RU2242710C2 - Способ получения изображения объекта, устройство для его осуществления и устройство доставки низкокогерентного оптического излучения - Google Patents

Способ получения изображения объекта, устройство для его осуществления и устройство доставки низкокогерентного оптического излучения Download PDF

Info

Publication number
RU2242710C2
RU2242710C2 RU2002114935/28A RU2002114935A RU2242710C2 RU 2242710 C2 RU2242710 C2 RU 2242710C2 RU 2002114935/28 A RU2002114935/28 A RU 2002114935/28A RU 2002114935 A RU2002114935 A RU 2002114935A RU 2242710 C2 RU2242710 C2 RU 2242710C2
Authority
RU
Russia
Prior art keywords
optical
low
optical radiation
image
radiation
Prior art date
Application number
RU2002114935/28A
Other languages
English (en)
Other versions
RU2002114935A (ru
Inventor
Г.В. Геликонов (RU)
Г.В. Геликонов
В.М. Геликонов (RU)
В.М. Геликонов
ков А.В. М (RU)
А.В. Мяков
Ф.И. Фельдштейн (RU)
Ф.И. Фельдштейн
Original Assignee
Геликонов Григорий Валентинович
Геликонов Валентин Михайлович
Мяков Алексей Викторович
Фельдштейн Феликс Исаакович
Priority date (The priority date 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 date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Геликонов Григорий Валентинович, Геликонов Валентин Михайлович, Мяков Алексей Викторович, Фельдштейн Феликс Исаакович filed Critical Геликонов Григорий Валентинович
Priority to RU2002114935/28A priority Critical patent/RU2242710C2/ru
Priority to EP03757222A priority patent/EP1512939A4/en
Priority to US10/516,810 priority patent/US7515274B2/en
Priority to CA002487893A priority patent/CA2487893A1/en
Priority to JP2004511769A priority patent/JP4555074B2/ja
Priority to PCT/RU2003/000252 priority patent/WO2003104744A1/ru
Publication of RU2002114935A publication Critical patent/RU2002114935A/ru
Application granted granted Critical
Publication of RU2242710C2 publication Critical patent/RU2242710C2/ru

Links

Images

Classifications

    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61BDIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/68Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient
    • A61B5/6846Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be brought in contact with an internal body part, i.e. invasive
    • A61B5/6847Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be brought in contact with an internal body part, i.e. invasive mounted on an invasive device
    • A61B5/6852Catheters
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61BDIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/0059Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons using light, e.g. diagnosis by transillumination, diascopy, fluorescence
    • A61B5/0062Arrangements for scanning
    • A61B5/0066Optical coherence imaging
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61BDIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/0059Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons using light, e.g. diagnosis by transillumination, diascopy, fluorescence
    • A61B5/0082Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons using light, e.g. diagnosis by transillumination, diascopy, fluorescence adapted for particular medical purposes
    • A61B5/0084Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons using light, e.g. diagnosis by transillumination, diascopy, fluorescence adapted for particular medical purposes for introduction into the body, e.g. by catheters
    • GPHYSICS
    • G01MEASURING; TESTING
    • G01BMEASURING LENGTH, THICKNESS OR SIMILAR LINEAR DIMENSIONS; MEASURING ANGLES; MEASURING AREAS; MEASURING IRREGULARITIES OF SURFACES OR CONTOURS
    • G01B9/00Measuring instruments characterised by the use of optical techniques
    • G01B9/02Interferometers
    • G01B9/02001Interferometers characterised by controlling or generating intrinsic radiation properties
    • G01B9/02002Interferometers characterised by controlling or generating intrinsic radiation properties using two or more frequencies
    • GPHYSICS
    • G01MEASURING; TESTING
    • G01BMEASURING LENGTH, THICKNESS OR SIMILAR LINEAR DIMENSIONS; MEASURING ANGLES; MEASURING AREAS; MEASURING IRREGULARITIES OF SURFACES OR CONTOURS
    • G01B9/00Measuring instruments characterised by the use of optical techniques
    • G01B9/02Interferometers
    • G01B9/02049Interferometers characterised by particular mechanical design details
    • G01B9/0205Interferometers characterised by particular mechanical design details of probe head
    • GPHYSICS
    • G01MEASURING; TESTING
    • G01BMEASURING LENGTH, THICKNESS OR SIMILAR LINEAR DIMENSIONS; MEASURING ANGLES; MEASURING AREAS; MEASURING IRREGULARITIES OF SURFACES OR CONTOURS
    • G01B9/00Measuring instruments characterised by the use of optical techniques
    • G01B9/02Interferometers
    • G01B9/02055Reduction or prevention of errors; Testing; Calibration
    • G01B9/02062Active error reduction, i.e. varying with time
    • G01B9/02063Active error reduction, i.e. varying with time by particular alignment of focus position, e.g. dynamic focussing in optical coherence tomography
    • GPHYSICS
    • G01MEASURING; TESTING
    • G01BMEASURING LENGTH, THICKNESS OR SIMILAR LINEAR DIMENSIONS; MEASURING ANGLES; MEASURING AREAS; MEASURING IRREGULARITIES OF SURFACES OR CONTOURS
    • G01B9/00Measuring instruments characterised by the use of optical techniques
    • G01B9/02Interferometers
    • G01B9/0209Low-coherence interferometers
    • GPHYSICS
    • G01MEASURING; TESTING
    • G01NINVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N21/00Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using sub-millimetre waves, infrared, visible or ultraviolet light
    • G01N21/17Systems in which incident light is modified in accordance with the properties of the material investigated
    • G01N21/47Scattering, i.e. diffuse reflection
    • G01N21/4795Scattering, i.e. diffuse reflection spatially resolved investigating of object in scattering medium
    • GPHYSICS
    • G02OPTICS
    • G02BOPTICAL ELEMENTS, SYSTEMS OR APPARATUS
    • G02B17/00Systems with reflecting surfaces, with or without refracting elements
    • G02B17/08Catadioptric systems
    • G02B17/0856Catadioptric systems comprising a refractive element with a reflective surface, the reflection taking place inside the element, e.g. Mangin mirrors
    • GPHYSICS
    • G02OPTICS
    • G02BOPTICAL ELEMENTS, SYSTEMS OR APPARATUS
    • G02B23/00Telescopes, e.g. binoculars; Periscopes; Instruments for viewing the inside of hollow bodies; Viewfinders; Optical aiming or sighting devices
    • G02B23/24Instruments or systems for viewing the inside of hollow bodies, e.g. fibrescopes
    • G02B23/2407Optical details
    • GPHYSICS
    • G02OPTICS
    • G02BOPTICAL ELEMENTS, SYSTEMS OR APPARATUS
    • G02B9/00Optical objectives characterised both by the number of the components and their arrangements according to their sign, i.e. + or -
    • G02B9/04Optical objectives characterised both by the number of the components and their arrangements according to their sign, i.e. + or - having two components only
    • G02B9/06Optical objectives characterised both by the number of the components and their arrangements according to their sign, i.e. + or - having two components only two + components
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61BDIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/0059Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons using light, e.g. diagnosis by transillumination, diascopy, fluorescence
    • A61B5/0062Arrangements for scanning
    • A61B5/0068Confocal scanning
    • GPHYSICS
    • G01MEASURING; TESTING
    • G01BMEASURING LENGTH, THICKNESS OR SIMILAR LINEAR DIMENSIONS; MEASURING ANGLES; MEASURING AREAS; MEASURING IRREGULARITIES OF SURFACES OR CONTOURS
    • G01B2290/00Aspects of interferometers not specifically covered by any group under G01B9/02
    • G01B2290/65Spatial scanning object beam

Landscapes

  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Biochemistry (AREA)
  • Astronomy & Astrophysics (AREA)
  • Analytical Chemistry (AREA)
  • Immunology (AREA)
  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Investigating Or Analysing Materials By Optical Means (AREA)
  • Microscoopes, Condenser (AREA)
  • Length Measuring Devices By Optical Means (AREA)
  • Instruments For Viewing The Inside Of Hollow Bodies (AREA)
  • Instruments For Measurement Of Length By Optical Means (AREA)
  • Exposure And Positioning Against Photoresist Photosensitive Materials (AREA)

Abstract

Способ и устройства могут быть использованы для получения изображения объекта при диагностике состояния органов человека, а также в технической диагностике. Низкокогерентное оптическое излучение направляют на исследуемый объект с помощью оптического волокна через оптическую систему при одновременном поперечном сканировании путем перемещения торца дистальной части оптического волокна по поверхности поперечного сканирования. Корректируют связанную с поперечным сканированием аберрацию оптической длины пути путем обеспечения постоянства времени распространения излучения от торца дистальной части оптического волокна до соответствующей сопряженной точки в плоскости его изображения при перемещении торца дистальной части оптического волокна по указанной поверхности поперечного сканирования. Для этого оптическая система содержит, по меньшей мере, два линзовых компонента с положительной оптической силой, установленных приблизительно конфокально. Обеспечивается улучшение эксплуатационных характеристик, получение неискаженного плоского изображения плоского объекта, а также повышение поперечного разрешения. 3 н. и 32 з.п. ф-лы, 20 ил.

