JPH04319345A - Photo-tomographic imaging system - Google Patents
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Abstract
Description
【0001】0001
【産業上の利用分野】本発明は、光による生体内部の透
視、光による生体内部の断層撮影など、光を用いて被検
体内部の情報を可視化するのに適した光断層イメージン
グ装置に関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to an optical tomographic imaging apparatus suitable for visualizing information inside a subject using light, such as fluoroscopy of the inside of a living body using light and tomography of the inside of a living body using light.
【0002】0002
【従来の技術】近赤外領域の光は生体組織に対して、高
い透過性、ヘモグロビンやミオグロビンなど酸素指示物
質への吸光性とその酸素結合状態に対応する吸光スペク
トルの変化などの特徴をもっている。このような特徴を
利用して、生体内部の機能情報を画像化しようとする試
みがある。たとえば、「光を使った生体計測」,O
plus E,1987年5月〜1988年3月に示
されるように、心臓など内部組織の酸素代謝を無侵襲計
測する研究や「近赤外光による体内血管の可視化に関す
る基礎的検討」,電子情報通信学会技術研究報告,MB
E89−67,1989に示されるように、血管を画像
化しようとする研究などが報告されている。[Prior Art] Light in the near-infrared region has characteristics such as high permeability to living tissues, absorbance for oxygen indicator substances such as hemoglobin and myoglobin, and changes in the absorption spectrum corresponding to the oxygen binding state. . There have been attempts to utilize such characteristics to image functional information inside a living body. For example, "biological measurement using light",
plus E, May 1987 to March 1988, research on non-invasive measurement of oxygen metabolism in internal tissues such as the heart, ``Basic study on visualization of internal blood vessels using near-infrared light'', electronic information Communication Society Technical Research Report, MB
As shown in E89-67, 1989, studies attempting to image blood vessels have been reported.
【0003】また、特開昭60−72542号公報では
X線CTと同様な原理で生体の断層表示を試みる方法が
記載されている。これは透過性の高い近赤外光を生体な
ど被検体に照射し、前記被検体を透過した光を光軸の延
長上にアレー状に配置された検出器で検出し、その透過
光分布をあらゆる角度方向から求め、コンピュータによ
って断層像を再構成する装置である。Furthermore, Japanese Patent Laid-Open No. 60-72542 describes a method for attempting to display tomographic images of a living body using the same principle as X-ray CT. In this method, highly transparent near-infrared light is irradiated onto a subject such as a living body, and the light transmitted through the subject is detected by detectors arranged in an array on the extension of the optical axis, and the distribution of the transmitted light is measured. This is a device that uses a computer to reconstruct tomographic images from all angles.
【0004】0004
【発明が解決しようとする課題】ところで、生体組織の
光の屈折率は空気中(n=1.0)に比べ、約n=1.
4前後と大きな値を示している。生体組織のような被検
体にビーム光を照射した場合、空気との屈折率の差によ
って被検体表面で、屈折や反射がおこりやすく、被検体
を透過するビーム光の光軸を曲げてしまうことがあった
。このため、照射光軸の延長上に配置された検出器に光
が入射しないことや、実際に透過した光強度より小さく
なってしまうことがあった。しかも、このような屈折の
影響を受けた透過光強度を基に断層像を再構築した場合
、被検体と空気の境界面で大きな偽像が発生し、画像の
劣化が著しかった。また、生体組織は光にとって強い散
乱体であることが知られている。このため、微小な径の
ビーム光を照射した場合でも、透過してきた光は、生体
組織による散乱によって空間的に大きく広がってしまう
。[Problems to be Solved by the Invention] Incidentally, the refractive index of light in living tissue is approximately n=1.0 compared to that in air (n=1.0).
It shows a large value of around 4. When a beam of light is irradiated onto an object to be examined, such as biological tissue, refraction and reflection tend to occur on the object's surface due to the difference in refractive index with air, which bends the optical axis of the beam of light that passes through the object. was there. For this reason, the light may not be incident on the detector disposed on the extension of the irradiation optical axis, or the intensity of the light may be lower than that actually transmitted. Moreover, when a tomographic image is reconstructed based on the intensity of transmitted light affected by such refraction, a large false image occurs at the interface between the object and the air, resulting in significant image deterioration. Furthermore, biological tissue is known to be a strong scatterer of light. Therefore, even when a beam of light with a minute diameter is irradiated, the transmitted light will spatially spread widely due to scattering by the living tissue.
【0005】本発明は、前記事情に鑑みてなされたもの
であり、被検体が生体組織のように空気に対し屈折率の
差の大きく、あるいは強い散乱体であっても、透過して
きたビーム光を効率よく検出し、偽像の少ない良好な断
層像を容易に得られる光断層イメージング装置を提供す
ることを目的とする。The present invention has been made in view of the above-mentioned circumstances, and even if the object to be examined has a large difference in refractive index from air, such as biological tissue, or is a strong scatterer, the transmitted beam light can be It is an object of the present invention to provide an optical tomographic imaging apparatus that can efficiently detect images and easily obtain good tomographic images with few artifacts.
【0006】[0006]
【課題を解決するための手段】(1)請求項1記載の光
断層イメージング装置は、ビーム光を出射する光源と、
前記光源が出射したビーム光を被検体に対して走査する
光走査手段と、前記光走査手段が走査したビーム光を入
射する位置にアレー状に配設されて、前記被検体を透過
してきた光を検出する複数の光検出手段と、前記複数の
光検出手段により検出された光の強度分布を演算し、前
記光走査手段が走査したビーム光の照射角度に対応した
透過光の強度を求めて、該透過光の強度から、被検体の
断層画像を得るための画像処理を行う画像処理手段とを
備えている。Means for Solving the Problems (1) An optical tomographic imaging apparatus according to claim 1 includes a light source that emits a beam of light;
a light scanning means for scanning the subject with the beam light emitted by the light source; and a light scanning means arranged in an array at a position where the light beam scanned by the light scanning means is incident, and light transmitted through the subject. a plurality of light detection means for detecting the light, and calculating the intensity distribution of the light detected by the plurality of light detection means, and determining the intensity of the transmitted light corresponding to the irradiation angle of the beam light scanned by the light scanning means. , and image processing means for performing image processing to obtain a tomographic image of the subject from the intensity of the transmitted light.
