JP5637730B2 - Imaging apparatus and imaging method thereof - Google Patents
Imaging apparatus and imaging method thereof Download PDFInfo
- Publication number
- JP5637730B2 JP5637730B2 JP2010112666A JP2010112666A JP5637730B2 JP 5637730 B2 JP5637730 B2 JP 5637730B2 JP 2010112666 A JP2010112666 A JP 2010112666A JP 2010112666 A JP2010112666 A JP 2010112666A JP 5637730 B2 JP5637730 B2 JP 5637730B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- light
- detection
- reference light
- imaging
- detection signal
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Fee Related
Links
Images
Description
本発明は、光干渉断層法を用いる撮像装置及びその撮像方法に関する。 The present invention relates to an imaging apparatus using optical coherence tomography and an imaging method thereof.
低コヒーレント光による干渉を利用した光干渉断層法（ＯＣＴ：Optical Coherence Tomography）を用いる（以下、ＯＣＴ装置と呼ぶ場合もある）が知られている。この装置では、被検査物の断層画像を高解像度に撮像できる。 An optical coherence tomography (OCT: Optical Coherence Tomography) using interference by low coherent light (hereinafter also referred to as an OCT apparatus) is known. With this apparatus, a tomographic image of an inspection object can be taken with high resolution.
ＯＣＴ装置においては、ビームスプリッタなどにより光源からの光を測定光と参照光とに分ける。測定光は、眼などの被検査物に照射され、その被検査物からの戻り光が参照光と合波され、干渉光として検出器に導かれる。ここで、戻り光は、被検査物に対する光の照射方向における界面に関する情報等が含まれる反射光や散乱光で構成される。戻り光と参照光との干渉光を検出器で検出し、それを解析することによって被検査物の断層画像が得られる。 In the OCT apparatus, light from a light source is divided into measurement light and reference light by a beam splitter or the like. The measurement light is irradiated to an inspection object such as an eye, and the return light from the inspection object is combined with the reference light and guided to the detector as interference light. Here, the return light is composed of reflected light and scattered light including information on the interface in the light irradiation direction with respect to the inspection object. A tomographic image of the object to be inspected can be obtained by detecting interference light between the return light and the reference light with a detector and analyzing the detected light.
フーリエドメイン方式では、戻り光と参照光との合波光の分光強度分布を波数変換した後、フーリエ変換し、それにより、求められた周波数成分毎の強度情報が、各距離における反射強度を表す。そのため、被検査物に測定光を照射する位置を変えながら求めた強度分布情報をつなぎ合わせることにより被検査物の断層画像を生成できる。 In the Fourier domain method, the spectral intensity distribution of the combined light of the return light and the reference light is subjected to wave number conversion, and then subjected to Fourier transform, whereby the obtained intensity information for each frequency component represents the reflection intensity at each distance. Therefore, a tomographic image of the inspection object can be generated by connecting the intensity distribution information obtained while changing the position where the inspection object is irradiated with the measurement light.
しかし、参照光自身の分光強度分布も同時にフーリエ変換されるため、この周波数成分毎の強度情報がノイズとして画像に現れる。また、参照光学系の内部で多重反射等があれば、これらの多重反射光との干渉に起因した周波数成分が現れ、この場合にも、当該周波数成分に起因したノイズが画像に現れてしまう。 However, since the spectral intensity distribution of the reference light itself is simultaneously Fourier transformed, the intensity information for each frequency component appears in the image as noise. Further, if there is multiple reflection or the like inside the reference optical system, frequency components due to interference with these multiple reflections appear, and in this case also, noise due to the frequency components appears in the image.
光源の分光強度分布情報を予め測定しておき、ノイズを取り除く方法も考えられるが、光源の分光強度分布が安定していない場合や、光学要素の分光透過率や振動等により分光強度分布が変化していない場合には、依然としてノイズが残ってしまう。 Although it is possible to measure the spectral intensity distribution information of the light source in advance and remove the noise, the spectral intensity distribution may change depending on the spectral transmittance or vibration of the optical element, if the spectral intensity distribution of the light source is not stable. If not, noise will still remain.
ここで、特許文献１には、合波光から参照光成分を推定し、参照光の自己相関関数を合波光から差し引くことによりノイズを除去する技術について言及されている。しかし、この方法では、あくまでも参照光成分を推定しているだけであり、正確にノイズを除去することはできない。また、測定光（戻り光）と参照光とを別々に分光してノイズを除去する方法も提案されているが、戻り光及び参照光の分光を別々に行なう構成は、非効率であり、また、精度も悪い。 Here, Patent Document 1 mentions a technique for removing noise by estimating a reference light component from combined light and subtracting an autocorrelation function of the reference light from the combined light. However, with this method, only the reference light component is estimated, and noise cannot be removed accurately. In addition, a method of removing noise by spectroscopically separating the measurement light (return light) and the reference light has been proposed, but the configuration in which the return light and the reference light are separately separated is inefficient, and The accuracy is also poor.
そこで、本発明は、上記課題に鑑みてなされたものであり、参照光に含まれるノイズ成分を除去した被検査物の断層画像を取得できるようにした技術を提供することを目的とする。 Therefore, the present invention has been made in view of the above problems, and an object of the present invention is to provide a technique capable of acquiring a tomographic image of an inspection object from which a noise component included in reference light has been removed.
上記課題を解決するため、本発明の一態様は、
光干渉断層法を用いて被検査物の断層画像を取得するための撮像装置であって、
光源から出射された光を参照光と測定光とに分割する第１の光分割手段と、
前記参照光を第１の参照光と第２の参照光とに分割する第２の光分割手段と、
前記測定光を照射した被検査物からの戻り光と前記第１の参照光とを干渉させた干渉光と前記第２の参照光とが異なる角度で入射される単一の回折格子と、
前記干渉光が前記単一の回折格子を介して入射される第１の検出領域と、前記第２の参照光が前記単一の回折格子を介して入射される第２の検出領域とを有する検出手段と、
前記第２の検出領域で検出された第２の検出信号を用いて前記第１の検出領域で検出された第１の検出信号を補正する補正手段と、を備える。
In order to solve the above problems, one embodiment of the present invention provides:
An imaging apparatus for acquiring a tomographic image of an object to be inspected using optical coherence tomography,
First light splitting means for splitting light emitted from the light source into reference light and measurement light;
Second light splitting means for splitting the reference light into first reference light and second reference light;
A single diffraction grating on which interference light obtained by causing interference between the return light from the object irradiated with the measurement light and the first reference light and the second reference light are incident at different angles;
A first detection region in which the interference light is incident through the single diffraction grating; and a second detection region in which the second reference light is incident through the single diffraction grating. Detection means;
Correction means for correcting the first detection signal detected in the first detection area using the second detection signal detected in the second detection area.
本発明によれば、参照光に含まれるノイズ成分を除去した被検査物の断層画像を取得できる。 According to the present invention, it is possible to acquire a tomographic image of an inspection object from which a noise component included in the reference light is removed.
以下、本発明の一実施の形態について添付図面を参照して詳細に説明する。 Hereinafter, an embodiment of the present invention will be described in detail with reference to the accompanying drawings.
（実施形態１）
図１は、本発明の一実施の形態に係わる光干渉断層撮像装置（ＯＣＴ装置）の構成の一例を示す図である。本実施形態においては、フーリエドメイン方式の光干渉断層法を撮像装置に適用し、被検査物として眼底の断層画像を取得する場合について説明する。なお、被検査物は、眼底に限られず、例えば、人間の皮膚等の断層画像を取得しても良い。
(Embodiment 1)
FIG. 1 is a diagram showing an example of the configuration of an optical coherence tomography apparatus (OCT apparatus) according to an embodiment of the present invention. In the present embodiment, a case will be described in which a Fourier domain optical coherence tomography is applied to an imaging apparatus and a tomographic image of the fundus is acquired as an object to be inspected. The inspection object is not limited to the fundus, and for example, a tomographic image of human skin or the like may be acquired.
