CN111712181B - 用于产生眼底的成像的全场oct方法和全场oct*** - Google Patents

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Abstract

一种用于眼底(31)的成像的全场OCT方法，其中，发出短相干光(22)并将其分成物体射束路径(25)和基准射束路径(24)。物体射束路径(25)被引导至眼底(31)上。基准射束路径(24)和物体射束路径(25)的由眼底(31)反射的部分被引导至图像传感器(32)上，使得在图像传感器(32)上形成基准射束路径(24)和物体射束路径(25)之间的干涉。其中，基准射束路径(24)以偏离物体射束路径(25)的角度射到图像传感器(32)上。基准射束路径(24)在射到图像传感器(32)之前射到光学校正元件(27)上，以减小基准射束路径(24)内的色彩偏差。从图像传感器的照片得出强度信息和相位信息。计算眼底的焦点校正的图像。本发明还涉及一种适合用于执行该方法的***。能够在不先将射束路径匹配于晶状体的折射能力的情况下拍摄眼底的图像。

Description

用于产生眼底的成像的全场OCT方法和全场OCT***
技术领域
本发明涉及用于产生眼底的成像的全场OCT方法和全场OCT***。
背景技术
能够通过光学相干断层扫描(OCT)检查人眼的眼底。能够获取有关位于表层以下的组织结构的图像信息。在OCT测量中，短相干光分为物体射束路径和基准射束路径。物体射束路径被引导至眼底上。物体射束路径的从眼底反射的一部分与基准射束路径发生干涉。能够从基准图案中获得关于眼底组织中的散射中心的深度位置的信息。
在经典的OCT成像中，利用OCT射束探测(扫描)物体，以获得面图像(正面图像)。全场OCT与这些经典的OCT方法的不同之处在于：使用如下图像传感器，其利用一次拍摄来拍摄正面图像。
在DE102015113465 A1中描述了一种用于检查眼底的全场OCT方法，其中，物体射束路径和基准射束路径在图像传感器上发生干涉。基准射束路径以不同角度射到图像传感器上，使得能够从图像传感器的测量值中推导出强度信息和相位信息。图像传感器的单次拍摄得到物体的正面截面。通过改变基准射束路径中的光程长度，能够获得不同的深度位置中的切片图像。切片图像能够被组合成三维图像。
在DE102015113465A1中，对物体射束路径中的光学元件进行如下调节：使得将眼底清晰地成像到图像传感器上。在每次用另一只眼睛处进行测量之前，必须重新调节物体射束路径，以便在图像传感器上获得清晰的成像。物体射束路径因此延伸穿过眼睛的折射元件(晶状体、角膜)。由于折射元件的成像特性在所有眼睛中不都是相同的，所以在不进行调节的情况下，会在图像传感器上产生散焦的进而不清晰的图像。
Hillmann等人在Aberration-free volumetric highspeed imaging of in vivoretina(scientific Reports-6：35209-DOI：10.1038/srep35209，第1-11页，2016年10月)描述了另一种全场OCT方法，其发布于www.nature.com/sciencereports。
发明内容
本发明所基于的目的是：提供一种全场OCT方法和***，其中，减少在拍摄眼底图像时的耗费。基于提到的现有技术，该目的借助独立权利要求的特征来实现。有利的实施方式在从属权利要求中说明。
在根据本发明的方法中，发出短相干光。将短相干光分成物体射束路径和基准射束路径，其中，将物体射束路径引导至眼底上。将基准射束路径和物体射束路径的由眼底反射的部分引导至图像传感器上，使得在图像传感器上形成基准射束路径与物体射束路径之间的干涉。基准射束路径以偏离于物体射束路径的角度射到图像传感器上。基准射束路径在射到图像传感器上之前射到光学校正元件上，以便减小基准射束路径内的色彩偏差。从图像传感器的照片得出强度信息和相位信息，并且计算眼底的焦点校正的图像。
因此，借助本发明提出：不通过调节物体射束路径中的光学元件，而是通过校正计算来补偿全场OCT测量中的成像误差。通过本发明使得能够放弃物体射束路径的光学元件的调节。通过这种改善，也能够由不了解光学的射束路径的人拍摄眼底图像。
在存在强度信息和相位信息的情况下，原则上能够以计算的方式消除单独光波的聚集误差是教科书已知知识(J.W.Goodmann：Introduction to Fourier Optics傅立叶光学入门；Schnars U，Jueptner W(2010)。(Digital Holography)数字全息术(柏林，Heidelberg：Springer)。出于以下原因，无法将这种计算校正方法直接应用于全场OCT测量。
