DE102014115153A1

DE102014115153A1 - Optische Kohärenztomographie

Info

Publication number: DE102014115153A1
Application number: DE102014115153.4A
Authority: DE
Inventors: Daniel Bublitz; Christoph Nieten
Original assignee: Carl Zeiss AG
Current assignee: Carl Zeiss AG
Priority date: 2014-10-17
Filing date: 2014-10-17
Publication date: 2016-04-21

Abstract

Beschrieben wird ein Verfahren zur optischen Kohärenztomographie zur Untersuchung eines Auges, wobei das Verfahren aufweist Bereitstellen von Quellstrahlung, Durchstimmen deren Wellenlänge und Aufteilen der Quellstrahlung in Beleuchtungsstrahlung und Referenzstrahlung, Beleuchten eines Beleuchtungsfeldes im Auge mit der Beleuchtungsstrahlung und Aufsammeln von im Auge aus einem Objektfeld rückgestreuter Beleuchtungsstrahlung als Messstrahlung, Überlagern der Messstrahlung mit der Referenzstrahlung und Detektion eines Interferenzsignals der überlagerten Strahlungen sowie Erzeugen eines tiefaufgelösten Bildes des Objektes, wobei die Messstrahlung mittels einer konfokalen Blende gefiltert wird, welche in einer zur Objektebene konjugierten Ebene liegt und eine Blendenöffnung hat, die die Größe des Objektfelds festlegt, wobei mindestens ein Teil der nicht durch die Blendenöffnung transmittierten Messstrahlung reflektiert, mit der Referenzstrahlung überlagert und zur Korrektur des tiefaufgelösten Bildes verwendet wird.

Description

Die Erfindung bezieht sich auf einen optischen Kohärenztomograph zur Untersuchung eines Auges, der aufweist eine Beleuchtungseinrichtung zur Bereitstellung von Quellstrahlung, deren Wellenlänge durchstimmbar ist, einen Beleuchtungs- und Messstrahlengang, der ein Aufteilungselement zur Aufteilung der Quellstrahlung in Beleuchtungsstrahlung und Referenzstrahlung aufweist, mit der Beleuchtungsstrahlung ein Beleuchtungsfeld im Auge beleuchtet und im Auge aus einer Objektebene rückgestreute Beleuchtungsstrahlung als Messstrahlung aufsammelt, einen Referenzstrahlengang, der für die Referenzstrahlung eine optische Weglänge bereitstellt, die einer optischen Weglänge vom Aufteilungselement bis zum Beleuchtungsfeld und zurück bis zu einer Überlagerungsstelle gleicht, einen Detektionsstrahlengang, der die Messstrahlung vom Beleuchtungs- und Messstrahlengang und einen ersten Teil der Referenzstrahlung vom Referenzstrahlengang empfängt und an der Überlagerungsstelle überlagert und auf mindestens einen Detektor leitet.
Die Erfindung bezieht sich weiter auf ein Verfahren zur optischen Kohärenztomographie zur Untersuchung eines Auges, wobei Quellstrahlung bereitgestellt und hinsichtlich ihrer Wellenlänge durchgestimmt und in Beleuchtungsstrahlung und Referenzstrahlung aufgeteilt wird, ein Beleuchtungsfeld im Auge mit der Beleuchtungsstrahlung beleuchtet wird, im Auge rückgestreute Beleuchtungsstrahlung als Messstrahlung aufgesammelt wird, wobei die Referenzstrahlung in einem Referenzstrahlengang verzögert und mit der Messstrahlung überlagert wird, um ein Interferenzsignal zu erzeugen, das mit einem Detektor erfasst wird.
Die optische Kohärenztomographie (OCT) ist in der Augenheilkunde ein etabliertes Verfahren zur Abbildung des Auges. Sie erlaubt eine dreidimensionale Abbildung, die in der Diagnose von Augenerkrankungen und deren Verlauf sehr hilfreich ist. Hier sind insbesondere Erkrankungen der Retina zu nennen, wie das Glaukom oder die altersbedingte Makuladegeneration. Bei OCT-Systemen ist die laterale Auflösung (x und y) durch die numerische Apertur (NA) der verwendeten Optik festgelegt. Die axiale Auflösung (z) wird hingegen aus einem Interferenzmuster berechnet und ist in der Regel sehr viel höher als die Tiefenschärfe der Abbildung, welche wiederum von der numerischen Apertur abhängt, genauer proportional zu 1/NA² ist. Beim üblicherweise verwendeten Fourier-Domain-OCT, das eine breitbandige oder in der Wellenlänge verstellbare Strahlungsquelle einsetzt, ist die Tiefenauflösung invers proportional zur spektralen Bandbreite, genauer proportional zu λ²/Δλ, wobei λ die mittlere Wellenlänge und Δλ die Bandbreite ist.
Zur Messung der Retina des menschlichen Auges benötigt man sowohl eine hohe laterale als auch eine hohe axiale Auflösung. Zugleich soll das erfassbare und damit beleuchtete Volumen in der Tiefe (längs der optischen Achse) möglichst groß sein; dies bedingt eine kleine numerische Apertur (NA) des optischen Systems. Die laterale Auflösung fordert eine große numerische Apertur. Somit sind im Stand der Technik letztlich die Ausdehnung des in der Tiefe zugänglichen Bereichs und die laterale Auflösung über die numerische Apertur des optischen Systems miteinander verknüpft und können nicht unabhängig voneinander eingestellt werden.
Aus der US 2014/0028974 A1 ist ein Abbildungsverfahren bekannt, das auf der OCT aufbaut. Dabei wird eine Linie durch ein Abbildungssystem auf ein Objekt projiziert. Die rückgestreute Strahlung wird mit Referenzstrahlung interferierend kombiniert und zu einem Detektor geleitet, wobei eine konfokale Filterung in einer Richtung vorgenommen wird. Hierzu wird eine astigmatische Optik eingesetzt. Die Tiefenauflösung erfolgt mittels optischer Kohärenztomographie. Im Falle einer spektroskopischen Analyse der Strahlung wird ein zweidimensionaler Detektor verwendet, dessen eine Ausdehnung der konfokalen Filterung hinsichtlich des zeilenförmigen beleuchteten Bereichs dient und dessen andere Ausdehnung die Spektralinformation auflöst. Die Verknüpfung von lateraler Auflösung und zugänglichem Tiefenbereich ist auch beim Ansatz gemäß US 2014/0028974 A1 gegeben.