ＯＣＴ装置３０は、光源１と、第１の光分岐部３と、光量調整部２１と、サンプルアーム６１と、参照アーム６２と、分光器６３と、制御部２３と、表示部２４とを具備して構成される。なお、第１の光分岐部３は、光ファイバー（２、４、９、１４）を介して光源１、分光器６３、サンプルアーム６１、参照アーム６２とそれぞれ接続されている。また、光量調整部２１は、光ファイバー（２０、２２）を介して参照アーム６２及び分光器６３とそれぞれ接続されている。
The
光源１は、低コヒーレンス光を発する光源である。光源１は、低コヒーレンス光を射出できれば良い。例えば、ＳＬＤ（Super Luminescent Diode）やＡＳＥ（Amplified Spontaneous Emission）、チタンサファイアレーザなどの超短パルスレーザを用いれば良い。ここで、光源１から射出される光の波長は、例えば、４００ｎｍ〜２μｍである。波長の帯域は、広いほど縦分解能（光軸方向に沿った分解能）が良くなる。一般に、中心波長が８５０ｎｍの場合、５０ｎｍの帯域では６μｍの分解能となり、また、１００ｎｍの帯域では３μｍの分解能となる。なお、波長や帯域幅は、上記例示に限定されず、被検査物や観察対象となる測定部位等に応じて適宜変更すれば良い。 The light source 1 is a light source that emits low-coherence light. The light source 1 only needs to emit low-coherence light. For example, an ultrashort pulse laser such as SLD (Super Luminescent Diode), ASE (Amplified Spontaneous Emission), or titanium sapphire laser may be used. Here, the wavelength of the light emitted from the light source 1 is, for example, 400 nm to 2 μm. The wider the wavelength band, the better the vertical resolution (resolution along the optical axis direction). Generally, when the center wavelength is 850 nm, the resolution is 6 μm in the 50 nm band, and the resolution is 3 μm in the 100 nm band. Note that the wavelength and bandwidth are not limited to the above examples, and may be appropriately changed according to the inspection object, the measurement site to be observed, and the like.
ここで、光源１から射出された光（光束）は、光ファイバー２を介して第１の光分岐部３に伝搬される。第１の光分岐部３には、例えば、ファイバーカプラなどを用いれば良い。なお、分岐の比率は、被検査物に応じて調整すれば良い。
Here, the light (light flux) emitted from the light source 1 is propagated to the first
サンプルアーム６１は、撮像光学系として機能し、コリメータレンズ５と、光走査部６と、接眼レンズ７とを具備して構成される。サンプルアーム６１には、第１の光分岐部３により光ファイバー４側に分岐された光（測定光）が入射され、その光路上に上述した構成が設けられる。測定光は、サンプルアーム６１を介して被検眼８の眼底８ｒに達する。
The
光走査部６には、コリメータレンズ５を介して測定光が入射される。光走査部６は、接眼レンズ７を介して被検眼８の眼底８ｒに対して測定光を走査させる。測定光の走査の仕方は、撮像目的に応じて異なってくるが、例えば、測定光を１次方向に走査させることによりＢスキャン像を取得する場合と、Ｂスキャンを複数回行なうことにより測定光を２次元方向に走査して３次元像を取得する場合とがある。なお、光走査部６には、例えば、タンデムに配置されたガルバノミラー又は共振ミラー等を用いれば良い。
Measurement light is incident on the optical scanning unit 6 via the
光量調整部２１は、参照光の光量を調整する。なお、光量の調整の詳細ついては後述するが、予め求められた光量調整値に基づいて行なわれる。光量調整部２１は、例えば、可変アッテネーター（ＶＯＡ：Variable Optical Attenuator）等で構成される。
The light
参照アーム６２は、参照光学系として機能し、第２の光分岐部１０と、光ファイバー１１と、光量検知部２５と、コリメータレンズ１２と、参照ミラー１３とを具備して構成される。参照アーム６２には、第１の光分岐部３により光ファイバー９側に分岐された光（参照光）が入射され、その光路上に上述した構成が設けられる。
The
参照ミラー１３は、駆動部１３ａによる駆動力を受けて光軸方向に沿って移動する。これにより、眼軸長が異なる被検眼に対しても、参照光と測定光との光路長を一致させることができる。
The
光量検知部２５は、装置の異常等により過大な光が被検者に照射されないように光量の監視を行なう。光量検知部２５により光量の異常が検知された場合、光源１が消灯されたり、また、光走査部６の角度が調整されたりする。これにより、被検査物への光の照射を中止する。
The light
分光器６３には、ファイバー接続部１５と、コリメータレンズ１６と、分光部１７と、結像レンズ１８と、撮像部１９とが配される。分光器６３には、第１の光分岐部３により測定光（戻り光）と参照光（反射光）との合波が入射され、その光路上に上述した構成が設けられる。
The spectroscope 63 is provided with a
分光部１７は、光を回折により分光する機能を果たし、例えば、光の波長に近い寸法の回折格子（グレーティング、プリズム等）が等間隔に複数配されて構成される。
The
撮像部１９は、ラインセンサ（アレイ状に並んだ撮像素子（ＣＭＯＳ、ＣＣＤ等））で構成される。撮像部１９は、ラインセンサ上に第１の検出領域１９ａと第２の検出領域１９ｂとを有し、当該第１の検出領域１９ａに入射した光を第１の検出信号として検出し、当該第２の検出領域１９ｂに入射した光を第２の検出信号として検出する。すなわち、第１の検出領域１９ａ及び第２の検出領域１９ｂに入射した光の信号を別々に検出する。
The
ここで、ファイバー接続部１５には、図中左上に示すように、接続端１５ａ及び接続端１５ｂが設けられる。接続端１５ａには、光ファイバー１４が接続されており、分光器６３は、当該ファイバー１４を介して第１の光分岐部３に接続されている。また、接続端１５ｂには、光ファイバー２２が接続されており、分光器６３は、当該ファイバー２２、光量調整部２１、光ファイバー２２を介して第２の光分岐部１０に接続されている。なお、第２の光分岐部１０とファイバー接続部１５との間には、２つの経路（９、３、１４を介する経路、２０、２１、２２を介する経路）があるが、これら両経路の光路長及び分散量が互いに等しくなるように各ファイバーの光学的な長さは、予め調整しておく。
Here, the
制御部２３は、例えば、ＣＰＵ（Central Processing Unit）、ＲＯＭ（Read Only Memory）、ＲＡＭ（Random Access Memory）等により実現され、ＯＣＴ装置３０における各部の動作を制御する。制御部２３は、例えば、光走査部６、駆動部１３ａ、撮像部１９、光量調整部２１等の制御を行なう。
The
制御部２３には、機能的な構成として、画像生成部２３ａと、表示制御部２３ｂと、第１の算出部２３ｃと、第２の算出部２３ｄとが設けられる。画像生成部２３ａは、撮像部１９により検出された信号を解析又は演算し、被検査物（眼底）の断層画像を生成する。表示制御部２３ｂは、画像生成部２３により生成された眼底の断層画像を表示部２４に表示させる。第１の算出部２３ｃは、後述する光量調整値を算出する。第２の算出部２３ｄは、後述する波長間隔補正値を算出する。
The
ここで、ＯＣＴ装置３０の説明を分かり易くするために、被検眼８の眼底８ｒの断層画像を取得する際の処理の流れについて簡単に説明する。
Here, in order to make the explanation of the
ＯＣＴ装置３０は、まず、光源１から光を発する。光源１から出射された光は、光ファイバー２を介して第１の光分岐部３に伝搬される。第１の光分岐部３においては、サンプルアーム６１（光ファイバー４）と、参照アーム６２（光ファイバー９）とに対して、例えば、１：９の比率で光を分岐させる。
The
第１の光分岐部３により光ファイバー４側に分岐された光（戻り光）は、ファイバー端４ａに達し、当該ファイバー端４ａを点光源としてコリメータレンズ５に向けて照射される。この戻り光は、コリメータレンズ５により平行光に変換された後、光走査部６及び接眼レンズ７を介して被検眼８の眼底８ｒ上を走査する。
The light (returned light) branched to the optical fiber 4 side by the first
被検眼８の眼底８ｒに照射された光は、眼底８ｒの網膜を構成する複数の層上において、反射及び散乱し、戻り光となり、入射時と同一光路を経て、再度、第１の光分岐部３に入射する。このとき、第１の光分岐部３は、光ファイバー２と、分光器６３（光ファイバー１４）とに対して、例えば、１：９の比率で光を分岐させる。
The light applied to the