Description

Изобретение относится к технической физике, в частности, к исследованиям внутренней структуры объектов оптическими средствами, и может быть использовано для получения изображения объекта с помощью оптического низкокогерентного излучения при диагностике состояния отдельных органов и систем человека in vivo или in vitro, а также в технической диагностике, например, для контроля технологических процессов.
Устройства для получения изображения объекта с помощью оптического низкокогерентного излучения достаточно хорошо известны (см., например, устройства по пат. США №№5321501, 5383467, 5459570, 5582171, 6134003, международная заявка №WO 00/16034 и др.) и представляют собой оптически связанные источник низкокогерентного оптического излучения, оптический интерферометр и фотоприемник, связанный с блоком обработки и индикации. Интерферометр выполнен обычно в виде интерферометра Майкельсона (см., например, X.Clivaz et al. "High resolution refiectometry in biological tissues", Opt.Lett. /Vol.17, No. l/January 1, 1992; J.A. Izatt, J.G. Fujimoto et al., "Optical coherence microscopy in scattering media", Opt.Lett/ Vol.19, No. 8/April 15, 1994, p.590-592), либо интерферометра Маха-Цендера (см., например, J.A. Izatt, J.G. Fujimoto et al. "Micron-resolution Biomedical Imaging with optical coherence tomography". Optics & Photonic News, October 1993, Vol.4, No.10, p.14-19; пат. США №5582171, международная заявка №WO 00/16034). Вне зависимости от используемой конкретной схемы оптического интерферометра он традиционно содержит один или два светорасщепителя, а также измерительное и опорное плечи. Измерительное плечо, как правило, снабжено измерительным зондом, чаще всего, оптоволоконным, выполняющим функцию доставки низкокогерентного оптического излучения на исследуемый объект, а на конце опорного плеча установлено референтное зеркало (например, A.Sergeev et al., "In vivo optical coherence tomography of human skin microstructure", Proc.SPIE, v.2328, 1994, p. 144; X.J. Wang et al. Characterization of human scalp hairs by optical low coherence reflectometry. Opt. Lett./Vol.20, No.5, 1995, pp.524-526). Для обеспечения продольного сканирования исследуемого объекта референтное зеркало соединяют с элементом, обеспечивающим механическое перемещение референтного зеркала (пат. США №№5321501, 5459570), либо фиксируют местоположение референтного зеркала, а продольное сканирование осуществляют с помощью пьезоэлектрического сканирующего элемента (пат. РФ №2100787, 1997 г.), либо с помощью дисперсионно-решеточной линии задержки (K.F.Kwong, D.Yankelevich et al. 400-Hz mechanical scanning optical delay line, Optics Letters, Vol.18, No.7, April 1, 1993). Иногда оптическую схему интерферометра полностью или частично реализуют с использованием оптических элементов с сосредоточенными параметрами (пат. США № 5383467), но чаще оптические интерферометры такого назначения выполняют оптоволоконными (пат. США №№5321501, 5459570, 5582171).
Достоинством устройств для получения изображения объекта с помощью оптического низкокогерентного излучения является возможность получения изображений мутных сред с высоким пространственным разрешением, а также возможность неинвазивной диагностики при проведении медицинских исследований и неразрушающего контроля при технической диагностике различного оборудования.
Известные усовершенствования устройств для получения изображения объекта с помощью оптического низкокогерентного излучения направлены, в частности, на повышение разрешающей способности устройства (например, ст. W. Drexler at al. "In vivo ultrahigh-resolution optical coherence tomography". Opt. Lett./Vol.24, No-17/September 1, 1999), на снижение инерционности продольного сканирования исследуемого объекта (пат. РФ № 2100787), на повышение эффективности использования мощности источника оптического излучения при обеспечении оптимального соотношения сигнал/шум (например, международная заявка №WO 00/16034, пат. РФ №2169347, 2001 г.).
Измерительный зонд, входящий в состав измерительного плеча, выполняет функцию доставки низкокогерентного оптического излучения на исследуемый объект и выполнен, как правило, в виде оптоволоконного зонда, содержащего оптическое волокно, размещенное с возможностью прохождения через него низкокогерентного оптического излучения от проксимального конца зонда к его дистальному концу, и оптическую систему, которая обеспечивает фокусировку низкокогерентного оптического излучения на исследуемом объекте и включает, по меньшей мере, один линзовый компонент с положительной оптической силой, а также систему поперечного сканирования низкокогерентного оптического излучения (например, по пат. США №№5321501, 5383467, 5459570, 5582171). Измерительный зонд включает, как правило, протяженный корпус, снабженный продольным сквозным отверстием, в котором в продольном направлении размещено оптическое волокно. Система поперечного сканирования включает исполнительный механизм, который может быть выполнен в виде пьезоэлектрического элемента, шагового электродвигателя, электромагнитной системы или электростатической системы (пат. США №№5321501, 5383467).
Известные усовершенствования измерительных зондов, входящих в состав устройств для получения изображения объектов с помощью оптического низкокогерентного излучения, направлены, в частности, на обеспечение возможности получения изображения тонких сосудов (пат. США №55821721), на оптимизацию конструкции зонда с точки зрения получения максимальной амплитуды отклонения пучка оптического излучения при ограниченных размерах корпуса оптоволоконного зонда (пат. РФ №2148378, 2000 г.).
Известные устройства для получения изображения объекта с помощью низкокогерентного оптического излучения реализуют, в сущности, один и тот же способ получения изображения объекта, описанный, например, в пат. США №№5321501, 5383467, 5459570, 5582171, пат. РФ №2148378, который и является ближайшим аналогом разработанного способа получения изображения объекта. По способу, известному по пат. РФ №2148378, низкокогерентное оптическое излучение направляют одновременно на исследуемый объект и по референтному оптическому пути. При этом упомянутое оптическое излучение направляют на исследуемый объект через оптическую систему, которая обеспечивает фокусировку низкокогерентного оптического излучения на исследуемом объекте, при одновременном поперечном сканировании упомянутого оптического излучения по поверхности, приблизительно ортогональной направлению распространения упомянутого оптического излучения. Затем смешивают оптическое излучение, вернувшееся от исследуемого объекта, и оптическое излучение, прошедшее по референтному оптическому пути, и отображают интенсивность оптического излучения, вернувшегося от исследуемого объекта, используя для этого оптическое излучение, являющееся результатом указанного смешения. Кроме того, осуществляют продольное сканирование исследуемого объекта, изменяя по заданному закону, по меньшей мере, на несколько десятков длин волн низкокогерентного оптического излучения, разность оптических длин путей для низкокогерентного оптического излучения, направляемого на исследуемый объект, и низкокогерентного оптического излучения, направляемого по референтному пути.
Ближайшим аналогом разработанного устройства для получения изображения объекта является устройство по указанному выше пат. РФ №2148378. Устройство содержит оптически связанные источник низкокогерентного оптического излучения, интерферометр и, по меньшей мере, один фотоприемник, выход которого связан с блоком обработки и индикации. Интерферометр включает оптически связанные светорасщепитель, измерительное и референтное плечи, при этом измерительное плечо снабжено устройством доставки низкокогерентного оптического излучения, выполненным в виде оптоволоконного зонда. Упомянутое устройство доставки низкокогерентного оптического излучения содержит оптическое волокно, размещенное с возможностью прохождения через него низкокогерентного оптического излучения от проксимального конца упомянутого устройства доставки к его дистальному концу, оптическую систему, которая обеспечивает фокусировку низкокогерентного оптического излучения на исследуемом объекте и включает, по меньшей мере, первый линзовый компонент с положительной оптической силой, а также систему поперечного сканирования низкокогерентного оптического излучения. Оптическое волокно входит в состав упомянутой системы поперечного сканирования, которая выполнена с возможностью перемещения торца дистальной части оптического волокна по поверхности поперечного сканирования в направлении, приблизительно перпендикулярном оси оптического волокна.
Ближайшим аналогом разработанного устройства доставки низкокогерентного оптического излучения является оптоволоконный зонд, являющийся частью оптического интерферометра по указанному выше пат. РФ №2148378. Оптоволоконный зонд содержит оптически связанные оптическое волокно, размещенное с возможностью прохождения через него низкокогерентного оптического излучения от проксимального конца оптоволоконного зонда к его дистальному концу, и оптическую систему, которая обеспечивает фокусировку низкокогерентного оптического излучения на исследуемом объекте и включает, по меньшей мере, первый линзовый компонент с положительной оптической силой, а также систему поперечного сканирования низкокогерентного оптического излучения. Оптическое волокно входит в состав упомянутой системы поперечного сканирования, которая выполнена с возможностью перемещения торца дистальной части оптического волокна по поверхности поперечного сканирования в направлении, приблизительно перпендикулярном оси оптического волокна.
Недостатком способа, являющегося ближайшим аналогом, так же, как и устройства, его реализующего, и оптоволоконного зонда, выполняющего функцию доставки низкокогерентного оптического излучения на исследуемый объект и являющегося частью устройства по пат. РФ №2148378, равно как и других известных технических решений, предназначенных для получения изображения объекта с помощью оптического низкокогерентного излучения, является то, что получаемое изображение плоского объекта выглядит искривленным. Это искривление связано с особенностью построения изображения по интерференционному сигналу, являющемуся результатом смешения оптического излучения, вернувшегося от исследуемого объекта, и излучения, прошедшего по референтному пути. Известно, что указанный интерференционный сигнал возникает при равенстве оптических длин путей для низкокогерентного оптического излучения, направляемого на исследуемый объект, и низкокогерентного оптического излучения, направляемого по референтному пути. Однако время распространения низкокогерентного оптического излучения от точек на плоской поверхности поперечного сканирования, разно удаленных от оптической оси устройства, до соответствующих сопряженных точек в плоскости изображения, различно. Поэтому, в то время как оптическая длина пути низкокогерентного оптического излучения, распространяющегося по референтному пути, неизменна, оптическая длина пути низкокогерентного оптического излучения, направляемого на исследуемый объект, при поперечном сканировании не является константой, что приводит к искривлению формируемого изображения. Это видно на фиг.19, где приведен пример изображения, полученного известным путем, а также на фиг.8, 9 и 10, иллюстрирующих построение изображения с помощью известных технических решений. На фиг.8, 9 и 10 показаны, соответственно, линии 31, 34, 35, соответствующие геометрическому месту точек, до которых оптическая длина пути низкокогерентного оптического излучения, направляемого на исследуемый объект, имеет одинаковую величину при распространении от соответствующих сопряженных точек на плоской поверхности 28 поперечного сканирования, разно удаленных от оптической оси устройства. Из чертежей видно, что линии 31, 34, 35 имеют кривизну. Кроме того, в случае, когда поверхность поперечного сканирования имеет кривизну, например, когда оптическое волокно в оптоволоконном зонде выполняет функцию упругой консоли, возникает дополнительная аберрация, которая также вносит вклад в искривление формируемого изображения. Другим недостатком известных технических решений является фиксированное положение места фокусировки направляемого на объект низкокогерентного оптического излучения, в то время как местоположение окна когерентности при продольном сканировании изменяется, что ограничивает поперечное разрешение способа и реализующих его устройств, особенно при значительной глубине сканирования. Причиной является сильная дифракционная расходимость остросфокусированного излучения и, как следствие, малая глубина резкости. Так, глубина резкости для Гауссова сфокусированного пучка составляет d=π α 2/4λ , где α - диаметр перетяжки пучка, λ - длина волны, π =3,1416. Соответственно, для типичных параметров α =0,005 мм, λ =1300 нм, глубина резкости составляет всего 0,015 мм (15 μ m). Для обеспечения высокого поперечного разрешения при большой глубине продольного сканирования в известных устройствах производят синхронное сканирование положения фокальной перетяжки, т.е. места фокусировки оптического излучения, путем перемещения одной из линз оптической системы, и положения окна когерентности путем сканирования разности длин плеч интерферометра. Такой подход был впервые продемонстрирован в ст. Izatt, J.A., Нее, MR, Owen, GM, Swanson, E.A and Fujimoto, JG, 1994, Optical coherence microscopy in scattering media, Optics Letts. 19, 590-592, и получил название оптической когерентной микроскопии (ОКМ). Все известные реализации ОКМ выполняются путем выполнения этих двух сканирований (положения места фокусировки и положения окна когерентности) с помощью двух независимых синхронно работающих устройств. Синхронизация этих устройств является самостоятельной и довольно сложной инженерной задачей, и сложности нарастают по мере увеличения скорости ввода изображений.
Таким образом, задачей, на решение которой направлено настоящее изобретение, является разработка способа получения изображения объекта с помощью оптического низкокогерентного излучения и устройства для его осуществления, а также устройства доставки низкокогерентного оптического излучения, являющегося частью устройства для получения изображения объекта с улучшенными эксплуатационными характеристиками, которые позволяют формировать неискаженное, плоское изображение плоского объекта исследования. Другой задачей является повышение поперечного разрешения способа получения изображения объекта, реализующего его устройства и устройства доставки низкокогерентного оптического излучения.