Die Bildgebung mittels OCT wird von im Wesentlichen drei Rauscheffekten beeinflusst. Eine erste Rauschquelle wird mit der Abkürzung RIN bezeichnet, die für „relative intensity noise” steht und sich darauf bezieht, dass inkohärente Modulationen/Wechselwirkungen bei unterschiedlichen Frequenzen in einer optischen Welle auftreten können. Letztlich liegt die Ursache für dieses Rauschen in der Strahlungsquelle, und eine Möglichkeit zum Unterdrücken des RIN liegt darin, mittels eines besonderen Detektors das Intensitätsrauschen zu messen und zum Signal zu korrelieren. Eine bauliche verbreitete Lösung hierfür ist die sogenannte „balanced detection”. Weiter ist die sogenannte Off-Axis-Detektion als Lösungsmöglichkeit bekannt. Letztlich wird mit diesen Ansätzen der Dynamikanteil des Messsignals und damit das Signal/Rausch-Verhältnis verbessert.
Eine zweite Rauschquelle stellt der sogenannte „beat noise” dar. Man kann es als Sonderform des RIN, die durch inkohärente Wechselwirkung zwischen der Referenzstrahlung und der inkohärenten Strahlung der Messstrahlung verursacht werden, auffassen. Auch bei einer vollständigen Unterdrückung des RIN, beispielsweise durch eine balanced detection, liegt dieses Rauschen vor.
Eine dritte Rauschquelle ist das sogenannte „coherence revival”, das bei bestimmten durchstimmbaren Quellen störend sein kann. Wegen Nebenmaxima der Kohärenzfunktion können teilkohärente Wechselwirkungen zwischen der Referenzstrahlung und eigentlich inkohärenten Teilen der Messstrahlung oder reflektierter Beleuchtungsstrahlung auftreten. Dies lässt sich im Stand der Technik nur durch eine sehr aufwendige Konstruktion des optischen Aufbaus zum Unterdrücken optischer Reflexe im Messstrahlengang vermeiden. Man muss dafür Sorge tragen, dass Reflexe, die in das Fenster der Kohärenznebenmaxima der durchgestimmten Strahlungsquelle fallen könnten, nicht auftreten.
Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, einen optischen Kohärenztomographen, insbesondere zur Messung an der Retina des menschlichen Auges, anzugeben, bei dem das Rauschverhalten verbessert ist.
Die Erfindung ist in den Ansprüchen 1 und 7 definiert. Vorteilhafte Weiterbildungen sind Gegenstand der abhängigen Ansprüche 2 bis 6 und 8 bis 12.
Die Erfindung verwendet eine konfokale Blende. Der Begriff „konfokal” bezeichnet in dieser Beschreibung nicht nur eine Blende, die exakt in einer zur Objekteben konjugierten (Zwischenbild-)Ebene liegt, sondern erfasst auch eine Anordnung der Blende, welche innerhalb eines gewissen Fehlerbereichs vor oder hinter einer Zwischenbildebene liegt. Liegt die konfokale Blende nicht exakt in der Zwischenbildebene, sondern nahe der Zwischenbildebene, so ist eine Streulichtunterdrückung zwar möglicherweise gemindert, die Funktion als konfokale Blende, welche das Objektfeld definiert, aus dem die Messstrahlung aufgesammelt wird, ist jedoch gleichermaßen erfüllt. Die Blende ist in oder nahe einer Zwischenbildebene, wenn sie um maximal das Dreifache der Abbildungstiefe von der Zwischenbildebene beabstandet ist; bevorzugt ist eine Beabstandung von maximal der einfachen Abbildungstiefe. Die Abbildungstiefe wird in der englischen Literatur als „Depth of Focus” bezeichnet und definiert einen axialen Bereich im Bildraum, d. h. an der Zwischenbildebene eines optischen Systems, in dem in jeder Auffangebene ein ausreichend scharfes Bild entsteht. Im Bereich der Abbildungstiefe werden Zerstreuungskreise als Punkt registriert. Der zur Abbildungstiefe konjugierte Bereich im Objektraum ist die Schärfentiefe (Englisch: Depth of Field). Die Schärfentiefe ist ein Maß für die Ausdehnung des scharfen Bereichs im Objektraum und ist durch die Lambda/(NAo)² gegeben, wobei NAo die numerische Apertur im Objektraum bezeichnet. Die Abbildungstiefe an der Zwischenbildebene ergibt sich analog zur Schärfentiefe aus der numerischen Apertur durch Lambda/(NAz)²; dabei ist NAz die numerische Apertur an der Zwischenbildebene, welche sich z. B. aus NAo mittels des Abbildungsmaßstabes errechnet.
Als Wellenlänge kann in obiger Betrachtung die maximale Wellenlänge der Messstrahlung an der Zwischenbildebene angesetzt werden.
Die konfokale Blende, welche in oder nahe der Zwischenebene liegt, hat in der Erfindung nun eine Doppelfunktion. Sie definiert nicht nur das Objektfeld, aus welchem die Messstrahlung aufgesammelt wird, sie koppelt auch Korrekturstrahlung aus, die mit einem bestimmten Teil der Referenzstrahlung überlagert wird. Dieser Teil der Referenzstrahlung kann in seiner Weglänge bevorzugt individuell angepasst werden. Die mit diesem Teil der Referenzstrahlung überlagerte Korrekturstrahlung wird auf einen Sensor geleitet, der ein Korrektursignal liefert. Die Wirkung der eingangsgenannten zweiten und dritten Rauschquellen kann damit signifikant reduziert oder gar vollständig unterdrückt werden.
Die erfindungsgemäße konfokale Blende ist besonders dann vorteilhaft, wenn der Beleuchtungs- und Messstrahlengang ein Scanner zur Verstellung der lateralen Lage des Beleuchtungsfeldes und des Objektfeldes im Auge aufweist.
