаруживают посредством первого блока обнаружения интенсивность первого обратного луча из первого и второй обратных лучей, расщепление на которые осуществляет блок расщепления, предназначенный для расщепления обратного луча, и регулируют блок конденсации, предназначенный для конденсации измерительного луча на обследуемом объекте, на основании обнаруженной интенсивности луча,
второй этап, на котором обнаруживают посредством второго блока обнаружения интенсивность объединенного луча, полученного путем объединения второго обратного луча после расщепления блоком расщепления обратного луча, с отраженным лучом опорного луча, отраженным зеркалом опорного луча, при этом положение блока конденсации отрегулировано на первом этапе, и регулируют длину оптического пути опорного луча посредством блока регулирования длины оптического пути на основании обнаруженной интенсивности луча,
третий этап, на котором регулируют диаметр луча, присущий измерительному лучу, до диаметра луча, большего, чем на подготовительной стадии, с использованием блока регулирования диаметра луча, на стадии формирования изображений, где формируют томографическое изображение, обнаруживают интенсивность первого обратного луча посредством первого блока обнаружения и регулируют блок конденсации, предназначенный для конденсации измерительного луча на обследуемом объекте, на основании обнаруженной интенсивности луча, и
четвертый этап, на котором регулируют интенсивность объединенного луча посредством второго блока обнаружения, при этом состояние блока конденсации отрегулировано на третьем этапе, и регулируют длину оптического пути опорного луча посредством блока регулирования длины оптического пути на основании обнаруженной интенсивности луча.
В соответствии с еще одним вариантом осуществления данного изобретения носитель информации, считываемый компьютером, хранит программу для осуществления компьютером вышеописанного способа формирования оптического когерентного томографического изображения.
В соответствии с дополнительным вариантом осуществления данного изобретения программа предусматривает осуществление компьютером вышеописанного способа формирования оптического когерентного томографического изображения.
В соответствии с еще одним вариантом осуществления данного изобретения устройство для получения информации оптического когерентного томографического изображения содержит
модуль обнаружения обратного луча, предназначенный для обнаружения информации об интенсивности обратного луча от обследуемого объекта,
оптический модуль для облучения произвольного положения обследуемого объекта измерительным лучом, падающим на обследуемый объект,
модуль изменения диаметра луча, предназначенный для изменения первого диаметра луча, присущего измерительному лучу, до второго диаметра луча, большего, чем первый диаметр луча,
модуль регулирования, предназначенный для регулирования положения облучения измерительным лучом в оптическом модуле на основании информации об интенсивности обратного луча из упомянутого произвольного положения обследуемого объекта при первом диаметре луча, и
модуль обнаружения объединенного луча, предназначенный для обнаружения луча, полученного объединением обратного луча от обследуемого объекта с опорным лучом,
при этом первый диаметр луча изменяют до второго диаметра луча посредством модуля изменения диаметра луча в состоянии, отрегулированном посредством модуля регулирования, так что происходит падение измерительного луча, имеющего второй диаметр луча.
В соответствии с данным изобретением можно реализовать устройство для формирования оптического когерентного томографического изображения и способ формирования оптического когерентного томографического изображения, которые сокращают время формирования изображений при получении томографического изображения с высоким разрешением посредством ОКТ-устройства.
Дополнительные признаки данного изобретения станут ясными из нижеследующего описания возможных вариантов осуществления со ссылками на прилагаемые чертежи.
Краткое описание чертежей
Фиг.1 иллюстрирует схематическую конструкцию всей оптической системы ОКТ-устройства в примере 1 данного изобретения.
На фиг.2A, 2B, 2C и 2D иллюстрируют способ регулирования, осуществляемый ОКТ-устройством в примере 1 данного изобретения.
Фиг.3A, 3B и 3C иллюстрируют способ получения изображения с помощью ОКТ-устройства в примере 1 данного изобретения.
Фиг.4 иллюстрирует схематическую конструкцию всей оптической системы ОКТ-устройства в примере 2 данного изобретения.
Фиг.5A и 5B иллюстрируют диаметр луча, получаемого с использованием регулируемого расширителя луча в примере 1 данного изобретения.
На фиг.6A и 6B представлена блок-схема последовательности операций, иллюстрирующая определение диаметра луча в примерах 3 и 4.
Фиг.7A, 7B и 7C иллюстрируют типичное устройство для получения информации ОКТ в соответствии с вариантом осуществления данного изобретения.
Фиг.8A, 8B и 8C иллюстрируют прибор для изменения апертуры в примере 4 данного изобретения.
Фиг.9A, 9B, 9C, 9D, 9E, 9F, 9G, 9H, 91, 9J, 9K и 9L иллюстрируют примеры апертуры в примере 4 данного изобретения.
Подробное описание изобретения
Улучшений в разрешении, контрастности и сокращении времени формирования изображений можно достичь при формировании томографических изображений посредством ОКТ, в частности, формировании томографических изображений сетчатки на глазном дне обследуемого глаза.
Когда диаметр луча, присущий измерительному лучу, делают большим, как описано выше, возникает проблема, заключающаяся в том, что глубина резкости становится малой, и поэтому фокусировка затрудняется, так как эта фокусировка занимает много времени. Также существует проблема, заключающаяся в том, что трудно проецировать измерительный луч в заданном положении из-за оптических характеристик каждого обследуемого глаза, вследствие чего понижается контрастность.
Авторы данного изобретения обнаружили, что эти проблемы решаются с помощью следующей конструкции. Основные принципы ее описаны ниже. На подготовительной стадии для формирования томографических изображений диаметр луча, присущий измерительному лучу, делают меньшим, чем диаметр луча на стадии формирования изображений, вследствие чего получается диапазон фокусировки, дающий возможность приближенного получения томографического изображения с большой глубиной резкости за счет регулирования длины оптического пути опорного луча посредством блока регулирования длины оптического пути.
Положение (диапазон фокусировки) длины оптического пути опорного луча, регулируемой посредством блока регулирования длины оптического пути, записывается.
С другой стороны, на этапе формирования изображения, предназначенном для формирования томографического изображения, диаметр луча, присущий измерительному лучу, делают большим, чем на подготовительной стадии перед формированием изображений, для получения изображения с высоким разрешением.
При этом глубина фокусировки (резкости) становится малой. Вместе с тем легко осуществить регулирование достижения фокусировки при проецировании измерительного луча в заданном положении путем использования отрегулированного положения (диапазона фокусировки) длины оптического пути опорного луча, записанного выше, в качестве опорного значения, вследствие чего можно сократить время формирования изображения.
На стадии формирования изображений диаметр луча, присущий измерительному лучу, постепенно изменяют и измеряют интенсивность обратного луча, вследствие чего диаметр измерительного луча можно регулировать до достижения диаметра луча, при котором интенсивность обратного луча становится максимальной, и можно повысить контрастность.
На стадии формирования изображений изменяют форму луча или положение падения луча применительно к измерительному лучу, при этом можно еще улучшить контрастность. Такое ОКТ-устройство, как описанное выше, можно выполнить следующим образом в варианте осуществления данного изобретения.
В ОКТ-устройстве, согласно этому варианту осуществления, устройство для формирования томографических изображений в оптическом когерентном излучении, в котором свет из источника света расщепляется на измерительный луч и опорный луч, измерительный луч направляется на обследуемый объект, опорный луч направляется на зеркало опорного луча, а обратный луч измерительного луча, отраженный или рассеянный обследуемым объектом, и опорный луч, отраженный зеркалом опорного луча, используются для формирования томографического изображения обследуемого объекта, оснащено блоком регулирования диаметра луча, предназначенным для регулирования диаметра луча, присущего измерительному лучу.