Сущность разработанного способа получения изображения объекта заключается в том, что так же, как и в способе, который является ближайшим аналогом, низкокогерентное оптическое излучение направляют одновременно на исследуемый объект и по референтному пути. При этом упомянутое оптическое излучение направляют на исследуемый объект через оптическую систему, которая обеспечивает фокусировку низкокогерентного оптического излучения на исследуемом объекте, при одновременном поперечном сканировании упомянутого оптического излучения путем перемещения торца дистальной части оптического волокна по поверхности поперечного сканирования, приблизительно ортогональной направлению распространения упомянутого оптического излучения. Затем смешивают излучение, вернувшееся от исследуемого объекта, и излучение, прошедшее по референтному оптическому пути, и отображают интенсивность оптического излучения, вернувшегося от исследуемого объекта, используя для этого оптическое излучение, являющееся результатом указанного смешения.
Новым в разработанном способе является то, что корректируют связанную с поперечным сканированием аберрацию оптической длины пути низкокогерентного оптического излучения, направляемого на исследуемый объект, путем обеспечения постоянства времени распространения низкокогерентного оптического излучения от торца дистальной части оптического волокна до соответствующей сопряженной точки в плоскости его изображения при перемещении торца дистальной части оптического волокна по указанной поверхности поперечного сканирования.
Целесообразно для заданных координат на поверхности поперечного сканирования дополнительно осуществлять продольное сканирование, изменяя по заданному закону разность оптических длин путей для низкокогерентного оптического излучения, направляемого на исследуемый объект, и низкокогерентного оптического излучения, направляемого по референтному пути.
В частном случае разность оптических длин путей для низкокогерентного оптического излучения, направляемого на исследуемый объект, и низкокогерентного оптического излучения, направляемого по референтному пути, изменяют, по меньшей мере, на несколько десятков длин волн низкокогерентного оптического излучения.
В другом частном случае изменение разности оптических длин путей для низкокогерентного оптического излучения, направляемого на исследуемый объект, и низкокогерентного оптического излучения, направляемого по референтному пути, осуществляют путем изменения оптической длины пути для низкокогерентного оптического излучения от поверхности поперечного сканирования до оптической системы.
В другом частном случае исследуемым объектом является биоткань живого организма.
В конкретной реализации этого частного случая исследуемым объектом является внутренняя полость живого организма.
В конкретной реализации в качестве упомянутого низкокогерентного оптического излучения используют оптическое излучение видимого или ближнего ИК диапазона длин волн.
Сущность разработанного устройства для получения изображения объекта заключается в том, что оно так же, как и устройство, которое является ближайшим аналогом, содержит оптически связанные источник низкокогерентного оптического излучения, интерферометр и, по меньшей мере, один фотоприемник, выход которого связан с блоком обработки и индикации. Интерферометр включает оптически связанные светорасщепитель, измерительное и референтное плечи, а измерительное плечо снабжено устройством доставки низкокогерентного оптического излучения. Устройство доставки содержит оптически связанные оптическое волокно и оптическую систему, а также систему поперечного сканирования низкокогерентного оптического излучения. Оптическое волокно размещено с возможностью прохождения через него низкокогерентного оптического излучения от проксимального конца устройства доставки к его дистальному концу, а оптическая система обеспечивает фокусировку низкокогерентного оптического излучения на исследуемом объекте. Оптическая система включает, по меньшей мере, первый линзовый компонент с положительной оптической силой, а оптическое волокно входит в состав упомянутой системы поперечного сканирования, которая выполнена с возможностью перемещения торца дистальной части оптического волокна по поверхности поперечного сканирования в направлении, приблизительно перпендикулярном оси оптического волокна.
Новым в разработанном устройстве для получения изображения объекта является то, что оптическая система оптоволоконного зонда выполнена с возможностью коррекции аберрации оптической длины измерительного плеча, связанной с перемещением торца дистальной части оптического волокна по указанной поверхности поперечного сканирования. При этом упомянутая оптическая система содержит, по меньшей мере, второй линзовый компонент с положительной оптической силой, установленный за упомянутым первым линзовым компонентом.
В частном случае поверхность поперечного сканирования характеризуется отличной от нуля кривизной.
В конкретной реализации этого частного случая упомянутое оптическое волокно выполняет функцию упругой консоли и закреплено в опорном элементе, входящем в состав оптоволоконного зонда.
В другом частном случае первый и второй линзовые компоненты оптической системы размещены приблизительно конфокально.
В другом частном случае первый линзовый компонент оптической системы размещен на расстоянии, приблизительно равном фокусному расстоянию этого линзового компонента, от поверхности поперечного сканирования, а расстояние между первым и вторым линзовыми компонентами оптической системы отличается от расстояния, соответствующего конфокальному расположению упомянутых линзовых компонент оптической системы на величину δ 1, связанную с фокусным расстоянием F1 первого линзового компонента оптической системы и радиусом R кривизны поверхности поперечного сканирования соотношением:
δ 1≅ (F1)2/R.
В другом частном случае первый линзовый компонент оптической системы смещен на расстояние δ 2 от положения, при котором расстояние от этого линзового компонента до поверхности поперечного сканирования приблизительно равно фокусному расстоянию этого линзового компонента, а расстояние между первым и вторым линзовыми компонентами оптической системы отличается от расстояния, соответствующего конфокальному расположению упомянутых линзовых компонент оптической системы на величину δ 3, определяемую соотношением:
δ 3≅ (F1)2/(R+δ 2).
В другом частном случае устройство доставки низкокогерентного оптического излучения выполнено в виде оптоволоконного зонда.
В другом частном случае, по меньшей мере, одно из плеч интерферометра дополнительно снабжено устройством для продольного сканирования исследуемого объекта.
В конкретной реализации этого частного случая устройство для продольного сканирования размещено в измерительном плече интерферометра и выполнено обеспечивающим изменение оптической длины участка измерительного плеча от поверхности поперечного сканирования до оптической системы.
В частном случае этой конкретной реализации при получении изображения подповерхностной части исследуемого объекта коэффициент М увеличения оптической системы связан с показателем N1 преломления исследуемого объекта следующим образом: М=1/N1.
В частном другом случае этой конкретной реализации при получении изображения профиля исследуемого объекта коэффициент М увеличения оптической системы связан с показателем N2 преломления среды, соприкасающейся с поверхностью исследуемого объекта, следующим образом: М=1/N2.
В другой конкретной реализации устройство для продольного сканирования размещено внутри устройства доставки низкокогерентного оптического излучения.
В другом частном случае торец дистальной части оптического волокна снабжен жестко скрепленной с ним микролинзой.
Сущностью разработанного устройства доставки низкокогерентного оптического излучения является то, что оно так же, как и устройство доставки, являющееся ближайшим аналогом, содержит оптически связанные оптическое волокно, размещенное с возможностью прохождения через него низкокогерентного оптического излучения от проксимального конца устройства доставки к его дистальному концу, и оптическую систему, которая обеспечивает фокусировку низкокогерентного оптического излучения на исследуемом объекте. Оптическая система включает, по меньшей мере, первый линзовый компонент с положительной оптической силой, а также систему поперечного сканирования низкокогерентного оптического излучения. Оптическое волокно входит в состав упомянутой системы поперечного сканирования, которая выполнена с возможностью перемещения торца дистальной части оптического волокна по поверхности поперечного сканирования в направлении, приблизительно перпендикулярном оси оптического волокна.
Новым в разработанном устройстве доставки низкокогерентного оптического излучения является то, что упомянутая оптическая система выполнена с возможностью коррекции аберрации оптической длины пути низкокогерентного оптического излучения, проходящего через устройство доставки, связанной с перемещением торца дистальной части оптического волокна по указанной поверхности поперечного сканирования. При этом оптическая система содержит, по меньшей мере, второй линзовый компонент с положительной оптической силой, который установлен за упомянутым первым линзовым компонентом.
В частном случае поверхность поперечного сканирования характеризуется отличной от нуля кривизной.
В конкретной реализации этого частного случая упомянутое оптическое волокно выполняет функцию упругой консоли и закреплено в опорном элементе, входящем в состав устройства доставки низкокогерентного оптического излучения.
В другом частном случае первый и второй линзовые компоненты оптической системы размещены приблизительно конфокально.
В другом частном случае первый линзовый компонент оптической системы размещен на расстоянии, приблизительно равном фокусному расстоянию этого линзового компонента, от поверхности поперечного сканирования, а расстояние между первым и вторым линзовыми компонентами оптической системы отличается от расстояния, соответствующего конфокальному расположению упомянутых линзовых компонент оптической системы на величину δ 1, связанную с фокусным расстоянием F1 первого линзового компонента оптической системы и радиусом R кривизны поверхности поперечного сканирования соотношением:
δ 1≅ (F1)2/R.
В другом частном случае первый линзовый компонент оптической системы смещен на расстояние δ 2 от положения, при котором расстояние от этого линзового компонента до поверхности поперечного сканирования приблизительно равно фокусному расстоянию этого линзового компонента, а расстояние между первым и вторым линзовыми компонентами оптической системы отличается от расстояния, соответствующего конфокальному расположению упомянутых линзовых компонент оптической системы на величину δ 3, определяемую соотношением:
δ 3≅ (F1)2/(R+δ 2).
В другом частном случае устройство доставки низкокогерентного оптического излучения выполнено в виде оптоволоконного зонда, при этом оптическое волокно, оптическая система и система поперечного сканирования низкокогерентного оптического излучения размещены в протяженном корпусе, снабженном продольным сквозным отверстием, в котором в продольном направлении размещено упомянутое оптическое волокно.
В другом частном случае вблизи плоскости изображения торца дистальной части оптического волокна размещено выходное окно устройства доставки низкокогерентного оптического излучения. В конкретной реализации этого частного случая функцию выходного окна устройства доставки низкокогерентного оптического излучения выполняет второй линзовый компонент оптической системы.
В другой конкретной реализации этого частного случая нормаль к наружной поверхности выходного окна устройства доставки низкокогерентного оптического излучения ориентирована под углом к направлению падения низкокогерентного оптического излучения на упомянутую наружную поверхность, превышающим угол расходимости упомянутого низкокогерентного оптического излучения в месте его пересечения с упомянутой наружной поверхностью.
В частном случае при однокоординатной приближенно линейной траектории поперечного сканирования второй линзовый компонент смещен в направлении, ортогональном направлению поперечного сканирования, и в направлении, ортогональном направлению распространения низкокогерентного оптического излучения.
В другом частном случае устройство доставки дополнительно снабжено устройством для продольного сканирования, выполненным в виде устройства для изменения оптической длины пути низкокогерентного оптического излучения от поверхности поперечного сканирования до оптической системы.
В конкретной реализации этого частного случая при получении изображения подповерхностной части исследуемого объекта коэффициент М увеличения оптической системы связан с показателем N1 преломления исследуемого объекта следующим образом: М=1/N1.
В другой конкретной реализации этого частного случая при получении изображения профиля исследуемого объекта коэффициент М увеличения оптической системы связан с показателем N2 преломления среды, соприкасающейся с поверхностью исследуемого объекта, следующим образом: М=1/N2. В другом частном случае торец дистальной части оптического волокна снабжен жестко скрепленной с ним микролинзой.
