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

Авторы патента:


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

 


Владельцы патента RU 2533976:

КЭНОН КАБУСИКИ КАЙСЯ (JP)

Изобретение относится к медицинской технике, а именно к устройству и способу формирования оптических томографических изображений. Устройство содержит блок деления, настроечный блок, общую дифракционную решетку, блок обнаружения и блок сбора данных. Блок деления выполнен с возможностью деления комбинированного пучка на первый и второй пучки, имеющие разные направления поляризации. Комбинированный пучок сформирован объединением отраженного пучка от объекта с опорным пучком, соответствующим измерительному пучку, причем объект освещен измерительным пучком. Настроечный блок выполнен с возможностью настройки по меньшей мере одного из направлений поляризации первого и второго пучков таким образом, чтобы направления поляризации первого и второго пучков были совмещены между собой. Общая дифракционная решетка выполнена с возможностью рассеяния по отдельности первого и второго пучков в настроенном направлении поляризации. Блок обнаружения выполнен с возможностью обнаружения по отдельности первого и второго рассеянных пучков. Блок сбора данных выполнен с возможностью получения томографического изображения, показывающего поляризационную информацию об объекте на основании первого и второго обнаруженных пучков. Способ заключается в делении комбинированного пучка на пучки с разными направлениями поляризации, совмещении направлений поляризации первого и второго пучков, рассеянии по отдельности первого и второго пучков в настроенном направлении поляризации, обнаружении по отдельности каждого пучка и получении томографического изображения, показывающего поляризационную информацию об объекте на основании первого и второго обнаруженных пучков. Использование изобретения обеспечивает получение точных поляризационных параметров и упрощение оптической схемы. 2 н. и 7 з.п. ф-лы, 3 ил.

 

Перекрестная ссылка на родственную заявку

Настоящая заявка испрашивает приоритет по заявке на патент Японии № 2010-156919, поданной 9 июля 2010 г., которая в полном объеме включена в настоящую заявку посредством ссылки.

Область техники, к которой относится изображение

Настоящее изобретение относится к устройству формирования оптических томографических изображений и способу формирования изображений для устройства формирования оптических томографических изображений. В частности, настоящее изобретение относится к устройству формирования оптических томографических изображений для получения томографических изображений, используемых для офтальмологических исследований, и к способу формирования изображений для устройства формирования оптических томографических изображений.

Уровень техники

Оптическая когерентная томография (ОКТ) с использованием многоволновой оптической интерференции является способом получения высокоразрешающего томографического изображения образца (в частности, глазного дна). В дальнейшем устройство для получения томографического изображения с использованием ОКТ упоминается как устройство ОКТ.

В последнее время устройства ОКТ для офтальмологии пробовали для получения функционального ОКТ изображения для формирования изображений оптических характеристик и перемещения ткани глазного дна в дополнение к обычному ОКТ изображению для формирования изображений формы ткани глазного дна. Поляризационное устройство ОКТ, представляющее один из типов вышеупомянутого устройства функциональной ОКТ, выполняет формирование изображений с использованием поляризационных параметров (фазовой задержки и ориентации), которые являются оптическими характеристиками ткани глазного дна. При использовании поляризационных параметров поляризационное устройство ОКТ может формировать поляризационное ОКТ изображение и выполнять распознавание или выполнять сегментацию ткани глазного дна. Поляризационное устройство ОКТ использует циркулярно-поляризованный пучок или поляризационно-модулированный пучок в качестве измерительного пучка для наблюдения образца и делит интерферирующий пучок на два ортогональных линейно-поляризованных пучка.

Метод получения высокоразрешающего поляризационного ОКТ изображения с использованием поляризационного устройства ОКТ, содержащего два спектроскопа, и широкополосного источника света поясняется в непатентном литературном источнике 1. Данный метод представляет томографическое изображение, в котором слой пигментного эпителия сетчатки отличают от ткани глазного дна с использованием полученных поляризационных параметров. Как известно, в слое пигментного эпителия сетчатки происходит деполяризация (рандомизация поляризации). Поляризационное устройство ОКТ использует две разные дифракционные решетки для двух интерферирующих пучков, имеющих разные направления поляризации (ортогональных линейно-поляризованных пучков).

Поляризационное устройство ОКТ для обнаружения двух интерферирующих пучков посредством ввода двух интерферирующих пучков, имеющих разные направления поляризации, в один спектроскоп поясняется в непатентном литературном источнике 2. Таким образом, можно уменьшить в размерах поляризационное устройство ОКТ и упростить процедуру управления.

В общем дифракционная эффективность дифракционной решетки, являющейся одним из типов спектроскопов, зависит от направления поляризации. Поэтому пучки, имеющие разные направления поляризации, различаются по спектральным характеристикам на дифракционной решетке (направлениям поляризации падающих пучков относительно дифракционной решетки), что приводит к разным чувствительностям дифракционной решетки. Тем самым снижается точность вычисления поляризационных параметров.

Список цитированной литературы

Непатентная литература

Непатентный литературный источник 1: «Polarization maintaining fiber based ultra-high resolution spectral domain polarization sensitive optical coherence tomography» Opt. Express 17, 22704 (2009).

Непатентный литературный источник 2: «Autocalibration of spectral-domain optical coherence tomography spectrometers for in vivo quantitative retinal nerve fiber layer birefringence determination» J. Biomed. Opt., 12, 041205 (2007).

Раскрытие изобретения

Целью настоящего изобретения является создание устройства формирования оптических томографических изображений, способного получать точные поляризационные параметры с использованием упрощенной оптической схемы для получения поляризационного ОКТ изображения, и способа формирования изображений для устройства формирования оптических томографических изображений.

В соответствии с одним аспектом настоящего изобретения устройство формирования оптических томографических изображений в соответствии с настоящим изобретением содержит блок деления, выполненный с возможностью деления комбинированного пучка на первый и второй пучки, имеющие разные направления поляризации, при этом комбинированный пучок сформирован объединением отраженного пучка от объекта с опорным пучком, соответствующим измерительному пучку, причем объект освещают измерительным пучком. Устройство формирования оптических томографических изображений дополнительно содержит настроечный блок, выполненный с возможностью настройки направлений поляризации освещающих пучков (относительно дифракционной решетки), соответствующих первому и второму пучкам, соответственно, таким образом, чтобы спектральные характеристики освещающих пучков на дифракционной решетке совпадали между собой, и блок сбора данных, выполненный с возможностью получения томографического изображения, показывающего поляризационную информацию об объекте на основании пучков (после дифракционной решетки для деления и дифрагирования пучка из настроечного блока), соответствующих первому и второму пучкам, соответственно.

В соответствии с настоящим изобретением спектральные характеристики (направления поляризации падающих пучков относительно дифракционной решетки) пучков, имеющих разные направления поляризации, могут быть выровнены. Таким образом, можно обеспечить устройство формирования оптических томографических изображений, способное получать точные поляризационные параметры с использованием упрощенной оптической схемы для получения поляризационного ОКТ изображения, и способ формирования изображений для устройства формирования оптических томографических изображений.