在根据DE102015113465A1的全场OCT测量的情况下，利用一次拍摄来拍摄完整图像。与单独光波不同，如此，能够将空间分辨的信息用于校正计算。考虑空间分辨的信息变得更加困难，因为偏差的角度在许多情况下伴随色彩偏差，在偏差的角度的情况下，物体射束路径和基准射束路径射到图像传感器上。这尤其当物体射束路径未聚焦在图像传感器的平面中的情况下是适用的。通过基准射束路径和物体射束路径之间的角度，利用载波频率编码干扰项。然而，载波频率与波长相关，这在频域中导致拖影。这阻止了有效的校正。
本发明认识到：能够通过基准射束路径中的光学校正元件消除拖影。在使用根据本发明的方法时，聚焦误差的通过计算的消除不再因色彩拖影而变难。
与全场OCT不同，在扫描OCT中，无法通过计算消除聚焦误差，因为根据测量技术的当前状态，扫描OCT无法提供足够质量的相位信息。
能够如下执行根据本发明的方法：使得物体射束路径以直角入射到图像传感器上。于是，基准射束路径与阵列平面围成的角度不是直角。其中,物体射束路径不以直角射到图像传感器上的实施方式也是可行的。
为了将短相干光分成物体射束路径和基准射束路径，能够使用分束器，短相干光穿过光束分离器。能够将分束器设置成使得物体射束路径和/或基准射束路径以不同的行进方向两次经过分束器。物体射束路径能够从眼底沿分束器的方向返射。
反射元件能够布置在基准射束路径中，利用反射元件使基准射束路径偏转，并且特别是沿分束器的方向上反射。反射元件前的基准射束路径能够与反射元件之后的基准射束路径分开，使得在到达反射元件的射束路径和从反射元件发出的射束路径之间没有重叠。这涉及基准射束路径的与反射元件相邻的部段。利用距离反射元件的较大的间距，又能够产生基准射束路径的相反的部段的相交。反射元件能够是棱镜，尤其是屋脊式棱镜。延伸穿过棱镜的屋脊棱边的平面能够布置在基准射束路径的入射部分和射出部分之间。
能够改变基准射束路径的光程的长度。特别地，能够改变基准射束路径的光程的长度，而同时不改变物体射束路径的光程的长度。例如能够实现的是：移动反射元件，使得反射元件和分束器之间的间距被改变。如果反射元件和分束器之间的间距增加，则基准射束路径在从分束器到反射元件并返回的路程上经过延长的路程两次。通过改变基准射束路径中的光程的长度，能够设定眼底组织中的深度位置，在该深度位置中能够发现散射中心。能够如下地执行该方法：在多个深度位置中拍摄正面剖视图像。能够将多个正面剖视图像组合成眼底的三维图像。
光学校正元件能够布置在分束器和反射元件之间。能够将光学校正元件布置成使得基准射束路径仅穿过光学校正元件一次。特别地，当基准射束路径从反射元件移动至分束器，能够实现穿过光学校正元件。
光学校正元件能够是透射光栅。在透射光栅的情况下，基准射束路径能够穿过光学校正元件。也可行的是：将光学校正元件设计为反射光栅。在这种情况下，基准射束路径能够在光学校正元件处被反射。透射光栅或反射光栅能够包括光栅线，光栅线垂直于以下平面对准，该平面在分束器与眼睛或反射元件之间跨越物体射束路径和基准射束路径。
透射光栅能够被设计成：使得其引起基准射束路径在1°至5°之间、优选地在2°至4°之间的偏转。透射光栅或反射光栅能够具有每毫米25至100条光栅线，优选每毫米500至80条光栅线。
色彩偏差的减小尤其能够从由此得出：从光学校正元件射出的基准射束路径的脉冲前沿偏离基准射束路径的传播方向。特别地，能够将光学校正元件设置为：使得从光学校正元件离开的基准射束路径的脉冲前沿的法线与物体射束路径的传播方向围成一定角度，该角度小于基准射束路径的传播方向与物体射束路径的传播方向之间的角度。特别地，从光学校正元件离开的基准射束路径的脉冲前沿的法线能够平行于物体射束路径的传播方向。
通过全场OCT***的这种光学结构，在图像传感器上产生单独图像元素(斑点)内的干涉图案，从干涉图案中能够得出相应深度中的返回散射的幅度还有所属的相位位置，参见DE102015113465 A1。在物体射束路径的理想成像的情况下，从眼底的物点发射的球面波被转换成会聚的球面波，其中，物体射束路径延伸穿过人眼的晶状体以及全场OCT结构的光学元件，会聚的球面波在图像传感器上形成图像点。
例如，能够将全视场OCT***的物体射束路径设置为：当眼底的物点通过眼睛的折射元件(晶状体和角膜)成像到无限远时，将理想的成像设定到图像传感器上。眼睛的折射元件在下文中统称为眼晶状体。在患者患有屈光不正的情况下，则眼晶状体不从无限远成像或成像到无限远，而是成像到在眼前或眼后的平面中。对于全场OCT***的物体射束路径，这种像差意味着：图像平面位于图像传感器的之前或之后。