Je nach Ausführungsform des OCT kommt für ein konfokales OCT mit einem Punktdetektor als Blende das Ende einer Lichtleitfaser in Frage, wobei die Spiegelfläche, an welcher ein Teil der Messstrahlung als Korrekturstrahlung ausgekoppelt wird, durch die Verspiegelung der Mantel-Endfläche der Lichtleitfaser gebildet ist.
Verwendet man eine Blende, was insbesondere bei einem holoskopischen OCT vorteilhaft ist, ist es zweckmäßig, diese gegenüber einer optischen Achse, entlang welcher die Messstrahlung propagiert, zu neigen und an der Einfallseite der Messstrahlung geeignet zu verspiegeln.
Es wird bevorzugt ein Flächendetektor, vorzugsweise ein zweidimensionaler Detektor verwendet, der einen Teilbereich der Retina abtastet. Bevorzugt legt eine Blende in einem Zwischenbild der optischen Abbildung diesen Teilbereich fest, und der Flächendetektor ist auf die Größe der Blende abgestimmt. Der Strahlengang ist so gestaltet, dass die Beleuchtung mit Beleuchtungsstrahlung und das Aufsammeln der rückgestreuten Messstrahlung mit unterschiedlichen numerischen Aperturen erfolgt. Damit kann für die Beleuchtung eine numerische Apertur eingestellt werden, die einen axial großen Bereich ausleuchtet, so dass in einem vergleichsweise großen Tiefenbereich Messstrahlung detektiert wird und folglich mittels des OCT-Prinzips ein Bild über einen großen Tiefenbereich erhalten wird. Unabhängig davon ist die numerische Apertur des Aufsammelns der Messstrahlung, also der Abbildung eines Objektbereiches, unabhängig von der numerischen Apertur der Beleuchtung und damit beispielsweise größer, so dass eine hohe laterale Auflösung erhalten wird.
Der Flächendetektor ist bevorzugt ein zweidimensionaler Detektor. Die Pixelanzahl liegt bevorzugt zwischen 4 und 100 Pixel pro Richtung, besonders bevorzugt zwischen 5 Pixel und 40 Pixel. Diese Pixelanzahl erweist sich als vorteilhaft zur Abtastung des Teilbildes sowohl hinsichtlich Auflösung als auch hinsichtlich Signal/Rausch-Verhältnis und möglichen Bildfehlerkorrekturen.
Soweit hier als Objekt die Retina genannt ist, soll das die Erfindung nicht einschränken. Auch andere Strukturen des Auges können als Objekt abgebildet werden.
Die nachfolgend beschriebenen Merkmale der optischen Kohärenztomographie können für verschiedene Ausführungsformen in Alleinstellung oder in unterschiedlichen Kombinationen herangezogen werden. Soweit die nachfolgenden Ausführungsbeispiele bestimmte Kombinationen von Merkmalen schildern, ist die Erfindung nicht auf solche Kombinationen eingeschränkt.
Es versteht sich, dass die vorstehend genannten und die nachstehend noch zu erläuternden Merkmale nicht nur in den angegebenen Kombinationen, sondern auch in anderen Kombinationen oder in Alleinstellung einsetzbar sind, ohne den Rahmen der vorliegenden Erfindung zu verlassen.
Nachfolgend wird die Erfindung beispielsweise anhand der beigefügten Zeichnungen, die auch erfindungswesentliche Merkmale offenbaren, noch näher erläutert. Es zeigen:
1 eine Schemadarstellung eines optischen Kohärenztomographen (OCT) in einer ersten Ausführungsform,
2 eine Schemadarstellung eines OCT in einer zweiten Ausführungsform,
3 eine Schemadarstellung eines Details des OCT der ersten Ausführungsform und
4 eine Schemadarstellung eines Details des OCT der zweiten Ausführungsform.
1 zeigt ein holoskopisches OCT 1, das dreidimensionale Bilder von einer Retina 2 eines Auges 3 aufnimmt. Quellstrahlung einer hinsichtlich ihrer Wellenlänge durchstimmbaren Strahlungsquelle 4, beispielsweise eines entsprechenden Lasers, wird in eine Faser 5 eingekoppelt. Die Quellstrahlung liegt beispielsweise im infraroten Wellenlängenbereich. In der nachfolgenden Beschreibung wird auch dieser Wellenlängenbereich als „Licht” bezeichnet.
Unter diesem Begriff sei sämtliche Strahlung des elektromagnetischen Spektrums subsumiert, die den optischen Gesetzen genügt.
Die Faser 5 mündet in einen Splitter 6, der die Quellstrahlung in einen Messarm 7 und einen Referenzarm 8 aufteilt. An den Splitter 6 schließt im Messarm 7 eine Faser 9 an, und die am Faserende austretende Beleuchtungsstrahlung B wird mittels einer Beleuchtungsoptik 10 zu einem Strahlteiler 11 geleitet. Von dort gelangt sie zu einer Frontoptik 12, welche die Beleuchtungsstrahlung B in einen Fokus bündelt, der auf der Retina 2 des Auges 3 liegt. Die Beleuchtungsoptik 10 und die Frontoptik 12 stellen dabei unter anderem die numerische Apertur NA ein, mit der das Auge 3 beleuchtet wird. Zwischen dem Strahlteiler 11 und der Frontoptik 12 befindet sich ein Scanner 13, der den Fokus auf der Retina 2 zweiachsig senkrecht zur Einfallsrichtung, d. h. lateral ablenkt. Die Koordinaten dieser Ablenkung seien nachfolgend mit x und y bezeichnet. Die z-Lage des Fokus kann durch Verstellen der Frontoptik 12 eingestellt werden. Dies ist schematisch durch einen Doppelpfeil angedeutet.
Die Beleuchtungsstrahlung im Beleuchtungsfokus auf der Retina 2 wird aus verschiedenen Tiefen innerhalb eines Tiefenschärfebereichs zurückgestreut. Dieser Tiefenschärfebereich ist durch den beleuchteten Bereich und damit durch die numerische Apertur NA definiert, welche durch die Zusammenwirkung von Frontoptik 12 und Beleuchtungsoptik 10 sowie den optischen Eigenschaften des Auges 3 festgelegt ist.
Die rückgestreute Strahlung wird von der Frontoptik 12 als Messstrahlung M aufgesammelt. Die von der Frontoptik 12 aufgesammelte Messstrahlung wird zum Scanner 13 geleitet. Hier wird sie descannt, so dass nach dem Scanner 13 die Messstrahlung M als ruhender Strahl vorliegt.
Das Aufsammeln der Messstrahlung M ist eine Abbildung der Retina 2. Der Strahlteiler 11 trennt die Messstrahlung M von der Beleuchtungsstrahlung B und leitet sie zu einer Detektoroptik 14. Die Detektoroptik 14 legt zusammen mit der Frontoptik 12 und den optischen Eigenschaften des Auges 3 sowie etwaigen weiteren abbildenden Elementen im Abbildungsstrahlengang (z. B. Linse 16) die numerische Apertur NA der Abbildung der Retina 2 fest. Auf diese Weise haben Beleuchtung und Detektion unterschiedliche numerische Aperturen. Die numerische Apertur der Beleuchtung wird durch die Kombination der Beleuchtungsoptik 10 und der Frontoptik 12 festgelegt. Die numerische Apertur der Detektion durch die Detektoroptik 14 und die Frontoptik 12.
Die Detektoroptik 14 fokussiert die Messstrahlung M in eine Zwischenbildebene, in welcher sich eine Blende 15 befindet. Diese Blende 15 legt die Größe des Objektfeldes fest, aus welchem an der Retina 2 die Messstrahlung M erfasst wird. Unter Berücksichtigung des Abbildungsmaßstabes von Detektoroptik 14, Frontoptik 12 und Auge 3 entspricht die Größe der Blende 15 exakt der Größe des Objektfeldes an der Retina 2, aus dem Messstrahlung M aufgesammelt wird, das also abgebildet wird.
Eine weitere Optik 16 nach der Blende 15 richtet die Messstrahlung M auf eine Detektoreinrichtung 17. In der Ausführungsform der 1 umfasst die Detektoreinrichtung 17 einen Strahlteiler/-vereiniger 18 sowie zwei Flächensensoren 19a und 19b. Die Flächensensoren 19a, 19b sind in ihrer Größe passend zur Blende 15 und der dazwischenliegenden Optik 16 ausgelegt. Sie haben eine Ortsauflösung, d. h. sie erlauben eine Auflösung der Intensitätsverteilung über den Strahlquerschnitt.
Am Strahlteiler/-vereiniger 18 wird auch Referenzstrahlung R aus dem Referenzarm 8 eingekoppelt. Dieser weist nach dem Splitter 6 eine Faser 20 auf. Der Referenzarm 8 hat bei der in 1 gezeigten Ausführungsform eine Weglängenanpasseinrichtung 21, welche dazu dient, die Länge des Referenzarms 8 passend zur Lage der Retina 2 des Auges 3 einzustellen. Dazu wird die Strahlung aus der Faser 20 über Elemente 70, 72 und 73, die noch erläutert werden, über einen Retroreflektor 22 geleitet, dessen Lage verstellt werden kann, wie der Doppelpfeil in 1 andeutet. Über einen weiteren Umlenkspiegel 23 sowie Optiken 24, 25 wird die Referenzstrahlung R zum Strahlteiler/-vereiniger 18 geleitet, der die Referenzstrahlung R mit der Messstrahlung M überlagert auf die Flächensensoren 19a und 19b leitet.
Die Weglängenanpasseinrichtung 21 ist in 1 als Freistrahlengang ausgeführt. Dies ist ebenso optional, wie die Verwendung eines Retroreflektors 22. Im Stand der Technik sind verschiedene Maßnahmen bekannt, die optische Weglänge eines Strahls zu verstellen.
Die Blende 15 ist geneigt ausgebildet und an der Einfallsseite der Messstrahlung verspiegelt, zumindest in einem Bereich um die Blendenöffnung herum. Dadurch wird Messstrahlung, welche nicht durch die Blendenöffnung transmittiert wird, als Korrekturstrahlung K reflektiert. Sie wird von einem noch zu erläuternden optischen System aufgesammelt und genutzt. Dieses optische System verwendet weiter einen Teil der Referenzstrahlung im Referenzstrahlengang 8. Dieser verfügt dazu nach der Lichtleitfaser 20 über einen Fasersplitter 70, der die Referenzstrahlung in eine Lichtleitfaser 74 sowie eine Lichtleitfaser 72 aufteilt. Die Lichtleitfaser 72 führt die Referenzstrahlung, die in die Weglängenanpasseinrichtung 21 geführt wird. Dies ist ein erster Teil der Referenzstrahlung. Ein zweiter Teil der Referenzstrahlung gelangt in eine Lichtleitfaser 74, die in einen Faserzirkulator 75 führt. An diesen ist eine Lichtleitfaser 76, eine Kollimatorlinse 77 und ein verstellbarer Retroreflektor 78 angeschlossen, so dass am Faserzirkulator 75 der zweite Teil der Referenzstrahlung um eine einstellbare Weglänge verzögert wird, bevor er zu einem Kollimator 79 geleitet wird, der über einen Umlenkspiegel 80 den zweiten Teil der Referenzstrahlung zu einem Strahlvereiniger 81 leitet. Der Strahlvereiniger 81 empfängt nicht nur den zweiten Teil der Referenzstrahlung, welcher durch die Weglängenverstellmimik 75, 76, 77 und 78 lief, sondern auch die Korrekturstrahlung K, die von einer Optik 83 und einem Umlenkspiegel 82 auf den Strahlkombinierer 81 geleitet wurde. Im Ergebnis überlagert der Strahlkombinierer 81 die Korrekturstrahlung K mit dem zweiten Teil der Referenzstrahlung kohärent, so dass eine Linse 83 auf einen Sensor 90 interferierende Strahlung leitet. Der Sensor 90 detektiert einen Interferenzzustand, wenn die Korrekturstrahlung K eine Weglänge durchlief, die der Weglänge von der Strahlungsquelle 4 über die Elemente 5, 6, 20, 70, 74, 75, 76, 77, 78, 79, 80 bis zum Strahlvereiniger 81 entspricht. Streng genommen wird Interferenz immer detektiert. 78 dient der Weglängenanpassung, so dass der beschriebene Weg (4, 6, 20, ... 81) dem entspricht, der über 4 → 2 → 15 → 82 → 81 gegeben ist.