また、光源１からの光のうち、第１の光分岐部３により光ファイバー９側に分岐された光（参照光）は、第２の光分岐部１０により更に、光ファイバー１１側と光量検知部２５側とに分岐される。上述した通り、光量検知部２５側に分岐された光は、光量検知部２５による光の監視に利用される。なお、第２の光分岐部１０においては、光ファイバー１１側と光量検知部２５側とに対して、例えば、５０：５０の比率で光を分岐させる。
Of the light from the light source 1, the light (reference light) branched to the
ここで、第２の光分岐部１０により光ファイバー１１側に分岐された光（参照光）は、コリメータレンズ１２により平行光に変換された後、参照ミラー１３に入射する。参照ミラー１３に入射した参照光は、参照ミラー１３の作用により元の光路に向けて反射し、コリメータレンズ１２及び光ファイバー１１を介して、再度、第２の光分岐部１０に入射する。このとき、第２の光分岐部１０においては、第１の光分岐部３（光ファイバー９）と、光量調整部２１（光ファイバー２０）とに対して、例えば、５０：５０の比率で光を分岐させる。
Here, the light (reference light) branched to the
ここで、第２の光分岐部１０により光ファイバー９に分岐された光（参照光）は、第１の光分岐部３により更に、光ファイバー２と、分光器６３（光ファイバー１４）とに対して分岐される。このときの分岐比は、被検眼８からの戻り光とは逆となり、例えば、９：１となる。
Here, the light (reference light) branched to the
ここで、第１の光分岐部３により光ファイバー１４側に分岐された光（参照光）は、被検眼８からの戻り光と合波される。この合波光（干渉光）は、ファイバー接続部１５の接続端１５ａを介して分光器６３に入射する。接続端１５ａを介して入射した合波光は、コリメータレンズ１６により平行光に変換され、分光部１７に入射する。
Here, the light (reference light) branched to the
分光部１７は、当該入射光を回折により分光する。分光部１７により回折された光は、結像レンズ１８の作用により線像（スリット像）として撮像部１９の第１の検出領域１９ａに結像する。これにより、撮像部１９は、波長毎の強度に対応した信号を生成し、それを制御部２３に向けて出力する。
The
一方、参照ミラー１３からの反射光のうち、第２の光分岐部１０により光ファイバー２０側に分岐された光（参照光）は、光量調整部２１により、その光量が調整される。光量調整部２１により光量が調整された光（参照光）は、光ファイバー２２及び接続端１５ｂを介して分光器６３に入射する。その後、この参照光は、コリメータレンズ１６により平行光に変換された後、分光部１７により波長毎に角度の異なる光に変換され、結像レンズ１８により線像（スリット像）として撮像部１９の第２の検出領域１９ｂに結像する。なお、第１の検出領域１９ａ及び第２の検出領域１９ｂは、互いに重畳しないように分光器６３の各要素が調整されている。
On the other hand, among the reflected light from the
ここで、被検眼８の眼底８ｒからの戻り光と、参照ミラー１３からの参照光との合波光は、位相差を有する。この位相差は、第１の光分岐部３から眼底８ｒまでの光路長と、第１の光分岐部３から参照ミラー１３までの光路長との差に起因して生じる。そして、この位相差が波長により異なるため、第１の検出領域１９ａ上に現れる分光強度分布には干渉縞が生じる。この強度分布（干渉縞）の周期を求めることにより、反射物体の位置に対応した明るさを求めることができる。
Here, the combined light of the return light from the
ここで、上述した第１の検出領域１９ａで検出される信号（合波光）に含まれるノイズ成分について説明する。
Here, the noise component contained in the signal (combined light) detected in the
図２（ａ）は、第１の検出領域１９ａで検出される干渉縞の強度分布を示す図である。破線で示す波形７１は、光源１の分光強度分布を示しており、実線で示す波形７２は、干渉縞による分光強度分布を示している。波形７２は、波形７１の中心波長λ０を中心とした半値幅λｈにおいて、干渉縞による強度分布を有している。
FIG. 2A is a diagram showing the intensity distribution of interference fringes detected in the
干渉縞の波形７２には、被検査物の形状等を示す干渉信号の他、光源１の分光強度分布を示す波形７１の成分や、また更に、光路途中での多重反射等に起因する干渉成分も含まれている。周波数成分毎の強度情報を求める際に、戻り光との干渉成分以外の強度分布が合波光に含まれていると、それはノイズとなり画質品質の低下を招いてしまう。
The interference fringe waveform 72 includes an interference signal indicating the shape of the object to be inspected, a component of the
図２（ｂ）は、撮像部１９により検出される信号の波形を示している。
FIG. 2B shows a waveform of a signal detected by the
接続端１５ａを介して分光器６３に入射される合波光と、接続端１５ｂを介して分光器６３に入射される参照ミラー１３からの参照光とは、ラインセンサ上の異なる検出領域（第１の検出領域１９ａ、第２の検出領域１９ｂ）に結像する。そのため、戻り光との干渉成分を含む合波光の分光強度分布８１、戻り光との干渉成分を含まない参照ミラー１３からの反射光（参照光）の分光強度分布８２は、１つの撮像部１９により一連の信号として同時に検出される。
The combined light incident on the spectroscope 63 via the
そこで、本実施形態においては、第２の検出領域１９ｂで検出した干渉成分を含まない参照光の信号８２を用いて、第１の検出領域１９ａで検出した干渉成分を含む信号を補正する。このとき、参照光の信号の波形８２は、合波光の信号の波形８１に含まれる干渉成分以外の波形と等しいことが望ましい。そのため、光量調整部２１を用いて波形８２の信号強度を調整する。なお、上述した通り、光量の調整は、光量調整値に基づいて行なわれる。
Therefore, in the present embodiment, the signal including the interference component detected in the
ここで、図３を用いて、光量調整値と波長間補正値（後述する）とを算出する際の処理の流れの一例について説明する。この処理は、眼底の断層画像の撮像前に行なわれる。 Here, an example of the flow of processing when calculating the light amount adjustment value and the inter-wavelength correction value (described later) will be described with reference to FIG. This process is performed before capturing a tomographic image of the fundus.
この処理が開始すると、ＯＣＴ装置３０は、まず、被検眼８に測定光が照射されないように、被検眼への光路を遮断した状態で光源１を点灯させる（Ｓ１０１）。例えば、光走査部６を構成するスキャンミラーを通常の走査範囲から外れた向きに固定することにより測定光を遮断すればよい。この場合、被検眼８からの戻り光が第１の光分岐部３に入力（入射）されない。なお、光走査部６を用いて測定光を遮断するのではなく、例えば、サンプルアーム６１内に光を遮断するシャッター等を配置し、当該シャッターを制御部２３により制御することにより、被検眼８に向かう測定光を遮断するようにしても良い。
When this process starts, the
この測定光の遮断により、第１の検出領域１９ａには、第１の光分岐部３を経由した参照ミラー１３からの反射光（第１の参照光）が入射（結像）する。また、第２の検出領域１９ｂには、光量調整部２１を経由した参照ミラー１３からの反射光（第２の参照光）が入射（結像）する（Ｓ１０２）。
By blocking the measurement light, the reflected light (first reference light) from the
この場合、被検査体（被検眼）からの戻り光がないため、当該２つの光束（第１の参照光、第２の参照光）の分光強度分布は等しいと考えられる。しかし、実際には、光路上の光学部材の違いや、回折格子（グレーティング）への入射角度が異なることに起因して、図２（ｃ）に示すように、その信号強度は異なってくる。 In this case, since there is no return light from the object to be examined (eye to be examined), the spectral intensity distributions of the two light beams (first reference light and second reference light) are considered to be equal. However, in reality, the signal intensity varies as shown in FIG. 2C due to the difference in the optical members on the optical path and the difference in the incident angle to the diffraction grating (grating).