从傅立叶光学中已知：像差能够表示为相位误差。成像误差导致光在射束路径中的相前的变形。聚焦误差、即成像到错误图像平面中，能够表示为二阶泽尼克多项式，使得聚焦误差导致二次相位因数。高阶像差、例如球像差或像散能够表示为相应的更复杂的函数。能够如下地执行根据本发明的方法：使得不仅校正错误图像平面中的成像，而且校正高阶像差。特别地，能够矫正像散。
利用傍轴近似，始于物点的球面的波前通过抛物线波前近似。相应地，抛物线波前能够通过二次相位因数转换为平面波前或也转换为任意半径的会聚波前。如果二次相位因数太小或太大，则不将物体正确地成形到图像平面中。然后，物点的射束出现在图像平面之前或只后。相应地，物点在图像平面中显得模糊。
由于在全场OCT中不仅测量强度而且还测量相位，所以能够实现：在数值上消除从聚焦误差中产生的相位误差。为此，对图像数据进行傅立叶变换，并在傅立叶空间中添加相位因数。然后，将如此改变的光谱变换回位置空间，在位置空间中获得物体的重新聚焦(清晰)的图像。利用这些步骤，能够计算出眼底的焦点校正的图像。
在最简单的情况下，患者的屈光不正是事先已知的。然后，能够直接从视觉缺陷以屈光度确定用于校正所需的相位因数。对于散焦，这是二次相位因数ΦDefokus，二次相位因数对于半径rApertur能够通如下地计算：
在此，D是用屈光度表示的屈光不正，并且λ是测量***的中心波长。因此，通过从患者的预先已知的屈光不正中推导出在校正时使用的相位因数，能够简化眼底的焦点校正的图像的根据本发明计算。
在利用图像传感器拍摄图像数据之后，能够执行计算，利用计算从图像数据中计算出眼底的焦点校正的图像。该计算能够在远离拍摄设备的计算单元中被执行。图像数据能够经由数据连接发送至计算单元。
以计算的方式消除聚焦误差的前提是：在拍摄待校正的图像期间保持相位位置。在活体样本的情况下，由于样本的移动，在短时间内丢失相位关系。例如，对于眼底适用的是：相位位置典型地仅保持数百μs。在根据本发明的方法中，从物体平面(正面截面)中在小于800μm、优选小于500μm、更优选小于300μm的时间段内进行完整图像的拍摄。特别地，能够在图像传感器的唯一的曝光时间内捕获完整的图像。
图像传感器能够包括大量像素，像素能够例如以矩形阵列的形式布置。矩形的一个维度中的像素数量能够例如在500至5000之间，优选地在100至3000之间。单个像素的宽度能够例如在1μm至8μm之间，优选地在2μm至5μm之间。用以产生短相干光的光源例如能够是超级发光二极管。
能够如下地执行该方法：使得所使用的设备的布置在物体射束路径中的光学元件是刚性的。换句话说，在设备的正常运行中不可行的是：图像平面通过调节设备的光学元件在物体射束路径中移动。由此不排除在正常运行外例如在制造或维护该设备时发生的调节。如果放弃调节的可能性，那么简化了由未经培训的人员执行测量。
为了在拍摄期间为患者提供观察方向的定向，能够将固视光定向到患者的眼睛上。患者能够朝固视光的方向观察，进而采取适合于拍摄的观察方向。
如果在根据本发明的方法中放弃将物体射束路径聚焦在图像平面中，则这能够通过固视光对于患者而言并不清晰可见，对固视光产生影响。因此，对于根据本发明的方法有利的是：使用与焦点无关的固视光。如果清晰感知固视光而固视光的图像平面不与患者眼睛的视网膜一致是可行的，则将固视光称作为是焦点无关的。焦点无关的固视光的实例是激光束，激光束以小的直径定向到眼睛上。这种激光束总是被眼睛感知为清晰的光斑，而与眼睛距光源具有何种间距无关。存在产生焦点无关的固视光的其他可行性，例如其中光从一个光源被引导通过圆锥透镜(轴锥)或空心圆柱体。
一种方法，其中使用了与焦点无关的固视光，该方法具有自身的发明性的内容，即使放弃了让基准射束路径在入射到图像传感器之前穿过光学校正元件，以便减小基准射束路径内的色彩偏差。与传统的在眼睛处的测量方法不同，其中，测量本身和对固视光的清晰感知的前提是患者正确地设定观察方向和焦点，在该方法中患者能够仅专注于观察方向。本发明认识到：借此能够避免测量误差，测量误差从患者应同时校正观察方向和焦点中得出。已经示出：对正确设定焦点有困难的患者也倾向于改变观察方向。现在，患者更加轻松，因为消除了焦点设定的可能的困难。
本发明还涉及具有拍摄设备和计算单元的全场OCT***。该拍摄设备包括：用于发出短相干光的光源；和分束器，以便将短相干光分成物体射束路径和基准射束路径。物体射束路径被引导至拍摄设备的输出口。在图像传感器上将基准射束路径和物体射束路径的由物体反射的一部分发生干涉，其中，基准射束路径以与物体射束路径偏差的角度射到图像传感器上，并且其中，基准射束路径在射到图像传感器之前射到光学校正元件上，以减小基准射束路径内的色彩偏差。计算单元被设计用于：从利用图像传感器拍摄的图像数据计算物体的焦点校正的图像，