В настоящем изобретении при получении изображения объекта обеспечено постоянство времени распространения низкокогерентного оптического излучения от торца дистальной части оптического волокна до соответствующей сопряженной точки в плоскости его изображения при перемещении торца дистальной части оптического волокна по указанной поверхности поперечного сканирования. Это обеспечивает коррекцию связанной с поперечным сканированием аберрации оптической длины пути низкокогерентного оптического излучения, направляемого на исследуемый объект, и достигается выполнением оптической системы в виде, по меньшей мере, двух, размещенных приблизительно конфокально, линзовых компонент с положительной оптической силой. При этом, как при плоской поверхности поперечного сканирования, так и при поверхности поперечного сканирования, имеющей кривизну, первый линзовый компонент может быть установлен как на расстоянии, равном фокусному расстоянию этого компонента, от поверхности поперечного сканирования, так и на расстоянии, несколько большем или несколько меньшем указанного фокусного расстояния. В случае, когда поверхность поперечного сканирования имеет кривизну, компенсация связанной с ней дополнительной аберрации обеспечивается соответствующей вносимой аберрацией с обратным знаком. Кроме того, реализация продольного сканирования путем изменения оптической длины пути для низкокогерентного оптического излучения от поверхности поперечного сканирования до оптической системы, а следовательно, и до исследуемого объекта, обеспечивает соответствующее смещение места фокусировки низкокогерентного оптического излучения при продольном сканировании исследуемого объекта. Совместная реализация в настоящем изобретении постоянства времени распространения низкокогерентного оптического излучения от заданной точки на поверхности поперечного сканирования до соответствующей сопряженной точки в плоскости изображения и указанного способа продольного сканирования позволяют совместить положение места фокусировки низкокогерентного оптического излучения и положение окна когерентности, и, следовательно, одновременное их перемещение. Это исключает необходимость использования дополнительных синхронизирующих устройств, требующихся в известных технических решениях. Указанная реализация обеспечивает высокое поперечное разрешение способа и устройства для его реализации. Ориентирование нормали к наружной поверхности выходного окна оптоволоконного зонда под углом к направлению падения низкокогерентного оптического излучения на упомянутую наружную поверхность, превышающим угол расходимости низкокогерентного оптического излучения в месте его пересечения с упомянутой наружной поверхностью, препятствует попаданию отраженного излучения назад в оптическое волокно. Конкретные виды и формы выполнения второго линзового компонента характеризуют изобретение в частных конкретных случаях его выполнения.
Все вышеизложенное позволяет решить задачу, на решение которой направлено настоящее изобретение - разработать способ для получения изображения объекта, устройство для его реализации и устройство доставки низкокогерентного оптического излучения, являющееся частью устройства для получения изображения объекта, которые позволяют формировать неискаженное, плоское изображение плоского объекта исследования, и характеризуются также высоким поперечным разрешением.
На фиг.1 приведен вариант структурной схемы разработанного устройства для получения изображения объекта, с помощью которого может быть реализован разработанный способ.
На фиг.2 изображен вариант конструкции оптоволоконного зонда (в поперечном сечении).
На фиг.3, 4, 5, 6, 7 изображены варианты выполнения оптической системы оптоволоконного зонда (в поперечном сечении).
Фиг.8, 9, 10 иллюстрируют построение изображения с помощью известных технических решений.
Фиг.11, 12, 13, 14, 15 иллюстрируют процедуру коррекции аберрации оптической длины пути низкокогерентного оптического излучения, направляемого на исследуемый объект, с помощью разработанных технических решений.
На фиг.16 приведен другой вариант структурной схемы разработанного устройства для получения изображения объекта, с помощью которого может быть реализован разработанный способ.
Фиг.17, 18 иллюстрируют различные варианты выполнения оптоволоконного зонда при размещении в нем устройства для продольного сканирования исследуемого объекта, выполненного в виде устройства для изменения оптической длины пути низкокогерентного оптического излучения от торца дистальной части оптического волокна до оптической системы.
На фиг.19, 20 показаны примеры изображений, полученных с помощью известного и разработанного технического решения, соответственно.
Разработанные способ получения изображения объекта, устройство для его реализации и устройство доставки низкокогерентного оптического излучения иллюстрируются на примерах оптоволоконного интерферометра, входящего в состав устройства для оптической низкокогерентной томографии, и оптоволоконного зонда, хотя очевидно, что они могут быть реализованы с помощью оптических элементов с сосредоточенными параметрами.
Устройство по фиг.1 содержит оптически связанные источник 1 низкокогерентного оптического излучения, оптоволоконный интерферометр 2 и, в конкретной реализации, один фотоприемник 3, выход которого связан с блоком 4 обработки и индикации. Интерферометр 2, который в конкретной реализации представляет собой интерферометр Майкельсона, включает оптически связанные светорасщепитель 5, оптоволоконные измерительное плечо 6 и референтное плечо 7. Измерительное плечо 6 снабжено устройством доставки низкокогерентного оптического излучения, выполненное в конкретной реализации в виде оптоволоконного зонда 8, а на конце референтного плеча 7 в конкретной реализации установлено референтное зеркало 9. Референтное плечо 7 содержит устройство 10 для продольного сканирования исследуемого объекта 11. Устройство 10 связано с источником управляющего напряжения (на чертеже не показан), а выход блока 4 оптоволоконного интерферометра 2 является выходом разработанного устройства.
Оптоволоконный зонд 8 по фиг.2 содержит протяженный корпус 12, снабженный продольным сквозным отверстием 13, в котором в продольном направлении размещено оптическое волокно 14, оптическая система 15 и система 16 поперечного сканирования, которая связана с источником управляющего тока (на чертеже не показан). Торец 17 дистальной части 18 оптического волокна 14 оптически связан с оптической системой 15. Оптическая система 15 обеспечивает фокусировку низкокогерентного оптического излучения на исследуемом объекте 11. Оптическая система 15 содержит, по меньшей мере, два линзовых компонента с положительной оптической силой. В конкретной реализации по фиг.2 оптическая система 15 включает последовательно установленные на оптической оси первый линзовый компонент 19 и второй линзовый компонент 20. Система 16 поперечного сканирования выполнена с возможностью перемещения дистальной части 18 оптического волокна 14 в направлении, приблизительно перпендикулярном оси оптического волокна 14. В конкретной реализации, представленной на фиг.2, оптическое волокно 14 выполняет функцию упругой консоли и закреплено в опорном элементе 21, входящем в состав оптоволоконного зонда 8.
В варианте оптоволоконного зонда, представленном на фиг.2, вблизи плоскости 22 изображения торца 17 дистальной части 18 оптического волокна 14 размещено выходное окно 23 оптоволоконного зонда 8. При этом функцию выходного окна 23 оптоволоконного зонда 8 выполняет второй линзовый компонент 20 оптической системы 15.
Вариант оптической системы 15 оптоволоконного зонда 8, представленный на фиг.3, не содержит выходного окна 23.
В варианте оптической системы 15 по фиг.4 нормаль 24 к наружной поверхности 25 выходного окна 23 оптоволоконного зонда 8 ориентирована под углом α 1 к направлению падения низкокогерентного оптического излучения на наружную поверхность 25, превышающим угол α 2 расходимости упомянутого низкокогерентного оптического излучения в месте его пересечения с наружной поверхностью 25. В этом варианте второй линзовый компонент 20 смещен в направлении, ортогональном направлению поперечного сканирования, и в направлении, ортогональном направлению распространения низкокогерентного оптического излучения. В этой конкретной реализации второй линзовый компонент 20 выполнен в виде сферической линзы, поэтому указанное смещение реализовано смещением центра кривизны линзы.
Фиг.5 иллюстрирует другой вариант указанного смещения второго линзового компонента 20. При этом также выполняется указанное выше условие ориентации нормали 24 к направлению падения низкокогерентного оптического излучения на наружную поверхность 25 выходного окна 23. В этой реализации выходное окно 23 выполнено в виде плоскопараллельной пластины 26.
На фиг.6 показана реализация оптической системы 15, в которой второй линзовый компонент 20 выполняет функцию выходного окна 23, при этом наружная поверхность 25 линзового компонента 20 скошена для выполнения указанного выше условия, касающегося ориентации нормали 24 к направлению падения низкокогерентного оптического излучения на наружную поверхность 25 выходного окна 23.
В варианте, представленном на фиг.7, оптическая система 15 выполнена в виде композитной линзы 27, в состав которой входят первый 19 и второй 20 линзовые компоненты.
Фиг.8 иллюстрирует построение изображения известным способом в известных устройствах для плоской поверхности 28 поперечного сканирования в случае, когда оптическая система 29 выполнена в виде одного линзового компонента 30 с положительной оптической силой. На чертеже показана также линия 31, соответствующая геометрическому месту точек, до которых оптическая длина пути низкокогерентного оптического излучения, направляемого на исследуемый объект 11, имеет одинаковую величину при распространении от соответствующих сопряженных точек на плоской поверхности 28 поперечного сканирования, разно удаленных от оптической оси устройства.
Фиг.9 и фиг.10 иллюстрируют построение изображения известным способом в известных устройствах для плоской поверхности 28 поперечного сканирования в случаях, когда оптическая система 29 выполнена в виде двух линзовых компонент 32, 33 с положительной оптической силой, и расположенных друг от друга на расстоянии, соответственно, большем и меньшем конфокального. На фиг.9, 10 показаны также, соответственно, линии 34, 35, соответствующие геометрическому месту точек, до которых оптическая длина пути низкокогерентного оптического излучения, направляемого на исследуемый объект 11, имеет одинаковую величину при распространении от соответствующих сопряженных точек на плоской поверхности 28 поперечного сканирования, разно удаленных от оптической оси устройства.
Фиг.11, фиг.12 и фиг.13 иллюстрируют построение изображения в разработанном устройстве, реализующем разработанный способ при плоской поверхности 28 поперечного сканирования. Первый 19 и второй 20 линзовые компоненты расположены приблизительно конфокально. Фиг.11 иллюстрирует случай, когда первый линзовый компонент 19 размещен на расстоянии, приблизительно равном фокусному расстоянию F1 этого компонента, от поверхности 28, фиг.12 иллюстрирует случай, когда первый линзовый компонент 19 размещен на расстоянии d1, несколько большем фокусного расстояния F1, от поверхности 28, а на фиг.13 первый линзовый компонент 19 размещен на расстоянии d2, несколько меньшем фокусного расстояния F1, от поверхности 28. На фиг.11, 12, 13 показаны также, соответственно, линии 36, 37, 38, соответствующие геометрическому месту точек, до которых оптическая длина пути низкокогерентного оптического излучения, направляемого на исследуемый объект 11, имеет одинаковую величину при распространении от соответствующих сопряженных точек на плоской поверхности 28 поперечного сканирования, разно удаленных от оптической оси устройства.
Фиг.14 и фиг.15 иллюстрируют построение изображения в разработанном устройстве, реализующем разработанный способ при поверхности 39 поперечного сканирования, имеющей кривизну R. При этом фиг.14 иллюстрирует случай, когда первый линзовый компонент 19 размещен на расстоянии, приблизительно равном фокусному расстоянию F1 этого компонента, от поверхности 39 поперечного сканирования; в этом случае расстояние между первым 19 и вторым 20 линзовыми компонентами оптической системы 15 отличается от расстояния, соответствующего конфокальному расположению упомянутых линзовых компонент оптической системы 15 на величину δ 1, связанную с фокусным расстоянием F1 первого линзового компонента 19 и радиусом R кривизны поверхности 39 поперечного сканирования соотношением:
δ 1≅ (F1)2/R.
А фиг.15 иллюстрирует случай, когда первый линзовый компонент 19 смещен на расстояние δ 2 от положения, при котором расстояние от этого линзового компонента 19 до поверхности 39 поперечного сканирования приблизительно равно фокусному расстоянию F1 этого линзового компонента; в этом случае расстояние между первым 19 и вторым 20 линзовыми компонентами отличается от расстояния, соответствующего конфокальному расположению упомянутых линзовых компонент оптической системы 15 на величину δ 3, определяемую соотношением:
δ 3≅ (F1)2/(R+δ 2).
На фиг.14, 15 показана также линия 40, соответствующая геометрическому месту точек, до которых оптическая длина пути низкокогерентного оптического излучения, направляемого на исследуемый объект 11, имеет одинаковую величину при распространении от соответствующих сопряженных точек на поверхности 39 поперечного сканирования, разно удаленных от оптической оси устройства.
В устройстве по фиг.16 устройство 10 для продольного сканирования исследуемого объекта 11 размещено внутри оптоволоконного зонда 8.
Фиг.17, 18 иллюстрируют варианты выполнения оптоволоконного зонда 8 при размещении в нем устройства 10 для продольного сканирования исследуемого объекта 11, выполненного в виде устройства для изменения оптической длины пути низкокогерентного оптического излучения от поверхности 28 поперечного сканирования, пространственное положение которой соответствует пространственному положению торца 17 дистальной части 18 оптического волокна 14, до оптической системы 15. В реализации по фиг.17 устройство 10 соединено с дистальной частью 18 оптического волокна 14, а в реализации по фиг.18 оптоволоконный зонд 8 дополнительно снабжен зеркалами 41, 42, при этом устройство 10 соединено с зеркалом 42.
На фиг.17, 18 показана также линия 43, соответствующая геометрическому месту точек, до которых оптическая длина пути низкокогерентного оптического излучения, направляемого на исследуемый объект 11, имеет одинаковую величину при распространении от соответствующих сопряженных точек на поверхности 28 поперечного сканирования, разно удаленных от оптической оси устройства.
В реализациях, соответствующих фиг.17, 18, при получении изображения подповерхностной части исследуемого объекта коэффициент М увеличения оптической системы 15 связан с показателем N1 преломления исследуемого объекта 11 следующим образом: М=1/N1, а при получении изображения профиля исследуемого объекта коэффициент М увеличения оптической системы 15 связан с показателем N2 преломления среды, соприкасающейся с поверхностью исследуемого объекта 11, следующим образом: М=1/N2.