【0007】(2)請求項2記載の光断層イメージング
装置は、前記画像処理手段により記走査手段が走査した
ビーム光の照射角度と、前記複数の光検出器が検出した
透過光の受光位置とを演算処理して、前記走査手段が走
査したビーム光の照射角度の補正を行うと共に、補正さ
れた前記ビーム光の照射角度に対応した透過光の強度か
ら断層画像を得るための画像処理を行う。(2) In the optical tomographic imaging apparatus according to claim 2, the image processing means determines the irradiation angle of the beam light scanned by the scanning means and the receiving position of the transmitted light detected by the plurality of photodetectors. to correct the irradiation angle of the beam light scanned by the scanning means, and perform image processing to obtain a tomographic image from the intensity of transmitted light corresponding to the corrected irradiation angle of the beam light. .
【0008】[0008]
【作用】(1)請求項1記載の構成で、複数の光検出手
段は、光走査手段が走査した光源からのビーム光が被検
体を透過した透過光を検出し、画像処理手段は、前記複
数の光検出手段により検出された光の強度分布を演算し
、光走査手段が走査したビーム光の照射角度に対応した
透過光の強度を求めて、該透過光の強度から、被検体の
断層画像を得るための画像処理を行う。[Function] (1) In the structure according to claim 1, the plurality of light detection means detects the transmitted light transmitted through the subject by the beam light from the light source scanned by the light scanning means, and the image processing means detects the transmitted light transmitted through the object. The intensity distribution of the light detected by the plurality of light detection means is calculated, and the intensity of the transmitted light corresponding to the irradiation angle of the beam light scanned by the light scanning means is determined. Perform image processing to obtain the image.
【0009】(2)請求項2記載の構成で、画像処理手
段は、光走査手段が走査したビーム光の照射角度と、前
記複数の光検出器が検出した透過光の受光位置とを演算
処理して、前記光走査手段が走査したビーム光の照射角
度の補正を行い、補正された前記ビーム光の照射角度に
対応した透過光の強度から断層画像を得るための画像処
理を行う。(2) In the structure according to claim 2, the image processing means performs calculation processing on the irradiation angle of the beam light scanned by the light scanning means and the light receiving position of the transmitted light detected by the plurality of photodetectors. Then, the irradiation angle of the beam light scanned by the optical scanning means is corrected, and image processing is performed to obtain a tomographic image from the intensity of transmitted light corresponding to the corrected irradiation angle of the beam light.
【0010】0010
【実施例】以下、図を参照して本発明の実施例について
説明する。図1ないし図3は、本発明の一実施例に係り
、図1は光断層イメージング装置の全体的な構成図、図
2は検出器群で検出された光強度の分布例を示す特性図
、図3はビーム光の照射角度を補正するための説明図で
ある。図1に示す光断層イメージング装置1は、図中点
線で示すビーム光を発生する光源2と、前記ビーム光を
照射範囲θで走査させる光走査装置3と、前記走査装置
3によりビーム光が被検体4に照射され、屈折や散乱の
影響を受け被検体4間を透過した光を検出するアレー状
に配列された複数の検出器D1〜Dnとからなる検出器
群5と、前記検出器D1〜Dnが出力する信号をそれぞ
れ増幅するアンプA1〜Anとからなるアンプ群6と、
前記アンプ群6が増幅した前記検出器D1〜Dnが検出
した透過光に相当する信号を処理解析し、屈折や散乱の
影響を受けた透過光であっても光ビームが直進した場合
の光軸上を通過した光(以下、光軸透過光と記す)を求
める処理装置7と、前記光源2の出力と光走査装置3の
照射角度を制御する制御装置9と、前記光軸透過光と前
記照射角とから断層像を再構築する画像処理装置8と、
前記断層像を表示する表示装置10とから構成される。Embodiments Hereinafter, embodiments of the present invention will be described with reference to the drawings. 1 to 3 relate to an embodiment of the present invention, in which FIG. 1 is an overall configuration diagram of an optical tomographic imaging apparatus, FIG. 2 is a characteristic diagram showing an example of the distribution of light intensity detected by a group of detectors, FIG. 3 is an explanatory diagram for correcting the irradiation angle of the beam light. The optical tomographic imaging apparatus 1 shown in FIG. 1 includes a light source 2 that generates a beam of light indicated by a dotted line in the figure, an optical scanning device 3 that scans the beam of light in an irradiation range θ, and a beam of light that is covered by the scanning device 3. A detector group 5 includes a plurality of detectors D1 to Dn arranged in an array for detecting light irradiated onto the specimen 4 and transmitted between the specimens 4 under the influence of refraction and scattering; and the detector D1. -Amplifier group 6 consisting of amplifiers A1 to An that amplify the signals outputted by Dn, respectively;
The amplifier group 6 amplifies the signals corresponding to the transmitted light detected by the detectors D1 to Dn, and processes and analyzes the signals corresponding to the transmitted light detected by the detectors D1 to Dn to determine the optical axis when the light beam travels straight even if the transmitted light is affected by refraction or scattering. a processing device 7 that obtains the light that has passed through the top (hereinafter referred to as optical axis transmitted light); a control device 9 that controls the output of the light source 2 and the irradiation angle of the optical scanning device 3; an image processing device 8 that reconstructs a tomographic image from the irradiation angle;
and a display device 10 that displays the tomographic image.
【0011】図1ないし図3を参照して本発明の動作を
説明する。まず、光源2は、ビーム光を出射し、光走査
装置4は、このビーム光を被検体5に向け走査を行いな
がら照射する。前記被検体4が、例えば生体組織のよう
に空気に比べ屈折率が大きくて光を散乱する場合、被検
体4に照射されたビーム光は屈折し、さらに空間的に広
がって透過する。そして、検出器群5は、屈折および散
乱した光を検出する。その様子を図2を用いて説明する
。The operation of the present invention will be explained with reference to FIGS. 1 to 3. First, the light source 2 emits a beam of light, and the optical scanning device 4 irradiates the subject 5 with the beam while scanning it. When the subject 4 has a larger refractive index than air and scatters light, such as biological tissue, the beam of light irradiated to the subject 4 is refracted, further spatially spread, and transmitted. The detector group 5 then detects the refracted and scattered light. The situation will be explained using FIG. 2.