Дополнительные признаки и аспекты настоящего изобретения станут очевидными из нижеследующего подробного описания примерных вариантов осуществления со ссылкой на прилагаемые чертежи.

Краткое описание чертежей

Прилагаемые чертежи, которые включены в описание и являются его частью, поясняют примерные варианты осуществления, признаки и аспекты изобретения и вместе с описанием служат для пояснения принципов изобретения.

Фиг. 1 - изображение конфигурации устройства ОКТ в соответствии с первым примерным вариантом осуществления настоящего изобретения.

Фиг. 2A - пояснение способа получения томографического изображения посредством устройства ОКТ в соответствии с первым примерным вариантом осуществления настоящего изобретения.

Фиг. 2B - пояснение способа получения томографического изображения посредством устройства ОКТ в соответствии с первым примерным вариантом осуществления настоящего изобретения.

Фиг. 2C - пояснение способа получения томографического изображения посредством устройства ОКТ в соответствии с первым примерным вариантом осуществления настоящего изобретения.

Фиг. 3 - схема системы обнаружения устройства ОКТ в соответствии со вторым примерным вариантом осуществления настоящего изобретения.

Осуществление изобретения

Различные примерные варианты осуществления, признаки и аспекты изобретения подробно описаны далее со ссылками на чертежи.

Ниже со ссылкой на Фиг. 1 приведено описание устройства формирования изображений в соответствии с настоящим примерным вариантом осуществления. На Фиг. 1 показана конфигурация устройство ОКТ 100 (в частности, поляризационного устройства ОКТ) в соответствии с настоящим примерным вариантом осуществления.

Отраженный пучок 108 приходит от объекта 107, освещаемого пучком, образованным из измерительного пучка 106 (циркулярно-поляризованным пучком, полученным после того, как измерительный пучок 106 проходит через четвертьволновую (ламбда/4) пластинку 167-2, расположенную с 45-градусным наклоном относительно пути измерительного пучка). Отраженный пучок 108 объединяется с пучком, образованным из опорного пучка 105, соответствующим измерительному пучку 106 (линейно-поляризованным пучком, полученным после того, как опорный пучок 105 проходит через четвертьволновую пластинку 167-1, расположенную с 22,5-градусным наклоном относительно пути опорного пучка), для формирования комбинированного пучка 142. Комбинированный пучок 142 делится на первый пучок 175-1 и второй пучок 175-2, имеющие разные направления поляризации, посредством делительного блока 136.

Затем устройство ОКТ 100 настраивает направления поляризации освещающих пучков относительно дифракционной решетки (например, светопропускающей дифракционной решетки 141), соответствующих первому пучку 175-1 и второму пучку 175-2, имеющим разные направления поляризации. Например, устройство ОКТ 100 настраивает относительный угол, сформированный между светоизлучающим торцом волокна 134-5, сохраняющего первую поляризацию, и светоизлучающим торцом волокна 134-6, сохраняющего вторую поляризацию. В данном случае настройка выполняется так, чтобы спектральные характеристики освещающих пучков на дифракционной решетке 141 (направления поляризации падающих пучков относительно дифракционной решетки 141) совпадали между собой. При выполнении вышеописанной настройки дифракционную решетку 141 целесообразно освещать первым пучком 175-1 и вторым пучком 175-2 с совмещенными направлениями поляризации.

Затем устройство ОКТ 100 получает томографическое изображение (называемое также поляризационным ОКТ изображением), показывающее поляризационную информацию объекта 107 на основании пучков (после дифракционной решетки 141 для деления и дифрагирования пучка из вышеупомянутого настроечного блока), соответствующих первому пучку 175-1 и второму пучку 175-2, соответственно, имеющих разные направления поляризации.

Таким образом, направления поляризации падающих пучков относительно дифракционной решетки 141 могут быть совмещены между собой. Поэтому, поскольку можно не допустить снижения дифракционной эффективности дифракционной решетки 141, обусловленного зависимостью от поляризации, то можно получить точные поляризационные параметры для получения поляризационного ОКТ изображения с использованием упрощенной оптической схемы.

В предпочтительном варианте обеспечен блок обнаружения (например, линейный датчик 139) для обнаружения в разных зонах обнаружения пучков (из спектрального блока 141) соответствующих первому пучку 175-1 и второму пучку 175-2, соответственно. Таким образом, общим блоком 139 обнаружения можно обнаруживать множество пучков. Таким образом, томографическое изображение, показывающее информацию об интенсивности объекта 107, может быть получено по выходным сигналам (из зон обнаружения блока 139 обнаружения), соответствующим первому пучку 175-1 и второму пучку 175-2, соответственно.

Кроме того, положение освещения на дифракционной решетке 141 для пучка из настроечного блока (например, светоизлучающего торца волокна 134-5, сохраняющего первую поляризацию), соответствующего первому пучку 175-1, желательно освещать пучком из настроечного блока, соответствующим второму пучку 175-2. Таким образом, устройство ОКТ 100 может быть сконфигурировано с одной дифракционной решеткой и, поэтому, может иметь размер меньше, чем устройство, использующее две дифракционные решетки.

Конфигурация исполнения настоящего изобретения поясняется далее со ссылкой на нижеописанные примерные варианты осуществления.

Ниже приведено описание первого примерного варианта осуществления устройства ОКТ 100, к которому относится настоящее изобретение. В настоящем примерном варианте осуществления объект 107 освещается циркулярно-поляризованным измерительным пучком от источника 101 света, и отраженный пучок 108, образованный из измерительного пучка 106, направленного на объект 107, объединяется с опорным пучком 105, чтобы сформировать интерферирующий пучок. Затем интерферирующий пучок делится на два линейно-поляризованных пучка и измеряется, что обеспечивает устройство формирования оптических томографических изображений с возможностью получения поляризационного томографического изображения объекта 107, т.е. поляризационного устройства ОКТ.

Устройство ОКТ 100 вводит интерферирующие пучки с совмещенными направлениями поляризации относительно дифракционной решетки 141, чтобы оптимизировать дифракционную эффективность данной решетки, что дает возможность получения более точных поляризационных параметров.

Общая конфигурация устройства ОКТ 100 в соответствии с настоящим примерным вариантом осуществления поясняется ниже со ссылкой на Фиг. 1. Как показано на Фиг. 1, устройство ОКТ 100 в соответствии с настоящим примерным вариантом осуществления, в общем, имеет конфигурацию интерферометра Майкельсона и содержит несколько оптических путей, сформированных волокнами, сохраняющими поляризацию, способными сохранять направление поляризации пучка.