Для этого блока регулирования диаметра луча предусмотрен оптический путь для направления измерительного луча на обследуемый объект, образованный расширяемой оптической системой. Например, этот блок может быть выполнен в виде регулируемого расширителя 136 луча, расположенного на оптическом пути измерительного луча в ОКТ-устройстве, изображенном на фиг.1.
ОКТ-устройство также оснащено блоком расщепления обратного луча, предназначенным для расщепления обратного луча на первый обратный луч и второй обратный луч.
Например, этот блок расщепления может быть выполнен в виде расщепителя 103-3 луча, расположенного на оптическом пути измерительного луча в ОКТ-устройстве, изображенном на фиг.1.
ОКТ-устройство дополнительно оснащено первым блоком обнаружения, предназначенным для обнаружения интенсивности первого обратного луча из блока расщепления.
Например, первый блок обнаружения может быть выполнен в виде детектора 137, на который направляется первый обратный луч, в ОКТ-устройстве, изображенном на фиг.1.
ОКТ-устройство также дополнительно оснащено блоком регулирования положения конденсации, предназначенным для регулирования положения блока конденсации, предназначенного для конденсации измерительного луча на обследуемом объекте с диаметром луча, отрегулированным посредством блока регулирования диаметра луча, на основании интенсивности первого обратного луча, обнаруженной первым блоком обнаружения.
Например, блок регулирования положения конденсации для блока конденсации может быть выполнен в виде электрического каскада 117-2 в ОКТ-устройстве, изображенном на фиг.1.
ОКТ-устройство также дополнительно оснащено еще и вторым блоком обнаружения, предназначенным для обнаружения интенсивности объединенного луча, полученного путем объединения второго обратного луча из блока расщепления с отраженным лучом опорного луча, отраженным зеркалом опорного луча.
Например, этот второй блок обнаружения может быть выполнен в виде балансного детектора 122 в ОКТ-устройстве, изображенном на фиг.1.
ОКТ-устройство также дополнительно оснащено еще и блоком регулирования длины оптического пути, предназначенным для регулирования длины оптического пути опорного луча, при этом положение блока конденсации отрегулировано блоком регулирования положения конденсации на основании интенсивности объединенного луча, обнаруженной вторым блоком обнаружения.
Например, этот блок регулирования длины оптического пути может быть выполнен в виде электрического каскада 117-1 в ОКТ-устройстве, изображенном на фиг.1.
ОКТ-устройство также может быть выполнено имеющим блок для записи положения длины оптического пути опорного луча, регулируемого блоком регулирования оптического пути.
При осуществлении способа формирования томографических изображений в оптическом когерентном излучении с использованием ОКТ-устройства в этом варианте осуществления оптическое формирование томографических изображений можно проводить посредством нижеследующих этапов.
На предварительной стадии для формирования томографических изображений, которая представляет собой первый этап, диаметр луча, присущий измерительному лучу, регулируют до достижения диаметра луча, меньшего, чем диаметр луча при измерении, с использованием блока регулирования диаметра луча.
Интенсивность первого обратного луча из первого и второго обратных лучей, расщепление на которые осуществлено блоком расщепления обратного луча, обнаруживают посредством первого блока обнаружения, а положение блока конденсации, предназначенного для конденсации измерительного луча на обследуемом объекте, регулируют на основании обнаруженной интенсивности луча.
На втором этапе интенсивность объединенного луча, получаемого путем объединения второго обратного луча, полученного расщеплением посредством блока расщепления обратного луча, с отраженным лучом опорного луча, отраженным зеркалом опорного луча, обнаруживают посредством второго блока обнаружения, при положении блока конденсации, отрегулированном на первом этапе, а длину оптического пути опорного луча регулируют посредством блока регулирования длины оптического пути на основании обнаруженной интенсивности луча.
Таким образом, на предварительной стадии перед формированием томографических изображений диапазон фокусировки, допускающий приближенное получение томографического изображения с глубиной фокуса (резкости) посредством измерительного луча, которому придан малый диаметр луча, получают путем регулирования длины оптического пути опорного луча посредством блока регулирования длины оптического пути, вследствие чего можно получить диапазон фокусировки, не затрачивая на это много времени. При этом положение (диапазон фокусировки) длины оптического пути опорного луча, регулируемой блоком регулирования длины оптического пути, записывается.
На стадии формирования изображения процесса формирования томографического изображения, которая является третьим этапом, диаметр луча, присущий измерительному лучу, регулируют до диаметра луча, большего, чем диаметр луча на подготовительной стадии, с использованием блока регулирования диаметра луча, обнаруживают интенсивность первого обратного луча посредством первого блока обнаружения и регулируют положение конденсации блока конденсации, предназначенного для конденсации измерительного луча, на обследуемом объекте на основании обнаруженной интенсивности луча.
На четвертом этапе обнаруживают интенсивность объединенного луча посредством второго блока обнаружения при положении блока конденсации, отрегулированном на третьем этапе, посредством использования, например, записанного положения длины оптического пути, отрегулированного посредством блока регулирования длины оптического пути, в качестве опорного значения, и регулируют длину оптического пути опорного луча посредством блока регулирования длины оптического пути на основании обнаруженной интенсивности луча.
Как описано выше, при получении томографических изображений длину оптического пути опорного луча можно быстро отрегулировать за счет использования записанного положения длины оптического пути, отрегулированного блоком регулирования длины оптического пути в качестве опорного значения, например, с использованием окрестности центра положения, отрегулированного блоком регулирования оптического пути, как опорного значения.
В этом варианте осуществления устройство также может быть выполнено имеющим блок информирования о том, что первый или второй обратный луч не приобретает интенсивность, необходимую для того, чтобы ее мог обнаружить первый или второй блок обнаружения.
За счет того что предусмотрен этот блок, появляется возможность делать надлежащие измерения, когда интенсивность обратного луча не достигает заданной интенсивности.
В этом варианте осуществления, по меньшей мере, один оптический путь из оптического пути для направления света из источника света на оптический путь, на котором свет расщепляется на измерительный луч и опорный луч, оптического пути для направления опорного пути к источнику света, может быть сформирован оптическим фильтром.
Посредством такой конструкции можно реализовать малогабаритное и дешевое ОКТ-устройство. В этом варианте осуществления можно предусмотреть автоматическое проведение, по меньшей мере, одного этапа из первого - четвертого этапов. В другом варианте осуществления способ формирования томографических изображений в оптическом когерентном излучении в соответствии с вышеописанным вариантом осуществления можно также сохранять как программу, предназначенную для исполнения ее компьютером, на носителе информации (например, гибком диске, жестком диске, оптическом диске, магнитооптическом диске, постоянном запоминающем устройстве на компакт-диске (CD-ROM), перезаписываемом компакт-диске (CD-R), магнитной ленте, плате энергонезависимой памяти, постоянном запоминающем устройстве (ПЗУ), электрически стираемом программируемом постоянном запоминающем устройстве (ЭСППЗУ) или диске высокого разрешения, работающем на основе сине-фиолетового лазера (Blu-ray-диске)), считываемом компьютером.
В дополнительном варианте осуществления можно обеспечить программу для осуществления способа формирования томографических изображений в оптическом когерентном излучении.
Устройство для получения томографической информации в оптическом когерентном излучении (оптическая когерентная томографическая информация)
Устройство для оптического получения томографической информации в когерентном излучении в соответствии с еще одним вариантом осуществления данного изобретения будет описано со ссылками на фиг.7A-7C.