【0012】図2はビーム光が照射角θxで照射したと
き、検出器群5で測定された光強度分布を示す。図中、
横軸は検出器D1〜Dnの位置を表し、縦軸は規格化さ
れた光強度を示す。光の屈折や散乱が無い場合、ビーム
光は、直進するため図中点線12に示すように、照射角
θxの延長状に配置された検出器Dxのみが最大となる
分布を示す。しかし、光の屈折や散乱のある生体組織で
は、図中実線13のように照射角θxの延長上からずれ
た位置の検出器Dx+aで最大となり、しかも空間的に
広がった分布となり、近接する検出器でも光を検出する
。 そこで、この図2の実践13のような分布から光
軸透過光を処理装置7により求める。この光軸透過光を
求める方法としては、図2の光強度分布すなわち検出器
群5のうち最大となる検出器の出力を光軸透過光とする
方法、検出器群5で得られた離散分布から、最小自乗近
似により4次関数やガウス分布で近似し、この分布のピ
ークを求めることから光軸透過光を求める方法などがあ
る。画像処理装置8は、このようにして求めた透過光と
、走査装置3が出力する照射角とを一対のデータとする
。同様に照射角を変えて光軸透過光間を測定する。さら
に、X線CTと同じように、被検体4の周囲に配設され
た光源2、光走査装置3、及び検出器群5を回転させ、
あらゆる角度の透過光を求め、画像処理装置8により断
層像を再構成する。FIG. 2 shows the light intensity distribution measured by the detector group 5 when a beam of light is irradiated at an irradiation angle θx. In the figure,
The horizontal axis represents the positions of the detectors D1 to Dn, and the vertical axis represents the normalized light intensity. When there is no refraction or scattering of light, the beam of light travels straight, so as shown by the dotted line 12 in the figure, it exhibits a distribution where only the detector Dx disposed in an extension of the irradiation angle θx has a maximum distribution. However, in living tissues where light is refracted or scattered, the maximum occurs at the detector Dx+a located off the extension of the illumination angle θx, as shown by the solid line 13 in the figure, and the distribution is spatially spread, resulting in detection of Light can also be detected by instruments. Therefore, the optical axis transmitted light is determined by the processing device 7 from the distribution as shown in practice 13 in FIG. Methods for obtaining this optical axis transmitted light include a method in which the light intensity distribution shown in FIG. Therefore, there is a method of approximating a quartic function or Gaussian distribution by least squares approximation, and finding the peak of this distribution to find the optical axis transmitted light. The image processing device 8 uses the transmitted light thus obtained and the irradiation angle outputted by the scanning device 3 as a pair of data. Similarly, change the irradiation angle and measure the distance between the optical axis transmitted lights. Furthermore, like X-ray CT, the light source 2, optical scanning device 3, and detector group 5 arranged around the subject 4 are rotated,
Transmitted light from all angles is determined, and a tomographic image is reconstructed by the image processing device 8.
【0013】本実施例では、被検体4が生体組織のよう
に空気に対して屈折率が大きく、かつ強い散乱体であっ
ても、透過してきたビーム光に対して、本来の光軸上の
透過光として検出できる。従って偽像の少ない良好な断
層像を得ることができる。In this embodiment, even if the object 4 is a biological tissue that has a large refractive index with respect to air and is a strong scatterer, the beam light that has passed therethrough will be affected by the light on the original optical axis. Can be detected as transmitted light. Therefore, a good tomographic image with less artifacts can be obtained.
【0014】また、図3を参照し、前記照射角をさらに
適正に補正するための動作について説明する。前述装置
では図3に示すように、光軸透過光14に対応する照射
角を光走査装置3に設定した値θxを用いていたが、実
際には、屈折の影響によって光軸が前記照射角θxとは
一致しない。そこで、透過光を検出した検出器Dx+a
に対応する照射角θx+aと前記θxの平均とした角度
θ=(θx+θx+a)/2を新たな照射角とすること
で実際の光軸に近づけることができる。このような補正
を例えば、画像処理装置8によって行えば、単純に最大
誤差を半減することができ、特に被検体4の中心部の画
質を向上させることができる。また、補正方法としては
、前記平均を求める方法等あらゆる角度で均一に補正を
行う以外に、それぞれの角度に重みづけをした演算を行
っても良い。Further, with reference to FIG. 3, an operation for further appropriately correcting the irradiation angle will be explained. As shown in FIG. 3, in the above-mentioned device, a value θx is used, which is set in the optical scanning device 3 as the irradiation angle corresponding to the optical axis transmitted light 14, but in reality, the optical axis is set at the irradiation angle due to the influence of refraction. It does not match θx. Therefore, the detector Dx+a that detected the transmitted light
By setting a new irradiation angle to an angle θ=(θx+θx+a)/2 which is the average of the irradiation angle θx+a corresponding to θx+a and the above-mentioned θx, it is possible to approximate the actual optical axis. If such correction is performed, for example, by the image processing device 8, the maximum error can be simply halved, and the image quality of the central part of the subject 4 can be particularly improved. Further, as a correction method, in addition to uniformly correcting at all angles such as the method of calculating the average, calculations may be performed in which each angle is weighted.
【0015】さて、光を用いて生体内部を観測する場合
、生体組織の強い光散乱により、分解能やコントラスト
が急激に低下する。このため、光を使って生体内部間を
高い分解能で画像化するためには、光散乱を取り除く必
要性がある。この光散乱を取り除く方法(散乱成分抑制
法)としては、先に本出願人より出願した方法、特願平
2−81552号に記載されている方法がある。[0015] When observing the inside of a living body using light, the resolution and contrast rapidly decrease due to the strong light scattering of the living tissue. Therefore, in order to image the inside of a living body with high resolution using light, it is necessary to eliminate light scattering. As a method for removing this light scattering (a method for suppressing scattered components), there is a method previously filed by the present applicant, and a method described in Japanese Patent Application No. 2-81552.
【0016】これは図4に示すような構成をしており、
散乱光成分を抑制し、分解能の高い画像を提供するため
のものである。この散乱成分抑制装置15はビーム光を
照射する光源16と、試料17を挾み前記光源16に対
向する光検出器(1)18及び光検出器(2)19と備
えている。前記光検出器(1)18の受光側には、前記
光源16によるビーム光の光軸上に対し、正しく光軸が
一致するように設定されたコリメータ(1)20が接続
されており、このコリメータ(1)20によって、光検
出器(1)18では、前記ビーム光のうち、試料17を
透過してきた直進光成分と散乱された散乱光成分との和
が検出される。一方、前記検出器(2)19には前記ビ
ーム光と一定の角度θ1をもって配置されたコリメータ
(2)21が接続されており、この光検出器(2)19
は、試料17を透過してきたビーム光のうち、試料17
により散乱された散乱光成分のみが検出される。さらに
、前記光検出器(1)み18と光検出器(2)19とに
は、それぞれ差動増幅器(1)22の非反転、反転入力
端へ接続されており、この差動増幅器(1)22によっ
て光検出器(1)18の出力から、光検出器(2)19
の出力を角度θ1の重み付けを行った後、差し引くこと
で散乱光成分を打ち消し、直進光成分を抽出することが
できるようになっている。[0016] This has a configuration as shown in FIG.
