分离的路径，在这种情况下包括具有可调节光学延迟的回射器104和光纤103。本领域中的技术人员将认识到，也能够使用透射参照路径，并且可调节的延迟可以置于或样本或干涉仪的基准臂中。此外，干涉仪能够由光纤光学器件、大量光学部件、或其组合组成。收集的样本光通常在光纤耦合器102中结合参照光以在检测器120中形成光干涉。虽然单个光纤端口被示出为接近检测器，但是本领域中的技术人员将认识到，干涉仪的各种设计能够用于干扰信号的平衡或不平衡检测。来自检测器的输出被供应给处理器121。结果可存储在处理器121中或显示在显示器122上。
[0023]在从样本和从基准臂返回的光之间的干扰引起干涉光的强度在光谱上改变。干扰光的傅立叶转换显示了在不同路径长度的分散强度的曲线，并且因此在样本中根据深度(z 方向)分散(例如，参见 Leitgeb, R.et al.(2004)."Ultrahigh resolut1n Fourierdomain optical coherence tomography.^Optics Express 12 (10): 2156-2165)。根据深度的分散曲线被称为轴向扫描(A-扫描)。在样本中相邻位置处测量的一组A-扫描产生样本的截面图像(断层照片或B-扫描)。一批B-扫描组成数据立方体或数据量。
[0024]图2A示出了其中共焦成像通道被包括在准直透镜109和扫描光学器件107之间的OCT设备的样本臂中的本发明的优选实施方式。OCT照明光束离开单模光纤105并且通过透镜109校准。光束通过镜14利用与光束轴对齐的基本上圆形的光孔传播至扫描镜107，并且然后至样本。当照明光束碰到眼睛并且向回反射离开眼睛(未示出)时，通过患者的瞳孔限定生成的返回光束尺寸。该光束尺寸由于光束发散通常大于原始照明光束的尺寸。信号光束沿着与照明光束相同的路径向回传播，第二次反射离开扫描镜107。当光到达镜14时，信号光束在镜14上所占空间由患者瞳孔的尺寸或扫描镜的尺寸中较小的那个确定。信号光束17的中心部分将穿过镜14的光孔，并且通过准直器109聚焦回光纤105。再进入光纤105的信号被用于形成OCT图像。如果在镜14中的光孔尺寸等于或大于照明光束，则OCT信号不受镜14影响。信号光束15的外部将通过镜14反射至另一个透镜18，其通过小孔19将光束聚焦至光检器20。通过光检器20检测的信号能够用于形成共焦图像。例如，生成的共焦图像可以与OCT图像同时显示，并且被用于帮助OCT系统的对齐。图2B进一步示出了在亮度和反射光束尺寸的背景下允许OCT和共焦信号空间分离的这种相同的实施方式。
[0025]在图2A和2B中的实施方式仅是本发明的一个实施方式。镜不需要包含光孔。相反，其可能具有其具有与返回的样本光束轴对齐的透射区域的任何设计，使得从样本返回的光的第一部分通过透射区域传播并且穿过镜，同时通过镜反射在透射区域径向外部的光束的任何部分。在一些实施方式中，透射区域可以是其在一些情况下可能具有抗反射涂层的透明材料。在一些实施方式中，反射区域被设计成仅反射某些波长的CSLO信号。在通过透射区域传播之后，然后，光束可能直接通过任何合适组的光学器件并且至从其生成OCT图像数据的第一检测器。在一些实施方式中，如在优选实施方式中，这可以包括准直透镜109和光纤105。通过镜反射的样本光束的任何部分可以类似地直接通过任何合适组的光学器件并且至从其生成CSLO图像数据的第二检测器。在一些实施方式中，这可以包括聚焦透镜18、小孔19、以及光检器20。
[0026]在优选实施方式中，仅不用于生成OCT数据的光被用于生成CSLO数据。收集用于生成OCT数据的光的光纤105具有在其上能够收集光的角度的限制范围，被熟知为数值孔径(NA)。因此，返回的样本光束的一些外部可能落在通过光纤105可收集的范围外。在图2A-B的实施方式中，这种未收集的光通过镜14被反射至生成的CSLO图像数据。S卩，镜14的透射区域具有这样的直径，使得其传播能够通过光纤105收集的光，并且反射不能被收集的部分。然后，光的反射部分能够被用于CSLO图像数据的生成。如在图2A和2B中的实施方式，当镜位于准直透镜和扫描光学器件之间时，实现这个目标同时最大化去往CSLO检测器的光的透射区域直径由2*NA*f定义，在此，NA是光纤105的数值孔径，并且f是透镜109的焦距。如果透射区域的直径小于这个值，则将降低OCT信号。如果透射区域的直径大于这个值，则将降低CSLO信号。
[0027]在图2C中示出的另一个实施方式中，镜反而可以位于光纤105的末端和准直透镜109之间。在那种情况下，将仅传播能够通过光纤105收集的光的直径小于2*NA*f。透镜109引起光从透镜109汇聚至光纤105的末端；因此，针对透射区域优选的直径将取决于镜位于透镜109和光纤105之间的位置。如果在光纤105的末端和镜14的透射区域之间的距离被定义为s，则然后相关直径是2*NA*s。类似于在图2A-B中的实施方式，能够以各种方法创建在图2C中示出的针对实施方式的透射区域，包括但不限于物理光孔或不同的透射涂覆。根据系统的光学设计，因为透镜109将聚焦光束，所以在实施方式中可能不需要透镜18，在此，CSLO信号在准直透镜109和光纤105之间分离。