ここで、波形９１は、第１の検出領域１９ａで検出された検出信号（第１の参照光）であり、第１の光分岐部３を経由した参照ミラー１３からの反射光に基づく信号強度を示している。波形９２は、第２の検出領域１９ｂで検出された検出信号（第２の参照光）であり、光量調整部２１を経由した参照ミラー１３からの反射光に基づく信号強度を示している。
Here, the
ここで、制御部２３は、第１の算出部２３ｃにおいて、撮像部１９からの出力に基づいて、両波形の信号のピーク（最大値）を比較し、当該ピークの強度が一致するように、光量の調整値を算出する（Ｓ１０３）。そして、それをＲＡＭ等に保持する（Ｓ１０４）。これにより、光量調整部２１は、当該算出された調整値（光量調整値）に基づいて、波形９２が、波形９１と同じ強度になるように調整を行なう。
Here, the
なお、本実施形態においては、光量調整部２１にＶＯＡを用いるが、これに限られず、例えば、ファイバーベンチ等により、光束を空気中に出し、フィルター部材又は光軸偏心部材等を用いて光量調整を行なっても良い。
In the present embodiment, the VOA is used for the light
ここで、図２（ｃ）に示すように、第１の検出領域１９ａで検出された検出信号（第１の参照光）の波形９１と、第２の検出領域１９ｂで検出された検出信号（第２の参照光）の波形９２とでは、波長λｓ、λｅに相当する画素間隔が異なっている。この画素間隔の相違は、ファイバー接続部１５の接続端１５ａ及び１５ｂと、コリメータレンズ１６の光軸１６ａとの位置関係に起因して生じる。
Here, as shown in FIG. 2C, the
この画素間隔の相違について具体的に説明する。ファイバー接続部１５の接続端１５ａ及び１５ｂは、図１（図中左上）に示すように、コリメータレンズ１６の光軸１６ａを挟んで対称に配置されている。また、分光部１７は、接続端１５ａ及び１５ｂと光軸１６ａとを含む面内に光を回折するように、その向きが調整されて配置されている。
This difference in pixel spacing will be specifically described. As shown in FIG. 1 (upper left in the figure), the connection ends 15a and 15b of the
コリメータレンズ１６は、接続端１５ａ及び１５ｂに接続された光ファイバーの端部を焦点面に含むように配置されているため、コリメータレンズ１６により変換された平行光は、それぞれ光軸１６ａに対して角度を持つ。そのため、これら２つの平行光束の分光部１７への入射角度が異なってくる。分光部１７への２つの光束の入射角度が異なれば、回折効率、また、各波長に対する偏向角度が異なり、結像レンズ１８により撮像部１９上に結像する分光波形も異なってくる。
Since the
これにより、同一の参照ミラー１３からの反射光束であっても、図２（ｃ）に示すように、波長λｓ、λｅに相当する画素間隔が異なってくる。第１の光分岐部３を経由した第１の参照光の波形９１の画素間隔をＬ１、光量調整部２１を経由した第２の参照光の波形９２の画素間隔をＬ２とすると、第１の参照光の方が、分光部１７への入射角度が小さいため、Ｌ２＞Ｌ１の関係となる。
Thereby, even if it is the reflected light beam from the
そこで、このような画素間隔（Ｌ１、Ｌ２）の違いを補正するため、制御部２３は、第２の算出部２３ｄにおいて、波長間隔補正値を算出する。この補正値の算出に際しては、まず、撮像部１９からの各ピクセルｉに対する出力より求めた波形９１に対応する近似関数をＰａ（ｉ）とし、同じく波形９２に対応する近似関数をＰｂ（ｉ）とする。そして、係数ｍ、ｎを用いて、関数Ｐｂの変数を変換し、関数Ｐａ（ｉ）Ｐｂ（ｍ×ｉ＋ｎ）の正規化相関係数が最も大きくなるように係数ｍ、ｎを求める。
Therefore, in order to correct such a difference between the pixel intervals (L1, L2), the
これにより、導出されたｍの値が上記Ｌ２／Ｌ１の値に相当する。ｎは、波形９１と波形９２とのずれ量に相当する。この係数ｍを用いて、λｓ、λｅに対応する画素位置をそれぞれ求める（Ｓ１０５）。制御部２３は、この値を波長間隔補正値としてＲＡＭ等に保持する（Ｓ１０６）。この波長間隔補正値により波長間隔の違いを補正することができる。
Thus, the derived value of m corresponds to the value of L2 / L1. n corresponds to the amount of deviation between the
なお、本実施形態においては、光源１から出射した光を用いて波長間隔の補正を行なう場合を例に挙げて説明したが、これに限られない。例えば、所定の単一波長を発光可能なスペクトロメータのような光源を接続端１５ａ及び１５ｂに接続して各波長に対応する画素位置を波形９１、波形９２に対して求めることにより波長間隔を補正するようにしても良い。
In the present embodiment, the case where the wavelength interval is corrected using the light emitted from the light source 1 has been described as an example, but the present invention is not limited to this. For example, a light source such as a spectrometer capable of emitting a predetermined single wavelength is connected to the connection ends 15a and 15b, and the pixel positions corresponding to the respective wavelengths are obtained with respect to the
次に、図４を用いて、被検査体（眼底）の断層画像を取得する際の処理の流れの一例について説明する。 Next, an example of the flow of processing when acquiring a tomographic image of the object to be examined (fundus) will be described with reference to FIG.
ＯＣＴ装置３０は、まず、光源１を点灯する（Ｓ２０１）。光源１を出射された光は、上述した光路（コリメータレンズ５、光走査部６、接眼レンズ７等）を経由して、眼底上を走査する。そして、眼底上の１点に対応した光束は、入射時と同一の光路を経て、光ファイバー４の端面に結像する。
The
ここで、被検眼８からの測定光（戻り光）と参照ミラー１３からの反射光（第１の参照光）とが合波される。第１の検出領域１９ａには、この合波光が入射（結像）される。これにより、撮像部１９は、その合波光の干渉像（干渉信号）を検出する（Ｓ２０２）。
Here, the measurement light (return light) from the
また、この処理と同時に、光量調整部２１は、上述した図３のＳ１０３で求められた調整値（光量調整値）に基づいて、第２の参照光の光量を調整する（Ｓ２０３）。上述した通り、第２の参照光の光量を第１の参照光の光量に一致させるべく光量の調整が行なわれる。そして、第２の検出領域１９ｂには、光量調整部２１を経由した参照ミラー１３からの第２の参照光が入射（結像）する。すなわち、第２の検出領域１９ｂには、光量調整部２１で光量調整され、且つ干渉成分を含まない参照ミラー１３からの反射光の分光強度分布の像が現れる。これにより、撮像部１９は、第２の参照光を検出する（Ｓ２０４）。
Simultaneously with this process, the light
ここで、画像生成部２３ａは、撮像部１９からの出力に基づいて眼底の断層画像を生成する。この断層画像の生成に際して、画像生成部２３ａは、まず、上述した図３のＳ１０５で求めた波長間隔補正値を用いて、合波光及び第２の参照光の検出信号を補正する。ここで、補正後の合波光及び第２の参照光の検出信号を、波長λの関数として、合波光：Ｉａｄｄ（λ）及び参照光：Ｉｒｅｆ（λ）と表す（Ｓ２０５）。上述した通り、ＲＡＭ等には、波長間隔補正値として、合波光８１の波長λｓ、λｅに対応した画素のアドレスと、第２の参照光８２の波長λｓ、λｅに対応した画素のアドレスとが保持されている。
Here, the
画像生成部２３ａは、Ｉａｄｄ（λ）及びＩｒｅｆ（λ）に対して、波数ｋ＝π／λとして波数変換を実施する。ここで、波数変換後の合光波及び第２の参照光の検出信号を、波数ｋを変数として、Ｉａｄｄ（ｋ）、Ｉｒｅｆ（ｋ）と表す。そして、これら関数に対してフーリエ変換を実施する（Ｓ２０６）。これにより、周波数成分に対応した合波光及び第２の参照光の強度分布が求まる。
The
図５（ａ）は、合波光：Ｉａｄｄ（ｋ）をフーリエ変換して求めた信号であり、横軸は周波数成分を示し、縦軸は周波数成分毎の強度分布を示している。なお、横軸に示す周波数は、深さ方向（光軸方向）の位置に対応している。 FIG. 5A is a signal obtained by Fourier transforming the combined light: Iadd (k), the horizontal axis indicates the frequency component, and the vertical axis indicates the intensity distribution for each frequency component. The frequency shown on the horizontal axis corresponds to the position in the depth direction (optical axis direction).