Сначала модуль обнаружения обратного луча обнаруживает информацию об интенсивности обратного луча 16 от обследуемого объекта (например, глазного дна) 12. Модуль 19 обнаружения обратного луча, обнаруживающий интенсивность луча, представляет собой, например, фотодиод и фотоумножитель. Затем оптический модуль 20 облучает произвольное положение (положение облучения) обследуемого объекта 12 измерительным лучом 13, падающим на обследуемый объект 12. Оптический модуль 20 может конденсировать луч, падающий на оптический модуль 20, в вышеописанное положение и представляет собой, например, объектив.
Модуль 21 изменения диаметра луча изменяет первый диаметр 25 луча, присущий измерительному лучу 13, падающему на оптический модуль 20, до достижения второго диаметра 26 луча, больший, чем первый диаметр 25 луча. Модуль 21 изменения диаметра луча может изменять размер диаметра луча, падающего на модуль 21 изменения диаметра луча. Примеры этого модуля включают в себя регулируемый расширитель луча (как правило, такой конструкции, что диаметр луча можно изменять, поддерживая при этом, по существу, параллельный луч с использованием оптической системы, такой как объектив). Однако этот модуль не ограничивается упомянутой конструкцией и может иметь такую конструкцию (например, с изменяемой апертурой), что размер отверстия, облучаемого лучом, можно изменять.
В случае первого диаметра 25 луча диаметр пятна в положении облучения является большим (фиг.7B). При этом глубина 27 фокуса (резкости) является большой, а поперечное разрешение (разрешение в направлении, перпендикулярном направлению оптической оси) является малым. В случае второго диаметра 26 луча диаметр пятна в положении облучения является малым (фиг.7С). При этом глубина фокуса (резкости) является малой, а поперечное разрешение является большим.
Модуль 22 регулирования представляет собой модуль регулирования, предназначенный для регулирования положения луча, подаваемого оптическим модулем 20, на обследуемом объекте 12, по существу, в направлении оптической оси (или направлении глубины обследуемого объекта) на основании информации об интенсивности обратного луча (или с использованием информации об интенсивности обратного луча) из упомянутого произвольного положения обследуемого объекта 12 при первом диаметре 25 луча. Модуль 22 регулирования в желательном варианте регулирует положение оптического модуля 20 в направлении оптической оси. В противном случае, устройство можно перемещать относительно обследуемого объекта 12. Модуль 22 регулирования в желательном варианте имеет такую конструкцию, что обеспечивается регулирование разности между длиной оптического пути измерительного луча 13 и длиной оптического пути опорного луча 15. За счет этой конструкции можно регулировать створ когерентности (положение, в котором длина пути измеряемого луча и длина пути опорного луча, по существу, одинаковы). Регулирование посредством модуля 22 регулирования можно проводить при облучении обследуемого объекта измерительным лучом со вторым диаметром луча.
Модуль 18 обнаружения объединенного луча обнаруживает объединенный луч 16 (или когерентный луч) обратного луча 16 от обследуемого объекта 12 и опорного луча 15. Модуль 18 обнаружения объединенного луча, способный обнаруживать интенсивность луча, представляет собой, например, фотодиод и фотоумножитель. Модуль обнаружения также может быть выполнен таким образом (как балансный детектор), что два фотодиода используются для электрического удаления теплового шума (фиг.1). Устройство для получения оптического когерентного томографического изображения выполнено таким образом, что диаметр луча изменяется от первого диаметра 25 луча до второго диаметра 26 луча посредством модуля 21 изменения диаметра луча в положении, отрегулированном регулирующим модулем 22 таким образом, что происходит падение измерительного луча, имеющего второй диаметр 26 луча.
За счет этой конструкции можно регулировать фокальное положение (фокус) за относительно короткий период времени, потому что используется измерительный луч с малым диаметром луча, и можно получать объединенный луч с большим поперечным разрешением, потому что используется измерительный луч с большим диаметром луча.
Устройство для получения оптической когерентной томографической информации в соответствии с этим вариантом осуществления, как правило, имеет следующие составные части.
Во-первых, предусмотрен источник 11 света. Источник 11 света, который является низкокогерентным источником света, представляет собой, например, суперлюминесцентный диод (СЛД).
Далее, предусмотрен модуль 23 расщепления (блок расщепления), предназначенный для расщепления света из источника 11 света на измерительный луч 13, падающий на обследуемый объект 12, и опорный луч 15, падающий на опорный модуль 14. Этот модуль расщепления также является модулем объединения, предназначенным для объединения обратного луча 16 от обследуемого объекта 12 с опорным лучом 15, отраженным опорным модулем 14. Оптическую систему, в которой используются выполненные как одно целое модуль расщепления и модуль объединения (интерферометр Майкельсона, конструкция которого представлена на фиг.7А), описанную выше. Кроме того, также можно использовать оптическую систему, в которой применяются отдельные модуль расщепления и модуль объединения (интерферометр Маха-Зендера, фиг.1).
При этом желательно иметь такую конструкцию, которая позволяет получать информацию об интенсивности, касающуюся томографического положения обследуемого объекта в направлении оптической оси оптической системы. Излишне говорить, что устройство для оптического формирования томографических изображений в когерентном излучении в соответствии с данным изобретением не ограничивается описанной конструкцией.
Модуль изменения состояния луча
В данном случае имеется проблема, заключающаяся в том, что получение томографического изображения, имеющего высокую контрастность, занимает много времени из-за оптических характеристик (главным образом, характеристик аберрации, таких как астигматизм) глаз человека, подлежащих обследованию. Устройство в желательном варианте имеет нижеследующую конструкцию для решения этой проблемы. Однако данное изобретение не ограничивается ею.
Устройство в желательном варианте оснащено модулем изменения состояния луча (например, таким, как обозначенный позицией 236 на фиг.8A и 8B), предназначенным для изменения состояния луча применительно к измерительному лучу 13, имеющему второй диаметр 26 луча. Состояние луча может быть представлено, по меньшей мере, в одной из форм, размером и положением в проходящем в плоскости направлении, по существу, перпендикулярном направлению оптической оси измерительного луча. Однако состояние не ограничивается вышеуказанным и может быть любым состоянием луча.
Модуль изменения состояния луча в желательном варианте выполнен содержащим множество линз для формирования состояния луча применительно к измерительному лучу за счет падения измерительного луча. Модуль изменения состояния луча в желательном варианте также выполнен так, что среди многочисленных линз состояние луча в момент падения измерительного луча на первую линзу и состояние луча в момент падения измерительного луча на вторую линзу отличаются друг от друга. Модуль изменения состояния луча в желательном варианте оснащен диском (например, таким, как обозначенный позицией 251 на фиг.8В и 8С), расположенным перпендикулярно направлению оптической оси, а в диске предусмотрено множество отверстий (см., например, фиг.9A-9L). Этот модуль в желательном варианте имеет такую конструкцию, что измерительный луч избирательно падает на любое из упомянутых отверстий за счет вращения диска.
Информация об интенсивности обратного луча обнаруживается для каждого состояния луча, изменяемого модулем изменения состояния луча. Объединенный луч, получаемый путем использования измерительного луча, имеющего состояние луча, выбранное на основании обнаруженной информации об интенсивности, обнаруживается модулем обнаружения объединенного состояния луча.
Таким образом, томографическое изображение, имеющее высокую контрастность, можно получать за короткий период времени безотносительно оптических характеристик (главным образом, характеристик аберрации, таких как астигматизм) глаз человека, подлежащих обследованию.
Вышеописанный объект изобретения будет подробно описан в примере 4.
Примеры
Ниже будет приведено описание данного изобретения на примерах.
Пример 1
В примере 1 описывается ОКТ-устройство (или устройство для оптического получения томографической информации в когерентных лучах). В этом примере описывается, в частности, ОКТ во временной области (ОКТ в ВО) для получения томографического изображения сетчатки.