Как показано на Фиг. 1, пучок, испускаемый источником 101 света, проходит по волокну 134-1, сохраняющему поляризацию, достигает оптрона 131 и затем делится оптроном 131 на опорный пучок 105 и измерительный пучок 106 в отношении 90:10 по интенсивности. Измерительный пучок 106 проходит по волокну 134-4, сохраняющему поляризацию, через двухкоординатный (XY) сканер 119 и линзы 120-1 и 120-2 и затем направляется в глаз 107 пациента (наблюдаемый образец).

Измерительный пучок 106 отражается или рассеивается глазом 107 пациента (наблюдаемым образцом), с образованием, тем самым, отраженного пучка 108. Затем отраженный пучок 108 объединяется с опорным пучком 105, прошедшим по пути опорного пучка, в оптроне 131.

После того, как отраженный пучок 108 объединяется с опорным пучком 105, полученный объединенный пучок 142 делится и подвергается дифракции для соответствующих длин волн на светопропускающей дифракционной решетке 141 и затем подается в линейную камеру 139. Линейная камера 139 преобразует оптическую интенсивность в напряжение для соответствующих положений (длин волн), и персональный компьютер 125 использует полученные сигналы для формирования томографического изображения глаза 107 пациента. Электроприводные координатные столики 117-1 и 117-2 и двухкоординатный (XY) сканер 119 работают под управлением персонального компьютера 125 при посредстве задающего блока 181.

Далее приведено общее описание источника 101 света. Источник 101 света является суперлюминесцентным диодом (СЛД), который является типичным источником света с низкой когерентностью, имеющим длину волны 830 нм и ширину полосы 50 нм. Ширина полосы является важным параметром, так как данный параметр влияет на разрешающую способность в направлении оптической оси полученного томографического изображения. Хотя в качестве источника 101 света в соответствии с настоящим примерным вариантом осуществления выбран СЛД, источник 101 света не ограничен СЛД и может быть источником света любого типа, при условии излучения пучка с низкой когерентностью, например источником света с усилением спонтанного излучения (ASE). Кроме того, принимая во внимание глазное измерение, подходящей является длина волны ближнего инфракрасного излучения. Кроме того, поскольку длина волны влияет на разрешающую способность в горизонтальном направлении получаемого томографического изображения, то желательно использовать как можно более короткую длину волны. В настоящем примерном варианте осуществления можно выбрать длину волны 830 нм. Однако можно выбирать другие длины волн в зависимости от наблюдаемого измерительного участка.

Пучок, испущенный источником 101 пучка, проходит через одномодовое волокно 130, контроллер 153 поляризации, соединитель 154 и волокно 134-1, сохраняющее поляризацию, и затем вводится в оптрон 131. Контроллер 153 поляризации выполняет функцию настройки состояния поляризации испускаемого пучка. В настоящем примерном варианте осуществления состояние поляризации настраивается до пучков, линейно-поляризованных в направлении Y-оси (направлении, перпендикулярном плоскости чертежа).

Ниже приведено описание оптических путей опорного пучка 105.

Опорный пучок 105, сформированный оптроном 131, проходит по волокну 134-2, сохраняющему поляризацию, и затем направляется к линзе 135-1. Затем опорный пучок 105 преобразуется линзой 135-1 в параллельный пучок, имеющий диаметр пучка 1 мм. Опорный пучок 105 является пучком, линейно-поляризованным в направлении Y-оси.

Затем опорный пучок 105 проходит через четвертьволновую пластинку 167-1 (называемую также первым блоком изменения) и стекло 115 для компенсации дисперсии и затем направляется к опорному зеркалу 114. Поскольку оптическая длина пути опорного пучка 105 настроена, чтобы быть, приблизительно, такой же, как оптическая длина пути измерительного пучка 106, то можно обеспечить интерференцию опорного пучка 105 с измерительным пучком 106. Затем опорный пучок 105 отражается опорным зеркалом 114 и затем снова направляется в оптрон 131.

Четвертьволновая пластинка 167-1 расположена так, что ее быстрая ось наклонена на угол 22,5 градусов относительно направления Y-оси. Опорный пучок 105 проходит через четвертьволновую пластинку 167-1 дважды, чтобы стать пучком, линейно-поляризованным под углом 45 градусов относительно направления Y-оси. Пучок, линейно-поляризованный под углом 45 градусов, содержит пучок, линейно-поляризованный в направлении X-оси, и пучок, линейно-поляризованный в направлении Y-оси.

Опорный пучок 105 проходит через стекло 115 для компенсации дисперсии, которое компенсирует дисперсию, имеющую место, когда измерительный пучок 106 проходит вперед и назад между глазом 107 пациента и линзами 120-1 и 120-2. Диаметр глазного яблока, L, установлен равным 24 мм, что является средним значением для японцев.

Электроприводный координатный столик 117-1 можно перемещать в направлениях, обозначенных стрелками, что дает возможность настройки оптической длины пути для опорного пучка 105. Электроприводный координатный столик 117-1 может работать с управлением от персонального компьютера 125 при посредстве задающего элемента 183 электроприводного координатного столика 181.

Далее приведено описание оптических путей измерительного пучка 106.

Измерительный пучок 106, сформированный оптроном 131, проходит по волокну 134-4, сохраняющему поляризацию, и далее направляется к линзе 135-4. Затем измерительный пучок 106 преобразуется линзой 135-4 в параллельный пучок, имеющий диаметр пучка 1 мм. Измерительный пучок 106 проходит через четвертьволновую пластинку 167-2 (называемую также вторым блоком изменения), отражается двухкоординатным (XY) сканером 119, проходит через линзы 120-1 и 120-2 и входит в глаз 107 пациента.

Четвертьволновая пластинка 167-2 расположена так, что ее быстрая ось наклонена на угол 45 градусов относительно направления Y-оси. Измерительный пучок 106 проходит через четвертьволновую пластинку 167-2, чтобы стать циркулярно-поляризованным пучком перед входом в глаз 107 пациента. Циркулярно-поляризованный пучок содержит пучок, линейно-поляризованный в направлении X-оси, и пучок, линейно-поляризованный в направлении Y-оси, с 90-градусной разностью фаз между ними.

Хотя, для упрощения описания, двухкоординатный (XY) сканер 119 представлен в форме одного зеркала, данный сканер фактически сформирован из двух зеркал (зеркала, сканирующего по X-оси, и зеркала, сканирующего по Y-оси), расположенных близко одно к другому, для растрового сканирования сетчатки 127 в направлении, перпендикулярном оптической оси. Центр измерительного пучка 106 настроен на совпадение с центром поворота зеркала двухкоординатного (XY) сканера 119. Двухкоординатный (XY) сканер 119 работает с управлением от персонального компьютера 125 при посредстве задающего элемента 182 оптического сканера в задающем блоке 181.

Линзы 120-1 и 120-2 формируют оптическую систему, выполняющую функцию сканирования сетчатки 127 посредством отклонения измерительного пучка 106, с использованием окрестности роговицы 126 в качестве оси поворота. Каждая из линз 120-1 и 120-2 имеет фокусное расстояние 50 мм. Линза 120-2 является сферической линзой, но может быть цилиндрической линзой, и в оптический путь измерительного пучка 106 может быть введена новая линза, в зависимости от оптической аберрации (рефракционной погрешности) глаза 107 пациента. Использование цилиндрической линзы полезно, когда глаз 107 пациента страдает астигматизмом.