根据本发明的***的拍摄设备能够尤其用于产生人眼的眼后部段的成像。拍摄设备能够构成为手持设备，手持设备被设计用于：由患者本人握持，从患者的眼睛中拍摄成像。能够将手持设备设计为：使得在手持设备正常运行时不能调节物体射束路径的光学元件。计算单元能够远离手持设备布置。能够设有数据线路，通过数据线路能够将图像数据从手持设备传输至计算单元。
能够利用结合根据本发明的方法描述的其他特征来改进该***。能够利用结合根据本发明的***描述的其他特征来改进该方法。
附图说明
以下根据有利的实施方式参照所附的附图示例性地描述本发明。其示出：
图1示出根据本发明的全场OCT***的示意图；
图2示出图1中的手持设备的射束路径的视图；
图3示出焦点校正的图像的计算的示意图；
图4示出图2中的手持设备的另一方面。
图5示出焦点无关的固视光的一个实施方式。
具体实施方式
在图1所示的根据本发明的全场OCT***中，患者14将手持设备15握在手中，从患者的眼底产生成像。手持设备15布置在患者14的眼睛16前方，使得患者14能够看到手持设备15内部的固视光。在患者14根据固视光设定其观察方向之后，患者操作开关17，利用开关触发眼底的成像的拍摄。
在拍摄结束之后，图像数据经由数据网络18被传输至远离患者14的中央计算机19。中央计算机19能够例如布置在运行全场OCT***的服务提供商的中心中。该***能够设置为：使得中央计算机19从在不同地点处或在不同装置中运行的多个手持式设备15接收图像数据。特别地，能够在中央计算机19中执行对于可能需要的聚焦校正所需的计算步骤。在本发明的替代的实施方式中，手持设备15本身设计用于：执行焦点校正的计算步骤。
根据图2，手持设备15包括超级发光二极管20，该超级发光二极管20发射具有例如10μm相干长度的短相干光。利用第一透镜21产生短相干光的准直的射束路径22，射束路径射到分束器23上。利用分束器23，短相干光22被分成基准射束路径24和物体射束路径25。
基准射束路径24射到屋脊式棱镜26上，通过屋脊面进入棱镜26中，在棱镜26的斜边面处反射，并沿相反方向穿过另一屋脊面但是平行移动地再次从屋脊式棱镜26射出。基准射束路径24射到透射光栅27上，并且穿过透射光栅27向回沿分束器23的方向被引导。
物体射束路径25始于超级发光二极管20穿过分束器23，并且经由第二透镜28和光圈29被引导至患者的眼睛16上。物体射束路径25穿过眼晶状体30进入眼睛16的内部中，并面状地照亮眼底31。
短相干光22的从眼底31返回的部分经由眼晶状体30和第二透镜28返回到分束器23，在该分束器处，物体的射束路径沿图像传感器32的方向偏转。将光学元件如下地设置在物体射束路径25中，使得眼底31成像到图像传感器32上。这在图2中以与图像传感器32上的像素34相对应的物点33为例示出。
在分束器23和图像传感器32之间，物体射束路径25与基准射束路径24重叠。在图像传感器32的平面中，在物体射束路径25和基准射束路径24之间引起干涉。利用图像传感器32拍摄干涉图案。
在射到图像传感器32上时，物体射束路径25和基准射束路径24彼此围成一定角度。物体射束路径25以直角射到图像传感器32上。基准射束路径24在入射到图像传感器32时与图像传感器32围成略小于90°的角度，例如87°的角度。
通过透射光栅27设定基准射束路径24的方向。基准射束路径24在穿过透射光栅27之前，在垂直于图像传感器32的方向上传播。随着穿过透射光栅27，基准射束路径24改变其传播方向。在此，透射光栅27设计为：使得避免色彩偏差。换句话说，透射光栅27设计成：使得从透射光栅27离开的基准射束路径24的脉冲前沿平行于图像传感器32。因此，脉冲前沿与基准射束路径的传播方向不成直角，而是与基准射束路径24的方向围成另一角度。透射光栅27形成就本发明意义而言的光学校正元件，利用该光学校正元件减小基准射束路径24内的色彩偏差。
因此避免了傅立叶空间中的始于物点33的多光谱波场的拖影。如果物体射束路径25不同于图2所示的那样不聚焦在图像传感器32上而是具有聚焦误差，则这也适用。因此，实现了焦点校正的图像的计算，而结果不受彩色拖影的影响。
在图2中示出物体射束路径25，其中，物点33通过眼晶状体30成像到无限远。因此，眼睛16没有屈光不正。调节手持设备15，使得如果眼睛16没有屈光不正，则在图像传感器32上产生聚焦的成像。
眼睛16的屈光不正产生聚焦误差，其中，图像平面不与图像传感器32一致，而是位于图像传感器32之前或之后的平面中。用图像传感器32拍摄的图像显得拖影。
