Устройство формирования оптических томографических изображений

Устройство формирования оптических томографических изображений

Иллюстрации

Показать все

Реферат

Уровень техники

Область техники, к которой относится изобретение

Настоящее изобретение относится к устройству формирования оптических томографических изображений, в частности к устройству формирования оптических томографических изображений, используемому в офтальмологической диагностике и лечении, и т.п.

Описание предшествующего уровня техники

В настоящее время применяются офтальмологические устройства, которые используют оптические устройства.

Например, различные устройства, такие как устройство фотографирования переднего сегмента головы, камера для глазного дна и сканирующий лазерный офтальмоскоп (SLO), используются в качестве оптических устройств для наблюдения глаза.

Из таких оптических устройств устройство формирования оптических томографических изображений на основе оптической когерентной томографии (в дальнейшем называемое OCT), которое использует многоволновую интерференцию света, допускает получение томографического изображения высокого разрешения образца.

OCT становятся обязательными офтальмологическими устройствами для специалистов по амбулаторному лечению сетчатки глаза.

Согласно устройству формирования оптических томографических изображений, описанному выше, когда образец облучается с помощью измерительного луча, который является низкокогерентным светом, обратнорассеянный свет из образца может измеряться с высокой чувствительностью посредством использования системы на основе интерференции.

Помимо этого посредством сканирования измерительного луча для образца устройство формирования оптических томографических изображений может получать томографическое изображение высокого разрешения.

Следовательно, поскольку устройство формирования оптических томографических изображений также допускает формирование томографических изображений высокого разрешения сетчатки глаза в глазном дне, которое должно проверяться, устройства формирования оптических томографических изображений широко используются в офтальмологической диагностике и лечении сетчатки глаза.

В последние годы, в офтальмологических устройствах формирования оптических томографических изображений проводится переход от традиционной оптической когерентной томографии временной области к оптической когерентной томографии области Фурье, которая предоставляет формирование изображений на более высоких скоростях.

Хотя информация получается согласно конкретной глубине в глазу для проверки при оптической когерентной томографии временной области, поскольку оптическая когерентная томография области Фурье совместно получает информацию в направлении глубины, может выполняться высокоскоростное формирование изображений.

Высокоскоростное формирование изображений предоставляет предупреждение размытия изображения и потери изображения вследствие окулярного перемещения посредством непроизвольного движения глаза.

С другой стороны, известное оптическое устройство предложено в выложенной заявке на патент (Япония) номер 2002-174769, чтобы удовлетворить обеим потребностям в более высоком разрешении и в уменьшении времени формирования изображений.

В частности, предложено оптическое устройство для наблюдения внутренней части биообъекта, которое использует как OCT, так и OCM (оптическая когерентная микроскопия) в зависимости от ситуации.

Устройство выполнено с возможностью использовать OCT при верификации больших структур в биообъекте и переключаться на OCM при дополнительном наблюдении исследуемой зоны в биообъекте при более высоком разрешении.

При этом, поскольку OCT и OCM значительно отличаются друг от друга по глубине резкости (DOF), устройство выполнено с использованием оптической системы с преобразованием диаметра луча так, что могут задаваться диаметры луча, надлежащим образом соответствующие OCT, имеющему небольшую числовую апертуру, и OCM, имеющему большую числовую апертуру.

Соответственно наблюдения могут выполняться при высоком отношении «сигнал-шум».

Помимо этого выложенная заявка на патент (Япония) номер 2007-101250 предлагает устройство формирования оптических томографических изображений, выполненное таким образом, что высокое разрешение достигается посредством OCT вследствие оптической когерентной томографии области Фурье.

Устройство выполнено так, чтобы компенсировать небольшую глубину резкости (DOF), модуль регулирования оптической длины пути используется, чтобы перемещать положение фокусировки измеряемого объекта в направлении глубины, чтобы получать множество изображений, и множество изображений комбинируется, чтобы обнаруживать томографические изображения высокого разрешения измеряемого объекта в горизонтальном направлении и направлении оптической оси.

Сущность изобретения

Тем не менее, устройства в известных примерах, описанных выше, имеют следующие проблемы.