[0028]此外，具有与返回的样本光束对齐的透射区域的镜也仅是一个可能的实施方式，通过其用于OCT和CSLO图像的信号能够被空间解耦。例如，如图3A所示，除了具有通过其传输OCT信号的透射区域的镜，还可以存在具有与从样本返回的光轴对齐的反射中心表面14a和允许CSLO光束低损失传输的围绕的透射区域的光学器件21。反射离开反射中心表面14a的返回光部分被导向检测器并且用于生成OCT图像。包围反射部分的光通过透射区域传播并且被用于生成CSLO图像。优选地，透射区域是环形的，并且围绕的透射区域可具有抗反射涂层。在图3A不出的实施方式中，光学器件21位于准直透镜109和光纤105之间。类似于在图2A-图2B中示出的实施方式，光学器件21也可放置在准直透镜109和扫描光学器件107之间。这种方法也能够实现而不使用围绕的透射区域。即，反射表面可以与从样本返回的光轴对齐以将返回光的一部分反射至检测器以生成OCT图像。然后，径向包围反射部分的光将传播经过镜并且被用于生成CSLO图像。
[0029]也可以其它方法空间解耦OCT和CSLO信号。例如，可以使用具有每个以不同角度定向的两个部分的镜对其空间解耦。可以配置镜，使得当返回的样本光束反射离开镜时，其分为指向不同方向的两个部分，一个用于生成OCT信号，并且一个用于生成CSLO信号。在一些实施方式中，镜的第二部分可以径向包围镜的第一部分。在图3B中示出的这类实施方式的实施例。如图3C所示，其也能够通过沿不同方向引导光束两个部分的一个或多个楔形光学器件14c完成。另一可能性是使用其沿不同方向基于其波长引导不同信号的色散部件(例如，光栅)。这种方法不依赖从样本反射的光的空间特性，而基于OCT和CSLO信号具有不同波长性能的事实。如果期望的OCT和CSLO信号具有独特的波长带，则仅光栅方法起作用。如果期望特定波长的CSLO图像，则这将是有用的。
[0030]本发明也允许通过增加共焦图像生成的帧率、通过增加扫描仪的扫描速度对2D共焦图像性能的额外改善。当前本领域状态下的OCT速度通过27kHz照相机的OCT数据获取速度限制，所以在OCT扫描期间生成的CSLO图像受这个速度限制。针对200x200眼底图像，扫描时间是1.48秒(200像素x200像素/27，000像素/秒)，并且刷新速度是0.68帧/秒(1/1.48秒)。当CSLO图像不通过OCT获取限制时(S卩，OCT图像获取被暂停)，可以100，OOOHz的数据速度运行直至快速扫描检流计达到其近似500Hz的机械限制(100，OOOHz/200像素)。相同的200x200眼底图像将具有0.4秒的扫描时间(200像素x200像素/100，000像素/秒)，并且刷新速度是2帧/秒(1/0.4秒)。这通过四个因素导致在2D共焦图像帧率方面的增加。
[0031]虽然本文中已经详细地示出并且描述了结合本发明教义的各种实施方式，但是本领域中的技术人员能够容易地设计依然结合这些教导的其它改变的实施方式。具体地，利用位于准直透镜和光纤之间的分离元件也能够实现以在准直透镜和扫描元件之间的CSLO和OCT部分的分离描述的任何实施方式，并且反之亦然。
[0032]以下参照符号通过引用结合于此。
[0033]专利文献
[0034]US Patent N0.5, 926, 592Harris et al."Optical fibre confocal imager withvariable near-confocal control"
[0035]US Patent N0.6，769，769Podoleanu et al."Optical mapping apparatus withadjustable depth resolut1n and multiple funct1nality"
[0036]US Patent N0.7,301,644Knighton et al"Enhanced optical coherencetomography for anatomical mapping"
[0037]US Patent N0.7，382，464Everett et al."Apparatus and method for combinedoptical-coherence-tomographic and confocal detect1n"
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[0039]US Patent N0.7，649，62