2 zeigt eine modifizierte Ausführungsform des OCT 1, bei der der Referenzstrahlengang 8 vollständig durch Lichtleitfasern realisiert ist. Die Weglängenanpasseinrichtung 21 mit den Spiegeln 23 und den Linsen 24, 25 sowie der Strahlteiler/-vereiniger 18 sind nun durch faseroptische Elemente ersetzt. Im Einzelnen wird die Strahlung aus der Lichtleitfaser 72 in einen Zirkulator 73 geleitet, von dort in die Weglängenanpasseinrichtung 21, welche wiederum einen verstellbaren Retroreflektor 22 aufweist, so dass die Referenzstrahlung nach Durchlauf der eingestellten Wegstrecke zu einer Lichtleitfaser 74 gelangt, die sie zum Strahlteiler/-vereiniger 18 führt, der ebenfalls faseroptisch ausgeführt ist. Er erhält die Messstrahlung M durch eine weitere Lichtleitfaser 86 und leitet die kohärent überlagerte Messstrahlung M und Referenzstrahlung R mittels zweier (nicht näher bezeichneten) Lichtleitfasern zu den Detektoren 19a und 19b.
Die Blende 15 ist in dieser Ausführungsform durch ein Ende der Lichtleitfaser 86 realisiert.
Die 3 und 4 zeigen die Blende 15 genauer. 3 bezieht sich dabei auf die Bauweise der 1 und 4 auf die Bauweise der 2. Wie zu sehen ist, fällt von der Linse 14 die Messstrahlung M ein. Sie gelangt zur Blende 15, durch deren Blendenöffnung nur die Messstrahlung M.1 passieren kann. Messstrahlung M.2, die auf die Blende 15 trifft, wird dort reflektiert, da die entsprechende Messstrahleneinfallsseite der Blende 15 mit einer Spiegelfläche 85 versehen ist. Der reflektierte Teil M.2 der Messstrahlung gelangt dann zur Linse 83 und letztlich in kohärenter Überlagerung mit dem zweiten Teil der Referenzstrahlung zum Sensor 90.
Für die Bauweise der 2 ist die Blende 15 als Ende der Lichtleitfaser 86 realisiert, wie 4 vergrößert zeigt. Die Lichtleitfaser 86 hat einen Mantel 87 und einen Kern 88. Die Endfacette ist im Bereich des Mantels 87 mit der Spiegelfläche 85 versehen, wodurch die Messstrahlung, die nicht auf den Kern 88 der Lichtleitfaser 86 gerichtet ist, als Teil M.2 der Messstrahlung M reflektiert und von der Linse 83 aufgesammelt wird.
Das Konzept der 1 und 2 sorgt dafür, dass in einer Zwischenbildebene die Blende 15 den Teil M.2 der Messstrahlung M, der nicht durch die Blendenöffnung transmittiert wird, als Korrekturstrahlung K reflektiert wird. Dieser wird ein Teil der Referenzstrahlung R überlagert, so dass eine kohärente Detektion hinsichtlich Signalintensität und Phaseninformation erfolgt. Der Sensor 90 kann dabei ein Punktdetektor sein. Alternativ ist eine gewisse Ortsauflösung möglich.
Die faseroptische Bauweise der 2/4 betrifft ein punktabtastendes System. Die Bauweise der 1/3 kann ebenfalls punktabtastend oder ein holoskopisches System sein.
Aufgrund der geringen Ausdehnung der Endfläche des Mantels 87 der Faser 86 ist ein Maximaldurchmesser festgelegt, aus dem Messstrahlung M.2 reflektiert werden kann. Dieser Maximaldurchmesser wirkt wiederum als Blende und sorgt dafür, dass die Korrekturstrahlung K keine wesentlichen Phasenvariationen gegenüber der Referenzstrahlung R verglichen mit der Messstrahlung M1 hat.
Sekundärreflexe im Strahlengang, welche kollinear in die Messstrahlung M einmischen könnten bei der Bildrekonstruktion Artefakte verursachen. Die Korrekturstrahlung K, die von der Eintrittsseite der Lichtleitfaser 86 oder der Blende 15 abgeleitet wird ist aufgrund der unmittelbaren Nähe zur Blendenöffnung phasenkorreliert zur transmittierten Messstrahlung M2. Es ist deshalb möglich, in der Korrektur das Signal des Sensors 90 (nach geeigneter Gewichtung) vom Signal abzuziehen, das von den Detektoren 19a und 19b erzeugt wird. Die Gewichtung kann beispielsweise durch die Flächenverhältnisse zwischen verspiegelten Bereich 86 und Blendenöffnung erhalten werden. Alternativ oder zusätzlich ist es möglich, die Wichtung aus einer Kalibrierungsmessung zu ermitteln. Für diese kann beispielsweise ein bestimmtes Objekt in den Strahlengang eingebracht werden, das im Beleuchtungs- und Messstrahlengang 7 Reflektionen erzeugt.
In der Bauweise der 1 sind die Flächendetektoren 19a, 19b ortsauflösend. Die Subtraktion kann dann an den Signalen der einzelnen Pixel erfolgen.
Die Detektoreinrichtung 17 ist in 1 und 2 als sogenannte „balanced detection” ausgeführt. Auch dies ist optional. Die balanced detection hat den Vorteil, dass auf besonders einfache Art und Weise ein Gleichtaktanteil in der Überlagerung von Referenzstrahlung R und Messstrahlung M unterdrückt werden kann. Alternativ könnte auf eine solche Unterdrückung verzichtet werden, wenn nur einer der Detektoren, beispielsweise der Detektor 19b verwendet würde und der Strahlteiler/-vereiniger 18 als reiner Strahlvereiniger ausgeführt wird.