Электроприводный координатный столик 117-2 можно перемещать в направлениях, обозначенных стрелками, чтобы настраивать и регулировать положение линзы 120-2, связанной с электроприводным координатным столиком 117-2. Электроприводный координатный столик 117-2 работает с управлением от персонального компьютера 125 при посредстве задающего элемента 183 электроприводного координатного столика в задающем блоке 181. Посредством настройки положения линзы 120-2, измерительный пучок 106 можно сжимать в предварительном заданном слое сетчатки 127 глаза 107 пациента, чтобы можно было наблюдать сетчатку 127. Настройка положения линзы 120-2 позволяет также получать результат в случае, когда глаз 107 пациента содержит рефракционную погрешность.

Когда измерительный пучок 106 входит в глаз 107 пациента, то благодаря его отражению и рассеянию сетчаткой 127 образуется отраженный пучок 108. Опорный пучок 105 объединяется с отраженным пучком 108 посредством оптрона 131 и затем полученный комбинированный пучок 142 дополнительно делится в отношении 90:10 по интенсивности.

Ниже приведено описание конфигурации измерительной системы в устройстве ОКТ 100 в соответствии с настоящим примерным вариантом осуществления. Комбинированный пучок 142, сформированный оптроном 131, проходит по волокну 134-3, сохраняющему поляризацию, и затем вводится в поляризационный ответвитель 136. Комбинированный пучок 142 делится на два пучка 175-1 и 175-2 (взаимно ортогонально линейно-поляризованных пучка) поляризационным ответвителем 136.

Разделенный пучок 175-1 (пучок, линейно-поляризованный в направлении X-оси (направлении, параллельном плоскости чертежа)) проходит по первому волокну 134-5, сохраняющему поляризацию, и затем направляется к линзе 135-3. Светоизлучающий торец первого волокна 134-5, сохраняющего поляризацию, расположен так, что разделенный пучок 175-1 испускается из него в виде пучка, линейно-поляризованного в направлении Y-оси (направлении, перпендикулярном плоскости чертежа) относительно линзы 135-3.

Разделенный пучок 175-2 (пучок, линейно-поляризованный в направлении Y-оси) проходит по второму волокну 134-6, сохраняющему поляризацию, и затем направляется к линзе 135-3. Светоизлучающий торец второго волокна 134-6, сохраняющего поляризацию, расположен так, что разделенный пучок 175-2 испускается из него к линзе 135-3 в виде пучка, линейно-поляризованного в направлении Y-оси.

В частности, светоизлучающие торцы первого волокна 134-5, сохраняющего поляризацию, и второго волокна 134-6, сохраняющего поляризацию, зафиксированы так, что разделенные пучки 175-1 и 175-2 испускаются из упомянутых волокон, соответственно, с вышеупомянутыми направлениями поляризации.

Разделенные пучки 175-1 и 175-2 приходят в одно и то же положение на светопропускающей дифракционной решетке 141 под разными углами падения, делятся и подвергаются дифракции для соответствующих длин волн на светопропускающей дифракционной решетке 141. Полученные разделенные пучки сжимаются линзами 135-2 и затем приходят в разные положения линейной камеры 139. Каждый из разделенных пучков 175-1 и 175-2 приходит к светопропускающей дифракционной решетке 141 с одним и тем же направлением поляризации (в виде пучка, линейно-поляризованного в направлении Y-оси). Поэтому устраняется необходимость учитывать поляризационную зависимость дифракционной эффективности светопропускающей дифракционной решетки 141, что позволяет оптимизировать поляризованный пучок (пучок, линейно-поляризованный в направлении Y-оси), подаваемый в светопропускающую дифракционную решетку 141.

Линейная камера 139 обнаруживает интенсивность света каждого из разделенных пучков 175-1 и 175-2 для соответствующих положений (длин волн). В частности, линейной камерой 139 может наблюдаться интерференционная полоса в спектральной области по оси длин волн.

Обнаруженная интенсивность света вводится в персональный компьютер 125 посредством устройства 140 захвата кадра. Персональный компьютер 125 выполняет обработку данных для формирования томографического изображения и отображает упомянутое изображение на экране дисплея (непоказанном).

Линейная камера 139 снабжена 2048 пикселями для получения интенсивности света для соответствующих длин волн (1024 участков) каждого из разделенных пучков 175-1 и 175-2.

В настоящем примерном варианте осуществления, несмотря на то, что каждый из разделенных пучков 175-1 и 175-2 приходит на светопропускающую дифракционную решетку 141 в виде пучка, линейно поляризованного в направлении Y-оси, оптическая схема не ограничена данным решением, при условии, что направления поляризации разделенных пучков 175-1 и 175-2 совпадают между собой, независимо от самого направления поляризации.

Далее со ссылкой на Фиг. 2A-2C приведено описание способа получения томографического изображения с использованием устройства ОКТ 100.

Устройство ОКТ 100 управляет двухкоординатным (XY) сканером 119 для получения интерференционной полосы с использованием линейной камеры 139 с получением, тем самым, томографического изображения сетчатки 127. В частности, далее приведено описание способа получения поляризационного ОКТ изображения (плоскости, параллельной оптической оси, т.е. плоскости XZ) посредством формирования томографического изображения с использованием поляризационных параметров (одной из оптических характеристик ткани глазного дна).

На Фиг. 2A представлена схема глаза 107 пациента, наблюдаемого устройством ОКТ 100. Как показано на Фиг. 2A, измерительный пучок 106 проходит сквозь роговицу 126 и затем входит в сетчатку 127. Затем в результате отражения и рассеяния образуется отраженный пучок 108 и достигает линейной камеры 139 с временными задержками в соответствующих положениях.

Когда оптическая длина пути опорного пучка в определенной степени приближается к оптической длине пути измерительного пучка, то линейной камерой 139 обнаруживается интерференционная полоса, отсчеты которой могут быть сняты с шагом пикселей, соответствующая ширине полосы длин волн источника 101 света. Как упоминалось выше, линейная камера 139 получает интерференционную полосу в спектральной области по оси длин волн параллельно для каждого поляризованного пучка.

Затем интерференционная полоса (информация по оси длин волн) преобразуется в интерференционную полосу по оси оптических частот с учетом характеристик линейной камеры 139 и светопропускающей дифракционной решетки 141. Кроме того, собирают информацию в направлении по глубине посредством применения обратного преобразования Фурье к преобразованной интерференционной полосе по оси оптических частот.

Как показано на Фиг. 2B, посредством обнаружения интерференционной полосы, при одновременном управлении двухкоординатным (XY) сканером 119, интерференционную полосу можно получать в соответствующих положениях по X-оси, т.е. получают информацию в направлении по глубине в соответствующих положениях по X-оси.