This is to suppress scattered light components and provide images with high resolution. This scattered component suppression device 15 includes a light source 16 that irradiates a beam of light, and a photodetector (1) 18 and a photodetector (2) 19 that sandwich a sample 17 and face the light source 16. A collimator (1) 20 is connected to the light receiving side of the photodetector (1) 18, and the collimator (1) 20 is set so that the optical axis is correctly aligned with the optical axis of the light beam from the light source 16. The collimator (1) 20 causes the photodetector (1) 18 to detect the sum of the straight light component that has passed through the sample 17 and the scattered light component of the beam light. On the other hand, a collimator (2) 21 arranged at a constant angle θ1 with respect to the beam light is connected to the detector (2) 19.
is the sample 17 out of the beam light that has passed through the sample 17.
Only the scattered light components scattered by are detected. Further, the photodetector (1) 18 and the photodetector (2) 19 are connected to non-inverting and inverting input terminals of a differential amplifier (1) 22, respectively. ) 22 from the output of photodetector (1) 18 to photodetector (2) 19
By weighting the output by angle θ1 and subtracting it, the scattered light component can be canceled and the straight light component can be extracted.
【0017】図5は、図4の装置と異なる散乱成分抑制
装置の例を示す。本実施例では、前記の図4の散乱成分
抑制装置15に示した構成において、コリメータ及び光
検出からなる散乱光成分のみを検出する手段(散乱光検
出手段)を複数設けて構成している。図5の実施例によ
れば、空間分解能をさらに向上することができる。FIG. 5 shows an example of a scattered component suppression device different from the device shown in FIG. In this embodiment, in the configuration shown in the scattered component suppressing device 15 of FIG. 4, a plurality of means (scattered light detection means) for detecting only the scattered light component consisting of a collimator and a light detector are provided. According to the embodiment of FIG. 5, the spatial resolution can be further improved.
【0018】図5に示す散乱成分抑制装置15Aは、前
記第4図の構成に加え、散乱光検出手段として前記光源
16により発生したビーム光の光軸に対し、一定の角度
θ2をもって配置されたコリメータ(3)21aと光検
出器(3)19aと、前記光検出器(3)19aにより
検出された光出力、及び前記コリメータ(1)20を介
して光検出器(1)18により検出された光出力の差を
求める差動増幅器(2)22aと、前記差動増幅器(1
)22の出力、及び前記差動増幅器(2)22aの出力
を加算する加算器23とによって構成されている。In addition to the configuration shown in FIG. 4, the scattered component suppressing device 15A shown in FIG. Collimator (3) 21a and photodetector (3) 19a, the light output detected by the photodetector (3) 19a, and the light output detected by the photodetector (1) 18 via the collimator (1) 20. a differential amplifier (2) 22a for calculating the difference in optical output;
) 22 and an adder 23 that adds the outputs of the differential amplifier (2) 22a.
【0019】この構成で、光源16が出射したビーム光
は、試料17に照射され、そして前記試料17を透過し
た光は、コリメータ(1)20〜(3)21aそれぞれ
を介して光検出器(1)18〜(3)19aによってそ
れぞれ検出される。コリメータ(1)20、コリメータ
(2)21による作用は、前記と同様である。そして、
コリメータ(3)21a及び光検出器(3)19aでは
、散乱光成分のみを検出し、この光出力を角度θ2の重
み付けを行ったのち、差動増幅器(2)22aによって
、前記コリメータ(1)20を介して、光検出器(1)
21で検出した光出力から差動増幅器(2)22によっ
て差分する。これによって、散乱光成分を打ち消し、直
進成分を抽出することができる。さらに、前記差動増幅
器(1)22と、差動増幅器(2)22aとで検出した
角直進光成分を加算器23で足し合わせれば、散乱光成
分が互いに打ち消し合って、S/Nの良い直進光が検出
できる。従って、散乱光抑制装置15Aは、図4の装置
15よりもさらに空間分解能を向上させることができる
。尚、前記散乱光成分検出手段は、さらに複数個設けて
も良い。With this configuration, the beam light emitted by the light source 16 is irradiated onto the sample 17, and the light transmitted through the sample 17 is transmitted to the photodetector (1) 20 to (3) 21a, respectively. 1) 18 to (3) 19a, respectively. The effects of collimator (1) 20 and collimator (2) 21 are the same as described above. and,
The collimator (3) 21a and the photodetector (3) 19a detect only the scattered light component, and after weighting the optical output by an angle θ2, the differential amplifier (2) 22a detects the scattered light component. Through 20, the photodetector (1)
A differential amplifier (2) 22 performs a difference from the optical output detected at 21 . This allows the scattered light components to be canceled and the straight components to be extracted. Furthermore, if the angularly rectilinear light components detected by the differential amplifier (1) 22 and the differential amplifier (2) 22a are added together by the adder 23, the scattered light components cancel each other out, resulting in a good S/N ratio. Straight light can be detected. Therefore, the scattered light suppressing device 15A can further improve the spatial resolution than the device 15 of FIG. 4. Note that a plurality of the scattered light component detection means may be provided.
【0020】図6は、散乱成分抑制装置の他の例を示す
。図6の装置では、前記図5の散乱成分抑制装置15A
に示した構成において、散乱光検出手段の入射部の前面
に光軸を可変する手段を設けている。その他、図5の装
置15Aと同様の構成及び作用は、同じ符号を付して説
明を省略する。図6に示す散乱光抑制装置15Bは、図
5の構成に加え、散乱光成分を検出するコリメータ(2
)21、及びコリメータ(3)21aの光の入射面前面
に、ビーム光の光軸に対する入射角を変化させる入射角
変更装置(1)24と入射角変更装置(2)24aとを
配置している。前記入射角変更装置(1)24、(2)
24aは、プリズム、またはAO素子(音響光学素子)
などから構成される。FIG. 6 shows another example of the scattered component suppression device. In the apparatus of FIG. 6, the scattered component suppression device 15A of FIG.