低周波領域１０１には、光源１の分光強度分布に基づく強い信号が現れている。また、高周波領域１０２においても、光源１のスペクトルノイズ、光学部材の多重反射や変動に基づく戻り光と関係のない干渉信号に起因したノイズが現れている。これらのノイズは、断層画像に余分な線を発生させたり、また、コントラストを低下させたりする要因となる。
A strong signal based on the spectral intensity distribution of the light source 1 appears in the
図５（ｂ）は、参照光：Ｉｒｅｆ（ｋ）をフーリエ変換して求めた周波数成分毎の強度分布を示しており、横軸は周波数成分を示し、縦軸は周波数成分毎の強度分布を示している。 FIG. 5B shows the intensity distribution for each frequency component obtained by Fourier transforming the reference light: Iref (k), the horizontal axis shows the frequency component, and the vertical axis shows the intensity distribution for each frequency component. Show.
この場合にも、低周波領域１０３に強い信号が現れており、また、高周波数領域１０４においても、図５（ａ）と同様に、戻り光とは関係のない干渉信号に起因したノイズが現れている。
Also in this case, a strong signal appears in the
ここで、画像生成部２３ａは、図５（ａ）に示すＩａｄｄ（ｋ）の周波数成分の強度分布の信号から、図５（ｂ）に示すＩｒｅｆ（ｋ）の周波数成分の強度分布の信号を減算する（Ｓ２０７）。これにより、図５（ｃ）に示すように、参照光自身に含まれる周波数成分の強度分布に起因したノイズ成分を除去できる。
Here, the
ノイズ成分の除去が済むと、画像生成部２３ａは、図５（ｃ）に示す信号に基づいて、眼底（網膜）の断層画像を生成し（Ｓ２０８）、表示制御部２３ｂは、当該生成された断層画像を表示部２４に表示する（Ｓ２０９）。これにより、ノイズ成分の取り除かれた検出信号を用いて断層画像を生成できる。
When the noise component is removed, the
以上説明したように実施形態１によれば、参照光を第１の参照光と第２の参照光とに分岐し、第２の参照光を用いて、戻り光と第１の参照光とを合波した合波光（干渉光）に含まれるノイズ成分を除去する。すなわち、参照光自身に含まれるノイズ成分を除去できる。 As described above, according to the first embodiment, the reference light is branched into the first reference light and the second reference light, and the return light and the first reference light are split using the second reference light. The noise component contained in the combined light (interference light) combined is removed. That is, the noise component contained in the reference light itself can be removed.
これにより、各光路上に設けられた光学部材の持つ分光透過率、偏光状態の変化、更には参照ミラー１３の位置変動の影響による周波数移動等に起因したノイズを取り除くことができる。そのため、コントラストが高く、また、画質品位の高い断層画像が得られる。
As a result, it is possible to remove noise caused by frequency shift due to the influence of the spectral transmittance, polarization state change, and position fluctuation of the
また、同一センサ（撮像部１９）を用いて、１ライン信号ずつ同一のタイミングで合波光及び第２の参照光を検出するため、信号処理も容易となる。 In addition, since the combined light and the second reference light are detected at the same timing for each line signal using the same sensor (imaging unit 19), signal processing is also facilitated.
なお、光源１のノイズ成分のみを取り除くのであれば、光量調整部２１に対して入力する光は、参照ミラー１３からの反射光でなくても良い。すなわち、第２の光分岐部１０から光量検知部２５に入力していた光を、光量検知部２５ではなく、光量調整部２１に入力するように構成しても良い。
If only the noise component of the light source 1 is removed, the light input to the light
（実施形態２）
次に、実施形態２について説明する。上述した実施形態１においては、分光部１７への入射時の合波光（干渉光）と第２の参照光との入射角度がそれぞれ異なるため、波長間隔の補正が必要となっていた。これに対して、実施形態２においては、このような補正をなくすようにした構成について説明する。なお、実施形態２に係わるＯＣＴ装置３０の全体構成や、全体的な処理の流れは、実施形態１と同様であるため、その説明については省略し、ここでは実施形態１との相違点について重点的に説明する。
(Embodiment 2)
Next,
ここで、実施形態２に係わるファイバー接続部１５の接続端１５ａ及び１５ｂは、図６（ａ）に示すように、コリメータレンズ１６の光軸１６ａに対して対称になるように配置される。また、撮像部２６には、図６（ｂ）に示すように、ライン状に２列の撮像素子２６ａ及び２６ｂが配される。
Here, the connection ends 15a and 15b of the
ここで、実施形態２に係わる分光器６３は、図６（ｃ）に示すように、２つの接続端１５ａ及び１５ｂを介して入射される２つの光束は、撮像部２６の２つの撮像素子２６ａ及び撮像素子２６ｂによりそれぞれ検出される。例えば、撮像素子２６ａにより合波光が検出され、撮像素子２６ｂにより第２の参照光が検出される。これにより、２光束が回折格子（グレーティング）へ入る入射角度が同じになるため、一画素当りの波長間隔が等しくなる。
Here, in the spectroscope 63 according to the second embodiment, as shown in FIG. 6C, the two light beams incident through the two connection ends 15 a and 15 b are converted into the two
そのため、実施形態２においては、実施形態１のように、合波光と第２の参照光とに対して波長間隔の補正を行なわずに済むので、演算が容易になり、ノイズ除去の精度も向上する。この場合、光軸から偏心した線像（スリット像）をライン状に配列した撮像素子上に結像するため、撮像部２６からの出力には光学系の歪曲収差が含まれることになるが、この収差は、周知技術を用いて取り除けば良い。
Therefore, in the second embodiment, it is not necessary to correct the wavelength interval for the combined light and the second reference light as in the first embodiment, so that the calculation is facilitated and the accuracy of noise removal is improved. To do. In this case, since the line image (slit image) decentered from the optical axis is formed on the image pickup device arranged in a line, the output from the
（実施形態３）
次に、実施形態３について説明する。実施形態３においては、光源を複数設けるようにした場合について説明する。
(Embodiment 3)
Next,
図７は、実施形態３に係わる光干渉断層撮像装置（ＯＣＴ装置）３０の構成の一例を示す図である。実施形態３に係わるＯＣＴ装置３０は、マルチビーム方式を採用する。なお、実施形態１を説明した図１の構成と同様の構成には同一の番号を付し、その説明については省略する場合もある。
FIG. 7 is a diagram illustrating an example of a configuration of an optical coherence tomography apparatus (OCT apparatus) 30 according to the third embodiment. The
実施形態３に係わるＯＣＴ装置３０においては、大きく２つの撮像モードが設けられる。具体的には、ボリュームスキャン撮像モード（第１の撮像モード）とＢスキャン撮像モード（第２の撮像モード）とが設けられる。第１の撮像モード時には、ＯＣＴ装置３０は、眼底に対して測定光（スポット光）を２次元方向に走査し、３次元の断層画像を取得する。第２の撮像モード時には、ＯＣＴ装置３０は、眼底に対して測定光を１次方向に走査し、一断層面の断層画像を取得する。
In the
一般的に、第１の撮像モード時には、第２の撮像モード時に比べて、多くの情報（例えば、２次元領域の層の厚さの分布等を示す情報）が取得できるため、撮像に時間がかかる。いずれの撮像モードを設定するかは、診断等の目的によって異なってくる。 Generally, in the first imaging mode, more information (for example, information indicating the thickness distribution of the layer in the two-dimensional region) can be acquired than in the second imaging mode. Take it. Which imaging mode is set depends on the purpose of diagnosis and the like.