Когда сигналы интерференции разделенных пучков 175-1 и 175-2 имеют амплитуды AH и AV, соответственно, то коэффициент R отражения в ОКТ изображении по интенсивности (обычном ОКТ изображении) можно представить формулой (1). В данном случае ссылка дается на непатентный литературный источник 1.

R пропорционально AH2+AV2. (1)

Фазовая задержка Δ и ориентация θ, которые являются поляризационными параметрами, формирующими поляризационное ОКТ изображение, могут быть представлены формулами (2) и (3), соответственно

Δ=arctg[AV/AH], (2)

θ=(180-Δφ)/2, (3)

где φ означает фазу разделенных пучков 175-1 и 175-2, и Δφ означает разность фаз между амплитудами AH и AV (Δφ=φH-φV).

В результате формула (1) дает двумерное распределение интенсивности отраженного пучка 108 в плоскости XZ, т.е. томографическое изображение 132 (Фиг. 2C). Как упоминалось выше, томографическое изображение 132 сформировано интенсивностями отраженного пучка 108, организованными в матричной форме. Например, упомянутая интенсивность отображается в соответствии с полутоновой шкалой. На Фиг. 2C выделены только границы в полученном томографическом изображении 132. Томографическое изображение 132 содержит слой 146 пигментного эпителия и внутреннюю ограничивающую мембрану 147.

Формулы (2) и (3) дают двумерное распределение направления поляризации отраженного пучка 108 в плоскости XZ, т.е. поляризационное ОКТ изображение. В частности, формула (2) дает фазовое изображение, с помощью которого представляют относительное запаздывание по фазе между поляризованными пучками. Формула (3) дает ориентационно-чувствительное изображение, которое указывает изменение направления поляризации. Посредством формирования поляризационного ОКТ изображения приведенным способом можно сформировать детальные изменения ткани глазного дна, а также изменения волоконной структуры, которые, как полагают, характеризуются большим двулучепреломлением.

Как показывают формулы (2) и (3), фазовую задержку Δ и ориентацию θ вычисляют по амплитуде и фазе интерферирующего пучка, и, поэтому, для формирования поляризационного ОКТ изображения необходимо их одновременно точное и стабильное обнаружение.

При делении интерферирующего пучка (сформированного объединением измерительного пучка 106 с опорным пучком 105) на два разделенных пучка для каждого поляризованного пучка и направления упомянутых пучков на дифракционную решетку 141, с направлениями поляризации, совмещенными вышеописанным способом, устраняется необходимость учета поляризационной зависимости дифракционной эффективности дифракционной решетки 141 для двух разделенных пучков. В результате дифракционную эффективность дифракционной решетки 141 можно приспосабливать только для пучка с предварительно заданной поляризацией, что облегчает оптимизацию конструкции дифракционной решетки 141 и, соответственно, оптимизацию чувствительности измерения устройства ОКТ 100. Данный подход упрощает также обеспечение одинаковой чувствительности измерения для двух разделенных пучков, что дает возможность с высокой точностью получать поляризационные параметры. Кроме того, можно избежать помех дискретизации, обусловленных разностью чувствительностей измерения.

Направления поляризации двух разделенных пучков 175-1 и 175-2 можно легко совместить, если волокна 134-5 и 134-6, сохраняющие поляризацию, расположить относительно дифракционной решетки 141 таким образом, чтобы направления поляризации двух разделенных пучков 175-1 и 175-2, направляемые, соответственно, волокнами 134-5 и 134-6, сохраняющими поляризацию, совпадали между собой.

Когда два разделенных пучка 175-1 и 175-2 подают в одно и то же положение на дифракционной решетке 141, можно эффективно использовать пространство дифракционной решетки.

Кроме того, два разделенных пучка 175-1 и 175-2 вводят в одну линейную камеру 139 для измерения их интенсивностей, и, поэтому, поляризационное устройство ОКТ можно выполнить с использованием простой оптической схемы.

Далее приведено описание второго примерного варианта осуществления устройства ОКТ 100, к которому относится настоящее изобретение. В настоящем примерном варианте осуществления, так называемое, поляризационное устройство ОКТ выполнено в конфигурации, которая имеет оптическую схему, аналогичную первому примерному варианту осуществления, кроме измерительной системы для измерения интерферирующего пучка. Поэтому, в дальнейшем, описания аналогичной оптической схемы пропущены, и приведено описание только измерительной системы.

Описание конфигурации измерительной системы в устройстве ОКТ 100 в соответствии с настоящим примерным вариантом осуществления приведено ниже со ссылкой на Фиг. 3. Комбинированный пучок 142, сформированный оптроном 131, проходит по волокну 134-3, сохраняющему поляризацию, и затем направляется к линзе 135-5. Затем комбинированный пучок 142 достигает призмы 166 Волластона. Комбинированный пучок 142 делится призмой 166 Волластона на разделенный пучок 175-1 (пучок, линейно-поляризованный в направлении плоскости XZ (направлении, параллельном плоскости чертежа)) и разделенный пучок 175-2 (пучок, линейно-поляризованный в направлении Y-оси (направлении, перпендикулярном плоскости чертежа)).

Разделенный пучок 175-1 проходит через линзу 135-6 для сжатия и затем вводится в полуволновую пластинку 168. Разделенный пучок 175-1, когда его направление поляризации поворачивается на 90 градусов полуволновой пластинкой 168, становится пучком, линейно-поляризованным в направлении Y-оси.

Разделенный пучок 175-2 проходит через линзу 135-6 для сжатия и затем вводится в пластину 169 для компенсации оптического пути. Пластина 169 для компенсации оптического пути компенсирует оптическую длину пути или дисперсию относительно полуволновой пластинки 168.

Затем разделенные пучки 175-1 и 175-2 поступают в линзу 135-7 для преобразования в параллельные пучки и далее достигают светопропускающей дифракционной решетки 141. Параллельные пучки делятся и подвергаются дифракции для соответствующих длин волн на светопропускающей дифракционной решетке 141, сжимаются линзами 135-2 и затем приходят в разные положения на линейной камере 139. В данном случае каждый из разделенных пучков 175-1 и 175-2 приходит к светопропускающей дифракционной решетке 141 с одним и тем же направлением поляризации (т.е. в виде пучка, линейно-поляризованного в направлении Y-оси). Поэтому отсутствует необходимость принимать во внимание поляризационную зависимость дифракционной эффективности светопропускающей дифракционной решетки 141, что позволяет оптимизировать поляризованный пучок (пучок, линейно-поляризованный в направлении Y-оси), вводимый в светопропускающую дифракционную решетку 141. Поэтому устраняется необходимость учитывать поляризационную зависимость дифракционной эффективности светопропускающей дифракционной решетки 141, что позволяет оптимизировать поляризованные пучки (пучки, линейно-поляризованные в направлении Y-оси), подаваемые в светопропускающую дифракционную решетку 141.