In the configuration shown in 2, a means for varying the optical axis is provided in front of the incident part of the scattered light detecting means. Other configurations and operations similar to those of the device 15A in FIG. 5 are designated by the same reference numerals, and description thereof will be omitted. Scattered light suppression device 15B shown in FIG. 6 includes a collimator (2
) 21 and the collimator (3) 21a, an incident angle changing device (1) 24 and an incident angle changing device (2) 24a that change the incident angle with respect to the optical axis of the beam light are arranged in front of the light incident surface of the collimator (3) 21a. There is. The incident angle changing device (1) 24, (2)
24a is a prism or an AO element (acousto-optic element)
Consists of etc.
【0021】この構成で、試料を透過した光のうち散乱
光成分のみを検出するためには、前記入射角変更装置2
4,24a、光検出器19,19aによりそれぞれ構成
された散乱光検出手段において、ビーム光の光軸に対す
るその入射角度を入射角変更装置(1)24,(2)2
4aにより変化させる。光軸25のように試料17の表
面に焦点が合った入射角は、例えば、光軸25aのよう
に試料17の内部に焦点を合った入射角に変更される。With this configuration, in order to detect only the scattered light component of the light transmitted through the sample, the incident angle changing device 2
4, 24a and photodetectors 19, 19a, the incident angle changing device (1) 24, (2) 2 changes the incident angle of the beam light with respect to the optical axis.
4a. For example, an angle of incidence focused on the surface of the sample 17, such as the optical axis 25, is changed to an angle of incidence focused on the inside of the sample 17, such as the optical axis 25a.
【0022】本実施例では、散乱成分を精度高く検出で
きるので、さらにS/N比のよい測定が可能となり、空
間分解能を向上させることができる。In this embodiment, since the scattered components can be detected with high precision, measurement with a better S/N ratio is possible, and the spatial resolution can be improved.
【0023】尚、前記焦点の位置は、試料17内で走査
するようにしても良い。すなわち、この入射角変更装置
(1)24,(2)24aにAO素子を用いた場合、前
記AO素子に印加する信号を変化することで、入射角を
経時的に変えることができ、焦点を試料17内で走査で
きる。Note that the position of the focal point may be determined by scanning within the sample 17. That is, when an AO element is used as the incident angle changing device (1) 24, (2) 24a, the incident angle can be changed over time by changing the signal applied to the AO element, and the focal point can be changed over time. The sample 17 can be scanned.
【0024】前述した例の様に、光を用いて生体内部を
画像化する場合、生体外部より光を照射し、生体外部で
光を検出する方法が通常行なわれている。それに対し、
生体の体腔内臓器の内部に光照射手段または光検出手段
を挿入し、体外には光検出手段または照射手段を配置し
、体腔内と体との間の生体組織を画像化する方法が考え
られる。例えば、従来例として、先に本出願人より出願
した特開昭63−135120号公報、特開昭63−1
61936号公報、特願昭61−313274号に記載
の方法がある。図7には、体腔内と体外との間で光を照
射検出し、その間にある生体組織を画像化する光断層イ
メーシング装置を示している。[0024] As in the above-mentioned example, when imaging the inside of a living body using light, a method is usually used in which light is irradiated from outside the living body and the light is detected outside the living body. For it,
A possible method is to insert a light irradiation means or a light detection means into an organ in a body cavity of a living body, place a light detection means or an irradiation means outside the body, and image the living tissue between the body cavity and the body. . For example, as a conventional example, Japanese Patent Application Laid-open No. 63-135120 and Japanese Patent Application Laid-open No. 63-1 filed earlier by the present applicant
There are methods described in Japanese Patent Application No. 61936 and Japanese Patent Application No. 61-313274. FIG. 7 shows an optical tomographic imaging device that irradiates and detects light between the inside of the body cavity and the outside of the body, and images the living tissue located therebetween.
【0025】図7に示すように断層イメージング装置7
0は、体腔内に光照射手段を挿入し、体外に光検出手段
を配置して、生体組織を画像化するようになっている。
この光断層イメージング装置70は、半値幅が数ピコ秒
のパルス光を発生する光源26と、前記光源より発生し
たパルス光を生体38の体腔内臓器に導いて、照射する
プローブ27と、生体38を透過したパルス光を検出す
るため、生体38の表面に接触あるいは近接して配置さ
れた光ファイバ束28と、前記光ファイバ束28により
検出したパルス光を時間分解的に測定するストリークカ
メラ29と、前記ストリークカメラ29により測定した
パルスより生体38の断層像を再構築する処理装置30
と、前記プローブ27及び処理装置30を同期させ制御
する制御装置31と、前記処理装置30の出力信号を入
力して断層像を表示する表示装置32とから構成されて
いる。As shown in FIG. 7, a tomographic imaging device 7
0 is designed to image living tissue by inserting a light irradiation means into a body cavity and arranging a light detection means outside the body. This optical tomographic imaging apparatus 70 includes a light source 26 that generates pulsed light with a half-width of several picoseconds, a probe 27 that guides and irradiates the pulsed light generated by the light source to organs in the body cavity of a living body 38, and an optical fiber bundle 28 disposed in contact with or close to the surface of the living body 38 in order to detect the pulsed light transmitted through the body, and a streak camera 29 that measures the pulsed light detected by the optical fiber bundle 28 in a time-resolved manner. , a processing device 30 that reconstructs a tomographic image of a living body 38 from pulses measured by the streak camera 29;
, a control device 31 that synchronizes and controls the probe 27 and the processing device 30, and a display device 32 that receives an output signal from the processing device 30 and displays a tomographic image.