В выложенной заявке на патент (Япония) номер 2002-174769, поскольку формирование изображений выполняется с высоким разрешением, формирование OCT-изображений не выполняется, когда диаметр луча увеличивается.

Следовательно, не рассматриваются сложности в формировании OCT-изображений, возникающие, когда диаметр луча для измерительного луча увеличивается при выполнении формирования изображений высокого разрешения с использованием оптической системы с преобразованием диаметра луча.

Помимо этого выложенная заявка на патент (Япония) номер 2007-101250 не раскрывает способы достижения более высокой скорости в ходе формирования изображений и, следовательно, отнимает время на то, чтобы обнаруживать множество изображений и комбинировать изображения.

С другой стороны, при офтальмологической диагностике и т.п. с помощью устройства формирования оптических томографических изображений имеется значительная необходимость в уменьшении времени формирования изображений, чтобы снижать нагрузку на проверяемые объекты. Как описано выше, устройства в традиционных примерах не рассматривают способы уменьшения времени формирования изображений при выполнении формирования томографических изображений высокого разрешения посредством OCT.

Настоящее изобретение осуществлено с учетом проблем, описанных выше, и его цель заключается в том, чтобы предоставлять устройство формирования оптических томографических изображений, включающее в себя режим низкого разрешения для приблизительного формирования изображений и режим высокого разрешения для получения детальных изображений, и, в частности, устройство формирования оптических томографических изображений, которое предоставляет возможность выполнения формирования томографических изображений в ходе режима высокого разрешения на более высоких скоростях.

Согласно одному аспекту настоящего изобретения предусмотрено устройство формирования оптических томографических изображений, которое расщепляет свет из источника света на измерительный луч и опорный луч, направляет измерительный луч на объект и опорный луч на зеркало опорного луча, обнаруживает луч, комбинирующий отраженный луч измерительного луча, отражаемого или рассеянного посредством объекта, и опорный луч, отражаемый посредством зеркала опорного луча, и выполняет формирование томографических изображений объекта. Устройство формирования оптических томографических изображений содержит: модуль регулирования диаметра луча, который регулирует диаметр луча для измерительного луча, который должен направляться на объект; модуль обнаружения, который включает в себя спектроскопический модуль, модуль формирования изображений и матрицу элементов оптоэлектрического преобразования и который обнаруживает комбинированный луч; и модуль изменения, который считывает сигнал из матрицы элементов оптоэлектрического преобразования на основе диаметра луча, регулируемого посредством модуля регулирования диаметра луча, и изменяет отношение числа пикселов, используемых для формирования изображений, к ширине спектра длин волн источника света.

Согласно другому аспекту настоящего изобретения предусмотрено устройство формирования изображений, которое захватывает томографическое изображение на основе оптической интерференции с использованием комбинированного луча, который комбинирует отраженный луч от объекта, облучаемого посредством измерительного луча, и опорный луч, соответствующий измерительному лучу. Устройство формирования изображений содержит: модуль изменения диаметра луча, который изменяет диаметр луча для измерительного луча; и модуль обнаружения, который обнаруживает комбинированный луч при разрешении, соответствующем диаметру луча.

Согласно еще одному другому аспекту настоящего изобретения предусмотрено устройство формирования изображений, которое захватывает томографическое изображение на основе оптической интерференции с использованием комбинированного луча, который комбинирует отраженный луч от объекта, облучаемого посредством измерительного луча, и опорный луч, соответствующий измерительному лучу. Устройство формирования изображений содержит: модуль изменения диаметра луча, который изменяет диаметр луча для измерительного луча; спектроскопический модуль, который отделяет комбинированный луч; модуль изменения диапазона, который изменяет диапазон, в котором должен облучаться разделенный луч, согласно диаметру луча; модуль обнаружения, который обнаруживает свет из модуля изменения диапазона; и модуль обнаружения, который обнаруживает томографическое изображение на основе оптической интерференции объекта на основе выходного сигнала диапазона из модуля обнаружения.

Согласно еще одному другому аспекту настоящего изобретения предусмотрен способ формирования изображений, который захватывает томографическое изображение на основе оптической интерференции с использованием комбинированного луча, который комбинирует отраженный луч от объекта, облучаемого посредством измерительного луча, и опорный луч, соответствующий измерительному лучу. Способ формирования изображений содержит: изменение диаметра луча для измерительного луча; и обнаружение комбинированного луча при разрешении, соответствующем диаметру луча.