根据图3阐述用于校正聚焦误差的步骤。眼底31的每个物点33能够视作为发散的球面波36的起点。发散的球面波36通过眼晶状体30和第二透镜28转换为会聚的球面波37，眼晶状体和第二透镜在图3中共同作为透镜组件35示出。在眼晶状体没有屈光不正的情况下，会聚的球面波37终止于图像传感器32上的图像点34中。
如果眼睛16屈光不正，则透镜组件35之后的会聚的球面波不具有正确的弯曲角度，并且像点位于图像传感器32之前或图像传感器32之后。在图3中，这根据会聚的球面波38示出，会聚的球面波强烈地弯曲并且其图像点位于图像传感器32之前。
为了在这种聚焦误差的情况下产生眼底31的焦点校正的图像，首先将利用图像传感器32拍摄的模糊的图像数据发送到中央计算机19。中央计算机19对图像数据进行傅立叶变换，使得能够在傅立叶空间中添加适当的相位因数。然后，将如此改变的光谱转换回位置空间，在位置空间中获得物体的重新聚焦(清晰)的图像。由于基准射束路径24已经通过透射光栅27进行了色彩校正，因此能够针对所有在短相干光22中包括的波长共同执行校正计算。
在图4中示出手持设备15的固视光39。眼晶状体30将眼底31的物点33成像到无限远，因此眼睛没有屈光不正。固视光39被布置成：使得其被无屈光不正的眼睛16清晰地感知。
在图5中示出固视光39的一个实施例，固视光在不同的轴向位置上能够被清晰地感知。由光源40发出的光在空心圆柱体41中被引导，空心圆柱体的尺寸设计成：使得每个光束在外置体41内恰好被反射一次。在空心圆柱体41的另一侧上，得到长度42的轴向部段，在该轴向部段中能够将光感知为清晰界定的光斑。这是针对与焦点无关的固视光39的示例，固视光也能够被屈光不正的患者清晰地感知，而不必在手持设备15之内调节光学元件。

Claims (14)

1.一种用于产生眼底(31)的成像的全场OCT方法，具有如下步骤：
a.发出短相干光(22)；
b.将所述短相干光(22)分成物体射束路径(25)和基准射束路径(24)，其中，将所述物体射束路径(25)引导至所述眼底(31)上；
c.将所述基准射束路径(24)和所述物体射束路径(25)的由所述眼底(31)反射的部分引导至图像传感器(32)上，使得在所述图像传感器(32)上形成所述基准射束路径(24)与所述物体射束路径(25)之间的干涉，其中，所述基准射束路径(24)以偏离于所述物体射束路径(25)的角度射到所述图像传感器(32)上，并且其中，所述基准射束路径(24)在射到所述图像传感器(32)之前射到光学校正元件(27)上，以便减小所述基准射束路径(24)内的色彩偏差；
d.从所述图像传感器(32)的照片得出强度信息和相位信息；
e.计算所述眼底(31)的焦点校正的图像，
所述光学校正元件(27)设置为，使得从所述光学校正元件(27)射出的所述基准射束路径(24)的脉冲前沿的法线与所述物体射束路径(25)的传播方向围成一定角度，所述角度小于所述基准射束路径(24)的传播方向与所述物体射束路径(25)的传播方向之间的角度。
2.根据权利要求1所述的全场OCT方法，其特征在于，利用反射元件(26)将所述基准射束路径(24)的方向偏转。
3.根据权利要求2所述的全场OCT方法，其特征在于，在所述反射元件(26)之前的所述基准射束路径(24)与在所述反射元件(26)之后的所述基准射束路径(24)分离。
4.根据权利要求1至3中任一项所述的全场OCT方法，其特征在于，所述基准射束路径(24)的光程的长度是能变化的。
5.根据权利要求2或3所述的全场OCT方法，其特征在于，所述光学校正元件(27)布置在分束器(23)与所述反射元件(26)之间。
6.根据权利要求1至3中任一项所述的全场OCT方法，其特征在于，所述光学校正元件(27)构成为透射光栅或反射光栅。
7.根据权利要求1至3中任一项所述的全场OCT方法，其特征在于，从患者先前已知的视觉缺陷推导出在计算焦点校正的图像时使用的相位因数。
8.根据权利要求1至3中任一项所述的全场OCT方法，其特征在于，所述图像传感器(32)设计用于，在小于800μs的时间段内拍摄正面剖视图。
9.根据权利要求1至3中任一项所述的全场OCT方法，其特征在于，所述图像传感器(32)设计用于，在小于500μs的时间段内拍摄正面剖视图。
10.根据权利要求1至3中任一项所述的全场OCT方法，其特征在于，所述图像传感器(32)设计用于，在小于300μs的时间段内拍摄正面剖视图。
11.根据权利要求1至3中任一项所述的全场OCT方法，其特征在于，布置在所述物体射束路径中的光学元件(23、28)是刚性的。
12.根据权利要求1至3中任一项所述的全场OCT方法，其特征在于，设置有患者在拍照期间看到的固视光(39)。
13.根据权利要求12所述的全场OCT方法，其特征在于，所述固视光(39)是与焦点无关的固视光。
14.一种全场OCT***，具有：拍摄设备(15)和计算单元(19)，所述拍摄设备(15)包括用于发出短相干光(22)的光源(20)、将所述短相干光(22)分成物体射束路径(25)和基准射束路径(24)的分束器(23)，其中，所述物体射束路径(25)被引导至所述拍摄设备(15)的输出口；以及图像传感器(32)，所述基准射束路径(24)和所述物体射束路径(25)的由物体反射的部分射至所述图像传感器上以进行干涉，其中，所述基准射束路径(24)以偏离于所述物体射束路径(25)的角度射到所述图像传感器(32)上，并且其中，所述基准射束路径(24)在射到所述图像传感器(32)上之前射到光学校正元件(27)上，以便减小所述基准射束路径(24)内的色彩偏差，并且其中，所述计算单元(19)设计用于，从由所述图像传感器(32)拍摄的图像数据计算物体的焦点校正的图像，所述光学校正元件(27)设置为，使得从所述光学校正元件(27)射出的所述基准射束路径(24)的脉冲前沿的法线与所述物体射束路径(25)的传播方向围成一定角度，所述角度小于所述基准射束路径(24)的传播方向与所述物体射束路径(25)的传播方向之间的角度。
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Families Citing this family (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP3858224A1 (de) 2020-01-30 2021-08-04 Visotec GmbH Verfahren und vorrichtung zum ausrichten eines auges relativ zu einer geräteachse
DE102021129555A1 (de) 2021-11-12 2023-05-17 Carl Zeiss Ag Weitfeld-Swept-Source-OCT und -Verfahren für bewegte Objekte
EP4276404A1 (en) * 2022-05-13 2023-11-15 Optos PLC Non-confocal point-scan fourier-domain optical coherence tomography imaging system

Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN101473439A (zh) * 2006-04-17 2009-07-01 全视Cdm光学有限公司 阵列成像***及相关方法
JP2011110290A (ja) * 2009-11-27 2011-06-09 Nidek Co Ltd 眼底撮影装置
CN102572450A (zh) * 2012-01-10 2012-07-11 中国传媒大学 基于sift特征与grnn网络的立体视频颜色校正方法

Family Cites Families (17)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6338559B1 (en) 2000-04-28 2002-01-15 University Of Rochester Apparatus and method for improving vision and retinal imaging
WO2006116317A1 (en) * 2005-04-22 2006-11-02 The General Hospital Corporation Arrangements, systems and methods capable of providing spectral-domain polarization-sensitive optical coherence tomography
JP4956540B2 (ja) * 2005-07-28 2012-06-20 バイオプティジェン，インコーポレイテッド 低減された実効線幅を有する光コヒーレンス撮像システム及びそれを使用する方法
DE102006031822B3 (de) 2006-07-07 2007-12-06 Universität Zu Lübeck Verfahren zur Abtastung optischer Interferenzmuster mit Zeilensensoren
DE502006004979D1 (de) * 2006-07-21 2009-11-12 Ziemer Holding Ag Ophthalmologische Vorrichtung