Вместе с тем, данное изобретение не ограничивается такой ОКТ в ВО, а также излишне говорить, что данное изобретение также применимо к ОКТ в Фурье-области (ОКТ в ФО).
Сначала будет описана схематическая конструкция оптической системы ОКТ-устройства в этом примере. Фиг.1 иллюстрирует схематическую конструкцию всей оптической системы ОКТ-устройства в этом примере. На фиг.1 изображены ОКТ-устройство 100 и глаз (или обследуемый объект) 107, измерения которого проводятся ОКТ-устройством.
ОКТ-устройство имеет конструкцию, состоящую из следующих элементов: источника 101 света, расщепителей 103-1 - 103-3 луча, одномодовых оптических волокон 110-1 - 110-4, линз 111-1 - 111-4, а также 120-1 и 120-2, зеркал 114-1 - 114-5, стекол 115-1 - 115-3 дисперсионной компенсации, акустооптических модуляторов 116-1 и 116-2, контроллера 116-3 для акустооптических модуляторов, электрических каскадов 117-1 и 117-2, двухкоординатного сканера 119, балансного детектора 122, усилителя 123, фильтра 124, персонального компьютера 125, регулируемого расширителя 136 луча и детектора 138.
В этом устройстве персональный компьютер 125 работает как управляющий модуль для электронных каскадов 117-1 и 117- 2, двухкоординатного сканера 119 и регулируемого расширителя 136 луча. Электрические каскады 117-1 и 117-2 регулируют прямолинейное движение электрических каскадов 117-1 и 117-2, двухкоординатный сканер 119 регулирует сканирование зеркала сканера, а регулируемый расширитель 136 луча регулирует интервалы между линзами.
На фиг.1 также изображены опорный луч 105, измерительный луч 106 и обратные лучи 108, 108-1 и 108-2.
Здесь также изображены роговица 126 и сетчатка 127.
Как показано на фиг.1, ОКТ-устройство 100 согласно этому примеру, в целом, образует систему интерферометра Маха-Зендера.
На этом чертеже свет, выходящий из источника 101 света, расщепляется на опорный луч 105 и измерительный луч 106 посредством расщепителя 103-1 луча.
Измерительный луч 106 возвращается в качестве обратного луча 108, отраженного или рассеянного глазом 106, который является объектом обследования, и расщепляется на обратный луч (первый обратный луч) 108-1 и обратный луч (второй обратный луч) 108-2 посредством расщепителя 103-3 луча. Обратный луч 108-2 из этих обратных лучей объединяется с опорным лучом 105 посредством расщепителя 103-2 луча.
После этого опорный луч 105 и обратный луч 108-2 объединяются и расщепляются посредством расщепителя 103-2, вызывается падение объединенного луча на балансный детектор 122.
Балансный детектор 122 преобразует интенсивность луча в напряжение, а с использованием его сигнала формируется томографическое изображение глаза 107.
Теперь будет описан источник 101 света.
Источник 101 света представляет собой суперлюминесцентный диод (СЛД), который является типичным низкокогерентным источником света.
Длина его волны составляет 830 нм, а ширина полосы составляет 50 нм. Ширина полосы негативно влияет на разрешение в направлении оптической оси получаемого томографического изображения и поэтому является важным параметром.
В этом примере в качестве источника света выбран СЛД. Вместе с тем, можно также использовать усиленную самопроизвольную эмиссию (УСЭ), поскольку она может способствовать выдаче низкокогерентного света.
Ввиду измерений для глаз подходящей является длина волны в диапазоне лучей ближней инфракрасной области спектра. Длина волны негативно влияет на разрешение в поперечном направлении получаемого томографического изображения и поэтому - в желаемом варианте - является длиной короткой волны. В этом примере используется значение 830 нм.
В соответствии с местом измерения обследуемого объекта можно также выбрать другую длину волны.
Свет, вышедший из источника 101 света, направляется к линзе 111-1 по одномодовому оптическому волокну 110-1 и регулируется таким образом, что дает параллельный луч, имеющий диаметр луча 4 мм.
Теперь будет описан оптический путь опорного луча 105.
Вызывается непрерывное падение опорного луча 105, расщепленного расщепителем 103-1 луча, на зеркала 114-1 - 114-5 опорного луча, чтобы изменить его направление, тем самым обуславливая его падение на балансный детектор 122 посредством расщепителя 103-2 луча.
Стекла 115-1 и 115-2 компенсации дисперсии расположены на оптическом пути, а длина стекла 115-1 компенсации дисперсии составляет L1 и - в желательном варианте - вдвое больше протяженности (диаметра) глубины обычного глаза. Стекло 115-1 компенсации дисперсии компенсирует дисперсию - относительно опорного луча 105 - при прохождении измерительного луча 106 к глазу 107 и возвращении от него обратно.
В этом примере задают длину Ll = 46 мм, т.е. вдвое большей, чем 23 мм - значения, соответствующего среднему диаметру глазного яблока японца.
Электрический каскад 117-1 также расположен так, что его можно перемещать в направлениях, отображенных стрелкой, и можно регулировать длиной оптического пути опорного луча 105 и управлять ею.
Теперь будет описан способ модуляции опорного луча 105.
Два акустооптических модулятора 116-1 и 116-2 используются как преобразователи частоты луча.
Частоты преобразования акустооптических модуляторов 116-1 и 116-2 составляют +41 МГц и -40 МГц, соответственно. В результате частота опорного луча 105 сдвигается на 1 МГц.
Стекло 115-2 компенсации дисперсии проводит компенсацию дисперсии для линз 120-1 и 120-2, используемых при сканировании глаза 107.
Теперь будет описан оптический путь измерительного луча 106.
Измерительный луч 106, расщепленный расщепителем 103-1 луча, проходит сквозь стекло 115-3 компенсации дисперсии, отражается расщепителем 103-3 луча и вынужден падать на регулируемый расширитель 136 луча. Стекло 115-3 компенсации дисперсии компенсирует дисперсию акустооптических модуляторов 116-1 и 116-2. Регулируемый расширитель 136 луча играет роль средством изменения диаметра луча применительно к измерительному лучу 106. Например, диметр луча 4 мм можно изменять в диапазоне от 1 мм и 8 мм.
Регулируемый расширитель 136 луча выполнен, например, содержащим линзу, имеющую положительную преломляющую способность (например, выпуклой линзы), и линзы, имеющей отрицательную преломляющую способность (например, вогнутой линзы), как показано на фиг.5A м 5B. Кстати, термин «преломляющая способность» означает физическую величину, определяемую числом, обратным фокусному расстоянию линзы.
Положение линзы 136-2, имеющей отрицательную преломляющую способность, изменяется между линзами 136-1 и 136-3, имеющими отрицательную преломляющую способность. Луч проходит сквозь линзу 136-1, пропускается сквозь линзу 136-2 и проходит сквозь линзу 136-3. При этом, когда линза 136-2 расположена с одной стороны линзы 136-1, диаметр луча можно сделать большим (фиг.5A). Когда же линза 136-2 расположена с другой стороны линзы 136-1, диаметр луча можно сделать малым (фиг.5B).
Затем измерительный луч заставляют падать на зеркало двухкоординатного сканера. Двухкоординатный сканер 119 описан здесь из соображений простоты. Однако в двухкоординатном сканере на самом деле два зеркала - зеркало сканирования в направлении Х и зеркало сканирования в направлении Y - расположены в непосредственной близости друг от друга для проведения растрового сканирования на сетчатке 127 в направлении, перпендикулярном оптической оси. Центр измерительного луча 106 отрегулирован таким образом, что соответствует центру вращения зеркала в двухкоординатном сканере 119.
Линзы 120-1 и 120-2 принадлежат оптической системе, предназначенной для сканирования сетчатки 127, и играют роль средств сканирования сетчатки 126 в окрестности роговицы 126, используемой в качестве опоры шарнира.
В этом примере фокусные расстояния линз 120-1 и 120-2 составляют 50 мм и 50 мм соответственно. Когда измерительный луч 106 падает на глаз 107, он становится обратным лучом 108 за счет отражения или рассеивания от сетчатки 127. Обратный луч 108 далее расщепляется на обратный луч (первый обратный луч) 108-1 и обратный луч (второй обратный луч) 108-2 посредством расщепителя 103-3 луча, а обратный луч 108-1 - один из обратных лучей - передается через расщепитесь 103-1 луча и направляется в детектор 138.
В качестве детектора 138 используется, например, лавинный фотодиод (ЛФД), который является быстродействующим и высокочувствительным оптическим датчиком.
Другой обратный луч 108-2 направляется в балансный детектор 122.
Электрический каскад 117-2 также расположен так, что может перемещаться в направлениях, показанных стрелкой, и может регулировать положение подсоединенной к нему линзы 120-2 и управлять этим положением.
Линза 120-2 конденсирует измерительный луч на сетчатке 127 за счет регулирования его положения посредством электрического каскада 117-2 даже в случае, если глаз 107 субъекта страдает аметропией, и это гарантирует получение томографического изображения посредством ОКТ-устройства 100.
Хотя линза 120-2 используется для регулирования положения конденсации измерительного луча 106 на сетчатке 127, можно также использовать вместо линзы зеркало со сферической поверхностью. Также можно проводить регулирование, перемещая сам глаз 107.
Теперь будет описана конструкция измерительной системы в ОКТ-устройстве в этом примере. ОКТ-устройство 100 может принимать томографическое изображение (ОКТ-изображение), сформированное, исходя из интерференционных сигналов помех интерференционной системой Маха-Зендера.
Ниже приводится описание измерительной системы этого устройства. Обратный луч 108, который является лучом, отраженным или рассеянным сетчаткой 127, расщепляется на обратный луч 108-1 и обратный луч 108-2 расщепителем 103-3 луча. Обратный луч 108-2 из этих расщепленных обратных лучей также расщепляется расщепителем 103-2 луча. С другой стороны, опорный луч 105 также расщепляется расщепителем 103-2 луча. Опорный луч 105 и обратный луч 108-2 регулируются таким образом, что их можно объединять после расщепителя 103-2 луча. Объединенный луч затем конденсируется линзами 111-2 и 111-3 и направляется в балансный детектор 122 по волоконным световодам 110-2 и 110-3, а интенсивность объединенного луча опорного луча 105 и обратного луча 108-2 преобразуется в напряжение.
Результирующий сигнал напряжения усиливается усилителем 123, через фильтр 124 отбирается обязательная частотная, а персональный компьютер 125 проводит демодуляцию и обработку данных для формирования томографического изображения.
В данном случае частота опорного луча 105 сдвинута на 1 МГц, как описано выше. Следовательно, сигнал напряжения, получаемый так, как описано выше, становится сигналом биений частоты 1 МГц. Обратный луч 108-2 обычно является слабым, а опорный луч 105 является сильным, так что чувствительность обнаружения можно повысить.
В этом примере полосовой фильтр частоты 1 МГц используется в качестве фильтра 124, и излишние частотные составляющие срезаются, что и приводит к обнаружению сигнала биений с высокой чувствительностью.
Другой обратный луч 108-1, полученный за счет расщепления расщепителем 103-3 луча, как описано выше, проходит через расщепитесь 103-3 луча, конденсируется линзой 111-4 и направляется в детектор 138 по волоконному световоду 110-4.
Детектор 138 электрически соединен с персональным компьютером 125 для гарантии записи и отображения интенсивности обратного луча 108-1. Сигнал, полученный детектором 138, представляет собой сигнал интенсивности обратного луча 108-1, полученный за счет отражения или рассеивания на сетчатке 127, и этот сигнал не имеет высокого разрешения по глубине в отличие от интерференционного сигнала.
Теперь, со ссылками на фиг.1 и фиг.2А-2D, будет приведено конкретное описание способа регулирования перед получением томографических изображений, который является особенностью данного изобретения.
На фиг.2A-2D представлены чертежи для пояснения способа регулирования перед получением томографических изображений и изображен модуль оптической системы, вызывающий падение измерительного луча на глаз человека. Такие же элементы, как на фиг.1, обозначены теми же позициями. Обычно, когда осматривают сетчатку глазного дна, уместным для проведения осмотра, с точки зрения безопасности, является сканирование сетчатки измерительным лучом.
В способе регулирования согласно этому примеру нижеследующие этапы проводятся, например, непрерывно. В альтернативном варианте можно возвращаться к некоторому этапу для проведения такого этапа, или можно автоматически проводить следующие этапы путем использования компьютера.
Сначала - на первом этапе - осуществляют регулирование регулируемого расширителя 136 луча для регулирования диаметра луча, присущего измерительному лучу 106, до достижения значения 1 мм (фиг.2A).
Затем - на втором этапе - используют электрический каскад 117-2 для регулирования положения измерительного луча 106 на сетчатке 127.
Это регулирование проводят для обнаружения обратного луча 108-1 измерительного луча 106 от сетчатки 127 посредством детектора 138, чтобы таким образом сделать интенсивность обратного луча 108-1, по существу, максимальной (фиг.1).
Поскольку эта интенсивность представляет собой информацию, зависящую от положения сетчатки, интенсивность можно отображать в виде графика или двумерного изображения.
Поскольку диаметр луча при этом составляет 1 мм, как показано на фиг.2В, диапазон 137 фокусировки составляет примерно 2 мм.
Затем - на третьем этапе - используют электрический каскад 117-1 для регулирования положений зеркал 114-1 и 114-2, тем самым регулируя длину оптического пути опорного луча 105, чтобы вызвать оптическую интерференцию опорного луча 105 и обратного луча 108-2 друг с другом.
Это регулирование проводят для обнаружения интенсивности сигнала оптической интерференции посредством балансного детектора 122, чтобы таким образом сделать эту интенсивность максимальной (фиг.1).
Поскольку эта интенсивность сигнала представляет собой информацию, зависящую от положения сетчатки, интенсивность можно отображать в виде графика или двумерного изображения. При этом положение электрического каскада 117-1 можно записывать.
Затем - на четвертом этапе - осуществляют регулирование регулируемого расширителя 136 луча для регулирования диаметра луча, присущего измерительному лучу 106, до достижения значения 4 мм (фиг.2A).
Затем - на пятом этапе - используют электрический каскад 117-2 для регулирования положения линзы 120-2, тем самым фокусируя измерительный луч 106 на сетчатке 127.
Этот способ регулирования является таким же, как на втором этапе. Поскольку диаметр луча составляет при этом 4 мм, как показано на фиг.2D, диапазон 137 фокусировки составляет примерно 100 мкм и является меньшим, чем на втором этапе.
Затем - на шестом этапе - используют электрический каскад 117-1 для регулирования положений зеркал 114-1 и 114-2, тем самым регулируя длину оптического пути опорного луча 105, чтобы вызвать оптическую интерференцию опорного луча 105 и обратного луча 108-2 друг с другом.
Положение электрического каскада 117-1 при этом регулируют в окрестности положения, записанного на третьем этапе.
Теперь будет описан способ получения томографического изображения с использованием ОКТ-устройства согласно этому примеру. ОКТ-устройство 100 выполнено с возможностью получения томографического изображения желаемого места сетчатки 127 путем управления электрическим каскадом 117-1 и двухкоординатным сканером 119 (Фиг.1).
Способ получения томографического изображения (в плоскости, параллельной оптической оси) сетчатки 127 описывается со ссылками на фиг.3A-3C.
На фиг.3А представлен типичный чертеж глаза 107, иллюстрирующий состояние, в котором тот обследуется ОКТ-устройством. Когда измерительный луч 106 падает на сетчатку 127 сквозь роговицу 126, как показано на фиг.3А, он становится обратным лучом 108 за счет отражения или рассеивания в разных положениях, а обратный луч 108 достигает балансного детектора 122 с задержками во времени для соответствующих положений.
При этом интерференционный сигнал может быть обнаружен балансным детектором 122 только тогда, когда длина оптического пути опорного луча почти равна длине оптического пути применительно к измерительному лучу, поскольку ширина полосы источника 101 света является большой, а когерентная длина является малой.
Как описано выше, частота опорного луча 105 сдвинута на 1 МГц относительно измерительного луча, так что интерференционный сигнал становится сигналом биений частоты 1 МГц.
Когда интерференционный сигнал обнаруживают в процессе осуществления привода вдоль оси Х двухкоординатного сканера 119, как показано на фиг.3В, этот интерференционный сигнал становится сигналом, имеющим информацию о положении оси Х. Амплитуду этого сигнала возводят в квадрат и демодулируют, получая тем самым распределение интенсивности в направлении оси Х в произвольной плоскости XY обратного луча 108.
Далее, когда электрический каскад 117-1 используют для повторения той же операции, изменяя при этом длину оптического пути применительно к пути опорного луча, получается двумерное распределение интенсивности обратного луча 108 в плоскости XZ, которое и является томографическим изображением 132 (фиг.3С).
Как описано выше, томографическое изображение 132 получают, располагая данные интенсивности обратного луча 108, идущего от сетчатки 127, в форме матрицы и отображая их, например, путем наложения интенсивности обратного луча 108 на шкалу уровней серого. Однако при этом отображается только ее граница.
Пример 2: волоконный световод
В примере 2 описывается возможная конструкция, в которой любой из оптических путей согласно примеру 1 создается волоконным световодом.
Фиг.4 иллюстрирует схематическую конструкцию всей оптической системы ОКТ-устройства в этом примере. Элементы, идентичные с элементами из примера 1 или соответствующие им, обозначены теми же позициями, а описание избыточных элементов опущено.
ОКТ-устройство 200, изображенное на фиг.4, имеет конструкцию, включающую в себя одномодовые волоконные световоды 130-1 - 130-10, оптроны 131-1 - 131-3 и т.п.
В этом примере ОКТ-устройство 200 используется в качестве устройства для получения томографического изображения сетчатки 127 обследуемого глаза, т.е. глаза 107. В этом примере часть оптической системы выполнена за счет использования волоконных световодов, что приводит к миниатюризации устройства.
Это устройство имеет фундаментальную конструкцию, которая не отличается от конструкции согласно примеру 1, за исключением того, что используются оптические фильтры.
Теперь будет описана конструкция оптической системы ОКТ-устройства согласно этому примеру.
Прежде всего приводится краткое описание конструкции ОКТ-устройства 200.
Как показано на фиг.4, ОКТ-устройство 200 согласно этому примеру, в целом, образует интерференционную систему Маха-Зендера.
На фиг.4 показано, что измерительный луч 106 возвращается в виде обратного луча 108-2, отраженного или рассеянного глазом 107, который является объектом наблюдения, а затем объединяется с опорным лучом 105 посредством оптрона 131-2. После объединения и расщепления опорного луча 105 и обратного луча 108-2 вызывается падение объединенного луча на балансный детектор 122.
Томографическое изображение глаза 107 формируют за счет использования интенсивности луча, полученной посредством балансного детектора 122.
Теперь будет описан источник 101 света.
Сам источник 101 света является таким же, как в примере 1. Свет, выходящий из источника 101 света, направляется в оптрон 131-1 по одномодовому волоконному световоду 130-1 и расщепляется при отношении интенсивностей 90:10 на измерительный луч 106 и опорный луч 105 соответственно.
Теперь будет описан оптический путь опорного луча 105.
Опорный луч 105, полученный расщеплением посредством расщепителя 131-1 луча, затем направляется к линзе 135-1 по одномодовому оптическому световоду 130-2 и регулируется таким образом, что дает параллельный луч, имеющий диаметр луча 4 мм.
Электрический каскад 117-1, подсоединенные к нему линзы 114-1 и 114-2 и стекло 115-1 компенсации дисперсии являются такими же, как в примере 1, а их описание опущено. Опорный луч 105-1 проходит через стекло 115-2 компенсации дисперсии, а потом направляется в одноподовый волоконный световод 130-6 с помощью линзы 135-2.
Также вызывается падение опорного луча на оптрон 131-2 посредством акустооптического модулятора 133-1 и одномодового волоконного световода 130-7.
Акустооптический модулятор 133-1 используется в качестве волоконного световода и может проводить сдвиг частоты на 1 МГц с помощью контроллера 133-2.
Соответственно, опорный луч 105, получаемый при этом, оказывается таким же, как в примере 1.
Теперь будет описан оптический путь измерительного луча 106.
Измерительный луч 106, полученный расщеплением посредством расщепителя 131-1 луча, затем направляется к линзе 131-3 по одномодовому волоконному световоду 130-3, а потом направляется к линзе 135-3 по одномодовому волоконному световоду 130-4 и регулируется таким образом, что дает параллельный луч, имеющий диаметр луча 4 мм.
Измерительный луч также проходит сквозь стекло 115-3 компенсации дисперсии и регулируемый расширитель 136 луча, а потом вызывается его падение на зеркало двухкоординатного сканера 119. Оптическая система между двухкоординатным сканером 119 и глазом 107 является такой же, как в примере 1, и поэтому ее описание опущено.
В данном случае стекло 115-3 компенсации дисперсии компенсирует дисперсию акустооптического модулятора 133-1. При этом измерительный луч 106 идет к стеклу 115-3 компенсации дисперсии и возвращается от него, так что толщина стекла 115-3 компенсации дисперсии составляет половину толщины стекла в акустооптическом модуляторе 133-1. Когда измерительный луч 106 падает на глаз 107, он становится обратным лучом 108 за счет отражения или рассеивания от сетчатки 127.
Обратный луч 108 далее направляется в оптрон 131-2 через оптрон 131-3.
Теперь будет описана конструкция измерительной системы в ОКТ-устройстве в этом примере.
ОКТ-устройство 200 может получать томографическое изображение (ОКТ-изображение), сформированное исходя из интенсивности интерференционных сигналов посредством интерференционной системы Маха-Зендера.
Опишем измерительную систему этого устройства. Обратный луч 108-2, являющийся одним обратным лучом обратного луча 108, который представляет собой луч, отраженный или рассеянный сетчаткой 127, объединяется с опорным лучом 105 посредством оптрона 131-2, а затем подвергается расщеплению в отношении 50:50.
Лучи после расщепления затем направляются в балансный детектор 122 по одномодовым волоконным световодам 130-8 и 130-9. Интенсивность объединенного луча опорного луча 105 и обратного луча 108-2 преобразуется в напряжение. Результирующий сигнал напряжения усиливается усилителем 123, через фильтр 124 отбирается обязательная частотная, а персональный компьютер 125 проводит демодуляцию и обработку данных для формирования томографического изображения.
Другой обратный луч 108-1 обратного луча 108, описанного выше, проходит через оптрон 131-1 и направляется в детектор 138 через оптический фильтр 130-10. Детектор 138 электрически соединен с персональным компьютером 125 и выдает сигнал, подобный интерференционному сигналу, для гарантии записи и отображения интенсивности обратного луча 108-1. Сигнал, полученный детектором 138, представляет собой сигнал интенсивности обратного луча 108-1, полученный за счет отражения или рассеивания на сетчатке 127, и этот сигнал не имеет высокого разрешения по глубине в отличие от интерференционного сигнала.
Теперь будет описан способ получения томографического изображения с использованием ОКТ-устройства в этом примере.
ОКТ-устройство 200 выполнено с возможностью получения томографического изображения желаемого места сетчатки 127 путем управления электрическими каскадами 117-1 и 117-2, а также двухкоординатным сканером 119. Подробности этого способа получения томографического изображения являются такими же, как в примере 1, так что описание упомянутого способа опущено.
Способ регулирования перед получением томографического изображения, который является особенностью данного изобретения, также является таким же, как в примере 1, так что описание упомянутого способа опущено.
Пример 3: Измерение диаметра луча на основании диаметра зрачка
В этом примере, после осуществления способа регулирования перед получением томографического изображения согласно примеру 1 или 2 при конструкции ОКТ-устройства согласно примеру 1 или 2, диаметр луча регулируют и измеряют во время снятия томографического изображения. Таким образом, томографическое изображение, имеющее высокую контрастность, можно получать безотносительно оптических характеристик (главным образом, характеристик аберрации, таких как астигматизм) глаз человека, подлежащих обследованию. Устройство в желательном варианте имеет нижеследующую конструкцию для решения этой проблемы. Однако данное изобретение не ограничивается ею.
Этот пример описывается со ссылками на фиг.6А. На фиг.6А представлена блок-схема последовательности операций, иллюстрирующая определение диаметра луча. При осуществлении способа регулирования согласно этому примеру можно проводить нижеследующие этапы непрерывно. Однако данное изобретение этим не ограничивается. В альтернативном варианте устройство может быть выполнено с возможностью автоматического проведения нижеследующих этапов путем использования компьютера.
Сначала - на первом этапе - осуществляют регулирование регулируемого расширителя 136 луча в качестве блока регулирования луча для регулирования диаметра луча, присущего измерительному лучу 106, до достижения диаметра зрачка обследуемого глаза (этап 301). В данном случае диаметр луча, присущий измерительному лучу 106, определяют так, чтобы он оказался таким же, как диаметр зрачка, или меньшим. Поэтому необходимо получить интенсивность сигнала в момент, когда диаметр луча, присущий измерительному лучу 106, соответствует диаметру зрачка для определения диаметра луча, присущего измерительному лучу 106. Таким образом, необязательно достигать полного соответствия диаметра луча диаметру зрачка, а нужно лишь отрегулировать диаметр луча так, чтобы он стал равным диаметру зрачка или большим (этап 302). Вследствие этого появляется возможность получать интенсивность сигнала в момент, когда диаметр луча, присущий измерительному лучу 106, соответствует диаметру зрачка. Диаметр луча можно регулировать путем измерения диаметра зрачка заранее и согласования диаметра луча с этим диаметром. В альтернативном варианте диаметры зрачка и луча оперативно контролируют при измерении, чтобы отрегулировать диаметр луча таким образом, что диаметр луча становится равным диаметру зрачка или большим. Например, когда диаметр зрачка обследуемого глаза составляет 5 мм, диаметр луча, присущий измерительному лучу, можно выбрать равным 5 мм, 5,5 мм и т.п. Когда диаметр зрачка обследуемого глаза составляет 6 мм, диаметр луча, присущий измерительному лучу, можно выбрать равным 6 мм, 6,5 мм и т.п.
Обратный луч 108-1, который уже заставили падать на обследуемый глаз человека и который отразился или рассеялся сетчаткой 127, заставляют оптически интерферировать с опорным лучом 105, а интенсивность его сигнала обнаруживают посредством балансного детектора 122 (этап 303). Эта интенсивность сигнала представляет собой усредненное по времени значение интенсивностей сигнала с одним диаметром луча. Диаметр луча постепенно уменьшают от диаметра зрачка или диаметра, большего, чем диаметр зрачка (этап 304), чтобы обнаружить интенсивность сигнала когерентного луча посредством балансного детектора 122 (этап 305). При этом интенсивность сигнала также можно отображать в виде графика или двумерного изображения (этап 306), поскольку она представляет собой информацию, зависящую от диаметра луча.
Затем - на втором этапе (этап 307) - ищут диаметр луча с максимальной интенсивностью сигнала исходя из информации о диаметре луча и интенсивности сигнала, которая получена на первом этапе.
Затем - на третьем этапе - регулируют регулируемый расширитель 136 луча таким образом, что это дает диаметр луча, найденный на втором этапе. В то же время диаметр луча не ограничивается диаметром луча, при котором интенсивность сигнала становится максимальной, а необходимо лишь, чтобы диаметр луча оказался таким, чтобы он падал в некоторой области в окрестности точки, где интенсивность сигнала становится максимальной и при этом достигается тот же самый эффект.
Способ получения томографического изображения с использованием ОКТ-устройства согласно этому примеру совпадает со способом, описанным в примере 1, так что его описание опущено.
Пример 4: Модуль изменения состояния луча
По сравнению с примером 3 в примере 4 измерение проводят, регулируя не только диаметр луча, но и также форму луча и положение, проходящего сквозь зрачок обследуемого глаза.
Конструкция ОКТ-устройства и способ регулирования перед получением изображения являются такими же, как в примерах 1, 2 и 3, так что их описание опущено.
Однако в этом примере вместо регулируемого расширителя 136 луча, показанного на фиг.1, 2А, 2В и 2С, в качестве модуля изменения состояния луча предусмотрен прибор для изменения апертуры.
На фиг.8А прибор 236 для изменения апертуры (модуль изменения состояния луча) находится в положении расширителя луча, который представляет собой блок регулирования луча в примере 1 или 2.
Прибор для изменения апертуры в этом примере описывается со ссылками на фиг.8А-8С.
На фиг.8В изображены прибор 236 для изменения апертуры, диск 251, имеющий множество апертур, шаговый электродвигатель 252 для вращения диска 251 с целью изменения апертуры, расположенной на оптическом пути 106, фотодетектор 253 для обнаружения количества света луча после прохождения через апертуру, полузеркало 254 для направления части луча после прохождения через апертуру в фотодетектор 253, и затвор 255, перемещаемый в направлениях по стрелке с тем, чтобы должным образом отсекать луч, идущий к обследуемому глазу.
Как показано на фиг.8С, отверстия, которые являются апертурами, предусмотрены в диске 251 на одинаковых расстояниях от центра и сформированы через одинаковые интервалы, так что некоторую апертуру можно выбирать, вращая диск в направлении стрелки, как показано на чертеже. Кстати, типы и расположения отверстий, показанных на фиг.8С, являются распространенными и не носят ограничительный характер. Хотя описана форма диска, применима также конструкция, посредством которой можно осуществлять выбор за счет движения скольжения. Вместе с тем, когда количество отверстий мало, применима также такая конструкция, в которой возможна установка и снятие элемента для управления некоторой апертурой относительно опорной апертуры. Количество света, проходящее через апертуру, изменяется в соответствии с разницей в площади отверстия для соответствующих апертур, а количество света, выходящего из источника 101 света, должным образом регулируется в соответствии с упомянутой апертурой на основании количества света, обнаруживаемого в фотодетекторе 253. В альтернативном варианте в оптический канал, идущий к обследуемому глазу, вставляют концентрационный фильтр, который может регулировать количество света, и этот концентрационный фильтр регулируют так, чтобы сделать постоянным количество света того луча, который идет к обследуемому глазу. Апертуры, предусматриваемые в приборе для изменения апертуры, описываются ниже со ссылками на фиг.9A-9L. На каждом чертеже пунктирная линия BD указывает диаметр луча перед прохождением через апертуру, а незаштрихованная область, обозначенная символом АР, представляет собой отверстие, и это показывает, что луч проходит сквозь незаштрихованную область.
Апертуры, изображенные на фиг.9A и 9B, отличаются по размеру и имеют такой же эффект, как на фиг.3. Диаметры отверстий были заданы равными 4 мм для фиг.9A и 2 мм для фиг.9B.
Апертура, изображенная на фиг.9С, является кольцевой апертурой, позаимствованной лишь для того, чтобы вызывать прохождение только внешней периферийной части луча, а формирование изображений в некоторых случаях можно проводить хорошо по сравнению с фиг.9В, когда в обследуемом глазу присутствует сферическая аберрация. Внешний диаметр этого кольца задан равным 4 мм, а его внутренний диаметр задан равным 2 мм. Апертуры, изображенные на фиг.9D-9G, позаимствованы для изменения положения луча, проходящего сквозь них к зрачку обследуемого глаза. Это эффективно для обследуемого глаза, коэффициент пропускания которого частично изменяется, как бывает при катаракте, в дополнение к аберрации этого глаза. Например, когда коэффициент пропускания центральной части недостаточен, кольцевая апертура, показанная на фиг.9С, отсекает центр измерительного луча, а измерительный луч проходит сквозь периферийную часть, и коэффициент пропускания при этом оказывается приемлемым, вследствие чего измерительный луч прибывает на глазное дно и в то же время задерживается отражение на части, в которой коэффициент пропускания недостаточен, вследствие чего можно предотвратить попадание паразитного луча в обратный луч. Когда часть, где коэффициент пропускания недостаточен, находится в другом положении, асимметричном по отношению к оптической оси, т.е. не в центре, апертуры, показанные на фиг.9D-9G, последовательно изменяются, вследствие чего часть с приемлемым коэффициентом пропускания можно облучать измерительным лучом. Диаметр отверстия на каждой из фиг.9D-9G был задан равным 2 мм.
Апертуры, изображенные на фиг.9H-9K, являются апертурами в форме щели и эффективны в случае, где обследуемый глаз имеет астигматизм. Причина, по которой угол щели изменяется, состоит в том, что щель подгоняют к направлению астигматизма. Эта форма щели была задана имеющей длину 4 мм и ширину 1 мм.
Апертура, изображенная на фиг.9L, представляет собой апертуру, имеющую комбинированное отверстие в виде щели и кольца и эффективную для обследуемого глаза, имеющего астигматизм и сферическую аберрацию. Апертура, угол которой изменяется, является такой же, как на фиг.9H-9K, так что ее иллюстрация опущена.
Вышеописанные апертуры являются лишь примерами, а прибор для изменения апертуры может быть снабжен апертурами других видов. Например, является благоприятной ситуация, в которой вид отверстия для регулирования размера диаметра луча таков, что обуславливает увеличение, и предусматривается круглое отверстие, имеющее диаметр 1 мм. Также является благоприятной ситуация, в которой радиальное положение кольцевой апертуры и тип шины отверстия щели предусматривают увеличение. Наилучшую апертуру выбирают из вышеописанных апертур в соответствии с обследуемым глазом для проведения формирования изображения. Процесс для осуществления этого описывается со ссылками на фиг.6B.
Сначала прибор 236 для изменения апертуры устанавливают в исходное состояние (этап 311). В частности, в нем устанавливают круглую большую апертуру согласно фиг.9С. Затвор 255 поддерживают в состоянии, где луч отсекается, так что он не идет к обследуемому глазу.
Затем количество света после прохождения сквозь эту апертуру обнаруживают посредством фотодетектора 253 (обозначенного символом PDl на фиг.6B) (этап 312). Определяют, является это количество соответствующим опорному значению или нет (этап 313). Когда количество света является соответствующим опорному значению, открывают затвор, направляя луч на обследуемый глаз. Когда количество света не является соответствующим опорному значению, проводят регулирование вышеупомянутого количества света (этап 315).
Затем вызывают падение луча на обследуемый глаз, вызывают оптическую интерференцию обратного луча 108-1, отраженного или рассеянного сетчаткой 127, с опорным лучом 105 и обнаруживают интенсивность сигнала этого луча посредством балансного детектора 122 (этап 316). Определяют, ниже ли интенсивность сигнала, эффективного для формирования изображений, чем заданное значение, или нет (этап 317). Когда значение интенсивности сигнала не меньше, чем заданное значение, проводят этап формирования изображения (этап 318). Когда значение интенсивности сигнала меньше, чем заданное значение, определяют, больше значение интенсивности сигнала, чем запомненное значение, или нет (этап 319).
В данном случае запомненное значение равно нулю в исходном состоянии. Когда измеренное значение интенсивности сигнала больше, чем запомненное значение, интенсивность сигнала в этот момент называют запомненным значением для запоминания или перезаписи установочного параметра количества света и типа апертуры (этап 320). Когда измеренное значение интенсивности сигнала не больше, чем запомненное значение, затвор закрывают, не переходя к этапу 320, чтобы отсечь луч, идущий к обследуемому глазу (этап 321).
Затем проводят подтверждение того, изменяется ли апертура с переходом к апертуре последнего типа или нет (этап 322). Когда выбираемая апертура не сохраняется, вызывают вращение шагового электродвигателя 252, чтобы выбрать следующую апертуру (этап 323). Затем, возвращаясь обратно к этапу 312 для измерения количества света из фотодиода PDl, процесс повторяют. Когда апертура изменяется с переходом к апертуре последнего типа, количество света и тип апертуры задают соответствующими минимуму (этап 324).
Когда интенсивность сигнала получается не меньшей, чем заданное значение, путем проведения этапов вышеописанного процесса можно проводить формирование изображений с апертурой, присутствующей в этот момент. Когда интенсивность сигнала меньше, чем заданное значение, формирование изображений можно проводить, задавая апертуру и количество света, соответствующими тем, при которых имеет место максимальная интенсивность сигнала. Иными словами, томографическое изображение глазного дна обследуемого глаза можно получать в наилучшем состоянии, соответствующем состоянию обследуемого глаза.
Способ получения томографического изображения с использованием ОКТ-устройства в этом примере совпадает со способом, описанным в примере 1, так что его описание опущено. Хотя этот пример описан применительно к устройству, обеспечивающему осуществление этапа автоматического выбора апертуры, можно предусмотреть такую конструкцию, при наличии которой апертуру можно свободно изменять путем отображения интенсивности сигнала для обследующего наблюдателя с помощью индикатора на экране. Не всегда нужно изменять все апертуры для всех объектов. Когда состояние обследуемого глаза известно заранее (например, обнаружено состояние астигматизма), изменяемые апертуры ограничивают, вследствие чего можно сократить требуемое время формирования изображения. Хотя описана такая конструкция, в которой апертуры расположены на диске с возможностью выбора их путем вращения диска, можно также применить такую конструкцию, в которой выполненные отдельными апертуры выбираются и устанавливаются на оптический путь.
Несмотря на то что данное изобретение описано со ссылками на возможные варианты осуществления, следует понять, что изобретение не ограничивается вышеописанными вариантами осуществления. Объем притязаний нижеследующей формулы изобретения следует толковать в самом широком смысле как охватывающий все такие модификации и эквивалентные конструкции и функции.
В этой заявке выдвигаются притязания на приоритет заявок №2008-122633, поданной 8 мая 2008 г., и №2009-109393, поданной 28 апреля 2009 г., которые во всей их полноте упоминаются здесь для справок.