Согласно настоящему изобретению может быть реализовано устройство формирования оптических томографических изображений, включающее в себя режим низкого разрешения для приблизительного формирования изображений и режим высокого разрешения для получения детальных изображений, и, в частности, устройство формирования оптических томографических изображений, которое предоставляет возможность выполнения формирования томографических изображений в ходе режима высокого разрешения на более высоких скоростях.

Следовательно, может быть предусмотрено устройство формирования оптических томографических изображений, которое предоставляет формирование томографических изображений сетчатки глаза с уменьшенной нагрузкой на объект в ходе офтальмологической диагностики и т.п.

Дополнительные признаки настоящего изобретения должны стать очевидными из последующего описания примерных вариантов осуществления со ссылкой на прилагаемые чертежи.

Краткое описание чертежей

Фиг.1A и 1B являются схемами, описывающими конфигурацию оптических систем устройств формирования оптических томографических изображений согласно первому и второму вариантам осуществления настоящего изобретения, при этом Фиг.1A является схемой, описывающей конфигурацию первого варианта осуществления, а Фиг.1B является схемой, описывающей конфигурацию второго варианта осуществления.

Фиг.2A, 2B, 2C, 2D, 2E, 2F, 2G и 2H являются схемами, описывающими первый вариант осуществления настоящего изобретения. Фиг.2A-2D являются схемами, описывающими взаимосвязи между положениями затвора и диапазонами глубины резкости (DOF), а Фиг.2E-2H являются схемами, описывающими модуль преобразования диаметра луча.

Фиг.3A, 3B, 3C и 3D являются схемами, описывающими операции линейных датчиков согласно первому и второму вариантам осуществления настоящего изобретения. Фиг.3A и 3B являются схемами, описывающими операции линейного датчика согласно первому варианту осуществления, а Фиг.3C и 3D являются схемами, описывающими операции линейного датчика согласно второму варианту осуществления.

Фиг.4A, 4B, 4C, 4D и 4E являются схемами, описывающими третий вариант осуществления настоящего изобретения. Фиг.4A является схемой, описывающей конфигурацию оптической системы устройства формирования оптических томографических изображений, а Фиг.4B-4E являются схемами, описывающими взаимосвязи между положениями затвора и диапазонами глубины резкости (DOF) в ходе зональной фокусировки.

Фиг.5A, 5B, 5C и 5D являются схемами, описывающими спектроскопы устройств формирования оптических томографических изображений согласно четвертому и пятому вариантам осуществления настоящего изобретения. Фиг.5A и 5B являются схемами, описывающими спектроскоп согласно четвертому варианту осуществления, а Фиг.5C и 5D являются схемами, описывающими спектроскоп согласно пятому варианту осуществления.

Фиг.6A, 6B, 6C, 6D и 6E являются схемами, описывающими операции линейных датчиков согласно четвертому и пятому вариантам осуществления настоящего изобретения. Фиг.6A и 6B являются схемами, описывающими операции линейного датчика согласно четвертому варианту осуществления, а Фиг.6C и 6D являются схемами, описывающими операции линейного датчика согласно пятому варианту осуществления.

Подробное описание вариантов осуществления

Предпочтительные варианты осуществления настоящего изобретения далее подробно описаны в соответствии с прилагаемыми чертежами.

Ниже описаны примерные варианты осуществления настоящего изобретения.

Варианты осуществления

Первый вариант осуществления

В первом варианте осуществления устройство формирования оптических томографических изображений, к которому применяется настоящее изобретение, описано со ссылкой на Фиг.1A.

Фиг.1A иллюстрирует устройство 100 формирования оптических томографических изображений, источник 101 света, разделитель 103 луча, опорный луч 105, измерительный луч 106, комбинированный луч 142 и глаз 107 для проверки, который является объектом.

Также проиллюстрированы отраженный луч 108, одномодовое волокно 110, линзы 111, 120 и 135 и зеркало 114.