EP1887312A1 (en) * 2006-07-28 2008-02-13 Heliotis AG Imaging optical coherence tomography with dynamic coherent Focus
CA2742273A1 (en) 2008-11-04 2010-05-14 William Marsh Rice University Image mapping spectrometers
FR2943145A1 (fr) 2009-03-11 2010-09-17 Lltech Man Appareil de tomographie optique coherente plein champ en lumiere incoherente a spectre large avec optique adaptative.
AU2010232567A1 (en) * 2009-04-01 2011-11-03 Tearscience, Inc. Ocular surface interferometry (OSI) devices, systems, and methods for imaging, processing, and/or displaying an ocular tear film and/or measuring ocular tear film layer thickness (es)
JP5213835B2 (ja) * 2009-11-17 2013-06-19 キヤノン株式会社 光干渉断層像の撮像方法および光干渉断層像の撮像装置
CA2737822C (en) * 2010-08-31 2019-02-19 Mirza F. Beg System and method for rapid oct image acquisition using compressive sampling
WO2013141229A1 (ja) 2012-03-21 2013-09-26 国立大学法人宇都宮大学 網膜用３次元画像生成装置
WO2015042093A1 (en) 2013-09-17 2015-03-26 The Johns Hopkins University Device and methods for color corrected oct imaging endoscope/catheter to achieve high-resolution
WO2016187675A1 (en) 2015-05-28 2016-12-01 Cylite Pty Ltd High resolution 3-d spectral domain optical imaging apparatus and method
DE102015113465B4 (de) 2015-08-14 2018-05-03 Medizinisches Laserzentrum Lübeck GmbH Verfahren und Vorrichtung zum Ablichten wenigstens einer Schnittfläche im Innern eines Licht streuenden Objekts
JP7135346B2 (ja) * 2018-03-06 2022-09-13 株式会社ニデック Ｏｃｔデータ処理装置およびｏｃｔデータ処理プログラム
US10732354B2 (en) * 2018-06-06 2020-08-04 Boston Medical Center Corporation Systems and methods for fiber-based visible and near infrared optical coherence tomography

Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN101473439A (zh) * 2006-04-17 2009-07-01 全视Cdm光学有限公司 阵列成像***及相关方法
JP2011110290A (ja) * 2009-11-27 2011-06-09 Nidek Co Ltd 眼底撮影装置
CN102572450A (zh) * 2012-01-10 2012-07-11 中国传媒大学 基于sift特征与grnn网络的立体视频颜色校正方法

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