【0026】前記光源26およびプローブ27の構成及
び作用は、本出願人の特願平2−259914に記載の
ものと同様である。光源26は、パルス光を発生する色
素レーザ及びNd:YAGレーザを組み合わせたパルス
レーザ33と、前記パルスレーザ33が出射するパルス
光の一部を取り出す例えばハーフミラーからなるビーム
サンプラ34と、前記ビームサンプラ34により取り出
された光を検出し、前記ストリークカメラ29の同期信
号を発生する検出器35と、前記プローブ27内に配設
された光ファイバ37にパルス光を導光するレンズ36
とを備えている。 前記プローブ27は、生体38の
体腔内内部に挿入される細長で可撓性を有する挿入部3
9と、この挿入部39の基部側に設けられた太径の操作
部40とを有し、前記挿入部39の先端側には、先端が
閉塞された円筒状の透光性カバー41が装着されている
。
また、前記挿入部39のほぼ軸上に前記光源26が出射
するパルス光を前記レンズ36間を介して導入する光フ
ァイバ37を挿通したフレシキブルシャフト42が内設
され、このフレシキブルシャフト42は、その両端側が
、軸受け43a,43bにより回転自在に支持されてい
る。また、前記フレシキブルシャフト42は、前記透光
性カバー41側端部に、軸心に対して、例えば45°の
傾斜角を有するプリズム44を連設している。さらに、
前記フレシキブルシャフト42は、前記操作部40側端
部にギア45を外嵌固定し、このギア45は、ギア46
を噛合している。また、このギア46は、モータ47の
出力軸に固定され、このモータ47にはエンコーダ48
が連設されている。前記モータ47には前記制御回路3
1が電気的に接続され、この制御回路31は、前記エン
コーダ48からの信号を入力して、前記モータ47の回
転を制御するようになっている。 この構成で、パル
スレーザ33は、半値幅が数ピコ秒のパルス光を出射す
る。この時、パルス光としては、組織透過性の高い近赤
外光(波長が700nm〜1200nm)を利用する。
パルスレーザ33が出射したパルス光は、レンズ36に
よりプローブ27内に配設された光ファイバ37へ導か
れる。プローブ27の挿入部39が生体38の体腔内臓
器に挿入された状態で、光ファイバ37を経た光パルス
光は、回転するプリズム44を介して、側射方向に回転
走査され、体腔内臓器の内壁38aに照射される。
照射されたパルス光は、生体組織内を例えば、ヘモグロ
ビンなどに吸収されながら透過する。The structure and operation of the light source 26 and probe 27 are similar to those described in Japanese Patent Application No. 2-259914 filed by the present applicant. The light source 26 includes a pulsed laser 33 that is a combination of a dye laser and an Nd:YAG laser that generates pulsed light, a beam sampler 34 made of, for example, a half mirror that extracts a part of the pulsed light emitted by the pulsed laser 33, and A detector 35 detects the light extracted by the sampler 34 and generates a synchronization signal for the streak camera 29, and a lens 36 guides pulsed light to an optical fiber 37 disposed within the probe 27.
It is equipped with The probe 27 includes an elongated and flexible insertion section 3 inserted into the body cavity of a living body 38.
9 and a large-diameter operating section 40 provided on the base side of the insertion section 39, and a cylindrical translucent cover 41 with a closed end is attached to the distal end side of the insertion section 39. has been done. Further, a flexible shaft 42 is installed substantially on the axis of the insertion portion 39, through which an optical fiber 37 is inserted through which the pulsed light emitted by the light source 26 is introduced between the lenses 36. Both ends are rotatably supported by bearings 43a and 43b. Further, the flexible shaft 42 has a prism 44 connected to the end on the side of the translucent cover 41 and having an inclination angle of, for example, 45 degrees with respect to the axis. moreover,
The flexible shaft 42 has a gear 45 externally fitted and fixed to the end on the side of the operating section 40, and this gear 45 is connected to a gear 46.
are interlocking. Further, this gear 46 is fixed to the output shaft of a motor 47, and this motor 47 has an encoder 48.
are installed in succession. The motor 47 includes the control circuit 3
1 is electrically connected, and this control circuit 31 receives a signal from the encoder 48 and controls the rotation of the motor 47. With this configuration, the pulse laser 33 emits pulsed light having a half-width of several picoseconds. At this time, near-infrared light (wavelength: 700 nm to 1200 nm), which has high tissue penetration, is used as the pulsed light. The pulsed light emitted by the pulsed laser 33 is guided by a lens 36 to an optical fiber 37 disposed within the probe 27 . With the insertion section 39 of the probe 27 inserted into the internal organ of the body cavity 38, the optical pulse light that has passed through the optical fiber 37 is rotated and scanned in the side radiation direction via the rotating prism 44, and the optical pulse light is scanned in the lateral direction through the rotating prism 44. The inner wall 38a is irradiated. The irradiated pulsed light passes through the living tissue while being absorbed by, for example, hemoglobin.
【0027】その透過したパルス光は、プローブ27の
先端位置に対向して生体38の外部に生体38を取り囲
んで配置された光ファイバー束28により検出する。そ
して、前記光ファイバ束28により検出した各点からの
パルス光をストリークカメラ29で時間分解的に測定す
る。そして、処理装置30は、光ファイバ束28を構成
する各ファイバを経たそれぞれのパルス光の時間分解波
形を処理解析し、光散乱の影響が少なく、かつ空間分解
能の高い断層像を得ることができる。この時、前記プロ
ーブ27先端より照射される光の照射角度と前記時間分
解波形とは、制御装置31により制御されていると共に
、同期している。The transmitted pulsed light is detected by an optical fiber bundle 28 placed outside the living body 38 and surrounding the living body 38, facing the tip of the probe 27. Then, pulsed light from each point detected by the optical fiber bundle 28 is measured by a streak camera 29 in a time-resolved manner. Then, the processing device 30 processes and analyzes the time-resolved waveforms of the respective pulsed lights that have passed through each fiber constituting the optical fiber bundle 28, and can obtain a tomographic image with little influence of light scattering and high spatial resolution. . At this time, the irradiation angle of the light irradiated from the tip of the probe 27 and the time-resolved waveform are controlled by the control device 31 and are synchronized.