Фиг.1A также иллюстрирует стекло 115 для компенсации дисперсии, каскад 117 с электроприводом, X-Y-сканер 119 и персональный компьютер 125.

Также проиллюстрированы роговица 126, сетчатка 127 глаза, регулируемый расширитель 136 луча, который является модулем изменения диаметра луча, спектроскоп 150, который является модулем обнаружения, линейная камера 139, модуль 140 захвата изображений и пропускающая решетка 141, которая является спектроскопическим модулем.

Устройство формирования оптических томографических изображений согласно настоящему варианту осуществления составляет OCT-устройство оптической когерентной томографии области Фурье (OCT области Фурье).

Во-первых, описана общая конфигурация полной оптической системы устройства формирования оптических томографических изображений согласно настоящему варианту осуществления со ссылкой на Фиг.1A.

Как проиллюстрировано на Фиг.1A, в целом, устройство 100 формирования оптических томографических изображений согласно настоящему варианту осуществления составляет систему интерференции Майкельсона.

На схеме свет, выходящий из источника 101 света, расщепляется на опорный луч 105 и измерительный луч 106 посредством расщепителя 103 луча. Измерительный луч 106 проходит через регулируемый расширитель 136 луча и возвращается как отраженный луч 108, который отражается или рассеивается посредством глаза 107 для проверки, который является объектом наблюдения.

После того, как опорный луч 105 и отраженный луч 108 комбинированы посредством расщепителя 103 луча, опорный луч 105 и отраженный луч 108 направляются в спектроскоп 150, который составляет модуль обнаружения для обнаружения комбинированного луча.

Спектроскоп 150 включает в себя пропускающую решетку 141, которая составляет спектроскопический модуль, линзу 135-2, которая составляет модуль формирования изображений, и линейную камеру 139.

Комбинированный луч разделяется на каждую длину волны посредством пропускающей решетки 141 в спектроскопе 150 и входит в линейную камеру 139.

Линейная камера 139 преобразует силу света в напряжение для каждого положения (длины волны) с использованием линейного датчика, который является матрицей элементов оптоэлектрического преобразования в линейной камере 139. Томографическое изображение глаза 107 для проверки формируется с использованием сигналов. Способ формирования томографического изображения описан ниже.

Далее описана внешняя граница источника 101 света.

Источник 101 света является SLD (суперлюминесцентным диодом), который является типичным источником низкокогерентного света. Источник 101 света имеет длину волны в 840 нм и ширину спектра в 50 нм.

Ширина спектра влияет на разрешение в направлении оптической оси томографического изображения, которое должно получаться, и является, следовательно, важным параметром.

Помимо этого ближний инфракрасный свет является подходящим в качестве длины волны при рассмотрении того факта, что обследоваться должен глаз. Кроме того, поскольку длина волны влияет на разрешение в горизонтальном направлении томографического изображения, которое должно получаться, длина волны предпочтительно является короткой в максимально возможной степени. В этом случае длина волны задается равной 840 нм. В зависимости от объекта могут выбираться другие длины волны.

Свет, выводимый из источника 101 света, проходит через одномодовое волокно 110 и направляется в линзу 111 и выводится как направленный свет.

Далее описаны взаимосвязи соответствия между режимами и соответствующими диаметрами луча.

Регулируемый расширитель 136 луча составляет модуль регулирования диаметра луча и отвечает за варьирование диаметра луча для измерительного луча 106.

Регулируемый расширитель 136 луча может варьировать диаметр луча на 1-4 мм. Модуль регулирования диаметра луча не ограничен регулируемым расширителем луча, и диаметр луча также может варьироваться посредством выбора апертур с различными диаметрами и вставки апертур в оптический путь измерительного луча.

Регулируемый расширитель луча состоит из комбинации собирательной линзы и рассеивающей линзы (не показана), посредством чего диаметр луча увеличивается (Фиг. 2G) или уменьшается (Фиг. 2E) посредством варьирования разнесения между линзами.

В устройстве диаметр луча в ходе режима низкого разрешения задается равным 1 мм, а диаметр луча в ходе режима высокого разрешения задается равным 4 мм.

Режим низкого разрешения - это состояние, проиллюстрированное на Фиг.2E, когда диаметр светового пятна на сетчатке 127 глаза является большим.