В реализациях, соответствующих фиг.17, 18, торец 17 дистальной части 18 оптического волокна 14 может быть снабжен жестко скрепленной с ним микролинзой (на чертеже не показано).
Источник 1 представляет собой источник низкокогерентного оптического излучения видимого или ближнего ИК диапазона длин волн; в качестве источника 1 может быть использован, например, лазер или суперлюминесцентный диод.
В качестве интерферометра 2 может быть использован интерферометр любого типа, например, интерферометр Майкельсона, интерферометр Маха-Цендера, а также комбинации таких интерферометров, известные, в частности, по международной заявке №WO 00/16034.
В качестве фотоприемника 3 может быть использован фотодиод.
Блок 4 предназначен для формирования изображения исследуемого объекта путем отображения интенсивности обратно рассеянного когерентного излучения и может быть выполнен, например, аналогично блоку обработки и индикации по ст. В.М. Геликонов и др. "Когерентная оптическая томография микронеоднородностей биотканей". Письма в ЖЭТФ, том. 61, вып.2, с.149-153, который включает последовательно соединенные полосовой фильтр, логарифмический усилитель, амплитудный детектор, аналого-цифровой преобразователь и компьютер.
Устройство 10 предназначено для изменения разности оптических длин плеч интерферометра 2, т.е. для продольного сканирования исследуемого объекта 11. В реализации устройства по фиг.1 референтное зеркало 9 выполнено неподвижным, а устройство 10 выполнено по патенту РФ № 2100787 в виде оптоволоконного пьезоэлектрического преобразователя, содержащего по меньшей мере один пьезоэлектрический элемент, выполненный с возможностью формирования в нем электрического поля и характеризующийся высоким обратным пьезоэффектом, жестко скрепленные с пьезоэлектрическим элементом электроды, а также оптическое волокно, жестко скрепленное с электродами. Размер пьезоэлектрического элемента в направлении, приблизительно ортогональном вектору электрического поля, существенно превышает размер пьезоэлектрического элемента в направлении, приблизительно совпадающем с вектором электрического поля, при этом длина оптического волокна существенно превышает диаметр пьезоэлектрического элемента.
Устройство 10 может быть выполнено аналогичным сканерам, описанным в пат. США №5321501. В этом случае референтное зеркало 9 выполнено с возможностью перемещения с постоянной скоростью, а устройство 10, соединенное с референтным зеркалом 9, может быть выполнено в виде различного рода механизмов, описанных в указанном патенте, обеспечивающих необходимое перемещение референтного зеркала 9.
Устройство 10 может также быть выполнено по ст. K.F. Kwong, D. Yankelevich et al., 400-Hz mechanical scanning optical delay line, Optics Letters, Vol.18, No. 7, April 1, 1993, в виде дисперсионно-решеточной линии задержки.
В качестве оптического волокна 14 целесообразно использовать одномодовое поляризационно-сохраняющее волокно; например, может быть использовано оптическое волокно типа PANDA.
Корпус 12 оптоволоконного зонда 8 может быть выполнен из нержавеющей стали.
Как первый 19, так и второй 20 линзовые компоненты могут быть выполнены в виде градиентной линзы. Оптическая система 15 оптоволоконного зонда 8 также может быть выполнена в виде градиентной линзы, в состав которой входят первый 19 и второй 20 линзовые компоненты (на чертеже не показано). Как первый 19, так и второй 20 линзовые компоненты в различных конкретных реализациях оптической системы 15 могут быть выполнены в виде композитной линзы. Эти варианты не представлены на чертежах.
Система 16 поперечного сканирования может быть выполнена, например, так же, как в устройстве по пат. РФ №2148378.
Первый 19 и второй 20 линзовые компоненты могут включать в себя различные оптические элементы, необходимые, например, для коррекции аберраций различной природы. Целесообразно для повышения качества получаемого изображения выполнить первый 19 и второй 20 линзовые компоненты асферическими.
Во всех вариантах реализации оптоволоконного зонда 8 расстояние между вторым линзовым компонентом 20 и плоскостью 22 изображения определяется условием обеспечения фокусировки на ней низкокогерентного оптического излучения, направляемого на исследуемый объект 11.
Часть измерительного плеча 6 оптоволоконного интерферометра 2 может быть выполнена гибкой и введена в инструментальный канал эндоскопа (на чертеже не показано). Оптоволоконный зонд 8 может быть выполнен миниатюрным (см. фиг.2) и размещен в дистальном конце инструментального канала эндоскопа (на чертеже не показано). В конкретной реализации, предназначенной для эндоскопических исследований, длина корпуса 12 не превышает 27 мм, а его диаметр не превышает 2,7 мм.
Часть измерительного плеча 6 интерферометра 2, включающая часть, вводимую в инструментальный канал эндоскопа, может быть выполнена сменной и соединена с основной частью измерительного плеча 6 с помощью разъемного соединения. При этом сменная часть измерительного плеча 6 интерферометра 2 может быть выполнена одноразовой. Для удобства пользования дистальная часть оптоволоконного зонда 8 может быть выполнена в виде сменных наконечников.
При реализации разработанного устройства для получения изображения объекта по фиг.16 устройство 10 может быть выполнено аналогичным сканерам, описанным в пат. США №5321501. В реализации по фиг.16 референтное зеркало 9 выполнено неподвижным, а устройство 10, соединенное либо с дистальной частью 18 оптического волокна 14 (фиг.17), либо с зеркалом 42 (фиг.18), может быть выполнено в виде различного рода механизмов, описанных в указанном патенте, обеспечивающих необходимое перемещение дистальной части 18 оптического волокна 14 и зеркала 42.
Работа разработанных устройства для получения изображения объекта и устройства доставки низкокогерентного оптического излучения, выполненного в конкретной реализации в виде оптоволоконного зонда, будет понятна из приведенного ниже описания реализации способа получения изображения объекта.
Способ получения изображения объекта с помощью устройства, структурная схема которого приведена на фиг.1, и с помощью оптоволоконного зонда, изображенного на фиг.2, варианты оптической системы которого приведены на фиг.3-7, реализуется следующим образом.
Размещают оптоволоконный зонд 8 так, что обеспечивается фокусировка низкокогерентного оптического излучения на исследуемом объекте 11.
В конкретной реализации, когда оптоволоконный зонд 8 является эндоскопическим, оптоволоконный зонд 8 размещают так, что наружная поверхность 25 выходного окна 23 находится в соприкосновении с исследуемым объектом 11.
Низкокогерентное оптическое излучение, в конкретной реализации, видимого или ближнего ИК диапазона, сформированное с помощью источника 1, направляют одновременно на исследуемый объект 11 и по референтному пути. Для этого низкокогерентное оптическое излучение разделяют на две части с помощью светорасщепителя 5 оптоволоконного интерферометра 2. Часть оптического излучения через отрезок оптического волокна 14 от проксимального конца оптического волокна 14 к его дистальному концу с помощью оптоволоконного измерительного плеча 6 и оптоволоконного зонда 8 интерферометра 2 направляют на исследуемый объект 11. При этом осуществляют поперечное сканирование этой части оптического излучения путем перемещения дистальной части 18 оптического волокна 14 в направлении, приблизительно перпендикулярном оси оптического волокна 14 с помощью системы 16 поперечного сканирования. Оптическая система 15 обеспечивает фокусировку этой части оптического излучения на исследуемом объекте 11.
Другую часть низкокогерентного оптического излучения направляют по референтному оптическому пути на референтное зеркало 9 с помощью референтного плеча 7 оптоволоконного интерферометра 2. С помощью устройства 10 для заданных координат на поверхности 28 или 39 поперечного сканирования дополнительно изменяют разность оптических длин плеч 6, 7 интерферометра 2 с постоянной скоростью V, изменяя тем самым по заданному закону разность оптических длин путей для низкокогерентного оптического излучения, направляемого на исследуемый объект 11, и низкокогерентного оптического излучения, направляемого по референтному пути.
С помощью светорасщепителя 5 смешивают оптическое излучение, вернувшееся от исследуемого объекта 11, и излучение, прошедшее по референтному оптическому пути, в конкретной реализации, отраженное от референтного зеркала 9. При изменении разности оптических длин плеч 6, 7 с помощью устройства 10 происходит интерференционная модуляция интенсивности на частоте Допплера f=2V/λ , где λ - рабочая длина волны источника 1, смешанного оптического излучения на выходе светорасщепителя 5, причем закон интерференционной модуляции соответствует изменению интенсивности оптического излучения, вернувшегося от исследуемого объекта 11. Затем получают изображение исследуемого объекта 11 путем отображения интенсивности оптического излучения, вернувшегося от исследуемого объекта 11, используя для этого сигнал интерференционной модуляции интенсивности оптического излучения, являющегося результатом указанного смешения, следующим образом.
Фотоприемник 3 обеспечивает преобразование смешанного оптического излучения с выхода светорасщепителя 5 в электрический сигнал, который поступает в блок 4. Полосовой фильтр блока 4 осуществляет выделение сигнала на частоте Допплера, что обеспечивает улучшение соотношения сигнал/шум. После усиления сигнал поступает на амплитудный детектор, который выделяет сигнал, пропорциональный огибающей этого сигнала. Выделенный амплитудным детектором блока 4 сигнал пропорционален сигналу интерференционной модуляции интенсивности смешанного оптического излучения. Аналого-цифровой преобразователь блока 4 осуществляет преобразование сигнала с выхода амплитудного детектора в цифровую форму. Компьютер блока 4 обеспечивает получение изображения путем отображения на дисплее интенсивности цифрового сигнала (указанное отображение может быть реализовано, например, по кн. H.E. Burdick. Digital imaging: Theory and Applications, 304 pp., Mc Graw Hill, 1997). Поскольку цифровой сигнал соответствует изменению интенсивности оптического излучения, вернувшегося от исследуемого объекта 11, то полученное на дисплее изображение соответствует изображению исследуемого объекта 11.
На фиг.11, 12, 13 показано построение изображения с помощью разработанных технических решений при плоской поверхности 28 поперечного сканирования. Из чертежей видно, что при приблизительно конфокальном расположении первого 19 и второго 20 линзовых компонент оптической системы 15 линии 36, 37, 38, соответствующие геометрическому месту точек, до которых оптическая длина пути низкокогерентного оптического излучения, направляемого на исследуемый объект 11, имеет одинаковую величину при распространении от соответствующих сопряженных точек на плоской поверхности 28 поперечного сканирования, разно удаленных от оптической оси устройства, не имеют кривизны. Причем это справедливо при размещении линзового компонента 19 на расстоянии, как приблизительно равном фокусному расстоянию F1 этого компонента от поверхности 28 так и на расстоянии d1, большем или на расстоянии d2, меньшем фокусного расстояния F1 от поверхности 28. При этом в зависимости от местоположения первого линзового компонента 19 линии 37, 38 смещены в ту или иную сторону относительно местоположения линии 36 на некоторую величину δ 4.
На фиг.14, 15 показано построение изображения с помощью разработанных технических решений при поверхности 39 поперечного сканирования, имеющей кривизну R. Из чертежей видно, что линия 40, соответствующая геометрическому месту точек, до которой оптическая длина пути низкокогерентного оптического излучения, направляемого на исследуемый объект 11, имеет одинаковую величину при распространении от соответствующих сопряженных точек на поверхности 39, разно удаленных от оптической оси устройства, не имеют кривизны. При выполнении указанных выше условий взаимного расположения первого 19 и второго 20 линзовых компонент отсутствие кривизны указанной линии имеет место при размещении линзового компонента 19 на расстоянии, как приблизительно равном фокусному расстоянию F1 этого компонента от поверхности 39, так и на расстоянии, большем или меньшем фокусного расстояния F1 от поверхности 39.
Способ получения изображения объекта с помощью устройства, структурная схема которого приведена на фиг.16, реализуется так же, как и с помощью устройства по фиг.1. Отличие заключается лишь в том, что изменение разности оптических длин путей для низкокогерентного оптического излучения, направляемого на исследуемый объект 11, и низкокогерентного оптического излучения, направляемого по референтному пути, осуществляют путем изменения оптической длины пути для низкокогерентного оптического излучения от поверхности поперечного сканирования 28, т.е. от торца 17 дистальной части 18 оптического волокна 14, до оптической системы 15, т.е. до исследуемого объекта 11. При этом в реализации по фиг.17 указанное изменение разности оптических длин путей обеспечивается путем соответствующего перемещения дистальной части 18 оптического волокна 14 с помощью сканирующего устройства 10, а в реализации по фиг.18 - путем соответствующего перемещения зеркала 42 с помощью сканирующего устройства 10. На фиг.17, 18 показано, что линия 43, соответствующая геометрическому месту точек, до которых оптическая длина пути низкокогерентного оптического излучения, направляемого на исследуемый объект 11, имеет одинаковую величину при распространении от соответствующих сопряженных точек на поверхности 28 поперечного сканирования, разно удаленных от оптической оси устройства, не имеют кривизны. При этом пространственное положение линии 43, т.е. места фокусировки оптического излучения, совпадает с пространственным положением окна когерентности, причем совпадение указанных пространственных положений сохраняется при продольном сканировании объекта 11.
На фиг.20 приведен пример изображения, полученного с помощью разработанных технических решений, которое не искажено в результате аберрации, в отличие от изображения, получаемого с помощью известных технических решений (фиг.19).