【0028】図8は、図7に示す装置70と逆に体外に
光照射手段を配置し、体腔内に光検出手段を挿入して生
体組織を画像化する別の例を示している。その他、図7
に示す装置と構成及び作用は同様であり、同一の符号を
付して説明を省略する。図8に示すように、本光断層イ
メージング装置は、パルス光を発生する光源33と、光
ファイバ束49に前記パルス光を順次走査して導光する
光走査手段50と、前記パルス光が生体38を散乱・吸
収し体腔内臓器の内壁38aより透過した光を検出する
プローブ27と、前記プローブ27で検出した光を時間
分解的に測定する時間分解測定装置51と、前記プロー
ブ27に内蔵されているモータ47、エンコーダ48、
前記光走査手段50、及び移動ステージ63を制御する
制御装置64と、前記時間分解測定装置51の信号から
生体38の断層像を再構築する信号処理装置65とを備
えている。FIG. 8 shows another example in which, contrary to the apparatus 70 shown in FIG. 7, the light irradiation means is placed outside the body and the light detection means is inserted into the body cavity to image the living tissue. Others, Figure 7
The structure and operation are the same as those of the device shown in FIG. As shown in FIG. 8, this optical tomographic imaging apparatus includes a light source 33 that generates pulsed light, a light scanning means 50 that sequentially scans and guides the pulsed light onto an optical fiber bundle 49, and a light source 33 that generates pulsed light. a probe 27 that scatters and absorbs light transmitted from the inner wall 38a of an internal organ in the body cavity; a time-resolved measurement device 51 that measures the light detected by the probe 27 in a time-resolved manner; motor 47, encoder 48,
It includes a control device 64 that controls the optical scanning means 50 and the moving stage 63, and a signal processing device 65 that reconstructs a tomographic image of the living body 38 from the signals from the time-resolved measurement device 51.
【0029】前記時間分解測定装置51は、生体38を
透過したパルス光と参照パルス光とを集光するレンズ5
2と、集光された各パルス光の第2高調波を発生する非
線形光学素子53と、前記第2高周波のみを透過する光
学フィルタ54と、前記フィルタ54とを透過した光を
検出する光電子増倍管(PMT)55と、アンプ56と
からなる。ライトガイド(1)57とライドガイド(2
)58の各出射端は、前記レンズ52の同一端面に対向
して配設されている。前記ライトガイド(1)57の入
射端には、レンズ59を介して、プローブ27に内蔵さ
れる光ファイバ37の出射光を導光するように配設され
ている。また、ライトガイド(2)58の入射端には、
ハーフミラー60により一部取り出されたパルス光(参
照光)が、移動ステージ63に取り付けられたプリズム
などからなる遅延回路61、ミラー62a、62bを介
して導光されるように配設されている。このような構成
において前記遅延回路61は、移動ステージ63により
移動することによって、パルス光の光路長を可変し、各
時間におけるパルス光の光強度つまり時間分解波形を測
定することができるようになっている。The time-resolved measuring device 51 includes a lens 5 that focuses the pulsed light transmitted through the living body 38 and the reference pulsed light.
2, a nonlinear optical element 53 that generates the second harmonic of each focused pulsed light, an optical filter 54 that transmits only the second high frequency, and a photoelectron intensifier that detects the light that has passed through the filter 54. It consists of a multiplier tube (PMT) 55 and an amplifier 56. Light guide (1) 57 and ride guide (2)
) 58 are arranged to face the same end surface of the lens 52. The light guide (1) 57 is disposed at the input end thereof so as to guide the light emitted from the optical fiber 37 built into the probe 27 via a lens 59. Moreover, at the entrance end of the light guide (2) 58,
The pulsed light (reference light) partially taken out by the half mirror 60 is arranged so as to be guided through a delay circuit 61 consisting of a prism etc. attached to a moving stage 63 and mirrors 62a and 62b. . In such a configuration, the delay circuit 61 can vary the optical path length of the pulsed light by being moved by the moving stage 63, and can measure the light intensity of the pulsed light at each time, that is, the time-resolved waveform. ing.
【0030】この構成で、パルスレーザ33により発生
したパルス光は、ハーフミラー60により二分され、一
方のパルス光は、遅延回路61などを経由して、ライト
ガイド(2)58に導光される。他方パルス光は、光走
査手段50によってファイバ束49のそれぞれのファイ
バに順次回動するように、導光され、生体38に対して
照射位置を変化させながら入射する。そして、入射され
たパルス光は、生体38の内部を経て、散乱、かつ吸収
されながら内壁38aを透過する。内壁38aを透過し
たパルス光は、プローブ27の先端部に配置されて回転
するプリズム44に入射し、プローブ27のほぼ中心に
配置された光ファイバ37、レンズ59、ライトガイド
(1)57を介して、時間分解測定装置51へ導かれる
。この時、プリズム44は回転しており、その向きは生
体38の外部から照射されるパルス光の位置と対向する
ように制御装置64により前記光走査手段50と同期制
御されている。前記非線形光学素子53は、被検体3の
透過光と、前記参照光とを入力することにより、第2高
周波を発生する。この第2高周波は、この第2高周波の
みを通すフィルタ54を通過してPMT55で検出され
る。そして、前記遅延回路61は、移動ステージ63が
移動することにより、前記参照光の光路長を変化させる
。前記被線形光学素子53が発生する第2高周波の強度
は、前記透過光と参照光とをそれぞれ時間の関数とした
場合、透過光と参照光との積の積分値に比例する。従っ
て、前記遅延ミラー回路61を駆動して参照光の光路長
を変えることにより、PMT55によって、被検体38
の透過光の任意の時間成分の強度を検出することができ
る。このようにして、被検体38の透過光の時間分解波
形を検出することができる。With this configuration, the pulsed light generated by the pulsed laser 33 is divided into two parts by the half mirror 60, and one of the pulsed lights is guided to the light guide (2) 58 via the delay circuit 61 etc. . On the other hand, the pulsed light is guided by the optical scanning means 50 to each fiber of the fiber bundle 49 so as to rotate sequentially, and is incident on the living body 38 while changing the irradiation position. Then, the incident pulsed light passes through the inside of the living body 38, and is transmitted through the inner wall 38a while being scattered and absorbed. The pulsed light transmitted through the inner wall 38a enters the rotating prism 44 placed at the tip of the probe 27, and passes through the optical fiber 37, lens 59, and light guide (1) 57 placed approximately at the center of the probe 27. Then, it is guided to the time-resolved measuring device 51. At this time, the prism 44 is rotating, and its direction is controlled in synchronization with the optical scanning means 50 by the control device 64 so that it faces the position of the pulsed light irradiated from the outside of the living body 38. The nonlinear optical element 53 generates a second high frequency wave by inputting the transmitted light of the subject 3 and the reference light. This second high frequency wave passes through a filter 54 that only passes this second high frequency wave, and is detected by the PMT 55. The delay circuit 61 changes the optical path length of the reference light by moving the moving stage 63. The intensity of the second high frequency wave generated by the linear optical element 53 is proportional to the integral value of the product of the transmitted light and the reference light, when each of the transmitted light and the reference light is a function of time. Therefore, by driving the delay mirror circuit 61 and changing the optical path length of the reference light, the PMT 55 allows the object 38 to be
It is possible to detect the intensity of any time component of the transmitted light. In this way, the time-resolved waveform of the light transmitted through the subject 38 can be detected.