Линейная камера 139 обнаруживает интенсивность света каждого из разделенных пучков 175-1 и 175-2 для соответствующих положений (длин волн). В частности, линейной камерой 139 может наблюдаться интерференционная полоса в спектральной области по оси длин волн.

Обнаруженная интенсивность света каждого из разделенных пучков 175-1 и 175-2 вводится в персональный компьютер 125 посредством устройства 140 захвата кадра. Персональный компьютер 125 выполняет обработку данных для формирования томографического изображения и отображает упомянутое изображение на экране дисплея (непоказанном).

Линейная камера 139 снабжена 2048 пикселями для получения интенсивности света для соответствующих длин волн (1024 участков) каждого из разделенных пучков 175-1 и 175-2.

В настоящем примерном варианте осуществления, несмотря на то, что каждый из разделенных пучков 175-1 и 175-2 приходит на светопропускающую дифракционную решетку 141 в виде пучка, линейно поляризованного в направлении Y-оси, оптическая схема не ограничена данным решением, при условии, что направления поляризации разделенных пучков 175-1 и 175-2 совпадают между собой, независимо от самого направления поляризации.

Как упоминалось выше, направления поляризации двух разделенных пучков 175-1 и 175-2 можно точно совмещать посредством деления интерферирующего пучка на два разделенных пучка с использованием призмы Волластона и обеспечения полуволновой пластинки на оптическом пути одного разделенного пучка и компенсационной пластинки на оптическом пути другого разделенного пучка. Несмотря на то, что в настоящем примерном варианте осуществления применяется призма Волластона в качестве поляризационного делителя пучка, поляризационный делитель пучка не ограничен упомянутой призмой, а может быть поляризационным делителем пучка любого типа, при условии, что упомянутый делитель делит интерферирующий пучок для каждого поляризованного пучка, например можно использовать пластинкой Савара или призмой Глана-Томпсона.

Настоящее изобретение обеспечивается также выполнением следующей обработки информации. В частности, программное обеспечение (программы) для реализации функций вышеупомянутых примерных вариантов осуществления поставляется в систему или устройство по сети или с помощью различных запоминающих сред, и компьютер (или центральный процессор (CPU), микропроцессор (MPU) и т.п.) системы или устройства считывает и исполняет программы.

Выше приведено описание настоящего изобретения со ссылкой на примерные варианты осуществления, однако следует понимать, что изобретение не ограничено приведенными примерными вариантами осуществления. Объем притязаний нижеследующей формулы изобретения следует интерпретировать в широком смысле, чтобы охватывать все модификации, эквивалентные конструкции и функции.

1. Устройство формирования оптических томографических изображений, содержащее:
блок деления, выполненный с возможностью деления комбинированного пучка на первый и второй пучки, имеющие разные направления поляризации, при этом комбинированный пучок сформирован объединением отраженного пучка от объекта с опорным пучком, соответствующим измерительному пучку, причем объект освещен измерительным пучком; и
настроечный блок, выполненный с возможностью настройки по меньшей мере одного из направлений поляризации первого и второго пучков таким образом, чтобы направления поляризации первого и второго пучков были совмещены между собой;
общую дифракционную решетку, выполненную с возможностью рассеяния по отдельности первого и второго пучков в настроенном направлении поляризации;
блок обнаружения, выполненный с возможностью обнаружения по отдельности первого и второго рассеянных пучков; и
блок сбора данных, выполненный с возможностью получения томографического изображения, показывающего поляризационную информацию об объекте на основании первого и второго обнаруженных пучков.

2. Устройство формирования оптических томографических изображений по п.1, в котором настроечный блок содержит:
первое волокно, сохраняющее поляризацию и выполненное с возможностью проведения первого пучка; и
второе волокно, сохраняющее поляризацию и выполненное с возможностью проведения второго пучка,
при этом относительный угол, сформированный между светоизлучающими торцами первого и второго волокон, сохраняющих поляризацию, настроен для освещения дифракционной решетки первым и вторым пучками с совмещенным направлением поляризации.

3. Устройство формирования оптических томографических изображений по п.1, в котором настроечный блок содержит:
полуволновую пластинку, расположенную на оптическом пути первого пучка и выполненную с возможностью поворота направления поляризации первого пучка для совмещения упомянутого направления с направлением поляризации второго пучка; и
компенсационную пластинку, расположенную на оптическом пути второго пучка и выполненную с возможностью компенсации дисперсии первого пучка, созданной полуволновой пластинкой.

4. Устройство формирования оптических томографических изображений по п.1, в котором освещающий пучок, соответствующий первому пучку, используется для освещения на дифракционной решетке положения освещения с помощью освещающего пучка, соответствующего второму пучку.

5. Устройство формирования оптических томографических изображений по п.1, в котором блок обнаружения обнаруживает в разных областях общего датчика пучки из дифракционной решетки, соответствующие первому и второму пучкам, соответственно.

6. Устройство формирования оптических томографических изображений по п.1, дополнительно содержащее:
первый блок изменения, расположенный на оптическом пути опорного пучка, для изменения направления поляризации опорного пучка; и
второй блок изменения, расположенный на оптическом пути измерительного пучка и выполненный с возможностью изменения направления поляризации измерительного пучка.

7. Устройство формирования оптических томографических изображений по п.6, в котором первый блок изменения преобразует опорный пучок в линейно-поляризованный пучок, и
при этом второй блок изменения преобразует измерительный пучок в циркулярно-поляризованный пучок.

8. Устройство формирования оптических томографических изображений по п.4, в котором настроечный блок освещает одно и то же положение освещения на дифракционной решетке под разными углами падения пучками, соответствующими первому и второму пучкам, соответственно.

9. Способ формирования оптических томографических изображений, содержащий:
деление комбинированного пучка на первый и второй пучки, имеющие разные направления поляризации, причем комбинированный пучок сформирован объединением отраженного пучка от объекта с опорным пучком, соответствующим измерительному пучку, причем объект освещают измерительным пучком;
настраивают по меньшей мере одно из направлений поляризации первого и второго пучков таким образом, чтобы направления поляризации первого и второго пучков были совмещены между собой;
рассеивают по отдельности первый и второй пучки в настроенном направлении поляризации;
обнаруживают по отдельности первый и второй рассеянные пучки; и
получают томографическое изображение, показывающее поляризационную информацию об объекте, на основании первого и второго обнаруженных пучков.



 

Похожие патенты:
Изобретение относится к медицине, а именно к офтальмологии, и предназначено для прогнозирования максимальной величины суточных колебаний внутриглазного давления (ВГД) у пациентов с глазными проявлениями псевдоэксфолиативного синдрома (ПЭС).

Изобретение относится к области медицины, а именно к офтальмологии. Регистрируют магнитную составляющую диффузной биоэлектрической активности мозга.

Группа изобретений может быть применима для обнаружения вождения в состоянии усталости. Анализируют изображение глаза водителя с помощью прямоугольного эталона признака для получения линии верхнего века, в частности, обходя изображения глаза посредством множества столбцов с помощью прямоугольного эталона признака и записывая расположения в каждом столбце, где значение признака прямоугольного эталона признака является максимальным, причем значение признака прямоугольного эталона признака ссылается на разность шкалы оттенков серого между верхней и нижней половинами прямоугольника, где расположен прямоугольный эталон признака.

Изобретение относится к медицине, а именно к устройствам и способам проведения оптической когерентной томографии. Устройство содержит два блока компенсации дисперсии, расположенные на световом пути опорного света и имеющие разные характеристики отношения дисперсии групповой скорости в упомянутой полосе длин волн, а также считываемый компьютером запоминающий носитель.
Изобретение относится к медицине, в частности к офтальмологии, психофизиологии, гигиене, неврологии. Воздействие осуществляют на область зрачка световыми стимулами 671 нм, 546 нм и 435 нм отдельно, последовательно в равном или пропорциональном их сочетании, обеспечивающем, в том числе, воздействие белым светом.

Изобретение относится к способам формирования изображений на дисплеях различных цифровых устройств, а также может быть использовано в медицине при профилактике и лечении заболеваний глаз.
Изобретение относится к медицине, в частности к офтальмологии, и может быть использовано во время подготовки к оперативным вмешательствам по поводу катаракты у детей.

Изобретение относится к медицинской технике, а именно к системам и способам обработки изображений с использованием томограммы глаза. .

Изобретение относится к медицине и медицинской технике, а именно к устройству для проведения рефракционной лазерной операции. .

Изобретение относится к офтальмологии и может быть использовано для быстрого бесконтактного измерения диаметра роговицы глаза при выполнении операций ЛАЗИК при интраоперационном прогнозировании диаметра и величины ножки роговичного лоскута, формируемого микрокератомом.
Изобретение относится к медицине, офтальмологии, и может быть использовано для диагностики вторичной глаукомы у пациентов с сосудистым бельмом. Проводят оптическую когерентную томографию переднего отрезка глаза (ОКТ ПОГ), ультразвуковую биомикроскопию (УБМ), определение критической частоты исчезновения мелькающего фосфена (КЧИФ) и эхобиометрию. Если по данным ОКТ ПОГ и УБМ наблюдают наличие иридо-корнеальных сращений с закрытием угла передней камеры на протяжении одного или более квадрантов, показания КЧИФ меньше 40 Гц, эхобиометрия устанавливает увеличение передне-задней оси глаза более чем на 1,0 мм в течение одного года, то диагностируют вторичную глаукому. Способ обеспечивает точную, объективную диагностику у пациентов данной группы со сниженной прозрачностью, измененной кривизной, формой и тургором роговицы. 2 пр.

Изобретение относится к медицине. Одноразовый колпачок для линзового наконечника прибора формирования офтальмологических изображений контактного типа содержит гибкий диск оптической связи для контакта с контактной областью глаза пациента и секцию установки. Диск приспособлен для посадки внутри апертуры в корпусе прибора в форме поверхности контактной линзы, углубленной по направлению от корпуса, для соответствия контактной области глаза пациента с возможностью оптической передачи осветительного луча и луча, формирующего изображение в приборе, и имеет внешнюю поверхность и внутреннюю поверхность, которая плотно прилегает к поверхности контактной линзы. Секция установки выполнена из менее гибкого материала, чем секция оптической связи, расположена вокруг секции оптической связи и предварительно отформована для соответствия наружной поверхности конического периферийного окончания. Корпус устройства установки одноразового колпачка имеет цилиндрическое отверстие с внутренней поверхностью. Цилиндрический контейнер устройства установки имеет внешнюю поверхность и верхнюю поддерживающую поверхность, расположенную внутри отверстия корпуса с образованием резервуара между внутренней и внешней поверхностями. Верхняя поверхность приспособлена для поддержки одноразового колпачка и для удержания стерильной жидкости, заполняющей объем внутри контейнера. Секция корпуса прибора вокруг апертуры расположена с уклоном по направлению от апертуры под первым углом А. Стороны верхней поверхности расположены с уклоном под углом В, меньшим, чем угол А. Резервуар приспособлен для удержания стерильной жидкости, перемещенной из цилиндрического контейнера в момент приближения линзового наконечника к одноразовому колпачку. Применение изобретения обеспечивает стерильный барьер между прибором формирования изображений и пациентом без потери оптической прозрачности. 3 н. и 16 з.п. ф-лы, 7 ил.

Группа изобретений относится к области медицины и медицинской техники. Измеряют расстояние между верхним веком и нижним веком по меньшей мере одного глаза за промежуток времени. Определяют коэффициенты открытости глаза, изменяющиеся от значения, полностью открытого глаза, через значение частично открытого глаза, до значения, соответствующего полностью закрытому глазу. Формируют графики коэффициентов открытости глаза. Сопоставляют изменения коэффициентов открытости глаза за указанный промежуток времени с моделью закрытия эталонного глаза, указывающего на случаи микросна. Также способ реализуют в варианте с дополнительным оповещением оператора в случае обнаружения микросна подачей сигнала. Также способ реализуют путем сопоставления моделей микросна с изменениями коэффициентов открытости глаза по электроэнцефалограмме и электроокулограмме. Для этого используют устройство, содержащее инфракрасный излучатель, которое соединено с устройством для отбора изображений. Микропроцессор со встроенной электронной процедурой определения микросна, выполненный с возможностью определения в цифровом изображении изображений лица, глаз и век субъекта и с возможностью вычисления коэффициента открытости глаза с определением уровня коэффициента, характерного для микросна, и представления полученной информации в виде графического представления коэффициентов открытости глаза в отобранные моменты времени. Память, связанную с микропроцессором и содержащую модели закрытия эталонного глаза для сопоставления с коэффициентами открытости глаза в отобранные моменты времени. Изобретение позволяет повысить достоверность оценки наступления сна, что достигается за счет выявления коротких случаев микросна на ранних стадиях засыпания. 4 н. и 24 з.п. ф-лы, 6 ил.

Изобретение относится к медицине и может быть использовано в области гигиены труда и профессиональных заболеваний. На голове водителя перед его глазами и источником ослепляющего света закрепляют цифровую камеру. Определяют координаты пересечения с плоскостью дисплея прямых, соединяющих центр глаза с каждым источником ослепления. На дисплее формируют соразмерные свету фар встречного транспортного средства участки затемнения. На прозрачный дисплей выводят считанное с камеры максимально контрастное негативное изображение источников ослепления. Способ повышает эффективность защиты глаз водителя от ослепляющего света фар встречного транспорта, что достигается за счет вывода на дисплей максимально контрастного негативного изображения участков, соответствующих ослепляющему свету фар. 3 з.п. ф-лы, 2 ил.

Изобретение относится к медицине, а именно к офтальмологии, и может быть использовано для расчета вероятности скорости прогрессии глаукомы в зависимости от комплаентности пациента. Осуществляют ежеквартальное диспансерное наблюдение с заполнением протокола посещений пациентом офтальмолога, оценку уровня внутриглазного давления (ВГД), поля зрения (ПЗ) по восьми меридианам. На основании полученных данных рассчитывают индивидуальный коэффициент динамики прогрессии глаукомы (Кдпг) по формуле: Кдпг=-0,711043+пол*0,00489775 +возраст*0,000702502+ВГД*0,0175266+стадия*0,0462667+поле зрения*0,00022992+терапия*0,0390532+число посещений*0,0252545, где пол для женщин обозначают 0, для мужчин 1; возраст - количество полных лет при первичном обращении; ВГД - величина внутриглазного давления при первичном обращении, стадия - стадия глаукомы: 1 - начальная, 2 - развитая, 3 - далеко зашедшая, зафиксированная при первичном обращении; поле зрения - сумма в градусах по восьми меридианам, измеренным при первичном обращении; терапия - 1 монотерапия, 2 комплексная терапия; число посещений - количество посещений офтальмолога в течение полутора лет с момента постановки на учет по поводу глаукомы. Если величина Кдпг меньше 0,11, прогнозируют скорость прогрессии глаукомы более 45 процентов. Способ позволяет с использованием минимального набора индивидуальных критериев рассчитать индивидуальный риск возрастания скорости прогрессии глаукомы, своевременно дать пациенту рекомендации, усилить контроль со стороны медицинского персонала за соблюдением рекомендаций по диспансерному наблюдению. 2 табл.

Группа изобретений относится к медицине. Система для оптического измерения, посредством оптической когерентной томографии (ОКТ), внутренних размеров обследуемого объекта, содержащего глаз, при этом объект имеет внутренние границы раздела, на которых изменяется показатель преломления, а система, выполненная с возможностью детектирования части падающего излучения, отраженной и/или рассеянной указанными границами в обратном направлении. Система содержит: первое ОКТ-устройство (ОКТ1), выполненное с возможностью измерять внутренние размеры в первом объеме, представляющем собой часть объекта, и второе ОКТ-устройство (ОКТ2), выполненное с возможностью измерять внутренние размеры во втором объеме, представляющем собой часть того же объекта, причем указанный второй объем отличается от первого объема. ОКТ1 выполнено с возможностью испускать первый пучок (В1) первого излучения и имеет первое продольное разрешение (Δz1∞(λ1)2/Δλ1), задаваемое длинами волн первого излучения, находящимися в первом интервале длин волн, заданном первой рабочей длиной волны (λ1) и первой шириной полосы (Δλ1). ОКТ2) выполнено с возможностью испускать второй пучок (В2) второго излучения и имеет второе продольное разрешение (Δz2∞(λ2)2/Δλ2), задаваемое длинами волн второго излучения, находящимися во втором интервале длин волн, заданном второй рабочей длиной волны (λ2) и второй шириной полосы (Δλ2). При этом первое продольное разрешение (Δz1) выше, чем второе продольное разрешение (Δz2). Способ оптического измерения внутренних размеров объекта падающего излучения включает детектирование излучения отраженного обратно и/или рассеиваемого в обратном направлении и измерение в ходе единственной измерительной операции размеров в первом объеме и размеров во втором объеме. Причем второй объем отличается от первого объема. Применение данной группы изобретений позволит выполнить прецизионную индивидуализированную обработку. 2 н. и 14 з.п. ф-лы, 8 ил.

Изобретение относится к медицинской технике, а именно к средствам для измерения характеристик глаза или изображения проверяемого глаза. Устройство содержит проецирующий блок для проецирования светового луча на проверяемый глаз и блок определения является ли изображение яркого пятна изображением, сформированным интраокулярной линзой. Способ состоит в проецировании светового луча на проверяемый глаз и определении того, является ли изображение яркого пятна изображением, сформированным интраокулярной линзой. Носитель данных содержит программу для выполнения этапов способа. Использование заявленной группы изобретений позволяет уменьшить нагрузку на проверяющего и уменьшить время измерения. 3 н. и 11 з.п. ф-лы, 9 ил.

Изобретение относится к медицине. Оптическое устройство для получения субъективных аберраций высшего порядка для выполнения офтальмологической коррекции у пациента, содержащее телескоп, регулируемый оптический узел, генерирующий аберрации, который содержит генератор аберраций и призматический узел или узел зеркал с воздушными прослойками; при этом генератор аберраций располагается у апертурной диафрагмы телескопа и содержит пару сопряженных многокомпонентных пластин, установленных на зрительном пути в зрачковой плоскости указанного регулируемого оптического узла, при этом указанный регулируемый оптический узел выполнен с возможностью внесения аберраций высшего порядка управляемой величины в зрачковую плоскость глаза испытуемого объекта. Применение данного изобретения позволит улучшить офтальмологическую коррекцию у пациента посредством определения субъективных аберраций высшего порядка. 7 з.п. ф-лы, 12 ил., 2 табл.

Изобретение относится к области медицины, в частности к способу раннего определения аномального рефрактогенеза у детей, и может быть использовано в офтальмологии. У ребенка определяют диастолическое артериальное давление (ДАД) и частоту сердечных сокращений (ЧСС). На основании полученных данных вычисляют индекс Кердо (ВИК): ВИК=(1-ДАД/ЧСС)×100. При значении ВИК менее 1 определяют наличие аномалии рефрактогенеза. Причем значение ВИК 0,77±0,01 указывает на эмметропию, ВИК 0,73±0,02 - миопию слабой степени, ВИК 0,88±0,06 - миопию средней степени, ВИК 0,65±0,04 - миопию высокой степени, ВИК 0,54±0,03 - смешанный астигматизм. Способ позволяет повысить точность раннего определения аномального рефрактогенеза у детей за счет определения значений офтальмологических исследований и кардиореспираторной системы, а также позволяет изучить баланс ВНС и кардиореспираторных показателей, оценить их влияние на динамический рост организма, становление зрительных функций ребенка. 12 табл.

Группа изобретений относится к области медицины. Одним из раскрытых вариантов осуществления является компактный модуль датчика волнового фронта, который должен прикрепляться или интегрироваться с офтальмологическим инструментом для обследования глаз и/или операций для коррекции зрения. Передняя линза для передачи волнового фронта от глаза в плоскость осуществления выборки волнового фронта помещается в оптический входной порт модуля датчика волнового фронта. Передняя линза используется совместно датчиком волнового фронта и офтальмологическим инструментом, и модуль датчика волнового фронта может быть сделан очень компактным, в то же время сохраняя способность перекрытия большого офтальмологического диапазона диоптрий для измерения волнового фронта. Другим раскрытым вариантом осуществления является офтальмологическое устройство для измерения свойств глаза пациента, содержащее офтальмологической инструмент, объединенный с модулем датчика волнового фронта. 4 н. и 16 з.п. ф-лы, 6 ил.
Наверх