ここで、実施形態３に係わるＯＣＴ装置３０は、実施形態１の構成に加えて、光源３１と、第３の光分岐部３３と、光量調整部４１と、コリメータレンズ４２と、反射ミラー４３と、光スイッチ５０とが新たに設けられる。なお、第３の光分岐部３３は、光ファイバー（３２、３４、３９、４４）を介して光源３１、サンプルアーム６１、参照アーム６２、光スイッチ５０とそれぞれ接続されている。また、制御部２３には、第１の撮像モードと第２の撮像モードとのいずれかを設定するモード設定部２３ｅが新たな機能的な構成として設けられる。
Here, in addition to the configuration of the first embodiment, the
光源３１は、第２の光源として機能し、光源１と同様に、（低コヒーレンス光）を発する。光源１及び光源３１を点灯することにより、ファイバー端４ａ、３４ａには、２つの点光源が形成される。参照アーム６２に新たに設けられた構成（光量調整部４１、コリメータレンズ４２、反射ミラー４３）は、第２の参照光学系を構成する。
The
光スイッチ５０は、ボリュームスキャン撮像モード（第１の撮像モード）と、Ｂスキャン撮像モード（第２の撮像モード）とを切り替える切替手段としての機能を果たす。光スイッチ５０の切り替えは、制御部２３からの指示（モード設定指示）に基づいて行なわれる。
The
ここで、光源１及び光源３１から出射された光は、眼底上において別々の領域を照射する。具体的には、光源１及び光源３１から出射された光は、各種の光学部材等を経た後、最終的に、光走査部６及び接眼レンズ７を介して被検眼８の眼底８ｒ上を走査する。このとき、光源１に基づく測定光（第１の測定光）は、図８（ａ）の一点鎖線で示す領域１１１を走査し、光源３１に基づく測定光（第２の測定光）は、図８（ａ）の破線で示す領域１１２を走査する。すなわち、第２の測定光は、被検査物（眼底）に対して第１の測定光による照射領域と異なる領域に照射される。
Here, the light emitted from the light source 1 and the
これら２つの光束の眼底の各層からの反射散乱光（第１の戻り光、第２の戻り光）は、入射時と同様の経路を経て、それぞれ第１の光分岐部３及び第３の光分岐部３３に入射する。ここで、第１の光分岐部３におり光ファイバー１４側に分岐された光（第１の戻り光）は、実施形態１と同様に、参照ミラー１３から反射された光（第１の参照光）と合波される。この合波光（第１の干渉光）は、ファイバー接続部１５の接続端１５ａを介して分光器６３に入射し、第１の検出領域１９ａに結像する。
Reflected and scattered light (first return light and second return light) from the layers of the fundus of these two light fluxes passes through the same path as that at the time of incidence, and the first
一方、第３の光分岐部３３により光ファイバー４４側に分岐された光（第２の戻り光）は、光スイッチ５０に入射する。ここで、第１の撮像モード時には、光スイッチ５０は、光ファイバー４４からの入力が光ファイバ５１に出力されるようにスイッチを切り替えて選択する。この場合、光源３１から出射された光に基づく反射散乱光（第２の戻り光）は、反射ミラー４３から反射された光（第３の参照光）と合波される。これにより、第２の戻り光と第３の参照光とによる合波光（第２の干渉光）が得られる。この合波光は、ファイバー接続部１５の接続端１５ｂを介して分光器６３に入射し、第２の検出領域１９ｂに結像する。これにより、撮像部１９においては、図８（ｂ）に示すように、２つの測定光に対応した２つの干渉信号１２１及び１２２が得られる。
On the other hand, the light (second return light) branched to the
これに対して、第２の撮像モード時には、光スイッチ５０は、光ファイバー２２からの入力が光ファイバ５１に出力されるようにスイッチを切り替えて選択する。この場合、参照ミラー１３からの反射光（第２の参照光）が接続端１５ｂに入力され、実施形態１と同様に、第２の検出領域１９ｂには、参照ミラー１３からの反射光である第２の参照光が結像する。
On the other hand, in the second imaging mode, the
以上説明したように実施形態３によれば、２つの光源を持ち、撮像モードを切り替える。これにより、第１の撮像モード（比較的撮像に時間を要する）時には、２つの光源を用いて眼底上を走査するため、３次元の断層画像の取得に要する時間を短縮できる。また、第２の撮像モード時には、実施形態１同様に、参照光自身に含まれるノイズ成分を除去できる。 As described above, according to the third embodiment, there are two light sources and the imaging mode is switched. As a result, in the first imaging mode (which requires a relatively long time for imaging), the fundus is scanned using two light sources, so that the time required for acquiring a three-dimensional tomographic image can be shortened. Further, in the second imaging mode, the noise component included in the reference light itself can be removed as in the first embodiment.
以上が本発明の代表的な実施形態の一例であるが、本発明は、上記及び図面に示す実施形態に限定することなく、その要旨を変更しない範囲内で適宜変形して実施できるものである。 The above is an example of a typical embodiment of the present invention, but the present invention is not limited to the embodiment described above and shown in the drawings, and can be appropriately modified and implemented without departing from the scope of the present invention. .
（その他の実施形態）
本発明は、以下の処理を実行することによっても実現される。即ち、上述した実施形態の機能を実現するソフトウェア（プログラム）を、ネットワーク又は各種記憶媒体を介してシステム或いは装置に供給し、そのシステム或いは装置のコンピュータ（又はＣＰＵやＭＰＵ等）がプログラムを読み出して実行する処理である。
(Other embodiments)
The present invention is also realized by executing the following processing. That is, software (program) that realizes the functions of the above-described embodiments is supplied to a system or apparatus via a network or various storage media, and a computer (or CPU, MPU, etc.) of the system or apparatus reads the program. It is a process to be executed.
Claims (25)
光源から出射された光を参照光と測定光とに分割する第１の光分割手段と、
前記参照光を第１の参照光と第２の参照光とに分割する第２の光分割手段と、
前記測定光を照射した被検査物からの戻り光と前記第１の参照光とを干渉させた干渉光と前記第２の参照光とが異なる角度で入射される単一の回折格子と、
前記干渉光が前記単一の回折格子を介して入射される第１の検出領域と、前記第２の参照光が前記単一の回折格子を介して入射される第２の検出領域とを有する検出手段と、
前記第２の検出領域で検出された第２の検出信号を用いて前記第１の検出領域で検出された第１の検出信号を補正する補正手段と、を備えることを特徴とする撮像装置。 An imaging apparatus for acquiring a tomographic image of an object to be inspected using optical coherence tomography,
First light splitting means for splitting light emitted from the light source into reference light and measurement light;
Second light splitting means for splitting the reference light into first reference light and second reference light;
A single diffraction grating on which interference light obtained by causing interference between the return light from the object irradiated with the measurement light and the first reference light and the second reference light are incident at different angles;
A first detection region in which the interference light is incident through the single diffraction grating; and a second detection region in which the second reference light is incident through the single diffraction grating. Detection means;
An imaging apparatus comprising: correction means for correcting the first detection signal detected in the first detection area using the second detection signal detected in the second detection area.
前記遮断手段により前記測定光の光路が遮断されている状態において、前記第１の検出領域で検出された前記第１の参照光の検出信号と、前記第２の検出領域で検出された前記第２の参照光の検出信号とに基づいて、前記波長間隔に対する画素間隔の相違を補正するための補正値を算出する補正値算出手段と、を更に備えることを特徴とする請求項２に記載の撮像装置。 Blocking means for blocking the optical path of the measurement light;
In a state where the optical path of the measurement light is blocked by the blocking means, the detection signal of the first reference light detected in the first detection region and the first signal detected in the second detection region. based on the detection signal of the second reference light, according to claim 2, wherein the correction value calculating means, further comprising a for calculating a correction value for correcting the difference of the pixel spacing to the wavelength interval Imaging device.