Claims (35)

1. Способ получения изображения объекта, по которому низкокогерентное оптическое излучение направляют одновременно на исследуемый объект и по референтному оптическому пути, при этом упомянутое оптическое излучение направляют на исследуемый объект с помощью оптического волокна через оптическую систему, которая обеспечивает фокусировку низкокогерентного оптического излучения на исследуемом объекте, при одновременном поперечном сканировании упомянутого оптического излучения путем перемещения торца дистальной части оптического волокна по поверхности поперечного сканирования, приблизительно ортогональной направлению распространения упомянутого оптического излучения, затем смешивают оптическое излучение, вернувшееся от исследуемого объекта, и излучение, прошедшее по референтному оптическому пути, и отображают интенсивность оптического излучения, вернувшегося от исследуемого объекта, используя для этого оптическое излучение, являющееся результатом указанного смешения, отличающийся тем, что корректируют связанную с поперечным сканированием аберрацию оптической длины пути низкокогерентного оптического излучения, направляемого на исследуемый объект, путем обеспечения постоянства времени распространения низкокогерентного оптического излучения от торца дистальной части оптического волокна до соответствующей сопряженной точки в плоскости его изображения при перемещении торца дистальной части оптического волокна по указанной поверхности поперечного сканирования.
2. Способ получения изображения объекта по п.1, отличающийся тем, что для заданных координат на поверхности поперечного сканирования дополнительно осуществляют продольное сканирование, изменяя по заданному закону разность оптических длин путей для низкокогерентного оптического излучения, направляемого на исследуемый объект, и низкокогерентного оптического излучения, направляемого по референтному пути.
3. Способ получения изображения объекта по п.2, отличающийся тем, что разность оптических длин путей для низкокогерентного оптического излучения, направляемого на исследуемый объект, и низкокогерентного оптического излучения, направляемого по референтному пути, изменяют по меньшей мере на несколько десятков длин волн низкокогерентного оптического излучения.
4. Способ получения изображения объекта по п.2 или 3, отличающийся тем, что изменение разности оптических длин путей для низкокогерентного оптического излучения, направляемого на исследуемый объект, и низкокогерентного оптического излучения, направляемого по референтному пути, осуществляют путем изменения оптической длины пути для низкокогерентного оптического излучения от поверхности поперечного сканирования до оптической системы.
5. Способ получения изображения объекта по п.1, или 2, или 3, или 4, отличающийся тем, что исследуемым объектом является биоткань живого организма.
6. Способ получения изображения объекта по п.3, отличающийся тем, что исследуемым объектом является внутренняя полость живого организма.
7. Способ получения изображения объекта по п.1, или 2, или 3, или 4, или 5, или 6, отличающийся тем, что в качестве упомянутого низкокогерентного оптического излучения используют оптическое излучение видимого или ближнего ИК-диапазона длин волн.
8. Устройство для получения изображения объекта, содержащее оптически связанные источник низкокогерентного оптического излучения, интерферометр и по меньшей мере один фотоприемник, выход которого связан с блоком обработки и индикации, при этом интерферометр включает оптически связанные светорасщепитель, измерительное и референтное плечи, а измерительное плечо снабжено устройством доставки низкокогерентного оптического излучения, содержащим оптически связанные оптическое волокно, размещенное с возможностью прохождения через него низкокогерентного оптического излучения от проксимального конца упомянутого устройства доставки к его дистальному концу, и оптическую систему, которая обеспечивает фокусировку низкокогерентного оптического излучения на исследуемом объекте и включает по меньшей мере первый линзовый компонент с положительной оптической силой, а также систему поперечного сканирования низкокогерентного оптического излучения, при этом оптическое волокно входит в состав упомянутой системы поперечного сканирования, которая выполнена с возможностью перемещения торцевой поверхности дистальной части оптического волокна по поверхности поперечного сканирования в направлении, приблизительно перпендикулярном оси оптического волокна, отличающееся тем, что устройство доставки низкокогерентного оптического излучения выполнено с возможностью коррекции аберрации оптической длины измерительного плеча, связанной с перемещением торца дистальной части оптического волокна по указанной поверхности поперечного сканирования, при этом упомянутая оптическая система содержит по меньшей мере второй линзовый компонент с положительной оптической силой, установленный за упомянутым первым линзовым компонентом.
9. Устройство для получения изображения объекта по п.8, отличающееся тем, что поверхность поперечного сканирования характеризуется отличной от нуля кривизной.
10. Устройство для получения изображения объекта по п.9, отличающееся тем, что упомянутое оптическое волокно выполняет функцию упругой консоли и закреплено в опорном элементе, входящем в состав устройства доставки низкокогерентного оптического излучения.
11. Устройство для получения изображения объекта по п.8, или 9, или 10, отличающееся тем, что первый и второй линзовые компоненты оптической системы размещены приблизительно конфокально.
12. Устройство для получения изображения по п.9 или 10, отличающееся тем, что первый линзовый компонент оптической системы размещен на расстоянии, приблизительно равном фокусному расстоянию этого линзового компонента, от поверхности поперечного сканирования, а расстояние между первым и вторым линзовыми компонентами оптической системы отличается от расстояния, соответствующего конфокальному расположению упомянутых линзовых компонент оптической системы на величину δ 1, связанную с фокусным расстоянием F1 первого линзового компонента оптической системы и радиусом R кривизны поверхности поперечного сканирования соотношением δ 1≅ (F1)2/R.
13. Устройство для получения изображения по п.9 или 10, отличающееся тем, что первый линзовый компонент оптической системы смещен на расстояние δ 2 от положения, при котором расстояние от этого линзового компонента до поверхности поперечного сканирования приблизительно равно фокусному расстоянию этого линзового компонента, а расстояние между первым и вторым линзовыми компонентами оптической системы отличается от расстояния, соответствующего конфокальному расположению упомянутых линзовых компонент оптической системы на величину δ 3, определяемую соотношением δ 3≅ (F1)2/(R+δ 2).
14. Устройство для получения изображения объекта по п.8, или 9, или 10, или 11, или 12, или 13, отличающееся тем, что устройство доставки низкокогерентного оптического излучения выполнено в виде оптоволоконного зонда.
15. Устройство для получения изображения объекта по п.8, или 9, или 10, или 11, или 12, или 13, или 14, отличающееся тем, что по меньшей мере одно из плеч интерферометра дополнительно снабжено устройством для продольного сканирования.
16. Устройство для получения изображения объекта по п.15, отличающееся тем, что устройство для продольного сканирования размещено в измерительном плече интерферометра и выполнено обеспечивающим изменение оптической длины участка измерительного плеча от поверхности поперечного сканирования до оптической системы.
17. Устройство для получения изображения объекта по п.16, отличающееся тем, что при получении изображения подповерхностной части исследуемого объекта коэффициент М увеличения оптической системы связан с показателем N1 преломления исследуемого объекта следующим образом: M=l/N1.
18. Устройство для получения изображения объекта по п.16, отличающееся тем, что при получении изображения профиля исследуемого объекта коэффициент М увеличения оптической системы связан с показателем N2 преломления среды, соприкасающейся с поверхностью исследуемого объекта, следующим образом: M=1/N2.
19. Устройство для получения изображения объекта по п.15, или 16, или 17, или 18, отличающееся тем, что устройство для продольного сканирования размещено внутри устройства доставки низкокогерентного оптического излучения.
20. Устройство для получения изображения объекта по п.16, или 17, или 18, или 19, отличающееся тем, что торцевая поверхность оптического волокна снабжена жестко скрепленной с ним микролинзой.
21. Устройство доставки низкокогерентного оптического излучения, содержащее оптически связанные оптическое волокно, размещенное с возможностью прохождения через него низкокогерентного оптического излучения от проксимального конца устройства доставки к его дистальному концу, и оптическую систему, которая обеспечивает фокусировку низкокогерентного оптического излучения на исследуемом объекте и включает по меньшей мере первый линзовый компонент с положительной оптической силой, а также систему поперечного сканирования низкокогерентного оптического излучения, при этом оптическое волокно входит в состав упомянутой системы поперечного сканирования, которая выполнена с возможностью перемещения торцевой поверхности дистальной части оптического волокна по поверхности поперечного сканирования в направлении, приблизительно перпендикулярном оси оптического волокна, отличающееся тем, что упомянутая оптическая система выполнена с возможностью коррекции аберрации оптической длины пути низкокогерентного оптического излучения, проходящего через устройство доставки, связанной с перемещением торца дистальной части оптического волокна по указанной поверхности поперечного сканирования, при этом оптическая система содержит по меньшей мере второй линзовый компонент с положительной оптической силой, который установлен за упомянутым первым линзовым компонентом.
22. Устройство доставки низкокогерентного оптического излучения по п.21, отличающееся тем, что поверхность поперечного сканирования характеризуется отличной от нуля кривизной.
23. Устройство доставки низкокогерентного оптического излучения по п.22, отличающееся тем, что упомянутое оптическое волокно выполняет функцию упругой консоли и закреплено в опорном элементе, входящем в состав устройства доставки низкокогерентного оптического излучения.
24. Устройство доставки низкокогерентного оптического излучения по п.21, или 22, или 23, отличающееся тем, что первый и второй линзовые компоненты оптической системы размещены приблизительно конфокально.
25. Устройство доставки низкокогерентного оптического излучения по п.22 или 23, отличающееся тем, что первый линзовый компонент оптической системы размещен на расстоянии, приблизительно равном фокусному расстоянию этого линзового компонента, от поверхности поперечного сканирования, а расстояние между первым и вторым линзовыми компонентами оптической системы отличается от расстояния, соответствующего конфокальному расположению упомянутых линзовых компонент оптической системы на величину δ 1, связанную с фокусным расстоянием F1 первого линзового компонента оптической системы и радиусом R кривизны поверхности поперечного сканирования соотношением δ 1≅ (F1)2/R.
26. Устройство доставки низкокогерентного оптического излучения по п.22 или 23, отличающееся тем, что первый линзовый компонент оптической системы смещен на расстояние δ 2 от положения, при котором расстояние от этого линзового компонента до поверхности поперечного сканирования приблизительно равно фокусному расстоянию этого линзового компонента, а расстояние между первым и вторым линзовыми компонентами оптической системы отличается от расстояния, соответствующего конфокальному расположению упомянутых линзовых компонент оптической системы на величину δ 3, определяемую соотношением δ 3≅ (F1)2/(R+δ 2).
27. Устройство доставки низкокогерентного оптического излучения по п.21, или 22, или 23, или 24, или 25, или 26, отличающееся тем, что устройство доставки низкокогерентного оптического излучения выполнено в виде оптоволоконного зонда, при этом оптическое волокно, оптическая система и система поперечного сканирования низкокогерентного оптического излучения размещены в протяженном корпусе, снабженном продольным сквозным отверстием, в котором в продольном направлении размещено упомянутое оптическое волокно.
28. Устройство доставки низкокогерентного оптического излучения по п.21, или 22, или 23, или 24, или 25, или 26, или 27, отличающееся тем, что вблизи плоскости изображения торца дистальной части оптического волокна размещено выходное окно устройства доставки низкокогерентного оптического излучения.
29. Устройство доставки низкокогерентного оптического излучения по п.28, отличающееся тем, что функцию выходного окна устройства доставки низкокогерентного оптического излучения выполняет второй линзовый компонент оптической системы.
30. Устройство доставки низкокогерентного оптического излучения по п.28 или 29, отличающееся тем, что нормаль к наружной поверхности выходного окна устройства доставки низкокогерентного оптического излучения ориентирована под углом к направлению падения низкокогерентного оптического излучения на упомянутую наружную поверхность, превышающим угол расходимости упомянутого низкокогерентного оптического излучения в месте его пересечения с упомянутой наружной поверхностью.
31. Устройство доставки низкокогерентного оптического излучения по п.30, отличающееся тем, что при однокоординатной приближенно линейной траектории поперечного сканирования второй линзовый компонент смещен в направлении, ортогональном направлению поперечного сканирования, и в направлении, ортогональном направлению распространения низкокогерентного оптического излучения.
32. Устройство доставки низкокогерентного оптического излучения по п.21, или 22, или 23, или 24, или 25, или 26, или 27, или 28, или 29, или 30, или 31, отличающееся тем, что оно дополнительно снабжено устройством для продольного сканирования, выполненным в виде устройства для изменения оптической длины пути низкокогерентного оптического излучения от поверхности поперечного сканирования до оптической системы.
33. Устройство для получения изображения объекта по п.32, отличающееся тем, что при получении изображения подповерхностной части исследуемого объекта коэффициент М увеличения оптической системы связан с показателем N1 преломления исследуемого объекта следующим образом: M=l/N1.
34. Устройство для получения изображения объекта по п.32, отличающееся тем, что при получении изображения профиля исследуемого объекта коэффициент М увеличения оптической системы связан с показателем N2 преломления среды, соприкасающейся с поверхностью исследуемого объекта, следующим образом: M=1/N2.
35. Устройство доставки низкокогерентного оптического излучения по п.21, или 22, или 23, или 24, или 25, или 26, или 27, или 28, или 29, или 30, или 31, или 32, или 33, или 34, отличающееся тем, что торец дистальной части оптического волокна снабжен жестко скрепленной с ним микролинзой.
RU2002114935/28A 2002-06-07 2002-06-07 Способ получения изображения объекта, устройство для его осуществления и устройство доставки низкокогерентного оптического излучения RU2242710C2 (ru)

Priority Applications (6)

Application Number Priority Date Filing Date Title
RU2002114935/28A RU2242710C2 (ru) 2002-06-07 2002-06-07 Способ получения изображения объекта, устройство для его осуществления и устройство доставки низкокогерентного оптического излучения
EP03757222A EP1512939A4 (en) 2002-06-07 2003-06-04 METHOD FOR OBTAINING THE IMAGE OF AN OBJECT, DEVICE FOR CARRYING OUT SAID METHOD AND DEVICE FOR DELIVERING OPTICAL RADIATION WITH LOW COHERENCE
US10/516,810 US7515274B2 (en) 2002-06-07 2003-06-04 Method for obtaining the image of an object, device for carrying out said method and device for delivering low coherent optical radiation
CA002487893A CA2487893A1 (en) 2002-06-07 2003-06-04 Method for obtaining the image of an object, device for carrying out said method and device for delivering low coherent optical radiation
JP2004511769A JP4555074B2 (ja) 2002-06-07 2003-06-04 対象をイメージングするための装置及び低干渉性光学放射を届けるための装置
PCT/RU2003/000252 WO2003104744A1 (fr) 2002-06-07 2003-06-04 Procede destine a former une image d'un objet, dispositif permettant sa mise en oeuvre, et dispositif destine a generer un rayonnement optique de faible coherence

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
RU2002114935/28A RU2242710C2 (ru) 2002-06-07 2002-06-07 Способ получения изображения объекта, устройство для его осуществления и устройство доставки низкокогерентного оптического излучения

Publications (2)

Publication Number Publication Date
RU2002114935A RU2002114935A (ru) 2004-02-20
RU2242710C2 true RU2242710C2 (ru) 2004-12-20

Family

ID=29729031

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
RU2002114935/28A RU2242710C2 (ru) 2002-06-07 2002-06-07 Способ получения изображения объекта, устройство для его осуществления и устройство доставки низкокогерентного оптического излучения

Country Status (6)

Country Link
US (1) US7515274B2 (ru)
EP (1) EP1512939A4 (ru)
JP (1) JP4555074B2 (ru)
CA (1) CA2487893A1 (ru)
RU (1) RU2242710C2 (ru)
WO (1) WO2003104744A1 (ru)

Cited By (37)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2013109883A1 (en) * 2012-01-20 2013-07-25 The General Hospital Corporation System, method and apparatus for optical imaging of luminal organs
US8676013B2 (en) 2004-07-02 2014-03-18 The General Hospital Corporation Imaging system using and related techniques
US9069130B2 (en) 2010-05-03 2015-06-30 The General Hospital Corporation Apparatus, method and system for generating optical radiation from biological gain media
US9186066B2 (en) 2006-02-01 2015-11-17 The General Hospital Corporation Apparatus for applying a plurality of electro-magnetic radiations to a sample
US9282931B2 (en) 2000-10-30 2016-03-15 The General Hospital Corporation Methods for tissue analysis
US9330092B2 (en) 2011-07-19 2016-05-03 The General Hospital Corporation Systems, methods, apparatus and computer-accessible-medium for providing polarization-mode dispersion compensation in optical coherence tomography
US9326682B2 (en) 2005-04-28 2016-05-03 The General Hospital Corporation Systems, processes and software arrangements for evaluating information associated with an anatomical structure by an optical coherence ranging technique
US9341783B2 (en) 2011-10-18 2016-05-17 The General Hospital Corporation Apparatus and methods for producing and/or providing recirculating optical delay(s)
US9408539B2 (en) 2010-03-05 2016-08-09 The General Hospital Corporation Systems, methods and computer-accessible medium which provide microscopic images of at least one anatomical structure at a particular resolution
US9415550B2 (en) 2012-08-22 2016-08-16 The General Hospital Corporation System, method, and computer-accessible medium for fabrication miniature endoscope using soft lithography
US9510758B2 (en) 2010-10-27 2016-12-06 The General Hospital Corporation Apparatus, systems and methods for measuring blood pressure within at least one vessel
US9516997B2 (en) 2006-01-19 2016-12-13 The General Hospital Corporation Spectrally-encoded endoscopy techniques, apparatus and methods
US9557154B2 (en) 2010-05-25 2017-01-31 The General Hospital Corporation Systems, devices, methods, apparatus and computer-accessible media for providing optical imaging of structures and compositions
US9615748B2 (en) 2009-01-20 2017-04-11 The General Hospital Corporation Endoscopic biopsy apparatus, system and method
US9629528B2 (en) 2012-03-30 2017-04-25 The General Hospital Corporation Imaging system, method and distal attachment for multidirectional field of view endoscopy
USRE46412E1 (en) 2006-02-24 2017-05-23 The General Hospital Corporation Methods and systems for performing angle-resolved Fourier-domain optical coherence tomography
US9733460B2 (en) 2014-01-08 2017-08-15 The General Hospital Corporation Method and apparatus for microscopic imaging
US9763623B2 (en) 2004-08-24 2017-09-19 The General Hospital Corporation Method and apparatus for imaging of vessel segments
US9784681B2 (en) 2013-05-13 2017-10-10 The General Hospital Corporation System and method for efficient detection of the phase and amplitude of a periodic modulation associated with self-interfering fluorescence
US9795301B2 (en) 2010-05-25 2017-10-24 The General Hospital Corporation Apparatus, systems, methods and computer-accessible medium for spectral analysis of optical coherence tomography images
US9968261B2 (en) 2013-01-28 2018-05-15 The General Hospital Corporation Apparatus and method for providing diffuse spectroscopy co-registered with optical frequency domain imaging
US9968245B2 (en) 2006-10-19 2018-05-15 The General Hospital Corporation Apparatus and method for obtaining and providing imaging information associated with at least one portion of a sample, and effecting such portion(s)
US10058250B2 (en) 2013-07-26 2018-08-28 The General Hospital Corporation System, apparatus and method for utilizing optical dispersion for fourier-domain optical coherence tomography
RU2666113C2 (ru) * 2013-09-13 2018-09-05 Новартис Аг Зонд окт с изгибаемым упругим элементом
US10117576B2 (en) 2013-07-19 2018-11-06 The General Hospital Corporation System, method and computer accessible medium for determining eye motion by imaging retina and providing feedback for acquisition of signals from the retina
US10228556B2 (en) 2014-04-04 2019-03-12 The General Hospital Corporation Apparatus and method for controlling propagation and/or transmission of electromagnetic radiation in flexible waveguide(s)
US10285568B2 (en) 2010-06-03 2019-05-14 The General Hospital Corporation Apparatus and method for devices for imaging structures in or at one or more luminal organs
US10426548B2 (en) 2006-02-01 2019-10-01 The General Hosppital Corporation Methods and systems for providing electromagnetic radiation to at least one portion of a sample using conformal laser therapy procedures
US10478072B2 (en) 2013-03-15 2019-11-19 The General Hospital Corporation Methods and system for characterizing an object
US10736494B2 (en) 2014-01-31 2020-08-11 The General Hospital Corporation System and method for facilitating manual and/or automatic volumetric imaging with real-time tension or force feedback using a tethered imaging device
US10835110B2 (en) 2008-07-14 2020-11-17 The General Hospital Corporation Apparatus and method for facilitating at least partial overlap of dispersed ration on at least one sample
US10893806B2 (en) 2013-01-29 2021-01-19 The General Hospital Corporation Apparatus, systems and methods for providing information regarding the aortic valve
US10912462B2 (en) 2014-07-25 2021-02-09 The General Hospital Corporation Apparatus, devices and methods for in vivo imaging and diagnosis
US11179028B2 (en) 2013-02-01 2021-11-23 The General Hospital Corporation Objective lens arrangement for confocal endomicroscopy
US11452433B2 (en) 2013-07-19 2022-09-27 The General Hospital Corporation Imaging apparatus and method which utilizes multidirectional field of view endoscopy
US11490797B2 (en) 2012-05-21 2022-11-08 The General Hospital Corporation Apparatus, device and method for capsule microscopy
US11490826B2 (en) 2009-07-14 2022-11-08 The General Hospital Corporation Apparatus, systems and methods for measuring flow and pressure within a vessel

Families Citing this family (27)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US7555333B2 (en) * 2000-06-19 2009-06-30 University Of Washington Integrated optical scanning image acquisition and display
WO2005058137A2 (en) 2003-12-12 2005-06-30 University Of Washington Catheterscope 3d guidance and interface system
US7530948B2 (en) * 2005-02-28 2009-05-12 University Of Washington Tethered capsule endoscope for Barrett's Esophagus screening
US8537203B2 (en) * 2005-11-23 2013-09-17 University Of Washington Scanning beam with variable sequential framing using interrupted scanning resonance
EP1991314A2 (en) * 2006-03-03 2008-11-19 University of Washington Multi-cladding optical fiber scanner
US20070216908A1 (en) * 2006-03-17 2007-09-20 University Of Washington Clutter rejection filters for optical doppler tomography
US20080058629A1 (en) * 2006-08-21 2008-03-06 University Of Washington Optical fiber scope with both non-resonant illumination and resonant collection/imaging for multiple modes of operation
US20080132834A1 (en) * 2006-12-04 2008-06-05 University Of Washington Flexible endoscope tip bending mechanism using optical fibers as tension members
US20080221388A1 (en) * 2007-03-09 2008-09-11 University Of Washington Side viewing optical fiber endoscope
US8840566B2 (en) * 2007-04-02 2014-09-23 University Of Washington Catheter with imaging capability acts as guidewire for cannula tools
US20080243030A1 (en) * 2007-04-02 2008-10-02 University Of Washington Multifunction cannula tools
US7952718B2 (en) * 2007-05-03 2011-05-31 University Of Washington High resolution optical coherence tomography based imaging for intraluminal and interstitial use implemented with a reduced form factor
EP2040059A3 (en) * 2007-09-19 2013-09-04 FUJIFILM Corporation Optical tomography imaging system, contact area detecting method and image processing method using the same, and optical tomographic image obtaining method
US20090137893A1 (en) * 2007-11-27 2009-05-28 University Of Washington Adding imaging capability to distal tips of medical tools, catheters, and conduits
JP2011508889A (ja) * 2008-01-04 2011-03-17 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ 光学プローブ
US20090208143A1 (en) * 2008-02-19 2009-08-20 University Of Washington Efficient automated urothelial imaging using an endoscope with tip bending
WO2009115943A2 (en) * 2008-03-18 2009-09-24 Koninklijke Philips Electronics N.V. Optical system
US9155471B2 (en) 2009-05-27 2015-10-13 Lumicell, Inc'. Methods and systems for spatially identifying abnormal cells
US9314304B2 (en) 2010-12-08 2016-04-19 Lumicell, Inc. Methods and system for image guided cell ablation with microscopic resolution
EP2612593A1 (en) * 2012-01-09 2013-07-10 Samsung Electronics Co., Ltd Optical probe and optical coherence tomography apparatus including the same
DE102012108424A1 (de) * 2012-09-10 2014-03-13 Institut für Mess- und Regelungstechnik der Leibniz Universität Hannover Optisches System mit einer GRIN-Optik und Vorrichtung mit zumindest zwei optischen Systemen
CA2906056A1 (en) 2013-03-14 2014-09-25 Lumicell, Inc. Medical imaging device and methods of use
JP6169392B2 (ja) * 2013-03-29 2017-07-26 株式会社ミツトヨ 光電式エンコーダ
WO2015042529A2 (en) 2013-09-20 2015-03-26 The Regents Of The University Of California Methods, systems, and devices for imaging microscopic tumors
DE112015000994B4 (de) * 2014-02-26 2024-01-18 Panasonic Corporation of North America (n.d.Ges.d. Staates Delaware) Systeme für Mehrstrahl-Laseranordnungen mit veränderbarem Strahlparameterprodukt
CN111012318B (zh) * 2020-01-18 2022-10-28 中川新迈科技有限公司 一种用于光声乳腺成像的面聚焦阵列探测器及***
EP4296612B1 (en) 2022-06-24 2024-05-01 Raylase GmbH Laser processing apparatus with measuring module with adjustable path length difference

Family Cites Families (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5321501A (en) * 1991-04-29 1994-06-14 Massachusetts Institute Of Technology Method and apparatus for optical imaging with means for controlling the longitudinal range of the sample
US5737112A (en) 1994-07-07 1998-04-07 Asahi Kogaku Kogyo Kabushiki Kaisha Scanning optical systems
US6008889A (en) * 1997-04-16 1999-12-28 Zeng; Haishan Spectrometer system for diagnosis of skin disease
ATA123597A (de) * 1997-07-21 1999-06-15 Adolf Friedrich Dr Fercher Anordnung zur transversalen optischen kohärenztomographie
RU2148378C1 (ru) * 1998-03-06 2000-05-10 Геликонов Валентин Михайлович Устройство для оптической когерентной томографии, оптоволоконное сканирующее устройство и способ диагностики биоткани in vivo
US6445939B1 (en) * 1999-08-09 2002-09-03 Lightlab Imaging, Llc Ultra-small optical probes, imaging optics, and methods for using same
US6618152B2 (en) * 2000-05-09 2003-09-09 Fuji Photo Film Co., Ltd. Optical coherence tomography apparatus using optical-waveguide structure which reduces pulse width of low-coherence light
JP2002031597A (ja) * 2000-05-09 2002-01-31 Fuji Photo Film Co Ltd 光断層画像化装置

Cited By (42)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US9282931B2 (en) 2000-10-30 2016-03-15 The General Hospital Corporation Methods for tissue analysis
US8676013B2 (en) 2004-07-02 2014-03-18 The General Hospital Corporation Imaging system using and related techniques
US9664615B2 (en) 2004-07-02 2017-05-30 The General Hospital Corporation Imaging system and related techniques
US9763623B2 (en) 2004-08-24 2017-09-19 The General Hospital Corporation Method and apparatus for imaging of vessel segments
US9326682B2 (en) 2005-04-28 2016-05-03 The General Hospital Corporation Systems, processes and software arrangements for evaluating information associated with an anatomical structure by an optical coherence ranging technique
US9516997B2 (en) 2006-01-19 2016-12-13 The General Hospital Corporation Spectrally-encoded endoscopy techniques, apparatus and methods
US9186066B2 (en) 2006-02-01 2015-11-17 The General Hospital Corporation Apparatus for applying a plurality of electro-magnetic radiations to a sample
US10426548B2 (en) 2006-02-01 2019-10-01 The General Hosppital Corporation Methods and systems for providing electromagnetic radiation to at least one portion of a sample using conformal laser therapy procedures
USRE46412E1 (en) 2006-02-24 2017-05-23 The General Hospital Corporation Methods and systems for performing angle-resolved Fourier-domain optical coherence tomography
US9968245B2 (en) 2006-10-19 2018-05-15 The General Hospital Corporation Apparatus and method for obtaining and providing imaging information associated with at least one portion of a sample, and effecting such portion(s)
US10835110B2 (en) 2008-07-14 2020-11-17 The General Hospital Corporation Apparatus and method for facilitating at least partial overlap of dispersed ration on at least one sample
US9615748B2 (en) 2009-01-20 2017-04-11 The General Hospital Corporation Endoscopic biopsy apparatus, system and method
US11490826B2 (en) 2009-07-14 2022-11-08 The General Hospital Corporation Apparatus, systems and methods for measuring flow and pressure within a vessel
US10463254B2 (en) 2010-03-05 2019-11-05 The General Hospital Corporation Light tunnel and lens which provide extended focal depth of at least one anatomical structure at a particular resolution
US9642531B2 (en) 2010-03-05 2017-05-09 The General Hospital Corporation Systems, methods and computer-accessible medium which provide microscopic images of at least one anatomical structure at a particular resolution
US9408539B2 (en) 2010-03-05 2016-08-09 The General Hospital Corporation Systems, methods and computer-accessible medium which provide microscopic images of at least one anatomical structure at a particular resolution
US9951269B2 (en) 2010-05-03 2018-04-24 The General Hospital Corporation Apparatus, method and system for generating optical radiation from biological gain media
US9069130B2 (en) 2010-05-03 2015-06-30 The General Hospital Corporation Apparatus, method and system for generating optical radiation from biological gain media
US9557154B2 (en) 2010-05-25 2017-01-31 The General Hospital Corporation Systems, devices, methods, apparatus and computer-accessible media for providing optical imaging of structures and compositions
US10939825B2 (en) 2010-05-25 2021-03-09 The General Hospital Corporation Systems, devices, methods, apparatus and computer-accessible media for providing optical imaging of structures and compositions
US9795301B2 (en) 2010-05-25 2017-10-24 The General Hospital Corporation Apparatus, systems, methods and computer-accessible medium for spectral analysis of optical coherence tomography images
US10285568B2 (en) 2010-06-03 2019-05-14 The General Hospital Corporation Apparatus and method for devices for imaging structures in or at one or more luminal organs
US9510758B2 (en) 2010-10-27 2016-12-06 The General Hospital Corporation Apparatus, systems and methods for measuring blood pressure within at least one vessel
US9330092B2 (en) 2011-07-19 2016-05-03 The General Hospital Corporation Systems, methods, apparatus and computer-accessible-medium for providing polarization-mode dispersion compensation in optical coherence tomography
US9341783B2 (en) 2011-10-18 2016-05-17 The General Hospital Corporation Apparatus and methods for producing and/or providing recirculating optical delay(s)
WO2013109883A1 (en) * 2012-01-20 2013-07-25 The General Hospital Corporation System, method and apparatus for optical imaging of luminal organs
US9629528B2 (en) 2012-03-30 2017-04-25 The General Hospital Corporation Imaging system, method and distal attachment for multidirectional field of view endoscopy
US11490797B2 (en) 2012-05-21 2022-11-08 The General Hospital Corporation Apparatus, device and method for capsule microscopy
US9415550B2 (en) 2012-08-22 2016-08-16 The General Hospital Corporation System, method, and computer-accessible medium for fabrication miniature endoscope using soft lithography
US9968261B2 (en) 2013-01-28 2018-05-15 The General Hospital Corporation Apparatus and method for providing diffuse spectroscopy co-registered with optical frequency domain imaging
US10893806B2 (en) 2013-01-29 2021-01-19 The General Hospital Corporation Apparatus, systems and methods for providing information regarding the aortic valve
US11179028B2 (en) 2013-02-01 2021-11-23 The General Hospital Corporation Objective lens arrangement for confocal endomicroscopy
US10478072B2 (en) 2013-03-15 2019-11-19 The General Hospital Corporation Methods and system for characterizing an object
US9784681B2 (en) 2013-05-13 2017-10-10 The General Hospital Corporation System and method for efficient detection of the phase and amplitude of a periodic modulation associated with self-interfering fluorescence
US10117576B2 (en) 2013-07-19 2018-11-06 The General Hospital Corporation System, method and computer accessible medium for determining eye motion by imaging retina and providing feedback for acquisition of signals from the retina
US11452433B2 (en) 2013-07-19 2022-09-27 The General Hospital Corporation Imaging apparatus and method which utilizes multidirectional field of view endoscopy
US10058250B2 (en) 2013-07-26 2018-08-28 The General Hospital Corporation System, apparatus and method for utilizing optical dispersion for fourier-domain optical coherence tomography
RU2666113C2 (ru) * 2013-09-13 2018-09-05 Новартис Аг Зонд окт с изгибаемым упругим элементом
US9733460B2 (en) 2014-01-08 2017-08-15 The General Hospital Corporation Method and apparatus for microscopic imaging
US10736494B2 (en) 2014-01-31 2020-08-11 The General Hospital Corporation System and method for facilitating manual and/or automatic volumetric imaging with real-time tension or force feedback using a tethered imaging device
US10228556B2 (en) 2014-04-04 2019-03-12 The General Hospital Corporation Apparatus and method for controlling propagation and/or transmission of electromagnetic radiation in flexible waveguide(s)
US10912462B2 (en) 2014-07-25 2021-02-09 The General Hospital Corporation Apparatus, devices and methods for in vivo imaging and diagnosis

Also Published As

Publication number Publication date
JP2005529322A (ja) 2005-09-29
JP4555074B2 (ja) 2010-09-29
CA2487893A1 (en) 2003-12-18
US20060165350A1 (en) 2006-07-27
US7515274B2 (en) 2009-04-07
EP1512939A4 (en) 2007-05-02
WO2003104744A8 (en) 2004-04-29
EP1512939A1 (en) 2005-03-09
WO2003104744A1 (fr) 2003-12-18
RU2002114935A (ru) 2004-02-20

Similar Documents

Publication Publication Date Title
RU2242710C2 (ru) Способ получения изображения объекта, устройство для его осуществления и устройство доставки низкокогерентного оптического излучения
US6501551B1 (en) Fiber optic imaging endoscope interferometer with at least one faraday rotator
EP0883793B1 (en) Method and apparatus for performing optical measurements using a fiber optic imaging guidewire, catheter or endoscope
DE69227902T3 (de) Vorrichtung für optische abbildung und messung
US6992776B2 (en) Method for studying a sample and optical interferometer for doing the same
RU2148378C1 (ru) Устройство для оптической когерентной томографии, оптоволоконное сканирующее устройство и способ диагностики биоткани in vivo
US7859682B2 (en) Optical interference apparatus
JP2005529322A5 (ru)
US20040254474A1 (en) Optical fiber scanner for performing multimodal optical imaging
US20070038119A1 (en) Optical coherent tomographic (OCT) imaging apparatus and method using a fiber bundle
US20060132790A1 (en) Optical coherence tomography with 3d coherence scanning
WO1997032182A9 (en) Method and apparatus for performing optical measurements using a fiber optic imaging guidewire, catheter or endoscope
JP2001515382A (ja) 生体組織の光学走査用機器
Swanson et al. Optical coherence tomography: Principles, instrumentation, and biological applications
Boppart Surgical diagnostics, guidance, and intervention using optical coherence tomography
Fujimoto et al. Optical coherence tomography
Korde et al. Design of a handheld optical coherence microscopy endoscope
Wurster et al. Endoscopic optical coherence tomography angiography using a piezo scanner
Kumar et al. Forward-Imaging Swept Source Optical Coherence Tomography using Silicon MEMS Scanner for High-Speed 3-D Volumetric Imaging
Herz et al. Micro-motor endoscope with adjustable focus for ultrahigh resolution OCT
Iyer Fiber-based optical coherence tomography: dispersion compensation & parametric imaging
Chen et al. Endoscopic optical coherence tomography system with rotating scan
Mao et al. Fiber probes used in optical coherence tomography
Ren Endoscopic Optical Coherence Tomography: Design and Application
Langer High-resolution optical coherence tomography (OCT) system for integration with a multimodal optical imaging workstation

Legal Events

Date Code Title Description
QB4A Licence on use of patent

Effective date: 20060505

PC4A Invention patent assignment

Effective date: 20071011

PC4A Invention patent assignment

Effective date: 20080410

MM4A The patent is invalid due to non-payment of fees

Effective date: 20180608