【0031】このように被検体38の透過光は、時間分
解測定装置51によって時間分解で測定され、その時間
分解波形と光が照射された位置つまり光走査手段50の
制御信号と、検出した方向つまりプローブ27の制御信
号とを基に信号処理装置65で処理解析し、生体38の
内部を画像化できる。In this way, the transmitted light of the object 38 is measured in a time-resolved manner by the time-resolved measuring device 51, and the time-resolved waveform, the position where the light is irradiated, that is, the control signal of the optical scanning means 50, and the detected direction are In other words, the signal processing device 65 processes and analyzes the signal based on the control signal of the probe 27, and the inside of the living body 38 can be imaged.
【0032】[0032]
【発明の効果】前述したように、本発明によれば、被検
体が空気に対し屈折率の差の大きく、あるいは強い散乱
体であっても、偽像の少ない良好な断層像を得ることが
できるという効果がある。[Effects of the Invention] As described above, according to the present invention, even if the object to be examined has a large difference in refractive index from air or is a strong scatterer, a good tomographic image with few false images can be obtained. There is an effect that it can be done.
【図1】図1は光断層イメージング装置の全体的な構成
図。FIG. 1 is an overall configuration diagram of an optical tomographic imaging apparatus.
【図2】図2は検出器群で検出された光強度の分布例を
示す特性図。FIG. 2 is a characteristic diagram showing an example of the distribution of light intensity detected by a group of detectors.
【図3】図3はビーム光の照射角度を補正するための説
明図。FIG. 3 is an explanatory diagram for correcting the irradiation angle of beam light.
【図4】図4は散乱成分抑制法を説明するための構成図
。FIG. 4 is a configuration diagram for explaining a scattering component suppression method.
【図5】図5は図4に示す散乱成分抑制法の改良に関す
る構成図。FIG. 5 is a configuration diagram related to an improvement of the scattered component suppression method shown in FIG. 4;
【図6】図6は図4に示す散乱成分抑制法の改良に関す
る構成図。FIG. 6 is a configuration diagram related to an improvement of the scattered component suppression method shown in FIG. 4;
【図7】図7は光断層イメージング装置の応用例を示す
構成図。FIG. 7 is a configuration diagram showing an application example of an optical tomographic imaging apparatus.
【図8】図8は光断層イメージング装置の応用例を示す
構成図。FIG. 8 is a configuration diagram showing an application example of an optical tomographic imaging apparatus.
【符号の説明】 1…光断層イメージング装置 2…光源 3…光走査装置 4…被検体 5…検出器群 7…処理装置 8…画像処理装置 9…制御装置 10…モニタ[Explanation of symbols] 1... Optical tomographic imaging device 2...Light source 3... Optical scanning device 4...Subject 5...Detector group 7...Processing device 8...Image processing device 9...Control device 10...Monitor
Claims (2)
射したビーム光を被検体に対して走査する光走査手段と
、前記光走査手段が走査したビーム光を入射する位置に
アレー状に配設されて、前記被検体を透過してきた光を
検出する複数の光検出手段と、前記複数の光検出手段に
より検出された光の強度分布を演算し、前記光走査手段
が走査したビーム光の照射角度に対応した透過光の強度
を求めて、該透過光の強度から被検体の断層画像を得る
ための画像処理を行う画像処理手段と、を備えているこ
とを特徴とする光断層イメージング装置。1. A light source that emits a beam of light, a light scanning device that scans a subject with the beam of light emitted by the light source, and a light beam that is arranged in an array at a position where the beam of light scanned by the light scanning device is incident. A plurality of light detection means are arranged to detect the light transmitted through the object, and the intensity distribution of the light detected by the plurality of light detection means is calculated, and the light beam scanned by the light scanning means is calculated. Optical tomographic imaging characterized by comprising: image processing means for determining the intensity of transmitted light corresponding to the irradiation angle and performing image processing to obtain a tomographic image of the subject from the intensity of the transmitted light. Device.
したビーム光の照射角度と、前記複数の光検出器が検出
した透過光の受光位置とを演算処理して、前記走査手段
が走査したビーム光の照射角度の補正を行うと共に、補
正された前記ビーム光の照射角度に対応した透過光の強
度から、断層画像を得るための画像処理を行うことを特
徴とする請求項1記載の光断層イメージング装置。2. The image processing means performs calculation processing on the irradiation angle of the beam light scanned by the scanning means and the light receiving position of the transmitted light detected by the plurality of photodetectors, so that the scanning means performs scanning. 2. The method according to claim 1, wherein the irradiation angle of the beam light is corrected, and image processing is performed to obtain a tomographic image from the intensity of the transmitted light corresponding to the corrected irradiation angle of the beam light. Optical tomography imaging device.
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP8676891A JPH04319345A (en) | 1991-04-18 | 1991-04-18 | Photo-tomographic imaging system |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP8676891A JPH04319345A (en) | 1991-04-18 | 1991-04-18 | Photo-tomographic imaging system |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPH04319345A true JPH04319345A (en) | 1992-11-10 |
Family
ID=13895932
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP8676891A Withdrawn JPH04319345A (en) | 1991-04-18 | 1991-04-18 | Photo-tomographic imaging system |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JPH04319345A (en) |
Cited By (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2015096240A (en) * | 2001-04-30 | 2015-05-21 | ザ ジェネラル ホスピタル コーポレイション | Method and apparatus for improving image clarity and sensitivity in optical coherence tomography using dynamic feedback to control focal properties and coherence gating |
-
1991
- 1991-04-18 JP JP8676891A patent/JPH04319345A/en not_active Withdrawn
Cited By (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
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JP2015096240A (en) * | 2001-04-30 | 2015-05-21 | ザ ジェネラル ホスピタル コーポレイション | Method and apparatus for improving image clarity and sensitivity in optical coherence tomography using dynamic feedback to control focal properties and coherence gating |
US9897538B2 (en) | 2001-04-30 | 2018-02-20 | The General Hospital Corporation | Method and apparatus for improving image clarity and sensitivity in optical coherence tomography using dynamic feedback to control focal properties and coherence gating |
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