光源から出射された光を参照光と測定光とに分割する第１の光分割手段と、 First light splitting means for splitting light emitted from the light source into reference light and measurement light;
前記参照光を第１の参照光と第２の参照光とに分割する第２の光分割手段と、 Second light splitting means for splitting the reference light into first reference light and second reference light;
前記測定光を照射した被検査物からの戻り光と前記第１の参照光とを干渉させた干渉光と前記第２の参照光とが同じ角度で入射される単一の回折格子と、 A single diffraction grating in which interference light obtained by causing interference between the return light from the inspection object irradiated with the measurement light and the first reference light and the second reference light are incident at the same angle;
前記干渉光が前記単一の回折格子を介して入射される第１の検出領域と、前記第２の参照光が前記単一の回折格子を介して入射される第２の検出領域とを有する検出手段と、 A first detection region in which the interference light is incident through the single diffraction grating; and a second detection region in which the second reference light is incident through the single diffraction grating. Detection means;
前記第２の検出領域で検出された第２の検出信号を用いて前記第１の検出領域で検出された第１の検出信号を補正する補正手段と、を備えることを特徴とする撮像装置。 An imaging apparatus comprising: correction means for correcting the first detection signal detected in the first detection area using the second detection signal detected in the second detection area.
前記補正手段は、前記第２の検出信号を前記第１の検出領域で検出された前記第１の検出信号から減算することにより前記第１の検出信号を補正し、前記第１の参照光に対応するノイズ成分を低減することを特徴とする請求項１乃至５のいずれか１項に記載の撮像装置。 Each of the first and second detection signals indicates an intensity distribution for each frequency component;
The correction means corrects the first detection signal by subtracting the second detection signal from the first detection signal detected in the first detection region, and converts the first detection signal into the first reference light. 6. The imaging apparatus according to claim 1, wherein a corresponding noise component is reduced.
前記遮断手段により前記測定光の光路が遮断されている状態において、前記第１の検出領域で検出された前記第１の参照光の検出信号と、前記第２の検出領域で検出された前記第２の参照光の検出信号とに基づいて前記光量調整手段のための調整値を算出する調整値算出手段と、を更に備えることを特徴とする請求項８または９に記載の撮像装置。 Blocking means for blocking the optical path of the measurement light;
In a state where the optical path of the measurement light is blocked by the blocking means, the detection signal of the first reference light detected in the first detection region and the first signal detected in the second detection region. the imaging apparatus according to claim 8 or 9, an adjustment value calculating means for calculating, further comprising a an adjustment value for said light amount adjusting means based on a detection signal of the second reference light.
第１の撮像モードと第２の撮像モードとのいずれかを設定する設定手段と、
前記第１の撮像モードが設定されている場合には前記第２の測定光により得られる第２の戻り光と前記第３の参照光とを干渉させた第２の干渉光が前記第２の検出領域に入射し、前記第２の撮像モードが設定されている場合には前記第２の参照光が前記第２の検出領域に入射するように光路を切り換える切替手段とを更に備えることを特徴とする請求項１乃至１０のいずれか１項に記載の撮像装置。 Third light splitting means for splitting light different from the light irradiated on the first light splitting means into second measurement light and third reference light;
Setting means for setting either the first imaging mode or the second imaging mode;
When the first imaging mode is set, the second interference light obtained by causing the second return light obtained by the second measurement light to interfere with the third reference light is the second interference light. And a switching means for switching an optical path so that the second reference light is incident on the second detection area when the second imaging mode is set when entering the detection area. The imaging device according to any one of claims 1 to 10.
複数の光のうちの１つの光を参照光と第１の測定光とに分割する第１の光分割手段と、
前記参照光を第１の参照光と第２の参照光とに分割する第２の光分割手段と、
第１の検出領域において前記第１の測定光の戻り光と前記第１の参照光とを干渉させた第１の干渉光を検出する検出手段と、
前記複数の光のうちの前記１つの光とは異なる光を第２の測定光と第３の参照光とに分割する第３の光分割手段と、
第１の撮像モードと第２の撮像モードとのいずれかを設定する設定手段と、
前記検出手段の第２の検出領域において、前記第１の撮像モードが設定されている場合には前記第２の測定光により得られる第２の戻り光と前記第３の参照光とを干渉させた第２の干渉光が検出され、前記第２の撮像モードが設定されている場合には前記第２の参照光が検出されるように光路を切り換える切替手段と、を備えることを特徴とする撮像装置。 An imaging apparatus for acquiring a tomographic image of an object to be inspected using optical coherence tomography,
First light splitting means for splitting one of the plurality of lights into reference light and first measurement light;
Second light splitting means for splitting the reference light into first reference light and second reference light;
Detecting means for detecting first interference light obtained by causing the return light of the first measurement light and the first reference light to interfere with each other in a first detection region ;
Third light splitting means for splitting light different from the one light among the plurality of lights into second measurement light and third reference light;
Setting means for setting either the first imaging mode or the second imaging mode;
In the second detection region of the detection means, when the first imaging mode is set, the second return light obtained by the second measurement light and the third reference light are caused to interfere with each other. Switching means for switching an optical path so that the second reference light is detected when the second interference light is detected and the second imaging mode is set. Imaging device.
光源から出射された光を参照光と測定光とに分割し、
前記参照光を第１の参照光と第２の参照光とに分割し、
前記測定光を照射した被検査物からの戻り光と前記第１の参照光とを干渉させた干渉光と前記第２の参照光とを異なる角度で単一の回折格子へ入射し、
前記干渉光を前記単一の回折格子を介して検出手段の第１の検出領域に入射し、前記第２の参照光を前記単一の回折格子を介して前記検出手段の前記第１の検出領域とは異なる第２の検出領域へ入射し、
前記第２の検出領域で検出された第２の検出信号を用いて前記第１の検出領域で検出された第１の検出信号を補正することを特徴とする撮像方法。 An imaging method for an imaging apparatus that acquires a tomographic image of an object to be inspected using optical coherence tomography,
Split the light emitted from the light source into reference light and measurement light,
Dividing the reference light into a first reference light and a second reference light;
The interference light obtained by causing the return light from the inspection object irradiated with the measurement light and the first reference light to interfere with each other and the second reference light are incident on a single diffraction grating at different angles,
The interference light is incident on the first detection region of the detection means via the single diffraction grating, and the second detection light is incident on the first detection area of the detection means via the single diffraction grating. Incident on a second detection region different from the region,
An imaging method comprising correcting a first detection signal detected in the first detection area using a second detection signal detected in the second detection area.
光源から出射された光を参照光と測定光とに分割し、 Split the light emitted from the light source into reference light and measurement light,
前記参照光を第１の参照光と第２の参照光とに分割し、 Dividing the reference light into a first reference light and a second reference light;
前記測定光を照射した被検査物からの戻り光と前記第１の参照光とを干渉させた干渉光と前記第２の参照光とを同じ角度で単一の回折格子へ入射し、 The interference light obtained by causing the return light from the object irradiated with the measurement light to interfere with the first reference light and the second reference light are incident on a single diffraction grating at the same angle,
前記干渉光を前記単一の回折格子を介して検出手段の第１の検出領域に入射し、前記第２の参照光を前記単一の回折格子を介して前記検出手段の前記第１の検出領域とは異なる第２の検出領域へ入射し、 The interference light is incident on the first detection region of the detection means via the single diffraction grating, and the second detection light is incident on the first detection area of the detection means via the single diffraction grating. Incident on a second detection region different from the region,
前記第２の検出領域で検出された第２の検出信号を用いて前記第１の検出領域で検出された第１の検出信号を補正することを特徴とする撮像方法。 An imaging method comprising correcting a first detection signal detected in the first detection area using a second detection signal detected in the second detection area.
前記第１の検出信号の補正では、前記第２の検出信号を前記第１の検出領域で検出された前記第１の検出信号から減算することにより、前記第１の参照光に対応するノイズ成分を低減することを特徴とする請求項１５乃至１７のいずれか１項に記載の撮像方法。 Each of the first and second detection signals indicates an intensity distribution for each frequency component;
In the correction of the first detection signal, a noise component corresponding to the first reference light is obtained by subtracting the second detection signal from the first detection signal detected in the first detection region. imaging method according to any one of claims 15 to 17, characterized in that to reduce.