Die Interferenz zwischen Referenzstrahlung R und Messstrahlung M wird zur Erzeugung eines Bildes umgesetzt, wie es für die optische Kohärenztomographie bekannt ist. Da die Wellenlänge der Quellstrahlung durchgestimmt wird, kommt bei der Bilderzeugung das Fourier-Domain-Prinzip zur Anwendung, das aus dem Stand der Technik grundsätzlich bekannt ist.
Zum Durchführen der Bilderzeugung weist der OCT 1 ein Steuergerät C auf, das ein Signal über die Wellenlängendurchstimmung und die Messsignale der Flächendetektoren 19a, 19b erhält. Optional steuert das Steuergerät C die Strahlungsquelle 4 zur Wellenlängendurchstimmung an, kennt deshalb die im System aktuell vorherrschende Wellenlänge und kann damit die Messsignale entsprechend zuordnen. Die Flächendetektoren 19a, 19b erhalten Messstrahlung M aus einem Objektfeld an der Retina 2, das durch die Blende 15 festgelegt ist.
Die Flächendetektoren 19a, 19b sind in der Bauweise der 1 in ihrer Größe an die Blende 15 entsprechend angepasst und tasten mit ihren einzelnen Pixel die Intensitätsverteilung ortsaufgelöst ab. Liegen die Flächendetektoren 19a, 19b in einer Bildebene, d. h. in einer Ebene, die unter Berücksichtigung der Abbildung, welche von Frontoptik 12, Detektoroptik 14 und den weiteren zwischengelagerten optischen Elementen ausgeführt wird, konjugiert zur Ebene der Retina 2 ist, enthalten die einzelnen Pixel bereits die Ortsinformation im Bildfeld. Liegen die Flächendetektoren hingegen in einer konjugierten Pupillenebene, die zur Ebene, in welcher die Pupille P des Auges 3 liegt, konjugiert ist, erfassen die Detektoren die Intensitätsverteilung in der Pupillenebene und damit Phaseninformation. Auch dies kann zur Bildrekonstruktion verwendet werden. Liegt der Flächendetektor nicht in einer Pupillenebene, ist eine Aberrationkorrektur gleichermaßen möglich, wenn das detektierte Signal auf eine Pupillenebene umgerechnet wird, wie dies einem Fachmann für Hologramme bekannt ist.
In der Bauweise der 2 haben die Detektoren 19a, 19b keine Ortsauflösung, wie nachfolgend noch erläutert werden wird.
In der Bauweise der 1 kombiniert der Strahlteiler/-vereiniger 18 die Messstrahlung M aus dem Messarm 7 und die Referenzstrahlung R aus dem Referenzarm 8. Die (Flächen)-Detektoren 19a, 19b erfassen die Interferenz zwischen Messstrahlung M und Referenzstrahlung R. Die entsprechenden Maßnahmen zum Erzeugen einer solchen Interferenz, insbesondere die dafür nötigen Eigenschaften der Strahlungsquelle 4 und der Weglängenanpassung sind im Stand der Technik für optische Kohärenztomographen bekannt.
Aufgrund der balanced detection liegt ein relativer Phasenunterschied von Pi zwischen der Summe der beiden Signale der beiden (Flächen)-Detektoren 19a, 19b vor. Auf diese Weise ist, insbesondere bei einer möglichen nachfolgenden Analog-Digital-Wandlung des Differenzsignals, der Dynamikbereich des Signals maximal zur Informationsauswertung verwendet.
In einer anderen Ausgestaltung erfolgt keine balanced detection; der Signalhub des Interferenzsignals befindet sich dann auf einem Gleichtaktanteil aufmoduliert und wird durch entsprechende Datenanalyse herausgefiltert. Alternativ ist eine sog. Off-Axis-Detektion möglich.
In einer weiteren Ausführungsform für das OCT 1 ist die Weglängenanpasseinrichtung nicht im Referenzarm 8, sondern im Messarm 7 angeordnet.
Der Scanner 13 befindet sich beim OCT 1 der 1 bevorzugt in oder nahe einer Pupillenebene des Detektionsstrahlenganges sowie auch des Beleuchtungsstrahlenganges. Diese Pupillenebene ist zur Ebene der Pupille P des Auges 3 konjugiert.
Die Frontoptik 12 umfasst bevorzugt zwei Optiken, die zusammen eine 4f-Optik bilden. Dann ist eine Optik eine ophthalmoskopische Linse und die andere Optik eine Scanlinse. Diese 4f-Optik bildet die Pupille P des Auges 3 in einer zur Ebene der Pupille P konjugierten Pupillenebene ab, in welcher der Scanner 13 liegt. Es ist nicht zwingend, den Scanner 13 exakt in diese konjugierte Pupillenebene zu platzieren, hat jedoch Vorteile. Zwischen der Ebene der Pupille P des Auges 3 und der dazu konjugierten Pupillenebene befindet sich eine Zwischenbildebene. Der Strahlteiler 11 befindet sich aufgrund seiner Nähe zum Scanner 13 ebenfalls nahe der konjugierten Pupillenebene. Es ist auch möglich, den Strahlteiler 11 in diese konjugierte Pupillenebene zu legen, wenn der Scanner 13 aus der konjugierten Pupillenebene gerückt wird.
In einer Ausführungsform ist der Strahlteiler 11 als Polarisationsteiler ausgebildet. Ihm ist dann in Abbildungsrichtung (das ist die Richtung, aus welcher der Messstrahl M einfällt) eine Lambda/4-Platte vorgeordnet. In einer weiteren Ausführungsform des OCT erfolgt am Strahlteiler 11 eine Polarisationsteilung. Eine solche ist im Stand der Technik üblicherweise nachteilig, und man verwendet eine Intensitätsteilung. Dies ist überraschenderweise für das beschriebene OCT vorteilhaft, da in das Auge eintretende polarisierte Strahlung hinsichtlich ihres Polarisationszustandes geändert wird. Verschiedene Strukturen des Auges haben dabei eine unterschiedliche Auswirkung, so dass der Polarisationszustand des rückgestreuten Signals nicht eindeutig oder klar definiert ist, sondern aus Komponenten mit verschiedenen Polarisationszuständen besteht. Diese Überlegung war auch im Stand der Technik bekannt und führte zur Konsequenz, eine Intensitätsteilung vorzunehmen, eben weil die rückgestreute Strahlung keinen klar definierten Polarisationszustand hat. Es zeigt sich jedoch nun, dass das Messlicht mit dem Referenzlicht überlagert wird und dabei nur Strahlbestandteile miteinander interferieren können, die denselben Polarisationszustand haben. Letztlich gibt das Referenzlicht mit seinem Polarisationszustand also vor, welchen Anteil des Messlichtes man ausnutzen kann. Nicht-interferierende Anteile fallen auf den Detektor und bilden einen störenden Hintergrund.
Die Beleuchtungsstrahlung B ist nach dem Polarisationsteiler 11 linear polarisiert. Eine dem Polarisationsteiler 11 in Abbildungsrichtung vorgeordnete Lambda/4-Platte (nicht in 1 eingezeichnet) sorgt für zirkular polarisierte Beleuchtungsstrahlung B am Auge 3. Rückgestreute Messstrahlung M, die ebenfalls zirkular polarisiert ist, wird von der Lambda/4-Platte wieder linear polarisiert, wobei die Polarisationsrichtung um 90 Grad gegenüber der Polarisationsrichtung gedreht ist, welche die Beleuchtungsstrahlung B hat, die vom Polarisationsteiler 11 abgegeben wurde. Somit durchläuft die Messstrahlung M den Polarisationsteiler 11 ohne Ablenkung und interferiert mit der Referenzstrahlung R, wenn diese dieselbe Polarisation hat. Dies ist dann der Fall, wenn Referenzstrahlung R und Beleuchtungsstrahlung B nach dem Aufteilen aus der Quellstrahlung identisch linear polarisiert sind. Dies ist auch der Fall, wenn Referenzstrahlung R und Beleuchtungsstrahlung B nach dem Aufteilen aus der Quellstrahlung zirkular polarisiert sind und die Referenzstrahlung vor dem Überlagern identisch zur Messstrahlung M linear polarisiert wird. Letztlich ist es von Bedeutung, dass die Polarisationsteilung die Messstrahlung M und der Referenzstrahlengang die Referenzstrahlung R so konditionieren, dass beide Strahlungen am Detektor denselben Polarisationszustand haben.
Diese Maßnahme erhöht damit das Signal/Rausch-Verhältnis, da nur noch diejenigen Teile des Messlichtes durch den Strahlteiler 11 zur Detektoreinrichtung 17 geleitet werden, die in der Lage sind, mit dem Referenzlicht zu interferieren. Letztlich erhöht die an und für sich nachteilige Polarisationsteilung und das Verwerfen eines Teiles der Messstrahlung M am Strahlteiler 11 damit die Signalgüte.
Die Detektoroptik ist bevorzugt ebenfalls als 4f-Optik ausgebildet. Sie stellt eine weitere Zwischenbildebene bereit, in der die Blende 15 liegt. Die Zwischenbildebene ist zur Objektebene, in welcher die abzubildende Retina 2 liegt, konjugiert.
In bevorzugten Ausführungsformen des OCT hat der Flächendetektor eine Pixelzahl von 4 bis 100, bevorzugt 5 bis 50, besonders bevorzugt 5 bis 40 Pixel in jeder Richtung.
Der optische Aufbau der 1 erreicht, dass die Beleuchtung und die Aufnahme des Messlichtes hinsichtlich der optischen Eigenschaften und insbesondere der Ausnutzung der Pupille nicht mehr miteinander gekoppelt sind. Auf diese Weise ist es optional zusätzlich möglich, die Beleuchtung weiter anzupassen. Beispielsweise kann eine Bessel-artige Beleuchtung mit einem Top-Hat-Querschnittsprofil für die Detektion kombiniert werden. Auf diese Weise wird in einer Ausführungsform eine hohe Beleuchtungstiefe, d. h. eine Beleuchtung, die über einen großen z-Bereich unverändert ist, bei zugleich hoher numerischer Apertur der Abbildung erreicht. Bei gleicher numerischer Apertur würde beispielsweise mit einem Gauß-artigen Strahl ein Beleuchtungsfokus von einer Ausdehnung von 1 mm in der z-Richtung erreicht. Bei einer Bessel-artigen Beleuchtung erhält man 2 bis 3 mm Ausdehnung in der z-Richtung. Auf diese Weise kann die optische Auflösung um 10 bis 30% gesteigert werden, wenn die Detektion mit einem Top-Hat-artigen Profil erfolgt.
Soweit vorstehend Verfahrensschritte und/oder Signalkorrekturen geschildert wurden, werden diese im OCT 1 vom Steuergerät C durchgeführt, das mit dem Detektor/den Detektoren verbunden ist, deren Messsignale ausließt und weiter Daten über die Arbeit des Scanners 13 und der Wellenlängendurchstimmung erhält und/oder diese Bauteile entsprechend ansteuert.
ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Zitierte Patentliteratur

US 2014/0028974 A1 [0005, 0005]

Claims

Optischer Kohärenztomograph zur Untersuchung eines Auges (3), der aufweist – eine Beleuchtungseinrichtung (4, 5) zur Bereitstellung von Quellstrahlung, deren Wellenlänge durchstimmbar ist, – einen Beleuchtungs- und Messstrahlengang (7), der ein Aufteilungselement (6) zur Aufteilung der Quellstrahlung in Beleuchtungsstrahlung (B) und Referenzstrahlung (R) aufweist, mit der Beleuchtungsstrahlung (B) ein Beleuchtungsfeld im Auge (3) beleuchtet und im Auge (3) aus einer Objektebene rückgestreute Beleuchtungsstrahlung als Messstrahlung (M) aufsammelt, – einen Referenzstrahlengang (8), der für die Referenzstrahlung (R) eine optische Weglänge (21) bereitstellt, die einer optischen Weglänge vom Aufteilungselement (6) bis zum Beleuchtungsfeld und zurück bis zu einer Überlagerungsstelle gleicht, – einen Detektionsstrahlengang (14, 15, 17), der die Messstrahlung (M) vom Beleuchtungs- und Messstrahlengang (7) und einen ersten Teil der Referenzstrahlung (R) vom Referenzstrahlengang (8) empfängt und an der Überlagerungsstelle überlagert und auf mindestens einen Detektor (19, 19a, 19b) leitet, dadurch gekennzeichnet, dass – der Detektionsstrahlengang (14, 17), eine konfokale Blende (15) aufweist, welche in oder nahe einer zur Objektebene konjugierten Ebene liegt und eine Blendenöffnung hat, die die Größe des Objektfelds festlegt und die Messstrahlung (M) transmittiert, wobei an einer Messstrahlungseinfallsseite der konfokale Blende (15) eine Spiegelfläche (85) gebildet ist, die mindestens einen Teil (M2) der nicht durch die Blendenöffnung transmittierten Messstrahlung (M1) reflektiert, – der Kohärenztomograph eine Korrektureinrichtung aufweist, die einen zweiten Teil der Referenzstrahlung (R) vom Referenzstrahlengang (8) empfängt, den an der Spiegelfläche (85) reflektierten Teil der Messstrahlung (M2) aufsammelt und diesen mit dem zweiten Teil der Referenzstrahlung (R) überlagert und auf einen Sensor (90) leitet.
Optischer Kohärenztomograph nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass der Beleuchtungs- und Messstrahlengang (7) einen Scanner (13) zur Verstellung der lateralen Lage des Beleuchtungsfelds und des Objektfelds im Auge (3) aufweist.
Optischer Kohärenztomograph nach Anspruch 2, gekennzeichnet durch ein Steuergerät (C), das den Scanner (13) zur Ablenkung während der Wellenlängendurchstimmung ansteuert und ein Scan-Signal erzeugt oder erhält, das einen Ablenkungszustand des Scanners (13) anzeigt, und mit der Strahlungsquelle (4) zum Auslesen eines Wellenlängensignals, das die Wellenlänge der Quellstrahlung und damit der Beleuchtungsstrahlung (B) anzeigt, und dem Detektor (19, 19a, 19b) zum Auslesen von Messsignalen verbunden ist, wobei das Steuergerät (C) aus dem Wellenlängensignal und den Messsignalen Teilbilder (59) des Objektes (2) erzeugt und das Scan-Signal auswertet, um die Teilbilder (59) zu einem 3D-Gesamtbild (61) zusammenzufügen, und wobei das Steuergerät (C) den Sensor (90) ausliest und mittels dessen Sensorsignalen die Messsignale und/oder die Teilbilder (59) korrigiert.
Optischer Kohärenztomograph nach einem der obigen Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der mindestens eine Detektor ein Flächendetektor (19, 19a, 19b) mit eine Ortsauflösung mit 4 bis 100 Pixel in einer Richtung ist, bevorzugt ein 2D-Flächendetektor mit 5 bis 50 Pixel oder 5 bis 40 Pixel pro Richtung.
Optischer Kohärenztomograph nach einem der obigen Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Blende (15) ein Ende einer Lichtleitfaser (86) ist, wobei die Spiegelfläche (85) auf dem Mantel (87) der Lichtleitfaser (86) gebildet ist.
Optischer Kohärenztomograph nach einem der obigen Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Blende (15) gegenüber einer optischen Achse, entlang der die Messstrahlung (M) propagiert, geneigt ist.
Verfahren zur optischen Kohärenztomographie zur Untersuchung eines Auges (3), wobei das Verfahren aufweist – Bereitstellen von Quellstrahlung, Durchstimmen deren Wellenlänge und Aufteilen der Quellstrahlung in Beleuchtungsstrahlung (B) und Referenzstrahlung (R), – Beleuchten eines Beleuchtungsfeldes im Auge (3) mit der Beleuchtungsstrahlung (B) und Aufsammeln von im Auge (3) aus einem Objektfeld rückgestreuter Beleuchtungsstrahlung als Messstrahlung (M), – Überlagern der Messstrahlung (M) mit der Referenzstrahlung (R) und Detektion eines Interferenzsignals der überlagerten Strahlungen sowie Erzeugen eines tiefaufgelösten Bildes des Objektes, – wobei die Messstrahlung (M) mittels einer konfokalen Blende (15) gefiltert wird, welche in oder nahe einer zur Objektebene konjugierten Ebene liegt und eine Blendenöffnung hat, die die Größe des Objektfelds festlegt, wobei mindestens ein Teil der nicht durch die Blendenöffnung transmittierten Messstrahlung (M2) reflektiert, mit der Referenzstrahlung (R) überlagert und zur Korrektur des tiefaufgelösten Bildes verwendet wird.
Verfahren nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, dass im Beleuchtungs- und Messstrahlengang (7) mittels eines Scanners (13) die laterale Lage des Beleuchtungsfelds und des Objektfeldes im Auge (3) verstellt wird.
Verfahren nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, dass der Scanner (13) zur Ablenkung während der Wellenlängendurchstimmung angesteuert wird und aus Messsignalen des Flächendetektors (19, 19a, 19b) und einem Wellenlängensignal Teilbilder der Retina (2) erzeugt werden und unter Berücksichtigung des Ablenkzustandes des Scanners (13) die Teilbilder zu einem 3D-Gesamtbild zusammengefügt werden.
Verfahren nach einem der Ansprüche 7 bis 9, dadurch gekennzeichnet, dass der mindestens eine Detektor ein Flächendetektor (19, 19a, 19b) mit einer Ortsauflösung von 4 bis 100 Pixel in einer Richtung ist, bevorzugt ein 2D-Flächendetektor mit 5 bis 50 Pixel oder 5 bis 40 Pixel.
Verfahren nach einem der Ansprüche 7 bis 10, dadurch gekennzeichnet, dass als Blende (15) ein Ende einer Lichtleitfaser (86) verwendet wird, wobei ein Mantelteil (87) des Endes verspiegelt ist.
Verfahren nach einem der Ansprüche 7 bis 11, dadurch gekennzeichnet, dass die Blende (15) gegenüber einer optischen Achse, entlang der die Messstrahlung (M) propagiert, geneigt ist.