Режим предназначен для того, чтобы выполнять приблизительное формирование изображений сетчатки глаза в самом широком возможном диапазоне.

Режим высокого разрешения - это состояние, проиллюстрированное на Фиг.2G, когда диаметр светового пятна на сетчатке 127 глаза является небольшим. Режим должен использоваться при детальном просмотре интересующей части сетчатки глаза.

С другой стороны, в отношении глубины резкости (DOF) 137, проиллюстрированной на Фиг.2A-2H, глубина резкости (DOF) (должна обозначаться как DOF₁), когда диаметр луча задается равным 1 мм (Фиг.2E) в ходе режима низкого разрешения, может вычисляться с использованием выражения (2) как приблизительно ±1 мм (диапазон глубины резкости (DOF) в 2 мм).

Помимо этого глубина резкости (DOF) (должна обозначаться как DOF_h), когда диаметр луча задается равным 4 мм (Фиг.2G), может вычисляться как приблизительно ±0,05 мм (диапазон глубины резкости (DOF) в 0,1 мм).

Кроме того, с использованием выражения (1), разрешения Rxy по горизонтали могут соответственно вычисляться как приблизительно 20 мкм, когда диаметр луча задается равным 1 мм (Фиг.2E), и как приблизительно 5 мкм, когда диаметр луча задается равным 4 мм (Фиг.2G). Следовательно, томографическое изображение высокой четкости с высоким разрешением по горизонтали может получаться в режиме высокого разрешения.

Rxy=k₁•λ/NA…, выражение (1)

где k₁ - это константа приблизительно в 0,5.

С другой стороны, глубина резкости (DOF) системы формирования изображения может быть выражена посредством следующего:

DOF=±k₂•(λ/NA²) …, выражение (2)

где k₂ - это константа приблизительно в 0,6.

В вышеуказанных выражениях DOF обозначает глубину резкости (DOF), Rxy - разрешение по горизонтали, NA - числовую апертуру в глазу, который формирует изображение направленного измерительного луча, а A - центральную длину волны измерительного луча.

NA определяется посредством диаметра луча и фокусного расстояния глаза, и если фокусное расстояние глаза задается равным 22,5 мм, то NA~d/(2•f), где d обозначает диаметр луча, а f обозначает фокусное расстояние глаза во время измерения.

В вышеприведенных вычислениях использованы NA_d=1mm=0,022, когда диаметр луча задается равным 1 мм, и NA_d=4mm=0,088, когда диаметр луча задается равным 4 мм.

Далее описан оптический путь опорного луча 105.

Опорный луч 105, разделенный посредством разделителя 103 луча, падает на зеркало 114-2, чтобы изменять направление, концентрируется посредством линзы 135-1 на зеркале 114-1 опорного луча и затем отражается и перенаправляется в расщепитель 103 луча.

Затем опорный луч 105 проходит через расщепитель 103 луча и направляется в спектроскоп 150.

Стекло 115 для компенсации дисперсии компенсирует относительно опорного луча 105 дисперсию, которая возникает, когда измерительный луч 106 проходит в и из глаза 107 для проверки, или, другими словами, дисперсию оптической системы, используемой для формирования изображения на глазном яблоке, которое является измеряемым объектом.

Помимо этого каскад 117-1 с электроприводом составляет модуль управления для управления положением зеркала опорного луча. Соответственно оптическая длина пути опорного луча 105 от начала до конца формирования изображений может регулироваться и управляться.

Кроме того, каскад 117-1 с электроприводом может управляться посредством персонального компьютера 125.

Далее описан оптический путь измерительного луча 106.

Измерительный луч 106, разделенный посредством расщепителя 103 луча, падает на зеркало X-Y-сканера 119.

Хотя X-Y-сканер 119 описан как одно зеркало для простоты, фактически два зеркала, а именно X-сканирующее зеркало и Y-сканирующее зеркало размещаются в непосредственной близости друг к другу, чтобы выполнять растровое сканирование сетчатки 127 глаза в направлении, перпендикулярном оптической оси. Помимо этого центр измерительного луча 106 выполнен с возможностью быть совместимым с центром вращения зеркала X-Y-сканера 119.

Линзы 120-1 и 120-2 являются оптической системой, которая составляет модуль концентрирования, который концентрирует луч в объекте для сканирования сетчатки 127 глаза, которая является объектом.

Как проиллюстрировано на Фиг.1A, X-Y-сканер 119 и оптическая система отвечают за сканирование сетчатки 127 глаза с помощью измерительного луча 106 при задании точки поворота около роговицы 126.

В этом случае фокусные расстояния линз 120-1 и 120-2 соответственно заданы равными 50 мм.

Кроме того, каскад 117-2 с электроприводом составляет модуль управления для управления положением модуля концентрирования и допускает регулирование и управление положением вспомогательной линзы 120-2.

Посредством регулирования положения линзы 120-2 измерительный луч 106 может концентрироваться в требуемом слое сетчатки 127 глаза 107 для проверки, который является объектом, от начала до конца формирования изображений, и наблюдение может выполняться.

Случай, когда глаз 107 для проверки содержит ошибку преломления, также может приспосабливаться.

После входа в глаз 107 для проверки измерительный луч 106 становится отраженным лучом 108 вследствие отражения или рассеивания от сетчатки 127 глаза. Отраженный луч 108 отражается посредством расщепителя 103 луча и направляется в линейную камеру 139.

Каскад 117-2 с электроприводом также может управляться посредством персонального компьютера 125.

Далее описана конфигурация системы измерения OCT-устройства согласно настоящему варианту осуществления.

Отраженный луч 108, который является светом, отражаемым или рассеянным из сетчатки 127 глаза, отражается посредством расщепителя 103 луча.

Опорный луч 105 и отраженный луч 108 регулируются так, чтобы комбинироваться в расщепителе 103 луча.

Комбинированный луч 142 разделяется на каждую длину волны посредством пропускающей решетки 141, концентрируется посредством линзы 135-2, и сила света преобразуется в напряжение посредством линейной камеры 139 для каждого положения (длины волны).

В частности, интерференционные полосы области спектра на оси длины волны должны наблюдаться относительно линейной камеры 139.

OCT-устройство выполнено и регулируется таким образом, что 50-нанометровый разделенный луч, с помощью которого линза 135-2 формирует изображение в линейном датчике, который является матрицей элементов оптоэлектрического преобразования, приблизительно соответствует числу пикселов линейного датчика, чтобы считываться посредством линейной камеры.

Линейный датчик выполнен с возможностью временно последовательно считывать сигналы, полученные посредством элементов оптоэлектрического преобразования, совмещенных в одной строке.

Тем не менее в настоящем варианте осуществления линейный датчик содержит два регистра, при этом нечетные пикселы соединяются с одним регистром, а четные пикселы соединяются с другим регистром.

С другой стороны, 50-нанометровый разделенный луч формирует изображение с шириной, соответствующей 1024 пикселам датчика в линейной камере 139.

Фиг.1B схематично иллюстрирует линейный датчик 139-1. Разделенные лучи в рамках от λ_s (815 нм) до λe (865 нм) формируют изображение в линейном датчике 139-1.

Группа полученных сигналов напряжения преобразуется в цифровые значения посредством модуля 140 захвата изображений и подвергается обработке данных посредством персонального компьютера 125, чтобы формировать томографическое изображение.

В этом случае линейная камера 139 имеет 1024 пиксела, как описано выше, и может получать силу света комбинированного луча 142 для каждой длины волны.

Далее описывается способ получения томографического изображения с использованием настоящего устройства.

Способ получения томографического изображения (поверхности, параллельной оптической оси) сетчатки 127 глаза описан с использованием Фиг.1A и 2A-2D.

После прохождения через роговицу 126 и входа в сетчатку 127 глаза измерительный луч 106 становится отраженным лучом 108 вследствие отражения и рассеивания в различных положениях и достигает линейной камеры 139.

Поскольку ширина спектра источника 101 света имеет широкую ширину спектра и небольшую длину пространственной когерентности, когда оптическая длина пути для пути опорного света и оптическая длина пути для пути измерительного света приблизительно равны, интерференционные полосы могут обнаруживаться посредством линейного датчика 139-1 (см. Фиг.3A и 3B).

Как описано выше, интерференционные полосы, обнаруженные посредством линейного датчика 139-1, соответствуют области спектра на оси длины волны.

Затем, с учетом характеристик линейного датчика 139-1 и пропускающей решетки 141, интерференционные полосы, которые являются информацией по оси длины волны, преобразуются в интерференционные полосы на оси оптической частоты.

Кроме того, информация в направлении глубины может получаться посредством выполнения обратного преобразования Фурье для преобразованных интерференционных полос на оси оптической частоты.

Кроме того, интерференционная полоса может получаться для каждого положения оси X посредством обнаружения интерференционных полос при возбуждении оси X X-Y-сканера 119.

Другими словами, может получаться информация в направлении глубины каждого положения оси X.

Одномерные данные положения в направлении по оси Х относительно направления глубины (направления по оси Z в координате XYZ) упоминаются как сканирование A-типа.

Посредством последовательной компоновки сканирований A-типа всех X положений, которые должны подвергаться формированию изображений во временных рядах, в которых X-сканер вращается, получаются двумерное распределение сил света отраженного луча 108 на плоскости XZ и томографические изображения, показанные на Фиг.2A-2D. Результирующие данные упоминаются как сканирование B-типа.

Диаметры светового пятна в измеряемом объекте отличаются между режимом низкого разрешения и режимом высокого разрешения, описанными выше. В частности, в режиме высокого разрешения соответствующие положения оси X должны получаться с точными интервалами, чтобы использовать преимущество разрешения по горизонтали режима высокого разрешения для сканирований B-типа. По сути, сканирование B-типа комбинируется после получения сканирований A-типа с промежутками в приблизительно 5 мкм, что является разрешением для режима высокого разрешения.

Помимо этого в режиме низкого разрешения сканирования A-типа должны получаться с промежутками в приблизительно 20 мкм, что является разрешением для режима низкого разрешения.

Как описано выше, томографическое изображение является матричной компоновкой полученных сил света сканирования B-типа и отображается, например, посредством экстраполирования сил света по шкале полутонов. На дисплее подсвечены только границы полученного томографического изображения.

Далее описаны взаимосвязи между расстоянием измерения от затвора, числом пикселов и глубиной резкости (DOF).

Теперь, на Фиг.2A-2D, положение оптической длины пути, которое является идентичным зеркалу 114-1 опорного луча на стороне измеряющего луча, обозначается как положение G затвора, а оптическое расстояние от G, на котором формирование изображений может выполняться посредством настоящего устройства, обозначается как оптическое расстояние Dep формирования изображений.

Интерференционные полосы становятся более резкими по мере того, как оптическое расстояние части, которая должна подвергаться формированию изображений, становится больше.

С учетом предела, до которого могут обнаруживаться более резкие интерференционные полосы, оптическое расстояние Dep формирования изображений определяется посредством ширины разделенной длины волны и числа пикселов, соответствующих ширине длины волны, которые должны приниматься посредством линейного датчика 139-1.

Dep=N/(4•ΔK)…, выражение (3)

где Dep обозначает оптическое расстояние формирования изображений, ΔK обозначает выражение для волнового числа ширины длины волны источника света, используемого для измерения, и N обозначает число пикселов в области, в которой изображение формируется посредством ширины спектра длины волны, включенной в комбинированный луч.

Если λ_s обозначает длину волны с кратчайшей шириной спектра длин волн, а λ_e - длину волны с самой длинной шириной спектра длин волн, то ΔK может вычисляться с использованием выражения (4). Посредством подстановки λ_s=815 нм, λ_e=865 нм настоящего варианта осуществления, в таком случае ΔK=7,1×10^-5 (1/нм).

ΔK=|1/λ_S-1/λ_e| …, выражение (4)

Посредством подстановки значения ΔK в выражение (3), в таком случае Dep₁₀₂₄=3,6 мм для 1024 считанных пикселов и Dep₅₁₂=1,8 мм для 512 считанных пикселов.

Между тем, для OCT-устройства для оптической когерентной томографии области Фурье взаимосвязь между положением G затвора на Фиг.2A-2D и измеряемым объектом типично заключает в себе отделение положения G затвора от поверхности измеряемого объекта. Это обусловлено тем, что существует фундаментальная проблема в том, что, когда положение G затвора перемещено в измеряемом объекте, зеркальное изображение, полученное посредством преобразования Фурье, перекрывает действительное изображение.

Помимо этого, когда положение фокусировки измеряемого объекта регулируется, чтобы размещать максимально возможный объем измеряемого объекта в рамках диапазона глубины резкости (DOF), формирование изображений самого широкого диапазона может предпочтительно выполняться относительно направления глубины измеряемого объекта.

Далее описана взаимосвязь между положением затвора, диапазоном глубины резкости (DOF) и оптическим расстоянием формирования изображений для каждого режима.

Во-первых, описан режим низкого разрешения со ссылкой на Фиг.2A и 2B. Как описано выше, диаметр луча задается равным 1 мм, а диапазон глубины резкости (DOF) задается равным 2 мм.

Как проиллюстрировано на Фиг.1A, зеркало 114-1 опорного луча перемещается посредством каскада 117-1 с электроприводом относительно измеряемого объекта.

Допустим, что из положения G затвора, отрегулированного так, как описано выше, линза 120-2 перемещается в направлении по оси Z посредством каскада 117-2 с электроприводом, чтобы входить в диапазон глубины резкости (DOF), чтобы регулировать положение фокусировки.

Если имеется 1024 считанных пиксела, то оптическое расстояние Dep₁₀₂₄ формирования изображений=3,6 мм>глубина DOF₁ резкости=2 мм, что означает то, что формирование изображений может выполняться для информации по измеряемому объекту на глубине резкости (DOF) в этом режиме. Помимо этого, как проиллюстрировано на Фиг.2B, когда имеется неоднородность на измеряемом объекте, и положение G затвора должно отделяться от поверхности измеряемого объекта, исследуемая часть должна регулироваться так, чтобы быть включенной в глубину резкости (DOF).

Соответственно формирование изображений может выполняться без влияния посредством зеркального изображения в рамках условия «оптическое расстояние Dep₁₀₂₄ формирования изображений=3,5 мм≥(глубина резкости (DOF)+расстояние от положения затвора до поверхности измеряемого объекта)».

Далее описан режим высокого разрешения со ссылкой на Фиг.2C и 2D.

Диаметр луча задается равным 4 мм, а глубина резкости (DOF) задается равной 0,1 мм. Допустим, что положение G затвора приблизительно совмещено с поверхностью измеряемого объекта, и положение фокусировки регулируется, чтобы предоставлять диапазон 0,1 мм от поверхности измеряемого объекта в глубину.

Когда структура измеряемого объекта, который должен получаться при высоком разрешении, присутствует только около глубины резкости (DOF), или, другими словами, когда информация глубоко в направлении по оси Z не должна получаться, то нет необходимости считывать все пикселы линейного датчика.

В таком случае линейный датчик считывается посредством прореживания каждого второго пиксела, как проиллюстрировано на Фиг.3B. Соответственно время считывания может уменьшаться.

Другими словами, время обнаружения одного сканирования A-типа уменьшается.

Когда линейный датчик прореживается и считывается, и число пикселов прореживается до 512 считанных пикселов, то оптическое расстояние Dep₅₁₂ формирования изображений=1,8 мм>глубина резкости (DOF)=0,1 мм, что означает то, что формирование изображений может выполняться для информации по измеряемому объекту на глубине резкости (DOF) в этом режиме.

Помимо этого, таким же образом, как в режиме низкого разрешения, описанном ранее, например, то, когда имеется неоднородность на измеряемом объекте, и положение G затвора должно отделяться от поверхности измеряемого объекта, формирование изображений может выполняться без влияния посредством зеркального изображения в рамках условия «оптическое расстояние Dep₅₁₂ формирования изображений=1,8 мм>(глубина резкости (DOF)+расстояние от положения затвора до поверхности измеряемого объекта)».

Конфигурации линейного датчика 139-1, когда прореживание должно выполняться, включают в себя конфигурацию, в которой, как описано выше, подготавливаются два регистра, и совмещенные пикселы поочередно соединены, посредством чего считывание выполняется только из одного регистра (например, регистра, с которым соединяются нечетные пикселы) в ходе прореживания.

По