第１の撮像モードが設定されている場合は、前記第２の測定光により得られる第２の戻り光と前記第３の参照光とを干渉させた第２の干渉光が前記第２の検出領域に入射し、第２の撮像モードが設定されている場合は、前記第２の参照光が前記第２の検出領域に入射する用に光路を切り替えることを特徴とする請求項１５乃至２０のいずれか１項に記載の撮像方法。 Splitting light different from the light split into the reference light and the measurement light into a second measurement light and a third reference light;
When the first imaging mode is set, the second interference light obtained by causing the second return light obtained by the second measurement light to interfere with the third reference light is the second detection light. incident on the area, when the second imaging mode is set, according to claim 15 or 20 wherein the second reference light and switches the optical path to use incident on the second detection area The imaging method according to any one of the above items.
複数の光のうちの１つの光を参照光と第１の測定光とに分割し、
前記参照光を第１の参照光と第２の参照光とに分割し、
検出手段の第１の検出領域において前記第１の測定光の戻り光と前記第１の参照光とを干渉させた第１の干渉光を検出し、
前記複数の光のうちの前記１つの光とは異なる光を第２の測定光と第３の参照光とに分割し、
第１の撮像モードと第２の撮像モードとのいずれかを設定し、
前記検出手段の第２の検出領域において、前記第１の撮像モードが設定されている場合には前記第２の測定光により得られる第２の戻り光と前記第３の参照光とを干渉させた第２の干渉光が検出され、前記第２の撮像モードが設定されている場合には前記第２の参照光が検出されるように光路を切り換えることを特徴とする撮像方法。 An imaging method for acquiring a tomographic image of an inspection object using optical coherence tomography,
Dividing one of the plurality of lights into a reference light and a first measurement light;
Dividing the reference light into a first reference light and a second reference light;
Detecting first interference light obtained by causing the return light of the first measurement light and the first reference light to interfere with each other in the first detection region of the detection means ;
Splitting the light different from the one of the plurality of lights into a second measurement light and a third reference light;
Set either the first imaging mode or the second imaging mode,
In the second detection region of the detection means, when the first imaging mode is set, the second return light obtained by the second measurement light and the third reference light are caused to interfere with each other. When the second interference light is detected and the second imaging mode is set, the imaging method is characterized in that the optical path is switched so that the second reference light is detected.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2010112666A JP5637730B2 (en) | 2010-05-14 | 2010-05-14 | Imaging apparatus and imaging method thereof |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2010112666A JP5637730B2 (en) | 2010-05-14 | 2010-05-14 | Imaging apparatus and imaging method thereof |
Publications (3)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2011242177A JP2011242177A (en) | 2011-12-01 |
| JP2011242177A5 JP2011242177A5 (en) | 2013-06-27 |
| JP5637730B2 true JP5637730B2 (en) | 2014-12-10 |
Family
ID=45409001
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2010112666A Expired - Fee Related JP5637730B2 (en) | 2010-05-14 | 2010-05-14 | Imaging apparatus and imaging method thereof |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP5637730B2 (en) |
Families Citing this family (10)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN103578081B (en) * | 2012-08-08 | 2018-12-28 | 北京三星通信技术研究有限公司 | For improving the image processing method and system of picture quality |
| JP6039314B2 (en) * | 2012-08-30 | 2016-12-07 | キヤノン株式会社 | Imaging apparatus and imaging method |
| JP2015129730A (en) * | 2014-01-09 | 2015-07-16 | 住友電気工業株式会社 | Optical measurement method |
| JP2016075585A (en) | 2014-10-07 | 2016-05-12 | キヤノン株式会社 | Imaging device, noise reduction method of tomographic image, and program |
| JP2017173305A (en) * | 2016-02-10 | 2017-09-28 | 株式会社トーメーコーポレーション | Wavelength coding multi-beam light coherence tomography |
| JP2020518795A (en) * | 2017-05-02 | 2020-06-25 | ノバルティス アーゲー | Reconfigurable optical coherence tomography (OCT) system |
| CN110730903B (en) * | 2017-06-08 | 2023-02-28 | 优志旺电机株式会社 | Spectrum measuring method, spectrum measuring apparatus, and broadband pulse light source unit |
| WO2020129200A1 (en) * | 2018-12-20 | 2020-06-25 | 日本電気株式会社 | Optical coherence tomography device |
| CN111493831B (en) * | 2020-04-24 | 2023-01-06 | 天津恒宇医疗科技有限公司 | Adaptive calibration system based on OCT light interference and working method |
| KR102420177B1 (en) * | 2021-12-24 | 2022-07-13 | 재단법인 구미전자정보기술원 | Apparatus for obtaining suface shape information using multiple light sources |
Family Cites Families (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP4494127B2 (en) * | 2004-08-18 | 2010-06-30 | 富士フイルム株式会社 | Tomographic image observation device, endoscope device, and probe used for them |
| JP2006122649A (en) * | 2004-09-30 | 2006-05-18 | Nidek Co Ltd | Method for measurement of object and ophthalmic apparatus using the method |
| US7742173B2 (en) * | 2006-04-05 | 2010-06-22 | The General Hospital Corporation | Methods, arrangements and systems for polarization-sensitive optical frequency domain imaging of a sample |
| JP5306075B2 (en) * | 2008-07-07 | 2013-10-02 | キヤノン株式会社 | Imaging apparatus and imaging method using optical coherence tomography |
-
2010
- 2010-05-14 JP JP2010112666A patent/JP5637730B2/en not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP2011242177A (en) | 2011-12-01 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP5637730B2 (en) | Imaging apparatus and imaging method thereof | |
| JP5645445B2 (en) | Imaging apparatus and imaging method | |
| US9820645B2 (en) | Ophthalmologic apparatus | |
| JP5448353B2 (en) | Image forming method using optical coherence tomography and optical coherence tomography apparatus | |
| JP6125981B2 (en) | Sample clock generator for optical tomographic imaging apparatus, and optical tomographic imaging apparatus | |
| CA2826737C (en) | Apparatus and method for optical coherence tomography | |
| JP2018063193A (en) | OCT device | |
| KR102044198B1 (en) | Imaging device | |
| JP2016075585A (en) | Imaging device, noise reduction method of tomographic image, and program | |
| JP2011212432A (en) | Ophthalmologic photographing apparatus | |
| JP5772284B2 (en) | Optical coherence tomography system | |
| JPWO2020017017A1 (en) | Optical measuring device and sample observation method | |
| US10646114B2 (en) | Ophthalmic imaging apparatus and method of controlling the same | |
| JP2008151734A (en) | Method, device, program, and system for optical tomography | |
| JP2007101266A (en) | Optical tomographic imaging device | |
| JP5784100B2 (en) | Image forming apparatus and image forming method | |
| EP2112499A1 (en) | Method and apparatus for optical coherence tornography | |
| JP2022154236A (en) | Oct apparatus | |
| JP7119286B2 (en) | OCT device | |
| JP6988133B2 (en) | OCT device | |
| JP6790879B2 (en) | OCT device | |
| EP3939492B1 (en) | Binocular optical coherence tomography imaging system | |
| JP6497921B2 (en) | Sample clock generator for optical tomographic imaging apparatus, and optical tomographic imaging apparatus | |
| JP2016073507A (en) | Tomographic apparatus and control method |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A521 | Request for written amendment filed |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20130510 |
|
| A621 | Written request for application examination |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621 Effective date: 20130510 |
|
| A977 | Report on retrieval |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007 Effective date: 20131224 |
|
| A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20140519 |
|
| A521 | Request for written amendment filed |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20140717 |
|
| TRDD | Decision of grant or rejection written | ||
| A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 Effective date: 20140922 |
|
| A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20141021 |
|
| R151 | Written notification of patent or utility model registration |
Ref document number: 5637730 Country of ref document: JP Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R151 |
|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |