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CN101791213B - 光学断层图像形成装置 - Google Patents

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CN101791213B CN2010100054215A CN201010005421A CN101791213B CN 101791213 B CN101791213 B CN 101791213B CN 2010100054215 A CN2010100054215 A CN 2010100054215A CN 201010005421 A CN201010005421 A CN 201010005421A CN 101791213 B CN101791213 B CN 101791213B
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Abstract

本发明提供一种光学断层图像形成装置,该光学断层图像形成装置能够在通过区域聚焦获得沿深度方向分割的图像时缩短多个聚焦位置处的聚焦时间段。该光学断层图像形成装置包括:用于将预定的图像形成深度范围内的区域分成多个聚焦区域以设定多个聚焦位置的聚焦位置设定装置;用于在预定的图像形成深度范围内沿图像形成深度方向设定至少两个基准位置的基准位置设定装置;和用于执行控制以基于由聚焦位置设定装置产生的聚焦位置信息和由基准位置设定装置事先设定的所述至少两个基准位置处的对焦的聚焦条件依次在所述多个聚焦位置处执行聚焦的聚焦控制装置。

Description

光学断层图像形成装置
技术领域
本发明涉及光学断层图像形成装置,更特别地,涉及用于眼科诊疗、皮肤的断层观察或通过由光学断层图像形成装置构成的内窥镜或导管进行的消化道和心血管壁的断层扫描等的光学断层图像形成装置。
背景技术
近年来,采用低相干干涉计技术或白光干涉计技术的光学干涉断层图像形成方法和光学干涉断层图像形成装置进入实用。
特别地,可以使用利用多波长光的干涉现象执行光学相干断层摄影(OCT)的光学断层图像形成装置(光学干涉断层图像形成装置),来以较高的分辨率获得样品的断层图像。
因此,在眼科领域中,光学断层图像形成装置正变为用于获得眼底或视网膜的断层图像的必不可少的装置。
除了眼科应用以外,光学断层图像形成装置还被用于皮肤的断层观察,或通过由装置构成的内窥镜或导管进行的消化道和心血管壁的断层扫描等。以下,光学断层图像形成装置被称为OCT装置。
当将活体组织形成图像时,由活体组织的运动导致的图像的干扰(所谓的运动伪像)在各种应用中成为OCT装置的问题。特别地,在用于眼科图像诊断的OCT装置中,眼睛移动的存在大大影响诊断的精度。
作为典型的眼睛移动,沿眼底的面内方向(以下称为水平方向)以及沿其深度方向(以下称为垂直方向)均以三维的方式出现每秒约100μm的运动。
因此,对于首先在眼科应用中被付诸实用的时域方法的OCT装置,由于需要很长的图像形成时间段,因此在技术上不能获得三维图像。
在该方法中,对于一个B扫描断面图像(包含水平方向的一维图像和垂直方向的一维图像的二维图像),图像形成时间达约1秒。因此,对于获得约100张B扫描断面图像(对于获得三维图像是必需的),必需相对较长的时间段,并且由于因该时间段中的眼睛移动出现的运动伪像较大,因此这是不实用的。
出于这种原因,进一步希望OCT装置的高速性能。
近年来,傅立叶域方法的OCT装置(以下称为FD-OCT装置)由于其为常规时域方法的至少十倍的高速性能而得到广泛使用。
以下描述该FD-OCT装置的示意性结构。
图10A是典型的眼科用FD-OCT装置的示意图。
在图10A中,从光源1001发射的光束被单模光纤1002引导并入射到光纤光耦合器1003上。
光纤光耦合器1003是所谓的2×2型,它将来自光纤1002的入射光分光以使其进入两个输出光纤。
输出光纤中的一个与作为迈克逊干涉计(Michelsoninterferometer)的信号光束路径的人眼底图像形成光学系统耦合,并且,另一输出光纤与干涉计的参照光束路径耦合。
在信号光束路径中,从光纤端部输出的光被准直透镜1004转换成平行光束,在空间中传播并入射到XY扫描仪1005上。
XY扫描仪1005是执行二维反射角控制的反射型光学扫描装置,由此,被反射的信号光束被扫描透镜1006和目镜1007引导,以入射到人眼1008上。
XY扫描仪、扫描透镜和目镜构成扫描光学系统,该扫描光学系统与眼睛的光学作用一起将信号光束作为平行光束聚焦到眼底观察目标区域1009上,并且,聚焦位置以二维的方式扫描与光轴基本上垂直的眼底的表面。
目镜1007进行作业以沿深度方向调整聚焦位置。以包含其它控制的综合方式,由与XY扫描仪1005和聚焦驱动致动器1010连接的控制和信号处理装置1101执行用于扫描和聚焦的控制。
来自眼底观察目标区域1009的反射光束和后散射光束中的沿基本上相同的光路向后传播的信号光束再次穿过准直透镜1004并返回光纤光耦合器1003。
另一方面,参照光束被光纤光耦合器1003分离,被准直透镜1004转换成平行光束,并被设置在光学延迟驱动装置1012上的参照光束反射镜1011反射以沿光路向后传播。
特别是与在各个体之间不同的眼轴长度的校正一起,通过控制光学延迟驱动装置1012调整和控制参照光束反射镜1011的位置,使得参照光束路径的总光路长度以信号光束路径作为基准变为预定的长度。
包含参照光束反射镜1011的平移段与控制和信号处理装置1101连接,并与其它的控制一起以综合的方式被控制。
向后传播的参照光束再次穿过准直透镜1004并返回光纤光耦合器1003。
返回光纤光耦合器1003的信号光束和参照光束被单独地分成返回到光源1001的成分和引向干涉光束接收系统的成分。信号光束和参照光束在同一单模光纤中传播,即,相互迭加以导致光学干涉。
干涉光束接收系统在本常规技术例子中是分光镜,并且,OCT装置构成所谓的谱域OCT装置(以下称为SD-OCT)。
干涉光束被准直透镜1004转换成平行光束并且通过反射镜1013被引向衍射光栅1014,并且,衍射光栅的作用导致干涉光束的1次衍射光根据其中包含的波长成分被引向不同的角度。
以不同的角度入射到图像形成透镜1015上的干涉光束的各单个波长成分根据角度在线传感器1016上的不同的位置处被聚焦以形成图像,并且作为与线传感器的各单个像素对应的光强度被读出,使得其信号被发送到控制和信号处理装置1101。
下面,参照图10B描述控制和信号处理装置1101的结构和作用。
控制和信号处理装置1101控制XY扫描仪1005、光学延迟驱动装置1012、聚焦驱动致动器1010和线传感器1016,并且包含驱动器和用于获取在检测角度、位置和光学信号之后发送的信号的获取单元。在信号中,线图像获取单元1107接收从线传感器传送的光强度信号序列,并且,FFT处理单元1108对于信号序列执行逆快速傅立叶变换,由此,处理的结果被发送到中央处理单元1103。
中央处理单元1103接收在时序上在逆傅立叶变换之后发送的数字光学干涉信号,并且将数字光学干涉信号与以下的信号相比较。
数字光学干涉信号与来自XY扫描仪驱动器1102的扫描仪位置信号和同步化信号、来自光学延迟驱动器1105的延迟位置信号和同步化信号以及来自聚焦驱动器1106的聚焦位置信号相比较。
因此,光学干涉信号与眼底观察目标区域上的位置相关。
然后,光学干涉信号被分配给预定像素中的每一个,由此,图像被形成和显示在图像显示单元1104上。
这种FD-OCT装置使得能够在约1~3秒的图像形成时间内实现眼底的三维测量。
另一方面,关于眼科用OCT装置,对于作为可导致失明的三种主要疾病的糖尿病视网膜病、青光眼和与年龄相关的黄斑变性的早期检测,需要具有更高的性能的OCT装置。
特别地,为了检测病变初期的微小变化,需要具有高分辨率的OCT装置。
形成图像和测量对象为例如视神经纤维、视细胞或微脉管的变化。
在分辨率中,垂直分辨率,即沿深度方向的分辨率依赖于用于OCT装置的光源的特性。因此,OCT装置被设计为扩大来自光源的光的波长宽度。
另一方面,水平分辨率与光斑尺寸和焦点深度具有折衷关系。因此,单纯地构成具有较高的数值孔径(NA)的聚焦光学系统是不够的。
以下参照等式和数值例具体描述上述的点。
可以作为沿断面方向(垂直方向)和沿与断面垂直的水平方向的两个分辨率讨论OCT装置的分辨率。
在这两个分辨率中,沿断面方向的分辨率由来自光源的光的波长宽度确定。当波长宽度变大时,沿断面方向的分辨率变高。
换句话说,呈现在垂直方向上窄的范围。垂直分辨率(Rz)与来自光源的光的波长宽度成反比,或者,在严格的意义上,与在从光源接收光之后被系统检测的波长宽度Δλ成反比。垂直分辨率(Rz)由下面的式(1)表达。
Rz=kz×(λ^2/Δλ)...(式1)
这里,kz代表为约0.4的常数。
在眼科用实际OCT装置中,Δλ已提高到约30~50nm,当前达到约100nm,而相应的垂直分辨率为约3μm,该值变得接近上述的细胞水平的形态变化(modification)。
另一方面,沿水平方向的分辨率(Rxy)由光学图像形成分辨率确定。
换句话说,水平方向的分辨率(Rxy)由图像形成系统的数值孔径(NA)和伴随的光学像差确定。
假定不存在像差,那么水平分辨率由以下的(式2)表达。
Rxy=k1×(λ/NA)...(式2)
这里,k1是为约0.5的常数。
另一方面,图像形成系统的焦点深度(DOF)由以下的(式3)表达。
DOF=k2×(λ/NA^2)
这里,k2是为约0.6的常数。
换句话说,高的水平分辨率和大的焦点深度基于光学原理具有折衷关系。例如,如果水平分辨率加倍并且光斑尺寸的直径减半,那么,焦点深度由于与平方成反比因而变为四分之一。
在OCT最实用的眼底诊断装置中,例如,大致使用数值λ=0.84μm和NA=0.02。如果使用这些数值例和上述的(式2)和(式3),那么大致得到Rxy=20μm和DOF=2mm。
人眼的视网膜的厚度为约0.5~1mm。对于便于测量并避免由于各种运动导致的对于图像形成范围的偏离,通常保证沿深度方向的约2mm的图像形成范围。
该值作为DOF值被求出,因此,水平分辨率作为光斑尺寸直径至多被控制为20μm。该分辨率值与3μm的垂直分辨率相比,低约一个数量级,但是,难以以简单的结构获得更高的水平分辨率。
与此相对,日本专利申请公开No.2007-101250公开了设定具有小的DOF的高NA光学系统的多个聚焦区域并且重新组合沿深度方向分割的图像、由此在宽的焦点深度范围上获得高的水平分辨率的区域聚焦OCT装置。
可通过将聚焦透镜驱动到多个聚焦位置处、在执行图像形成过程的同时以依次的方式聚焦并且重新组合沿深度方向分割的图像,实现这种区域聚焦。
另外,日本专利申请公开No.2007-54251公开了基于作为基准的特定的位置计算并设定聚焦透镜的驱动位置的方法。
发明内容
但是,上述的作为常规例子的OCT装置具有以下的问题。
OCT装置需要在尽可能短的时间段内执行图像形成处理。特别地,如果对于眼科用OCT装置使用上述的结构,那么缩短图像形成时间以减轻被测试的眼科病人的负荷是非常重要的。
但是,日本专利申请公开No.2007-101250没有关于在短时间段内在OCT装置中有效执行与区域聚焦相关的串行作业公开任何事项,其中,串行作业包含将聚焦透镜驱动到多个聚焦位置处和在执行图像形成处理的同时以依次的方式聚焦。
特别地,如果在上述的区域聚焦中为了获得高的水平分辨率增加NA,那么焦点深度反而减小,从而导致通过在区域聚焦中分割获得的聚焦区域的数量增加。因此,其有效的聚焦处理是必要的。
进一步描述上述的各点。在眼科用OCT中,诸如人眼的视网膜的对象的聚焦光学系统包含生物光学系统,诸如人眼的角膜、晶状体和玻璃体,并且,众所周知,生物光学系统由于个体变化根据被测试的对象不同。
特别地,如果为了实现具有高的水平分辨率的OCT而增加NA,那么必须增加入射到虹膜上的基本上平行光束的光束直径。
但是,如果增加光束直径,那么人眼的生物光学系统的个体变化进一步增加。这是由于像差的影响增加。
人眼的像差包含所谓的球面像差、彗形像差和像散等,这些像差随着光束直径的增加导致更大的影响。
在由于个体变化存在各种像差的情况下,即使要执行聚焦处理使得视网膜上的光斑尺寸减小,也难以在光学上唯一限定最佳的聚焦位置。
因此,实际上通过监视图像自身执行聚焦处理,使得希望的OCT图像得到改善,但这种使用监视的方法不适于聚焦区域的数量多的情况。
换句话说,如果为了获得高的水平分辨率而增加NA,那么焦点深度反而减小,由此,如上面描述的那样增加通过在区域聚焦中分割获得的聚焦区域的数量。
在表1中表示这些值的几个例子。
对于具有高的水平分辨率的图像形成,必需10~30个区域,使得对于该数量需要执行聚焦处理。因此,不适于在执行聚焦处理的同时采用监视图像自身以使得提高要通过OCT装置获得的图像的方法。
相反,根据使用上述区域聚焦的OCT装置,可以在执行图像形成处理的同时在许多聚焦区域中(在许多聚焦位置处)以依次的方式执行聚焦。
但是,如上所述,日本专利申请公开No.2007-101250没有关于在尽可能短的时间段内有效地在OCT装置中执行串行作业公开任何事项。
另外,日本专利申请公开No.2007-54251公开了以特定的位置为基准计算并设定聚焦透镜的驱动位置的断层测量装置。
但是,没有关于应对上述的由于个体变化导致的诸如人眼的生物光学系统的差异以及关于有效地执行上述的区域聚焦公开任何事项。
表1
Figure G2010100054215D00081
鉴于上述的问题,提出本发明,因此,本发明的目的是提供能够在通过区域聚焦获得沿深度方向分割的图像时缩短多个聚焦位置处的聚焦时间段的光学断层图像形成装置。
本发明提供具有以下结构的光学断层图像形成装置。
根据本发明的一个方面,提供一种光学断层图像形成装置,该光学断层图像形成装置用于通过将来自光源的光束分成测量光束和参照光束、通过扫描光学系统的扫描将测量光束引向对象、将参照光束引向参照光束反射镜、并使用与作为被对象反射和散射的光束中的一种的测量光束对应的返回光束和被参照光束反射镜反射的参照光束,拍摄对象的断层图像,由此通过重新组合通过沿深度方向分割断层图像获得的图像的区域聚焦形成光学断层图像,该光学断层图像形成装置包括:用于将预定的图像形成深度范围内的区域分成多个聚焦区域以设定多个聚焦位置的聚焦位置设定装置;用于在预定的图像形成深度范围内沿图像形成深度方向设定至少两个基准位置的基准位置设定装置;和用于执行控制以基于由聚焦位置设定装置产生的聚焦位置信息和由基准位置设定装置事先设定的所述至少两个基准位置处的对焦的聚焦条件依次在多个聚焦位置处执行聚焦的聚焦控制装置。
并且,根据本发明的另一方面,提供一种拍摄对象的断层图像的图像形成方法,该图像形成方法通过将来自光源的光束分成测量光束和参照光束、利用扫描光学系统的扫描将测量光束引向对象、并使用参照光束和与作为被对象反射和散射的光束中的一种的测量光束对应的返回光束拍摄对象的断层图像,该图像形成方法包括:将预定的图像形成深度范围内的区域分成多个聚焦区域以设定多个聚焦位置的第一设定步骤;在预定的图像形成深度范围内沿图像形成深度方向设定至少两个基准位置的第二步骤设定;和执行控制以基于在第一设定步骤中设定的聚焦位置信息和在第二设定步骤中事先设定的所述至少两个基准位置处的对焦的聚焦条件依次在多个聚焦位置处执行聚焦的控制步骤。
根据本发明,提供能够在通过区域聚焦获得沿深度方向分割的图像时缩短多个聚焦位置处的聚焦时间段的光学断层图像形成装置。
通过参照附图阅读示例性实施例的以下说明,本发明的其它特征将变得十分明显。
附图说明
图1是示出根据本发明的实施例的光学断层图像形成装置的结构例子的总体功能的示意性框图。
图2是示出通过根据本发明的实施例的光学断层图像形成装置中的聚焦检测装置进行的聚焦检测的流程图。
图3是示出根据本发明的实施例的光学断层图像形成装置的结构例子的示图。
图4是示出根据本发明的实施例的光学断层图像形成装置中的控制和信号处理装置的例子的示意图。
图5A和图5B是示出本发明的实施例中的作为图1所示的流程的步骤的图像形成范围设定和区域聚焦位置设定(图5A)和预扫描图像(图5B)的示意图。
图6A、图6B和图6C是示出通过本发明的实施例中的作为图1所示的流程的步骤的区域聚焦位置设定得到的两种不同模式的例子的示意图。
图7A和图7B是示出本发明的实施例中的作为图1所示的流程的步骤的图像形成范围设定和基准位置设定(图7A)和预扫描图像(图7B)的示意图。
图8A和图8B是示出本发明的实施例中的作为图1所示的流程的步骤的如何获得多个聚焦条件和转换式的示意图。
图9A和图9B是示出本发明的实施例中的作为图1所示的流程的步骤的如何从转换式获得聚焦装置的多个位置的示意图。
图10A和图10B是示出常规的例子中的FD-OCT的示意图。
具体实施方式
下面,描述根据本发明的实施例的光学断层图像形成装置。
图1是示出根据该实施例的光学断层图像形成装置的结构例子的总体功能的示意性框图。
在本实施例的光学断层图像形成装置中,预扫描设定和图像形成装置101执行预扫描,使得获得预扫描图像数据102。
在预扫描中,粗略地设定参照光束延迟位置和聚焦位置。
换句话说,只要可获得整个对象的轮廓图像,就不必进行用于获得优化的图像的设定。
例如,在操作员手动搜索用于获得粗略图像的参照光束延迟位置和聚焦位置之后,执行预扫描。
作为替代方案,可以在搜索具有信号的参照光束延迟位置之前自动获得一次A扫描。
另一方面,可以粗略监视图像的亮度(信号强度),以自动地粗略调焦,使得轮廓被表示。
然后,图像形成范围设定装置103基于预扫描图像数据102设定沿用于图像形成的深度方向的范围,并由此获得图像形成范围数据104。
以下,在本实施例的描述中,对于深度方向使用术语“范围”和“位置”。沿深度方向的范围被简称为范围,并且,沿深度方向的位置被简称为位置。
另一方面,关于水平方向,其范围和位置被称为“水平方向范围”和“水平方向位置”,不采用缩写形式。
可对于大于或等于一定的阈值的图像亮度(OCT信号强度)的范围自动地执行或者可由操作员手动执行范围设定。
在区域聚焦位置设定装置(聚焦位置设定装置)105中,可以将预定的图像形成深度范围分为多个聚焦区域,使得设定多个聚焦位置。
换句话说,基于图像形成范围数据104由区域聚焦位置设定装置105设定作为区域聚焦位置的多个位置,并由此产生并存储区域聚焦位置设定列表106。
另一方面,基准位置设定装置107在预定的图像形成深度范围内沿图像形成深度方向设定至少两个基准位置。
基准位置设定装置107基于图像形成范围数据104和预扫描图像数据102获得基准位置列表108。
特定地,从预扫描图像选择具有高的图像亮度(信号强度)的约二到四个部分,使得位置落在图像形成范围内并且尽可能相互远离。这些部分可被自动检测或由操作员手动选择。
特别地,人眼的视网膜在位于一般图像形成目标范围的大致端部上的两个区域处具有高反射层,这些高反射层包括:
(1)表面上(或内部)的视神经纤维层;和
(2)视细胞内外之间的边界或色素上皮细胞层。
因此,可通过将反射层分段自动选择基准位置。
另外,如果具有个体变化或疾病的患者要被测试,那么上述的两个区域不总是被形成图像并呈现为高反射层。因此,在与标准图像结构不同的图像结构的情况下,可通过由操作员执行的半自动设定选择基准位置。
例如,基准位置列表108是具有两个基准位置(深度位置)的要素的一维配置,并且,通过聚焦检测装置108对于各要素获得聚焦条件。
下面,描述通过本实施例的聚焦检测装置执行的聚焦检测。
图2是通过本实施例的聚焦检测装置执行的聚焦检测的流程图。
首先,基于上述的基准位置列表108执行基准位置的输入(S10),然后,测量OCT图像,以存储图像数据(S11)。
然后,在存储的图像数据中,提取图像中的基准位置处的亮度,并且存储其值(S12)。
然后,移动聚焦透镜并将其设为下一透镜位置(S13)。
在这种情况下,基于上述的图像形成范围数据104决定聚焦透镜是否已在整个范围上移动(S14)。
如果聚焦透镜没有在整个范围上移动,那么重复OCT图像测量和存储步骤(S11)和随后的步骤。
如果聚焦透镜已在整个范围上移动,那么通过比较确定存储在各聚焦位置中的画面内的基准位置处的图像亮度最大的透镜位置(S15)。
通过上述的结构,首先确定对于图像中的基准位置的一个聚焦条件。
注意,聚焦条件意味着图像中的位置与聚焦透镜的位置之间的对应关系。
聚焦机构位置检测和存储装置110检测并保持聚焦机构位置数据111,而图像内聚焦位置存储装置112保持相应的图像内聚焦位置数据113。
类似地,对于基准位置列表108中的基准位置中的每一个确定聚焦条件。
然后,基于多个聚焦条件,转换式/转换表产生装置(聚焦控制数据转换装置)114产生并存储以图像内聚焦位置为输入并以聚焦机构位置数据为输出的转换式/转换表数据115。
然后,基于由聚焦位置设定装置设定的聚焦位置信息和由基准位置设定装置事先设定的用于在两个或更多个基准位置处聚焦的聚焦条件,执行聚焦控制,使得在多个聚焦位置处依次执行聚焦。
特别地,区域聚焦机构驱动数据计算装置(聚焦驱动信息计算装置)116计算聚焦控制装置的驱动信息。
通过使用由转换式/转换表产生装置114产生的转换式或转换表和由聚焦位置设定装置设定的聚焦位置信息,执行计算。
换句话说,将区域聚焦位置设定列表(聚焦位置信息)106和转换式/转换表数据115给予区域聚焦机构驱动数据计算装置116,使得获得聚焦机构驱动数据117。
根据驱动数据,区域聚焦机构控制装置118进行控制,以依次驱动聚焦机构元件,使得可以执行到达希望的画面内聚焦位置的聚焦。因此,如果对于每次聚焦执行OCT图像形成,那么可以有效地获得具有高水平分辨率的区域聚焦型FD-OCT图像。
基于与关于具有个体变化的对象的人眼的实际OCT图像数据对应的多个聚焦位置通过内插或外插计算转换式。
因此,可以实现具有高精度的聚焦并可有效地确定大量的聚焦位置。由于可以高速获得区域聚焦图像,因此可以减少作为对象的病人的负荷。
下面,描述根据本实施例的光学断层图像形成装置的结构例子。图3是示出根据本实施例的光学断层图像形成装置的结构例子的示图。
图4是示出本实施例的光学断层图像形成装置的控制和信号处理装置401的例子的示意图。
在图3中,光源由301表示,光纤由302表示,光纤耦合器由303表示,准直透镜由304表示,XY扫描仪由305表示,扫描透镜由306表示,目镜由307表示,人眼由308表示,光学干涉图像形成位置由309表示。
并且,聚焦驱动致动器由310表示,参照光束反射镜由311表示,光学延迟驱动装置由312表示,反射镜由313表示,衍射光栅由314表示,图像形成透镜由315表示,线传感器由316表示。
除了控制和信号处理装置401以外,本实施例的光学断层图像形成装置具有基本上与图10A所示的FD-OCT装置的结构对应的结构。
另外,与图10B所示的结构类似,控制和信号处理装置401控制XY扫描仪305、光学延迟驱动装置312、聚焦驱动致动器310和线传感器316。控制和信号处理装置401还包含用于获取在检测角度、位置和光学信号之后发送的信号的驱动器和获取单元。在这些信号中,从线传感器传送的光强度信号序列被线图像获取单元407接收,并且,通过FFT处理单元408执行信号序列的逆快速傅立叶变换。结果被发送到中央处理单元403。
中央处理单元403接收在时间序列上在逆傅立叶变换之后发送的数字光学干涉信号,并将该信号与以下的信号中的每一个相比较。
数字光学干涉信号与来自XY扫描仪驱动器402的扫描仪位置信号和同步化信号、来自光学延迟驱动器405的延迟位置信号和同步化信号、以及来自聚焦驱动器406的聚焦位置信号相比较。
这里,来自光源301的光束被分成测量光束和参照光束。测量光束通过利用扫描光学系统(XY扫描仪305和扫描透镜306)的扫描被引向对象。参照光束被引向参照光束反射镜311并被其反射。测量光束被对象(人眼308)反射或散射并变成返回光束。返回光束和被参照光束反射镜反射的参照光束被用于拍摄对象的断层图像。
在这种情况下,在本实施例的光学断层图像形成装置中,构成通过作为沿深度方向分割的图像获得断层图像并将其重新组合的区域聚焦形成光学断层图像的OCT装置。
除了以下的几点以外,上述的结构与图10A和图10B所示的结构相同。
在本实施例的光学断层图像形成装置中,图3所示的聚焦驱动致动器310驱动聚焦透镜,并且图4所示的相应的聚焦驱动器406和中央处理单元403执行上述的控制。
中央处理单元403控制上述的图1所示的流程。必要时,中央处理单元403向各驱动器发出指令,从传感器接收信号,适当地执行图像形成处理,并在图像显示单元404上显示图像。
下面,进一步描述图1所示的本实施例中的流程的各单个步骤。
图5A和图5B是示出本实施例中的作为图1所示的流程的步骤的图像形成范围设定和区域聚焦位置设定以及预扫描图像的示意图。
图5B示出如何基于预扫描图像501设定图像形成范围502。图5A示出如何通过以预定间隔均匀地分割范围来设定区域聚焦位置503。
注意,图5A以及后面提到的图7A、8A和图9A的图像中的位置(Z轴)与干涉计的参照光束路径中的延迟调整反射镜位置对应。
图6A、图6B和图6C是示出通过本实施例中的作为图1所示的流程的步骤的区域聚焦位置设定得到的两种不同模式的例子的示意图。
图6A的左侧部分和图6B示出通过将关于会聚光束601光束直径为光束腰部的1.4倍的焦点深度602的范围(所谓的共焦参数b位于光束腰部的两侧的范围)设为一个区域的范围,获得OCT像素604的情况。
这是设定水平分辨率强调模式的情况。
图6A的右侧和图6C示出通过将关于相同会聚光束601光束直径为光束腰部的10倍的平方根并且每单位面积的光束照射强度变为约十分之一的范围603设为一个区域的范围,获得OCT像素605的情况。这是用图像亮度的10db下降的准则设定亮度强调模式的情况。
在后一种模式中,重视解决由于OCT利用共焦光学结构,因此如果焦点深度小那么不仅水平分辨率在图像形成范围的两侧劣化而且图像亮度降低使得图像自身会消失的问题。
如上所述,本实施例的光学断层图像形成装置可包括用于从包含水平分辨率模式和亮度模式的多种模式选择至少一个模式的模式选择装置。
因此,可以适当地设定图像形成范围。然后,聚焦位置设定装置基于选择的模式设定聚焦位置。
图7A和图7B是示出本实施例中的作为图1所示的流程的步骤的图像形成范围设定和基准位置设定和预扫描图像的示意图。
基于图7B所示的预扫描图像501和图像形成范围502,第一基准位置701(Z1)和第二基准位置702(Z2)被设为在图像中具有高亮度并且在图7A所示的图像形成范围中相互间离得尽可能远的两个位置。
图8A和图8B是示出本实施例中的作为图1所示的流程的步骤的如何获得多个聚焦条件和转换式的示意图。
图8A和图8B示出以下的方式。
对于图8B所示的第一基准位置701和第二基准位置702,执行聚焦检测,以检测和存储图8A所示的相应的聚焦透镜位置(第一聚焦位置801(L1)和第二聚焦位置802(L2))
结果,作为二维配置获得两个聚焦条件803和804。然后,获得线性函数805作为转换式。
图9A和图9B是示出本实施例中的作为图1所示的流程的步骤的如何从转换式获得聚焦装置的多个位置的示意图。图9A和图9B示出作为区域聚焦位置503的要素的Zf1、Zf2、...、Zfn如何被线性函数805作为转换式转换使得获得聚焦位置901的要素Lf1、Lf2、...、Lfn。
通过上述的本实施例的结构,可以以高精度、高效率和高水平分辨率执行具有个体变化的人眼的OCT图像形成。因此,可以实现可减少作为对象的病人的负荷的高性能光学断层图像形成装置(光学干涉断层图像形成装置)。
但是,本发明不限于上述的实施例的结构。
例如,上述的实施例中的聚焦机构移动聚焦透镜,但是,可以采用利用反射镜系统进行的聚焦。在这种情况下,可以利用反射镜的变形。
另外,例如,在上述的实施例中,在聚焦检测中,通过检测图像中的基准位置处的最大亮度决定对焦状态,但是,当然,例如,基于图像的清晰度决定对焦状态。
在这种情况下,例如,与调制传递函数(MTF)类似,可计算关于空间频率的衬度,使得决定对焦状态。
并且,可设定图像中的特征物,使得基于特征物的轮廓等的清晰度决定对焦状态。
另外,例如,上述的实施例例示了两个基准位置,当然,转换式在这种情况下可以是指示穿过两个点的直线的线性函数。
如果基准位置的数量是三个或更多,那么可以适当地选择诸如以下方法中的一种:通过最小二乘法执行直线(线性函数)拟合的方法、使用二次或更高次函数的方法和执行样条内插的方法的方法。并且,作为连续函数的替代,转换式可以是离散的表。
因此,本发明不限于基准位置的数量或转换式或转换表的类型。
但是,如果基准位置的数量太多,那么,由于本发明的本质是以少量的实际聚焦检测有效地在许多位置处执行聚焦,因此会出现矛盾。因此,设定例如十个或更多个基准位置是不实用的。
本发明的高分辨率OCT光学干涉计装置特别适于将人眼的视网膜形成图像。但是,该高分辨率OCT光学干涉计装置也可被用作用于诸如皮肤或使用内窥镜的器官的活体组织观察或工业质量控制的各种诊断装置或检查装置。
其它实施例
也可通过读出并执行记录在存储设备上的程序以执行上述实施例的功能的系统或装置的计算机(或诸如CPU或MPU的设备),和由系统或装置的计算机通过例如读出并执行记录在存储设备上的程序以执行上述的实施例的功能执行其各个步骤的方法,实现本发明的各方面。出于这种目的,例如通过网络或从用作存储设备的各种类型的记录介质(例如,计算机可读介质)向计算机提供程序。在这种情况下,系统或装置和存储程序的记录介质被包含在本发明的范围内。
虽然已参照示例性实施例说明了本发明,但应理解,本发明不限于公开的示例性实施例。以下的权利要求的范围应被赋予最宽的解释以包含所有这些变更方式以及等同的结构和功能。

Claims (6)

1.一种光学断层图像形成装置,用于通过将来自光源的光束分成测量光束和参照光束、利用扫描光学系统的扫描将测量光束引向对象、并使用参照光束以及与作为被对象反射和散射的光束中的一种的测量光束对应的返回光束,拍摄对象的断层图像,该光学断层图像形成装置包括:
用于拍摄断层预扫描图像的预扫描图像形成装置;
用于在预扫描图像的预定的图像形成深度范围内设定多个聚焦位置的聚焦位置设定装置;
用于在预定的图像形成深度范围内沿图像形成深度方向设定至少两个基准位置的基准位置设定装置;
用于检测在所述至少两个基准位置处的对焦的聚焦条件的聚焦检测装置;和
用于执行控制以基于对焦的聚焦条件依次在所述多个聚焦位置处执行聚焦的聚焦控制装置。
2.根据权利要求1的光学断层图像形成装置,还包括:
用于基于由聚焦检测装置检测的对焦的聚焦条件产生以断层图像内的图像形成深度方向的聚焦位置为输入并以聚焦机构的位置信息为输出的转换式和转换表中的一个,并且存储转换式和转换表中的所述一个以将所述输入转换成所述输出的聚焦控制数据转换装置;和
用于基于由聚焦控制数据转换装置产生的转换式和转换表中的所述一个并基于来自聚焦位置设定装置的聚焦位置信息,计算聚焦机构的驱动信息的聚焦驱动信息计算装置,
其中,聚焦机构根据驱动信息被聚焦控制装置驱动和控制。
3.根据权利要求1的光学断层图像形成装置,其中,所述聚焦检测装置通过基于预定图像形成深度范围的预扫描图像的亮度确定所述至少两个基准位置处的对焦状态,来检测对焦的聚焦条件。
4.根据权利要求1的光学断层图像形成装置,其中,所述聚焦检测装置通过基于预定图像形成深度范围的预扫描图像的清晰度确定所述至少两个基准位置处的对焦状态,来检测对焦的聚焦条件。
5.根据权利要求1的光学断层图像形成装置,还包括用于从包含水平分辨率模式和亮度模式的多种模式中选择至少一种模式的模式选择装置,所述亮度模式使用比所述水平分辨率模式的像素大的像素,
其中,聚焦位置设定装置基于被选择的至少一种模式设定多个聚焦位置。
6.一种拍摄对象的断层图像的图像形成方法,该图像形成方法通过将来自光源的光束分成测量光束和参照光束、利用扫描光学系统的扫描将测量光束引向对象、并使用参照光束以及与作为被对象反射和散射的光束中的一种的测量光束对应的返回光束,拍摄对象的断层图像,该图像形成方法包括:
拍摄断层预扫描图像的预扫描图像形成步骤;
在预定的图像形成深度范围内设定多个聚焦位置的第一设定步骤;
在预定的图像形成深度范围内沿图像形成深度方向设定至少两个基准位置的第二设定步骤;
检测在所述至少两个基准位置处的对焦的聚焦条件的聚焦检测步骤;和
基于对焦的聚焦条件依次在所述多个聚焦位置处聚焦的聚焦步骤。
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