WO2009149953A1 - Ss-oct-interferometrie zur vermessung einer probe - Google Patents

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Daniel Bublitz
Gerhard Krampert
Martin Hacker
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Carl Zeiss Meditec Ag
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    • G01B2290/70—Using polarization in the interferometer

Definitions

  • the invention relates to an SS-OCT interferometer device for measuring a sample, in particular an eye, wherein the device generates a measuring signal inteferometrically by means of spectral tuning of the central wavelength of a measuring radiation and therefrom a depth-resolved contrast signal of the sample and to a Having control device.
  • the invention further relates to an SS-OCT method for measuring a sample, in particular an eye, wherein interferometrically by means of spectral tuning of the central wavelength of a measuring beam a measuring signal and therefrom a depth-resolved contrast signal of the sample is produced.
  • OCT Coherence tomography
  • Embodiment corresponds to the image acquisition forth a so-called.
  • A-scan ultrasound image acquisition it is also called optical coherence domain reflectometry (OCDR) designated.
  • OCT optical coherence domain reflectometry
  • OCT For OCT, essentially three variants are known: In the time-domain OCT, the eye is illuminated with a short-coherent radiation, and a Michelson interferometer ensures that backscattered radiation from the eye can interfere with radiation that has passed through a reference beam path.
  • This principle already described relatively early in Huang, et al., Science 254: 1178-1181, 1991, can achieve a depth resolved image of the sample when the length of the reference beam path is adjusted, thereby corresponding to the coherence length of the radiation used Window in the sample is adjusted. The size of this window defines the maximum achievable depth resolution. For a good depth resolution, short-coherent, ie. spectrally wide radiation sources required.
  • the length of the reference beam path is no longer changed, instead the radiation brought to the interference is detected spectrally resolved.
  • the depth information of the sample i. the depth-resolved contrast signal is calculated from the spectrally resolved signal.
  • the FD-OCT technique is able to measure simultaneously at all depths of the sample.
  • Lighting source is spectrally tuned. This procedure is by the higher
  • the problem remains, especially in the SS-OCT, that the widest possible spectral tuning range must be traversed, and this with a very narrowband radiation source.
  • the run should be as fast as possible in order to keep the measuring time short.
  • the sources satisfying these requirements in the field of eye measurement e.g. allow to determine the eye length sufficiently accurate, are very complicated and expensive.
  • cheaper tunable laser beam sources are tunable thermally or over the stream, but the latter have very limited tuning ranges (e.g., 1-2 nm) and unfavorable spectral characteristics.
  • the invention is therefore based on the object, a SS-OCT interferometer device or an SS-OCT method of the type mentioned so that measurements in the eye length with sufficient resolution are possible.
  • This object is achieved by a SS-OCT interferometer device of the type mentioned, wherein the device comprises a sample movement detector which provides a motion signal indicating movements of the sample or in the sample, and in that the control means before or during the generation of depth-resolved contrast signal corrects the measurement signal by means of the movement signal with respect to measurement errors caused by the movement of the sample or in the sample occurred during the tuning.
  • sample movement is meant here also a change in position of the sample, so that the sample movement detector can also be a position change detector.
  • the object is further achieved by an SS-OCT method of the type mentioned above, wherein movements of the sample or in the sample detected and this indicating movement signal are generated and before or during the generation of the depth-resolved contrast signal, the measurement signal by means of Motion signal to be corrected for measurement errors caused by occurred during the tuning movements of the sample.
  • the invention distances itself from the approach taken in the prior art of keeping the measuring time so short that movements of the sample, in particular pulsations of the eye, are negligible, and takes precautions to correct measuring errors caused by sample movements, by: for the device according to the invention a sample movement detector which provides a movement of the sample or in the sample indicating movement signal, or in the case of the device according to the invention a corresponding movement detection is used.
  • the motion signal thus obtained is then preferably not simply used to correct the depth-resolved contrast signal, as would be possible, for example, in a simple eye tracking system, but with the motion signal is the interferometrically obtained measurement signal resulting from the tuning of the Meßstrahlungsario , corrected accordingly.
  • the correction thus preferably starts before a transformation which converts the interferometric measurement signal into a depth-resolved
  • correction signal is partly due to the fact that tracking on moving sample parts in motion detection is unnecessary.
  • the term "fixed distance” refers to the optical path length to the detection / detector. This makes it possible to work with a spatially fixed sample movement detection or a sample movement detector, which manages without tracking.
  • the correction signal then indicates only the contrast change in the reference section, which is then used to correct the measurement signal.
  • a particularly strong contrast change is obtained if the reference section in the sample includes a surface of the sample or an interface of the sample, since then even a small sample movement leads to a strong signal change.
  • the motion signal is then particularly easy to correct the measurement signal, if it is of the same kind, so is an interference signal. It is therefore particularly preferred if the sample movement detection is effected in an interferometric manner in an analogous manner, such as the generation of the measurement signal. It is therefore preferred that the sample movement detection is interferometrically by means of correction radiation spectrally determined in the central wavelength, since then changes in the correction signal can be used very simply to correct the measurement signal.
  • the interferometric realization for generating the measurement signal and the correction signal can in principle use any suitable interferometer structure.
  • the size to be measured then results from the phase change rate of the measurement signal.
  • the detection of the phase change of the correction signal then allows a correction to sample movement. This is especially true for embodiments which work with a fixed reference in the form of a stationary reference object, e.g. for an interferometer with a reference beam path at the end of which there is a reflector that does not automatically move with the sample.
  • an interferometrically obtained correction signal is also possible in embodiments which use as reference a point of the sample itself. Then, variations in distances within the sample are corrected, as may occur, for example, in eye length measurements.
  • variations in distances within the sample are corrected, as may occur, for example, in eye length measurements.
  • an eye length measurement for example, the reflexes of the anterior surface of the cornea and the fundus of the eye are coherently superimposed, both in the measuring channel and in the correction channel.
  • the temporal phase change of the measurement signal (phase change rate) originates essentially from the tuning of the source and is directly proportional to the tuning speed and the eye length. If the eye length changes during the measurement, an additional (additive) phase change occurs.
  • the interference capability can be achieved, for example, by using light sources of sufficient coherence length or, if the coherence length of the light source is insufficient, by using known pre- or post-interferometers (eg DE 3201801 C2).
  • a Michelson arrangement is particularly preferred, so that the apparatus has a sample beam path, illuminates the sample by a part of the measuring radiation emitted by the measuring radiation source, and has a detection beam path which superimposes measuring radiation reflected or backscattered by the sample as sample measuring radiation receives and detected by means of a detector means, and the sample movement detector comprises a correction radiation source emitting the correction radiation, wherein a portion of the correction radiation is coupled into the sample beam path and illuminates the sample, and the detection beam path from the sample as sample correction radiation reflected or backscattered correction radiation receives and detected by the detector device separately from the measuring radiation, and the control device generates the correction signal from signals of the detection of the correction radiation.
  • a correction radiation source is advantageous, which emits mono-modal laser radiation.
  • the procedure is analogous to the fact that the sample is illuminated with a portion of the measuring radiation, and from the sample reflected or backscattered measuring radiation is detected, whereby a part of the correction radiation illuminates the sample, and reflected by the sample or backscattered correction radiation is detected independently and from this the correction signal is generated.
  • This concept can be extended by a reference beam path which passes through a part of the measuring radiation emitted by the measuring radiation source as reference measuring radiation.
  • the detection beam path then superimposes the sample measuring radiation with the reference measuring radiation.
  • a portion of the correction radiation as reference correction radiation passes through the reference beam path and is superimposed in the detection beam path with the reference correction radiation.
  • the sample is illuminated both with measuring radiation and with correcting radiation.
  • Measurement and correction radiation backscattered or reflected on the sample is optionally superimposed with measuring and correction radiation which has passed through a reference beam path.
  • the detector device always picks up a corresponding interference signal, with sample measurement radiation and correction radiation being detected independently, ie separately. From the Detection of the sample measuring radiation, the measurement signal is obtained, from the detection of the sample correction radiation, the correction signal.
  • the wavelength of the measuring radiation is tuned, the central wavelength of the correction radiation, however, remains constant, so that the interference comes from a certain and during the measurement relative to the OCT unmodified volume that corresponds to the reference section.
  • its location in or on the sample will change as a result of sample movements, e.g. described in DE 3134574 C2 and there removable for the skilled person. This document is therefore expressly incorporated herein.
  • spectral and a polarization separation are possible.
  • Other alternatives include geometric separation (e.g., pupil separation), multiplexing (e.g., alternately turning on the sources), and modulation and filtering at different frequencies.
  • ⁇ ⁇ denote the wavelength of the correction radiation
  • ⁇ M the wavelength of the measuring radiation
  • n ( ⁇ ) the wavelength-dependent refractive index
  • the separation of the signals in amplitude and phase function can be done particularly easily by means of a heterodyne detection.
  • a quadrature component detection is applicable, as described for example in US 2004/0239943.
  • the measurement radiation and the correction radiation are respectively modulated around their central wavelength. This modulation can be applied, for example, to a supply current of the measuring and correction radiation source, preferably with a stability of the supply current generation better than 0.8 ⁇ A, if an ophthalmological eye length measurement is to take place.
  • a stability of the power supply of better than 0.8 ⁇ A corresponds to a coherence length of 100 mm.
  • ⁇ > 0.015 nm follows.
  • a shift of the wavelength as a function of the current in the described example source 0.21 nm / mA, this corresponds to a minimum current modulation of 70 ⁇ A.
  • a rescaling of the amplitude function of the measurement signal can take place before the generation of the contrast signal.
  • the amplitude function as a function of time is determined from the intensity of the interferences in the modulation.
  • Amplitude correction means that the amplitude at time t is always at a constant value, e.g. the initial value A (to) is corrected. This is a prerequisite, if one then wants to evaluate the signal with a Fourier transformation.
  • the procedure according to the invention makes it possible to use radiation sources for the SS-OCT, which are significantly more cost-effective and could not hitherto be used due to their tuning rates.
  • radiation sources are: External Cavity Diode Lasers, Distributed Feedback Lasers, Distributed Bragg Reflectors Lasers, Vertical Cavity Surface Emitting Lasers, Vertical External Cavity Emitting Lasers.
  • control device ensures that the device described carries out the corresponding method.
  • the method features mentioned here are thus also features of the control device in the mode of operation of the control device.
  • operating characteristics of the control device are to be understood as process features of the corresponding method.
  • 1a is a schematic representation of an OCT for eye length measurement, wherein the OCT has an independent reference beam path,
  • FIG. 1b shows an OCT similar to that of FIG. 1a, wherein the OCT of FIG. 1b has no reference beam path, but instead causes radiation reflected or backscattered from different depth ranges of the eye to interfere with each other
  • FIG. 2 shows an OCT similar to that of FIG but with an interferometric sample motion detector
  • FIG. 3 is an OCT similar to FIG. 2, but in a phased-optical construction
  • FIG. 4 is a graph showing the wavelength characteristic of the lasers of the OCT of FIG. 2 or 3, as seen in the tuning of the central wavelength and in the context of a heterodyne. Detection results.
  • FIG. 1 a shows an OCT 1 operating on the principle of a Michelson interferometer, which performs measurements on an eye 2 of a patient.
  • this application of the OCT 1 is exemplary, and other measurement tasks can be performed with it, for example, transparent waveguide structures or other structures relevant to semiconductor technology can be measured. Also, the measurement of other biological tissue is possible.
  • the operation of the OCT 1 is controlled by a control device 3, which is connected to the corresponding components of the OCT 1, drives them, reads out the measured values supplied by them and provides therefrom the desired imaging information about the sample, in this case the eye 2, and (not shown) brings to display or transmits corresponding data.
  • a control device 3 which is connected to the corresponding components of the OCT 1, drives them, reads out the measured values supplied by them and provides therefrom the desired imaging information about the sample, in this case the eye 2, and (not shown) brings to display or transmits corresponding data.
  • the OCT 1 has a measuring laser 4, which is designed as a VCSEL (Vertical Cavity Surface Emitting Laser). It emits spectrally narrow-band radiation, resulting in a coherence length of typically 100 mm (spectral width of 0.007 ⁇ m) at a wavelength of approximately 850 nm.
  • VCSELs with e.g. 30MHz linewidth (Avalon Photonics), i. Realizable scan depths considerably larger than required for length measurements on the entire eye.
  • the relationship between scan depth and line width is u.a. described by
  • the central wavelength of the emitted from the measuring laser 4 measuring radiation 5 can be spectrally tuned by the operating temperature changed or the external cavity is suitably changed.
  • a laser is disclosed, for example, in Chang-Hasnain, CJ. , "Tunable VCSEL", IEEE Journal of selected topics in Quantum Electronics, 2Q00, Volume 6, pages 978-987.
  • the measuring radiation 5 is incident on a beam splitter 6, which allows a portion of the measuring radiation to pass into a sample beam path 7 leading to the eye 2. Another part of the measuring radiation 5 is derived from the beam splitter 6 in a reference beam path 8, at the end of a mirror 9 is.
  • the sample 2 backscatters or reflects in different depth ranges the incident part of the measuring radiation 5, so that at the sample 2 reflected or backscattered radiation as sample measuring radiation in the sample beam path 6 counter to the direction of incidence of the measuring radiation 5 back to the beam splitter 6. This is symbolized by a double arrow for the radiation in the sample beam path 7.
  • the part of the measuring radiation 5 that has passed through the reference radiation path 8 is at least partially transmitted at the beam splitter 6 and reaches a detection beam path 10 where it is superimposed with the sample measuring radiation, which is likewise introduced into the detection beam path 10 by the beam splitter 6.
  • the parts of the measuring radiation superimposed in this way interfere with each other at the detector 11, which receives a corresponding interference signal and forwards it to the control unit 3.
  • FIG. 1 b shows a variant of the OCT 1 of FIG. 1 a, which operates without reference beam path 8.
  • 10 parts of the measuring radiation 5 which have been reflected or backscattered from different regions of the sample interfere, the maximum distance of the regions depending on the coherence length of the measuring radiation 5:
  • the structures in the sample may only have distances. which are smaller than the coherence length of the sources used (otherwise the radiation does not interfere and the method does not work). What is more important, is that the structures must also have a distance greater than the depth resolution of the measurement method, which essentially results from the width of the maximum tuning range. Can the example described source at 850 nm by max.
  • the construction of Fig. 1b has the advantage of better utilization of the measuring radiation used 5, since not, as in the construction of Fig. 1a, an additional selection of the interfering radiation by the path length of the reference beam path 8 is made. Otherwise, with regard to the invention described here, the variants of FIGS. 1 a and 1 b do not differ any further, so that the above or following description applies equally to both variants.
  • the central wavelength of the measuring radiation 5 is tuned by suitable control of the measuring laser 4.
  • the interference signal recorded by the detector 11 is then wavelength dependent as a measurement signal and the controller 3 can generate therefrom by Fourier transform a depth-resolved contrast signal on the contrast in the eye 2 along the direction of incidence of the measuring radiation 5, as is known for SS-OCT.
  • SS-OCT-usual evaluation algorithms can be used.
  • An eye length change or movement e.g. by pulse beat, respiration or microsaccades, however, leads to a change in the measurement signal, which is a movement artifact and falsifies the measurement signal and thus the contrast signal generated therefrom. Due to the tuning time required by the VCSEL in the measuring laser 4, such distortions can not be excluded when measuring the eye length, since the measuring time can be in the range of several seconds.
  • the OCT 1 of Fig. 1a and 1b therefore, has a sample movement detector 12, which can be executed in the construction of Figures 1a and 1b, for example, as a known eye tracker, as it is used in eye surgery, and the movements of the eye , For example, the cornea front surface or the interface with the eye lens detected.
  • the sample movement detector 12 supplies a corresponding movement signal to the control device 3, which displays this information about movements of the eye 2 or movements of structures in the eye 2.
  • the sample movement detector can either supply a specific movement signal which indicates the direction and extent of the movement of the monitored structure.
  • a correction signal is also possible as the movement signal, which merely reproduces a contrast value in a specific monitored sample volume, ie a specific reference section of the eye 2, this monitored section or reference section, of course, at a fixed distance from the OCT 1 lies. At a fixed distance is a fixed optical path length to the detector 1 1 along the sample beam path 7 and the detection beam path 10 to understand.
  • the controller 3 uses the correction signal to correct the contrast signal. It is particularly preferred because of the computationally simple and at the same time combined with high accuracy that the control unit 3 corrects the measuring signal, ie the interference signal of the detector 11, by means of the correction signal before the contrast signal is generated by Fourier transformation.
  • Fig. 2 shows a variant in the realization of the sample movement detector 12, which also works interf erometrically.
  • the construction of Fig. 2 is based on the construction of Fig. 1b, but this is not to be understood as limiting.
  • the sample motion detector of Fig. 2 may also be used in the construction of Fig. 1a.
  • the sample movement detector 12 comprises a correction laser 13 which emits correction radiation 14 which is superimposed on the measuring radiation 5 via a beam splitter 15.
  • the correction radiation 14 differs from the measuring radiation 5, so that later the superimposed radiation can be separated from each other again.
  • the polarization or the wavelength can be used.
  • the beam splitter 15 is then suitably designed as a pole splitter or as a dichroic beam splitter or combiner.
  • the polarization-optical differentiation or separation and combination of measuring radiation 5 and correction radiation 14 is technically particularly advantageous because dichroic beam splitters are very expensive for closely adjacent wavelengths. Any influence of birefringence on the sample, for example on the anterior chamber of the eye 2, can be compensated by suitable compensators.
  • the correction radiation 14 also falls on the eye 2, is reflected there or backscattered and enters the detection beam path 10.
  • it is by a further suitably trained beam splitter 14 of the superimposed with her measuring radiation 5, which was also reflected by the eye or backscattered, separated and reaches an independent detector 17. So this detector is interfering in itself
  • Correction radiation 14 from within the coherence length of the correction radiation 14 lying areas of the eye 2.
  • the detector 17 thus provides a measurement signal 11 similar interferometric correction signal.
  • the center wavelength of the correction radiation is not tuned so that interference of constant wavelength radiation exists.
  • correction radiation 14 corresponds to that of the measuring radiation.
  • a correction laser 13 are laser types in question, which can also be used for the measuring laser 4 application.
  • the control unit 3 thus receives from the detector 17 a correction signal which is also an interference signal and similar in nature to the measurement signal from the detector 11.
  • the correction laser is not tuned in its central wavelength but remains fixed.
  • the correction signal is thus a measure of the temporal changes in length in a reference region B within the sample 2, which is defined by the coherence wavelength of the correction radiation 14 and the path lengths in the sample and detection beam path.
  • the reference region B is spatially fixed relative to the OCT 1, ie it shifts correspondingly in the eye 2 during movements of the eye 2.
  • movements in the eye 2 or movements of the eye 2 result in a change in the correction signal. so that the correction signal can be used to correct the measurement signal by modifying the measurement signal in opposition to the changes in the correction signal.
  • the reflexes of the corneal anterior surface and fundus are coherently superimposed, both in the measurement and correction channels.
  • the . temporal phase change of the measuring signal comes essentially from the tuning of the source and is directly proportional to the tuning speed and the eye length. If the eye length changes during the measurement, an additional (additive) phase change occurs.
  • the central wavelength is not tuned, measuring the phase change by the change in the eye length separately and can thus correct the measurement signal, so that one can calculate from the corrected signal, the average eye length.
  • the correction calculation takes place as explained above in the general part of the description.
  • Fig. 3 shows a construction of the OCT 1 of Fig. 2 in fiber optic implementation.
  • the beam splitter 15 is replaced by a fiber coupler 19
  • the beam splitter 6 by a fiber coupler 20
  • the beam splitter 16 by a fiber coupler 21.
  • the construction of FIG. 3 corresponds to that of FIG. 2.
  • the following development can be used for all embodiments, which starts from the knowledge that an eye length change or movement in the measurement signal as in the correction signal to a phase change due to the change in length and a change in amplitude due to the eye movement-related shift of a reflection or Backscatter site in the eye 2 leads. It is therefore possible in a development to distinguish between phase and amplitude change.
  • a variant of this distinction is a heterodyne detection, in which the wavelength of both the measuring laser 4 and the correcting laser 13 is changed around the central wavelength so that the measurement signal just because of the interference of the reflections from different depths of the eye 2 of a maximum changed to the nearest minimum. It is advantageous if the measurement signal changes by at least twice the range in order to facilitate the evaluation (then one need not determine the range so accurately). From the difference of the two extrema can then the amplitude function of the measuring
  • Fig. 4 shows the wavelength (in nm) as a function of time t (in arbitrary units).
  • the wavelength profile 22 describes the measuring radiation 5, which is tuned from a value just below 850 nm to just under 852 nm, the curve 23, the correction radiation 14.
  • Correction radiation 14 is continuously about 852 nm. Both wavelengths are modulated synchronously around the respective central wavelength, as shown by wavelength profiles 22 and 23 in the illustration of FIG. For the sake of clarity, FIG. 4 shows that the modulation is increased many times over, since otherwise they would not be recognizable.
  • the modulation of the measuring radiation 5 and the correction radiation 14 by changing the supply current of the measuring laser 4 and the correction laser 13 causes can be done very quickly against any movement influences.
  • the modulations around the central wavelengths are therefore extremely high-frequency compared to any effects of movement and thus virtually instantaneous. So they are not distorted by the influence of movement.
  • phase function of the correction signal in the control unit 3 is subtracted from the phase function of the measurement signal. All amplitude changes are undesirable because of their origin from motion artifacts or potential variations in radiation intensity. It is therefore necessary to separate the amplitude fluctuations and the phase fluctuations.
  • the evaluation then takes place as follows: One knows the phase function of the signal wave ⁇ s (tj) and the Phase function of the correction wave ⁇ k (tj) as a function of time. In addition, one knows the
  • Eye length is. In this case one does not need the amplitude function and a Fourier transform.
  • the contrast signal is now generated by means of Fourier transforms, which is then free of eye movement influences despite the comparatively long duration of the wavelength of the measuring radiation 5.
  • Quadraturkomponentenbetician which also allows the division of the measurement signal and the correction signal in phase function and amplitude function, as is known from the reference mentioned above.

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Abstract

Für eine SS-OCT-Interferometer-Vorrichtung zur Vermessung einer Probe (2), insbesondere eines Auges, wobei die Vorrichtung (1) interferometrisch mittels spektraler Durchstimmung der Zentralwellenlänge einer Meßstrahlung (5) ein Meß-Signal und daraus ein tiefenaufgelöstes Kontrast-Signal der Probe (2) erzeugt und dazu eine Steuereinrichtung (3) aufweist, ist vorgesehen, daß die Vorrichtung (1) einen Probenbewegungsdetektor (12; 13-17) umfaßt, der ein Bewegungssignal bereitstellt, das Bewegungen der Probe (2) oder in der Probe (2) anzeigt, und daß die Steuereinrichtung (3) vor oder bei der Erzeugung des tiefenaufgelösten Kontrast-Signals das Meß-Signal mittels des Bewegungssignals hinsichtlich Meßfehlern korrigiert, die durch während des Durchstimmens aufgetretene Bewegungen der Probe (2) oder in der Probe (2) verursacht sind.

Description

SS-OCT -Interferometrie zur Vermessung einer Probe
Die Erfindung bezieht sich auf eine SS-OCT-Interferometer-Vorrichtung zur Vermessung einer Probe, insbesondere eines Auges, wobei die Vorrichtung inteferometrisch mittels spektraler Durchstimmung der Zentralwellenlänge einer Meßstrahlung ein Meß-Signal und daraus ein tiefenaufgelöstes Kontrast-Signal der Probe erzeugt und dazu eine Steuereinrichtung aufweist.
Die Erfindung bezieht sich weiter auf ein SS-OCT-Verfahren zum Vermessen einer Probe, insbesondere eines Auges, wobei interferometrisch mittels spektraler Durchstimmung der Zentralwellenläπge einer Meßstrah/uπg ein Meß-Sigπa/ und daraus ein tiefenaufgelöstes Kontrast-Signal der Probe erzeugt wird.
Zur Vermessung transparenter oder teil-transparenter Proben, beispielsweise des menschlichen Auges sind Kurzkohärenz-Interferometer, die mittels optischer
Kohärenztomographie (im folgenden: OCT) arbeiten, bekannt, beispielsweise aus der
WO 2007/065670 A1. Sie dienen dazu, Ort und Größe von Streuzentren innerhalb einer Probe, wie beispielsweise miniaturisierten optischen Komponenten oder biologischem Gewebe, z.B. dem menschlichen Auge zu erfassen. Für einen Überblick über entsprechende Literatur zur OCT sei auf die US 2006/0109477 A1 verwiesen. Diese Patentveröffentlichung, die zum Teil auf einen der Erfinder der hier relevanten Erfindung zurückgeht, schildert auch die
Grundprinzipien der OCT.
Das Prinzip der OCT umfaßt sowohl Ausführungsformen, bei denen Einstrahlung und Strahlungsdetektion durch scannen an verschiedenen Orten quer zur Einfallsrichtung der
Strahlung erfolgt, als auch demgegenüber vereinfachte Ausführungen, bei denen die
Einstrahlung und Strahlungsdetektion nur entlang einer unverändert bleibenden Achse vorgenommen wird und somit axiale (d.h. 1-dimensionale) Streuprofile erzeugt werden. Letztere
Ausführungsform entspricht von der Bildgewinnung her einem sog. A-Scan der Ultraschallbildgewinnung; sie wird auch als optical coherence domain reflectometry (OCDR) bezeichnet. Soweit hier von OCT die Rede ist, sind sowohl scannende als auch OCDR-System darunter zu verstehen.
Für OCT sind im wesentlichen drei Varianten bekannt: Bei der Zeit-Domain-OCT wird das Auge mit einer kurzkohärenten Strahlung beleuchtet, und ein Michelson-Interferometer sorgt dafür, daß vom Auge rückgestreute Strahlung mit Strahlung, die einen Referenzstrahlengang durchlief, interferieren kann. Dieses Prinzip, das schon relativ früh in Huang, et al., Science 254: 1178 - 1181 , 1991, beschrieben wurde, kann ein tiefenaufgelöstes Bild der Probe erreichen, wenn die Länge des Referenzstrahlenganges verstellt wird, wodurch ein der Kohärenzlänge der verwendeten Strahlung entsprechendes Fenster in der Probe verstellt wird. Die Größe dieses Fensters definiert die maximal erreichbare Tiefenauflösung. Für eine gute Tiefenauflösung sind also möglichst kurzkohärente, d.h. spektral breite Strahlungsquellen erforderlich. Aufgrund des Meßverfahrens wird zu jeder Zeit nur ein Bruchteil der rückreflektierten Strahlung detektiert, nämlich diejenige, die aus der Meßtiefe der Probe zurückgestreut wurde, welche zur Länge des Referenzstrahlenganges korrespondiert. Bei bekannten Aufbauten werden deshalb über 99 % der von der Probe zurückgestreuten Photonen für die Messung gar nicht erfaßt.
Eine höhere Ausbeute erhält man bei einer anderen OCT- Variante, der Frequenz-Domain-OCT.
Hier wird die Länge des Referenzstrahlenganges nicht mehr geändert, statt dessen wird die zur Interferenz gebrachte Strahlung spektral aufgelöst detektiert. Die Tiefeninformation der Probe, d.h. das tiefenaufgelöste Kontrast-Signal wird aus dem spektral aufgelösten Signal berechnet.
Da ein Mechanismus zur Verstellung der Weglänge des Referenzstrahlenganges nicht mehr nötig ist, ist die FD-OCT-Technik in der Lage, in allen Tiefen der Probe gleichzeitig zu messen.
Die dadurch erreichte höhere Ausbeute der rückgestreuten Strahlung erzielt eine bis zu 20 dB höhere Empfindlichkeit bei gleicher Meßzeit. Nachteilig bei FD-OCT-Systemen ist die durch die
Spektrometerauflösung begrenzte maximale Meßbereichsgröße und der mit der Meßtiefe zunehmende Empfiπdlichkeitsabbau. Auch ist der erforderliche Aufbau deutlich aufwendiger.
Etwas weniger zusätzlichen Aufbauaufwand benötigt die SS-OCT-Variante, bei der die spektrale Auflösung des Interferenzsignals mit einem Spektrometer entfällt und statt dessen die
Beleuchtungsquelle spektral durchgestimmt wird. Dieses Verfahren ist durch die höhere
Photonenausbeute sensibler als TD-OCT, wie M. Choma et al., "Se_nsjtivity_advantage of swept source and Fourier domain optical coherence tomography," Opt. Express 11 , 2183-2189 (2003) erläutern. Die maximale Auflösung entspricht auch bei SS-OCT dem durchstimmbaren Wellenlängenbereich der Strahlungsquelle, und der Meßbereich ist durch die Kohärenzlänge der verwendeten Strahlung vorgegeben. Bei allen OCT-Varianten ist also der Meßbereich und die Meßauflösung in gewisser Weise verknüpft. Zur Behebung der dadurch gegebenen Limitierung schildert die WO 2007/065670 A1 auf geschickte Weise mehrere Interferometeranordnungen zu kombinieren, die jeweils aus einem eigenen Referenzstrahlengang sowie einem zugeordneten Probenstrahlengang aufgebaut sind. Durch unterschiedliche Abstimmung dieser mehreren, zwar in einer Vorrichtung zusammengefaßten, jedoch eigenständigen Interferometeranordnungen kann gleichzeitig an verschiedenen Stellen im Auge gemessen und so der Meßbereich vergrößert werden. Die Schrift schildert weiter verschiedene Ansätze, um die Strahlungen in den zusammengefaßten Interferometern zu unterscheiden, beispielsweise hinsichtlich der Polarisation der Strahlung oder der Wellenlänge. Eine solche Unterscheidung ist auch in der WO 2001/038820 A1 beschrieben, welche sich allerdings nur mit TD-OCT befaßt, also bewegte Elemente zur Verstellung der Referenzstrahlenganglänge benötigt. Das Prinzip, mehrere Referenzstrahlengänge unterschiedlicher Länge zu verwenden, findet sich auch in der US 2005/0140981 , oder in der US 6.198.540, die jeweils TD-OCT zur Meßbereichsvergrößerung betreffen und mehrere, individuell angepaßte Referenzstrahlengänge unterschiedlicher Länge verwenden.
Will man den durch mehrere, individuell abgestimmte Referenzstrahlengänge verursachten Aufwand nicht treiben, bleibt insbesondere bei der SS-OCT die Problematik, daß ein möglichst breiter spektraler Durchstimmbereich durchlaufen werden muß, und dies mit einer möglichst schmalbandigen Strahlungsquelle. Zugleich sollte der Durchlauf möglichst schnell erfolgen, um die Meßzeit kurz zu halten. Die diesen Anforderungen im Bereich der Augenvermessung genügenden Quellen, die es z.B. erlauben, die Augenlänge hinreichend genau zu bestimmen, sind sehr aufwendig und teuer. Günstigere durchstimmbare Laserstrahlquellen sind beispielsweise thermisch oder über den Strom durchstimmbar, letztere weisen allerdings sehr begrenzte Durchstimm bereiche (z.B. 1-2 nm) und ungünstige Spektralcharakteristika auf. Auch sie benötigen aufgrund der zu geringen Durchstimmgeschwindigkeit (0,3 - 36 nm/s) zu lange Durchstimmzeiten von bis zu 10 Sekunden, bei denen Augenlängenänderungen in Folge von Pulsationen ein Problem darstellen. Dieses Problem beschränkt die Anwendung am menschlichen Auge mit technisch vergleichsweise unaufwendigen Quellen gegenwärtig auf einen Durchstimmbereich von unter 0,2 nm, da Pulsationen, beispielsweise blutdruckbedingte Pulsationen de_r Augenlänge, jetwa 0,3 μm Abstandsänderung zwischen Kornea und-Retina - innerhalb einer halben Sekunde verursachen und somit längere Durchstimmdauern unmöglich machen.
Der Erfindung liegt deshalb die Aufgabe zugrunde, eine SS-OCT-Interferometer-Vorrichtung bzw. ein SS-OCT-Verfahren der genannten Art so weiterzubilden, daß Messungen im Bereich der Augenlänge mit ausreichender Auflösung möglich sind. Diese Aufgabe wird gelöst durch eine SS-OCT-Interferometer-Vorrichtung der eingangs genannten Art, wobei die Vorrichtung einen Probenbewegungsdetektor umfaßt, der ein Bewegungssignal bereitstellt, das Bewegungen der Probe oder in der Probe anzeigt, und daß die Steuereinrichtung vor oder bei der Erzeugung des tiefenaufgelösten Kontrast-Signals das Meß-Signal mittels des Bewegungssignals hinsichtlich Meßfehlern korrigiert, die durch während des Durchstimmens aufgetretene Bewegungen der Probe oder in der Probe verursacht sind.
Unter Probenbewegung wird hier auch eine Positionsänderung der Probe verstanden, so daß der Probenbewegungsdetektor auch ein Positionsänderungsdetektor sein kann.
Die Aufgabe wird weiter gelöst durch ein SS-OCT-Verfahren der eingangs genannten Art, wobei Bewegungen der Probe oder in der Probe erfaßt und ein diese anzeigendes Bewegungssignal erzeugt werden und vor oder bei der Erzeugung des tiefenaufgelösten Kontrast-Signals das Meß-Signal mittels des Bewegungssignals hinsichtlich Meßfehlern korrigiert werden, die durch während des Durchstimmens aufgetretenen Bewegungen der Probe verursacht sind.
Die Erfindung nimmt von dem im Stand der Technik verfolgten Ansatz, die Meßzeit so kurz zu halten, daß Bewegungen der Probe, insbesondere Pulsationen des Auges, vernachlässigbar sind, abstand und trifft hingegen Vorkehrungen, Meßfehler, die durch Probenbewegungen verursacht sind, zu korrigieren, indem für die erfindungsgemäße Vorrichtung ein Probenbewegungsdetektor, der ein Bewegungen der Probe oder in der Probe anzeigendes Bewegungssignal bereitstellt, bzw. im Falle der erfindungsgemäßen Vorrichtung eine entsprechende Bewegungserfassung verwendet wird.
Das derart erhaltene Bewegungssignal wird dann vorzugsweise nicht einfach zur Korrektur des tiefenaufgelösten Kontrast-Signals verwendet, wie es beispielsweise bei einem einfachen Augen-Nachführungssystem möglich wäre, sondern mit dem Bewegungssignal wird das interferometrisch erhaltene Meß-Signal, das sich aus dem Durchstimmen der Meßstrahlungsquelle ergibt, entsprechend korrigiert. Die Korrektur setzt also bevorzugt vor einer Transformation ein, die das interferometrische Meß-Signal in ein tiefenaufgelöstes
J<ontrast-Signal umsetzt, z.B. vor einer entsprechenden Fouriertransformation. Der Einsatz der
Korrektur an dieser Stelle des Ablaufs hat den Vorteil, daß ein sehr einfaches Korrektur-Signal verwendet werden kann und zugleich eine über aus vollständige Fehlerkorrektur erhalten wird.
Die Einfachheit des Korrektur-Signals liegt unter anderem auch daran, daß eine Nachführung auf bewegte Probenteile bei der Bewegungsdetektion entbehrlich ist. Es genügt in einer Ausführungsform, ein Bewegungssignal zu verwenden, das den Kontrast in einem Bezugsabschnitt der Probe anzeigt, der in festem Abstand zur Vorrichtung liegt. Der Begriff "fester Abstand" bezieht sich dabei auf die optische Weglänge bis zur Detektion/zum Detektor. Dies erlaubt es, mit einer räumlich fixen Probenbewegungsdetektion bzw. einem Probenbewegungsdetektor zu arbeiten, der ohne Nachführung auskommt. Das Korrektursignal gibt dann ausschließlich die Kontraständerung im Bezugsabschnitt an, die dann zur Korrektur des Meß-Signals verwendet wird.
Eine besonders starke Kontraständerung erhält man, wenn der Bezugsabschnitt in der Probe eine Oberfläche der Probe oder eine Grenzfläche der Probe beinhaltet, da dann bereits eine geringe Probenbewegung zu einer starken Signaländerung führt.
Das Bewegungssignal ist dann besonders einfach zur Korrektur des Meß-Signals geeignet, wenn es von gleicher Art ist, also auch ein Interferenzsignal ist. Es ist deshalb besonders bevorzugt, wenn die Probenbewegungsdetektion auf analoge Weise interferometrisch erfolgt, wie die Erzeugung des Meß-Signals. Es ist deshalb bevorzugt, daß die Probenbewegungsdetektion interferometrisch mittels in der Zentralwellenlänge spektral festgelegter Korrekturstrahlung erfolgt, da dann Änderungen im Korrektur-Signal sehr einfach zur Korrektur des Meß-Signals herangezogen werden können.
Die interferometrische Realisierung zur Erzeugung des Meß-Signals und des Korrektur-Signals kann prinzipiell jede geeignete Interferometerstruktur verwenden. Die zu messende Größe ergibt sich dann aus der Phasenänderungsgeschwindigkeit des Meß-Signals. Die Detektion der Phasenänderung des Korrektur-Signals erlaubt dann eine Korrektur auf Probenbewegung. Dies gilt besonders für Ausführungsformen, die mit einem festen Bezug in Form eines ruhenden Referenzobjektes arbeiten, z.B. für ein Interferometer mit einem Referenzstrahlengang an dessen Ende ein Reflektor steht, der sich nicht automatisch mit der Probe bewegt.
Die Verwendung eines interferometrisch gewonnenen Korrektur-Signals ist aber auch bei Ausführungsformen möglich, welche als Referenz einen Punkt der Probe selbst verwenden. Dann werden Schwankungen von Abständen innerhalb der Probe korrigiert, wie sie z.B. bei Augenlängenmessungen auftreten können. Im Falle einer Augenlängenmessung werden dann z.B. die Reflexe von Hornhautvorderfläche und Augenhintergrund kohärent überlagert, sowohl im Meß- wie auch im Korrektur-Kanal. Die zeitliche Phasenänderung des Meß-Signals (Phasenänderungsgeschwindigkeit) stammt dabei im wesentlichen von der Durchstimmung der Quelle und ist zur Durchstimmgeschwindigkeit und zur Augenlänge direkt proportional. Ändert sich die Augenlänge während der Messung, ensteht eine zusätzliche (additive) Phasenänderung. Im Korrektur-Signal, dessen Zentralwellenlänge nicht durchgestimmt wird, mißt man die Phasenänderung durch die Augenlängenänderung separat und kann damit das Meß-Signal korrigieren, so daß man aus dem korrigierten Signal die mittlere Augenlänge berechnen kann. Hierbei müssen Vorkehrungen getroffen sein, um die Interferenzfähigkeit zu erzielen. Die Interferenzfähigkeit kann z.B. durch Verwendung von Lichtquellen ausreichender Kohärenzlänge erzielt werden oder, bei unzureichender Kohärenzlänge der Lichtquelle, durch die Verwendung bekannter Vor- oder Nachinterferometer (z.B. DE 3201801 C2).
Besonders bevorzugt ist aufgrund des einfachen Aufbaus eine Michelson-Anordnung, so daß die Vorrichtung einen Probenstrahlengang, durch einen Teil der von der Meßstrahlungsquelle abgegebenen Meßstrahlung die Probe beleuchtet, und einen Detektionsstrahlengang aufweist, der von der Probe als Proben-Meßstrahlung reflektierte oder rückgestreute Meßstrahlung überlagert empfängt und mittels einer Detektoreinrichtung detektiert, und der Probenbewegungsdetektor eine Korrekturstrahlungsquelle umfaßt, die die Korrekturstrahlung abgibt, wobei ein Teil der Korrekturstrahlung in den Probenstrahlengang eingekoppelt ist und die Probe beleuchtet, und der Detektionsstrahlengang von der Probe als Proben- Korrekturstrahlung reflektierte oder rückgestreute Korrekturstrahlung empfängt und mittels der Detektoreinrichtung getrennt von der Meßstrahlung detektiert, und die Steuereinrichtung aus Signalen der Detektion der Korrekturstrahlung das Korrektur-Signal erzeugt. Zur Bewegungsdetektion über möglichst weite Bereiche ist eine Korrekturstrahlungsquelle vorteilhaft, die mono-modale Laserstrahlung abgibt.
Für das Verfahren gilt analog, daß die Probe mit einem Teil der Meßstrahlung beleuchtet wird, und von der Probe reflektierte oder rückgestreute Meßstrahlung detektiert wird, wobei auch ein Teil der Korrekturstrahlung die Probe beleuchtet, und von der Probe reflektierte oder rückgestreute Korrekturstrahlung eigenständig detektiert wird und daraus das Korrektur-Signal erzeugt wird.
Dieses Konzept kann erweitert werden um einen Referenzstrahlengang, den ein Teil der von der Meßstrahlungsquelle abgegebenen Meßstrahlung als Referenz-Meßstrahlung durchläuft. Der Detektionsstrahlengang überlagert dann die Proben-Meßstrahlung mit der Referenz- Meßstrahlung. Analog durchläuft auch ein Teil der Korrekturstrahlung als Referenz- Korrekturstrahlung den Referenzstrahlengang und wird im Detektionsstrahlengang mit der Referenz-Korrekturstrahlung überlagert.
Die Probe wird also sowohl mit Meßstrahlung als auch Korrekturstrahlung beleuchtet, an der Probe rückgestreute oder reflektierte Meß- und Korrekturstrahlung wird optional mit Meß- und Korrekturstrahlung, die einen Referenzstrahlengang durchlief überlagert. Die Detektoreinrichtung nimmt immer ein entsprechendes Interferenz-Signal auf, wobei Proben- Meßstrahlung und -Korrekturstrahlung eigenständig, d.h. getrennt detektiert werden. Aus der Detektion der Proben-Meßstrahlung wird das Meß-Signal gewonnen, aus der Detektion der Proben-Korrekturstrahlung das Korrektur-Signal.
Zur Tiefenauflösung wird die Wellenlänge der Meßstrahlung durchgestimmt, die Zentralwellenlänge der Korrekturstrahlung bleibt hingegen konstant, so daß die Interferenz aus einem bestimmten und während der Messung gegenüber dem OCT nicht veränderten Volumen stammt, das dem Bezugsabschnitt entspricht. Natürlich wird sich dessen Lage in oder an der Probe durch Probenbewegungen ändern, wie z.B. in DE 3134574 C2 geschildert und dort für den Fachmann entnehmbar. Diese Druckschrift wird deshalb hier ausdrücklich einbezogen.
Zur Separation von Meßstrahlung und Korrekturstrahlung ist sowohl eine spektrale als auch eine Polarisationstrennung möglich. Weitere Alternativen sind eine geometrische Trennung (z.B. Pupillentrennung), Multiplex-Betrieb (z.B. abwechselndes Einschalten der Quellen) und Modulation und Filterung bei verschiedenen Frequenzen.
Untersuchungen zeigten, daß Augenbewegungen, insbesondere Augenpulsationen im wesentlichen die Phasenfunktion des aufgenommenen Signals beeinflussen. Es ist deshalb zu bevorzugen, das Meß- sowie das Korrektur-Signal hinsichtlich Amplitudenfunktion und Phasenfunktion aufzuteilen und die Phasenfunktion des Meß-Signals durch Bezugnahme auf die Phasenfunktion des Korrektur-Signals zu korrigieren, beispielsweise indem die Phasenfunktion des Korrektur-Signals von der des Meß-Signals abgezogen wird. Dies kann vorzugsweise dann erfolgen, wenn die Wellenlängen von Meßstrahlung und Korrekturstrahlung dicht beisammen liegen. Dann gilt für die korrigierte Phasenfunktion Φ'M der Meßstrahlung
ΦM — ΦM ~ Δφκ ' wobei ΦM die Phase der Meßstrahlung und ΔΦK eine detektierte Phasenänderung im Korrektur-Signal
Eine von dieser Näherung unabhängige Betrachtung liefert folgenden Zusammenhang
Figure imgf000008_0001
wobei λκ die Wellenlänge der Korrekturstrahlung, λM die Wellenlänge der Meßstrahlung, und n(λ) die wellenlängenabhängige Brechzahl bezeichnen.
Die Auftrennung der Signale in Amplituden- und Phasenfunktion kann besonders einfach mittels einer Heterodyne-Detektion erfolgen. Alternativ ist auch eine Quadraturkomponentendetektion anwendbar, wie sie beispielsweise in der US 2004/0239943 geschildert ist. Für eine Heterodyne-Detektion erfolgt eine Modulation der Meßstrahlung und der Korrekturstrahlung jeweils um deren Zentralwellenlänge herum. Diese Modulation kann z.B. auf einen Speisestrom der Meß- und Korrekturstrahlungsquelle angewendet werden, vorzugsweise mit einer Stabilität der Speisestromerzeugung besser 0,8 μA, wenn eine ophthalmologische Augenlängenmessung erfolgen soll. Eine Stabilität der Stromversorgung von besser als 0,8 μA entspricht einer Kohärenzlänge von 100 mm. Die Amplitude der Modulation der Wellenlänge beträgt dagegen nur zirka λ/2 Lauge = δλ/λ. Mit λ = 850 nm und Lauge = 24 mm folgt δλ > 0,015 nm. Bei einer Verschiebung der Wellenlänge als Funktion des Stromes bei der beschriebenen Beispielquelle von 0,21 nm/mA entspricht das einer minimalen Strommodulation von 70 μA.
Zusätzlich zur Korrektur der Phasenfunktion kann vor der Erzeugung des Kontrast-Signals eine Umskalierung der Amplitudenfunktion des Meß-Signals erfolgen. Es wird die Amplitudenfunktion als Funktion der Zeit aus der Intensität der Interferenzen bei der Modulation bestimmt. Die Amplitudenkorrektur bedeutet, daß die Amplitude zur Zeit t immer auf einen konstanten Wert, z.B. den Anfangswert A(to), korrigiert wird. Das ist eine Voraussetzung, wenn man dann das Signal mit einer Fouriertransformation auswerten will.
Das erfindungsgemäße Vorgehen erlaubt es, Strahlungsquellen für die SS-OCT zu verwenden, die deutlich kostengünstiger sind und aufgrund ihrer Durchstimmraten bisher nicht verwendet werden konnten. Beispiele für solche Strahlungsquellen sind: External Cavity Diode Laser, Distributed Feedback Laser, Distributed Bragg Reflector Laser, Vertical Cavity Surface Emitting Laser, Vertical External Cavity Emitting Laser.
Soweit vorstehend oder nachfolgend Verfahrensschritte geschildert werden, so sorgt die erwähnte Steuereinrichtung dafür, daß die beschriebene Vorrichtung das entsprechende Verfahren ausführt. Hier genannte Verfahrensmerkmale sind also in der Betriebsweise der Steuereinrichtung auch Merkmale der Steuereinrichtung. Selbstverständlich sind auch Betriebseigenschaften der Steuereinrichtung als Verfahrensmerkmale des entsprechenden Verfahrens zu verstehen.
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:
Fig. 1a eine Schemadarstellung eines OCT zur Augenlängenmessung, wobei das OCT einen eigenständigen Referenzstrahlengang aufweist,
Fig. 1b ein OCT ähnlich dem der Fig. 1a, wobei das OCT der Fig. 1 b keine Referenzstrahlengang aufweist, sondern aus unterschiedlichen Tiefenbereichen des Auges reflektierte oder rückgestreute Strahlung miteinander zur Interferenz bringt, Fig. 2 ein OCT ähnlich dem der Fig. 1a, jedoch mit einem interferometrisch arbeitenden Probenbewegungsdetektor,
Fig. 3 ein OCT ähnlich der Fig. 2, jedoch in phaseroptischer Bauweise, und Fig. 4 Kurven, die den Wellenlängenverlauf der Laser des OCT der Fig. 2 oder 3 zeigen, wie er sich beim Durchstimmen der Zentralwellenlänge sowie im Rahmen einer Heterodyne-Detektion ergibt.
In Fig. 1a ist ein nach dem Prinzip eines Michelson-Interferometer arbeitendes OCT 1 dargestellt, das Messungen an einem Auge 2 eines Patienten ausführt. Diese Anwendung des OCT 1 ist jedoch beispielhaft, auch andere Meßaufgaben können damit ausgeführt werden, beispielsweise können transparente Wellenleiterstrukturen oder andere halbleitertechnologisch relevante Strukturen vermessen werden. Auch ist die Vermessung anderen biologischen Gewebes möglich.
Der Betrieb des OCT 1 wird von einer Steuereinrichtung 3 gesteuert, welche mit den entsprechenden Komponenten des OCT 1 verbunden ist, diese ansteuert, von diesen gelieferte Meßwerte ausliest und daraus die gewünschte bildgebende Information über die Probe, in diesem Fall das Auge 2 bereitstellt und (auf nicht dargestellte Weise) zur Anzeige bringt oder entsprechende Daten überträgt.
Das OCT 1 weist einen Meßlaser 4 auf, der als VCSEL (Vertical Cavity Surface Emitting Laser) ausgebildet ist. Er gibt spektral schmalbandige Strahlung ab, was bei einer Wellenlänge von etwa 850 nm zu einer Kohärenzlänge von typ. 100 mm (spektrale Breite von 0,007 πm) führt. Stand der Technik sind VCSELs mit z.B. 30MHz Linienbreite (Avalon Photonics), d.h. realisierbare Scantiefen wesentlich größer als für Längenmessungen am gesamten Auge nötig. Der Zusammenhang zwischen Scantiefe und Liniebreite ist u.a. beschrieben durch
Δz = (vgl. F. Lexer et al., Appl. Optics 36, S.6549 „Wavelength-tuning interferometry π δλ of intraocular lenses"). Die Zentralwellenlänge der vom Meßlaser 4 abgegebenen Meßstrahlung 5 kann spektral durchgestimmt werden, indem die Betriebstemperatur verändert oder die externe Cavity geeignet verändert wird. Ein solcher Laser ist beispielsweise in der Veröffentlichung Chang- Hasnain, CJ. , "Tunable VCSEL", IEEE Journal of selected topics in Quantum Electronics, 2Q00, Volume 6, Seiten 978 - 987, beschrieben. Die Meßstrahlung 5 fällt auf einen Strahlteiler 6, der einen Teil der Meßstrahlung in einen zum Auge 2 führenden Probenstrahlengang 7 passieren läßt. Ein anderer Teil der Meßstrahlung 5 wird vom Strahlteiler 6 in einen Referenzstrahlengang 8 abgeleitet, an dessen Ende ein Spiegel 9 steht.
Die Probe 2 rückstreut oder reflektiert in unterschiedlichen Tiefenbereichen den einfallenden Teil der Meßstrahlung 5, so daß an der Probe 2 reflektierte bzw. rückgestreute Strahlung als Proben-Meßstrahlung im Probenstrahlengang 6 entgegen der Einfallsrichtung der Meßstrahlung 5 wieder zum Strahlteiler 6 zurückläuft. Dies ist durch einen Doppelpfeil für die Strahlung im Probenstrahlengang 7 symbolisiert.
Analoges geschieht im Referenzstrahlengang, an dessen Ende der Spiegel 9 die Meßstrahlung reflektiert, weshalb auch im Referenzstrahlungsgang 8 ein entsprechender Doppelpfeil für die Strahlung eingetragen ist. Der durch den Referenzstrahlungsgang 8 gelaufene Teil der Meßstrahlung 5 wird am Strahlteiler 6 zumindest teilweise transmitted und gelangt in einen Detektionsstrahlengang 10, wo er mit der Proben-Meßstrahlung überlagert wird, die vom Strahlteiler 6 ebenfalls in den Detektionsstrahlengang 10 eingeführt ist. Die derart überlagerten Teile der Meßstrahlung (der den Referenzstrahlengang durchlaufende Teil sowie der vom Auge 2 reflektierte bzw. rückgestreute Teil) interferieren am Detektor 11 miteinander, der ein entsprechendes Interferenzsignal aufnimmt und an das Steuergerät 3 weitergibt.
Fig. 1b zeigt eine Variante des OCT 1 der Fig. 1a, die ohne Referenzstrahlengang 8 arbeitet. Hier interferieren im Detektionsstrahlengang 10 Teile der Meßstrahlung 5, die aus unterschiedlichen Bereichen der Probe reflektiert oder rückgestreut wurden, wobei der maximale Abstand der Bereiche von der Kohärenzlänge der Meßstrahlung 5 abhängt: Bei der SS-OCT dürfen die Strukturen in der Probe nur Abstände haben, die kleiner sind als die Kohärenzlänge der verwendeten Quellen (sonst interferiert die Strahlung nicht und das Verfahren funktioniert nicht). Was aber viel wichtiger ist, ist daß die Strukturen außerdem einen Abstand haben müssen, der größer ist als die Tiefenauflösung des Meßverfahrens, die sich im wesentlichen aus der Breite des maximalen Durchstimmbereiches ergibt. Kann man die exemplarisch beschriebene Quelle bei 850 nm um max. 3 nm durchstimmen, so haben die Strukturen eine minimale Entfernung von 240/2 = 120 μm und eine maximale Entfernung von 100/2 = 50 mm. Die Bauweise der Fig. 1b hat dabei den Vorteil einer besseren Ausnutzung der verwendeten Meßstrahlung 5, da nicht, wie in der Bauweise der Fig. 1a, eine zusätzliche Selektion der interferierenden Strahlung durch die Weglänge des Referenzstrahlenganges 8 vorgenommen wird. Ansonsten unterscheiden sich im Hinblick auf die hier beschriebene Erfindung die Varianten der Figuren 1 a und 1 b nicht weiter, so daß die vorstehende bzw. nachfolgende Beschreibung für beide Varianten gleichermaßen Gültigkeit hat.
Um einen größeren Bereich im Auge zu vermessen, wird die Zentralwellenlänge der Meßstrahlung 5 durch geeignete Ansteuerung des Meßlasers 4 durchgestimmt. Das vom Detektor 11 aufgenommene Interferenzsignal liegt dann als Meß-Signal wellenlängenabhängig vor und das Steuergerät 3 kann daraus mittels Fouriertransformation ein tiefenaufgelöstes Kontrast-Signal über den Kontrast im Auge 2 längs der Einfallsrichtung der Meßstrahlung 5 erzeugen, wie es für SS-OCT bekannt ist. Hierbei können SS-OCT-übliche Auswertealgorithmen zur Anwendung kommen.
Eine Augenlängenänderung oder -bewegung, z.B. durch Pulsschlag, Atmung oder Mikrosakkaden, führt jedoch zu einer Änderung des Meß-Signals, die ein Bewegungsartefakt ist und das Meß-Signal und damit das daraus erzeugte Kontrast-Signal verfälscht. Aufgrund der Durchstimmdauer, die der VCSEL im Meßlaser 4 benötigt, können solche Verfälschungen bei einer Vermessung der Augenlänge nicht ausgeschlossen werden, da die Meßdauer im Bereich von mehreren Sekunden liegen kann.
Das OCT 1 der Fig. 1a bzw. 1 b weist deshalb einen Probenbewegungsdetektor 12 auf, der in der Bauweise der Figuren 1a und 1b beispielsweise als bekannter Eye-Tracker ausgeführt werden kann, wie er in der Augenchirurgie Anwendung findet, und der Bewegungen des Auges, beispielsweise der Hornhautvorderfläche oder der Grenzfläche zur Augenlinse erfaßt. Der Probenbewegungsdetektor 12 liefert ein entsprechendes Bewegungssignal an die Steuereinrichtung 3, das dieser Informationen über Bewegungen des Auges 2 bzw. Bewegungen von Strukturen im Auge 2 anzeigt. Dabei kann der Probenbewegungsdetektor je nach Ausführungsform entweder ein konkretes Bewegungssignal liefern, das Richtung und Maß der Bewegung der überwachten Struktur angibt. In einer hinsichtlich der Datenverarbeitung vereinfachten Variante ist aber auch als Bewegungssignal ein Korrektur-Signal möglich, das lediglich einen Kontrastwert in einem bestimmten überwachten Probenvolumen, d.h. einen bestimmten Bezugsabschnitt des Auges 2 wiedergibt, wobei dieser überwachte Abschnitt bzw. Bezugsabschnitt natürlich in festem Abstand zum OCT 1 liegt. Unter festem Abstand ist dabei eine feste optisch Weglänge bis zum Detektor 1 1 entlang des Probenstrahlengangs 7 und des Detektionsstrahlengangs 10 zu verstehen. Das Steuergerät 3 verwendet in einer Ausführungsform das Korrektur-Signal zur Korrektur des Kontrast-Signals. Besonders bevorzugt, weil rechentechnisch einfach und zugleich mit hoher Genauigkeit verbunden, ist es, daß das Steuergerät 3 mittels des Korrektur-Signals das Meß- Signal, also das Inteferenzsignal des Detektors 11 korrigiert, bevor durch Fouriertransformation das Kontrast-Signal erzeugt wird.
Fig. 2 zeigt eine Variante in der Realisierung des Probenbewegungsdetektors 12, die ebenfalls interf erometrisch arbeitet. Die Bauweise der Fig. 2 basiert dabei auf der Bauweise der Fig. 1b, was jedoch nicht einschränkend zu verstehen ist. Natürlich kann auch der Probenbewegungsdetektor der Fig. 2 bei der Bauweise der Fig. 1a Anwendung finden.
Der Probenbewegungsdetektor 12 umfaßt einen Korrekturlaser 13, der Korrekturstrahlung 14 abgibt, welche über einen Strahlteiler 15 der Meßstrahlung 5 überlagert wird. Die Korrekturstrahlung 14 unterscheidet sich dabei von der Meßstrahlung 5, so daß später die überlagerten Strahlungen wieder voneinander getrennt werden können. Als Unterscheidungsmerkmal kann beispielsweise die Polarisation oder die Wellenlänge dienen. Der Strahlteiler 15 ist dann geeignet als Polteiler bzw. als dichroitischer Strahlteiler bzw. -vereiniger ausgebildet. Die polarisationsoptische Unterscheidung bzw. Separation und Kombination von Meßstrahlung 5 und Korrekturstrahlung 14 ist technisch besonders vorteilhaft, da dichroitische Strahlteiler für eng benachbarte Wellenlängen sehr aufwendig sind. Ein etwaiger Einfluß von Doppelbrechung an der Probe, beispielsweise an der Vorderkammer des Auges 2 kann durch geeignete Kompensatoren ausgeglichen werden.
Die Korrekturstrahlung 14 fällt ebenfalls auf das Auge 2, wird dort reflektiert oder rückgestreut und gelangt in den Detektionsstrahlengang 10. Hier wird sie durch einen weiter geeignet ausgebildeten Strahlteiler 14 von der mit ihr überlagerten Meßstrahlung 5, welche ebenfalls vom Auge reflektiert bzw. rückgestreut wurde, absepariert und gelangt auf einen eigenständigen Detektor 17. Auf diesen Detektor fällt also in sich interferierende
Korrekturstrahlung 14 aus innerhalb der Kohärenzlänge der Korrekturstrahlung 14 liegenden Bereichen des Auges 2. Der Detektor 17 liefert damit ein dem Meß-Signal 11 ähnliches interferometrisches Korrektur-Signal. Die Zentralwellenlänge der Korrekturstrahlung wird nicht durchgestimmt, so daß Interferenzen von Strahlung einer konstanten Wellenlänge vorliegen.
Es besteht auch die Möglichkeit der Teilung der Korrekturstrahlung in mehrere Anteile, die beispielsweise verschiedene Teile der Probe fokussiert werden oder in ihrem Polarisationszustand an die Wirkung der Probenteüe angepaßt sind. Die spektrale Bandbreite der Korrekturstrahlung 14 entspricht der der Meßstrahlung. Als Korrekturlaser 13 kommen Laser-Typen in Frage, die auch für den Meßlaser 4 Anwendung finden können.
Das Steuergerät 3 empfängt somit vom Detektor 17 ein Korrektur-Signal, das ebenfalls ein Interferenzsignal ist und in seiner Art dem Meß-Signal vom Detektor 11 ähnelt. Allerdings wird der Korrekturlaser in seiner Zentralwellenlänge nicht durchgestimmt sondern bleibt fix. Das Korrektur-Signal ist also ein Maß für die zeitlichen Längenänderungen in einem Bezugsbereich B innerhalb der Probe 2, der durch die Kohärenzwellenlänge der Korrekturstrahlung 14 und die Weglängen im Proben- und Detektionsstrahlengang definiert ist. Der Bezugsbereich B ist dabei, wie bereits erwähnt, gegenüber dem OCT 1 räumlich fest, verschiebt sich also bei Bewegungen des Auges 2 entsprechend im Auge 2. Somit haben Bewegungen im Auge 2 oder Bewegungen des Auges 2 eine Veränderung im Korrektur-Signal zur Folge, so daß das Korrektur-Signal zur Korrektur des Meß-Signals verwendet werden kann, indem das Meß-Signal gegensinnig zu den Änderungen des Korrektur-Signals modifiziert wird.
Im Einzelnen werden die Reflexe von Hornhautvorderfläche und Augenhintergrund kohärent überlagert, sowohl im Meß- wie auch im Korrektur-Kanal. Die . zeitliche Phasenänderung des Meß-Signals (Phasenänderungsgeschwindigkeit) stammt dabei im wesentlichen von der Durchstimmung der Quelle und ist zur Durchstimmgeschwindigkeit und zur Augenlänge direkt proportional. Ändert sich die Augenlänge während der Messung, entsteht eine zusätzliche (additive) Phasenänderung. Im Korrektur-Signal, dessen Zentralwellenlänge nicht durchgestimmt wird, mißt man die Phasenänderung durch die Augenlängenänderung separat und kann damit das Meß-Signal korrigieren, so daß man aus dem korrigierten Signal die mittlere Augenlänge berechnen kann. Die Korrekturrechnung erfolgt dabei wie oben im allgemeinen Teil der Beschreibung erläutert.
Fig. 3 zeigt eine Bauweise des OCT 1 der Fig. 2 in faseroptischer Realisierung. Hierbei ist der Strahlteiler 15 durch einen Faserkoppler 19, der Strahlteiler 6 durch einen Faserkoppler 20 sowie der Strahlteiler 16 durch einen Faserkoppler 21 ersetzt. Ansonsten entspricht die Bauweise der Fig. 3 der der Fig. 2.
Hinsichtlich der Korrektur des Meß-Signals kann für alle Ausführungsformen folgende Weiterbildung zur Anwendung kommen, die von der Erkenntnis ausgeht, daß eine Augenlängenänderung oder -bewegung im Meß-Signal wie im Korrektur-Signal zu einer Phasenänderung aufgrund der Augenlängenänderung und zu einer Amplitudenänderung aufgrund der augenbewegungsbedingten Verschiebung einer Reflexions- oder Rückstreuungsstelle im Auge 2 führt. Es ist deshalb in einer Weiterbildung möglich, zwischen Phasen- und Amplitudenänderung zu unterscheiden.
Eine Variante dieser Unterscheidung ist eine Heterodyne-Detektion, bei der die Wellenlänge sowohl des Meßlasers 4 als auch des Korrekturlasers 13 um die Zentralwellenlänge herum so verändert wird, daß das Meßsignal sich aufgrund der Interferenz der Reflexe aus verschiedenen Tiefen des Auges 2 gerade von einem Maximum zum nächstliegenden Minimum verändert. Vorteilhaft ist es, wenn das Meßsignal sich um mindestens den doppelten Bereich verändert, um die Auswertung zu erleichtern (dann muß man den Bereich nicht so genau bestimmen). Aus der Differenz der beiden Extrema kann dann die Amplitudenfunktion des Meß-
Signals bzw. des Korrektur-Signals gewonnen werden und aus der Lage der beiden Extrema relativ zur angesteuerten Wellenlängenmodulation die Phasenfunktion.
Der Verlauf der Wellenlängen ist schematisch in Fig. 4 dargestellt, welche die Wellenlänge (in nm) als Funktion der Zeit t (in willkürlichen Einheiten) zeigt. Der Wellenlängenverlauf 22 beschreibt die Meßstrahlung 5, die von einem Wert knapp unter 850 nm auf knapp 852 nm durchgestimmt wird, der Verlauf 23 die Korrekturstrahlung 14. Die Zentralwellenlänge der
Korrekturstrahlung 14 beträgt kontinuierlich etwa 852 nm. Beide Wellenlängen werden synchron um die jeweilige Zentralwellenlänge herum moduliert, wie die Wellenlängenverläufe 22 und 23 in der Darstellung der Fig. 4 zeigen. Die Figur 4 zeigt dabei zur Verdeutlichung die Modulation um ein Vielfaches überhöht, da sie ansonsten nicht zu erkennen wären.
Vorteilhaft für die Heterodyne-Technik, die zur Trennung von Meß-Signal und Korrektur-Signal in Phasenfunktion und Amplitudenfunktion angewendet wird, ist, daß die Modulation der Meßstrahlung 5 und der Korrekturstrahlung 14 durch Änderung des Speisestroms des Meßlasers 4 bzw. des Korrekturlasers 13 bewirkt werden können, die gegenüber eventuellen Bewegungseinflüssen sehr schnell erfolgen kann. Die Modulationen um die Zentralwellenlängen sind also gegenüber etwaigen Bewegungseinflüssen äußerst hochfrequent und damit praktisch instantan. Sie werden also von Bewegungseinflüssen nicht verfälscht.
Alle derart detektierten Phasenänderungen im Korrektur-Signal rühren nun aus Bewegungsartefakten her und werden dazu benutzt, das Meß-Signal von augenbewegungsbedingten Phasenänderungen zu befreien. Dazu wird die Phasenfunktion des Korrektur-Signals im Steuergerät 3 von der Phasenfunktion des Meß-Signals abgezogen. Alle Amplitudenänderungen sind wegen ihrer Herkunft aus Bewegungsartefakten oder etwaigen Strahlungsintensitätsschwankungen unerwünscht. Es müssen deshalb die Amplitudenschwankungen und die Phasenschwankungen getrennt werden. Die Auswertung erfolgt dann wie folgt: Man kennt die Phasenfunktion der Signalwelle φs(tj) und die Phasenfunktion der Korrekturwelle φk(tj) als Funktion der Zeit. Außerdem kennt man die
Frequenzänderung ΔFft^Fft.J-Fft..,) für diskrete Zeiten ti. Berechnet man die Funktion [φs(t,)- φk(t()]/ ΔF(tj) und trägt sie über t auf, so ergibt sich eine Gerade, deren Anstieg ein Maß für die
Augenlänge ist. In diesem Fall benötigt man die Amplitudenfunktion und eine Fouriertraπsformation nicht.
Auf dem so korrigierten Meß-Signal wird nun mittels Fouriertransformationen das Kontrast- Signal erzeugt werden, das dann trotz der vergleichsweise langen Durchstimmdauer der Wellenlänge der Meßstrahlung 5 frei von Augenbewegungseinflüssen ist.
Da nun sowohl Phasenfunktion als auch Amplitudenfunktion für das Meß-Signal zur Verfügung stehen, können weiter Spiegel- und Autokorrelationsartefakte unterdrückt werden, wodurch der mit der zur Verfügung stehenden Durchstimmung erreichbare Meßbereich sich verdoppelt.
Eine Alternative zu einer Heterodyne-Technik ist die Quadraturkomponentenbestimmung, welche ebenfalls die Aufteilung des Meß-Signals und des Korrektur-Signals in Phasenfunktion und Amplitudenfunktion erlaubt, wie es aus der eingangs genannten Literaturstelle bekannt ist.
Eine vorteilhafte Weiterbildung ist es schließlich ebenfalls, das gewonnene Korrektur-Signal nicht nur zur Korrektur des Meß-Signals einzusetzen, sondern zugleich auch Informationen über die Augenbewegungen zu erzeugen, beispielsweise eine Pulsmessung auszuführen.
Weiter ist eine Kombination der dargestellten Verfahren mit einer Frequency-clock möglich. Wird die Wellenlänge der durchgestimmten Quelle, z.B. durch einen Temperatursprung geändert, so ist die Frequenzänderung als Funktion der Zeit nicht konstant, sondern ändert sich erst schnell und läuft dann langsam in ein Gleichgewicht. Um die dargestellte Funktion der Frequenzänderung ΔF^FftJ-Fft,.,) zu bestimmen, wird eine „frequency dock" verwendet, die Stand der Technik ist. Die Strahlung der Quelle läuft durch eine Planplatte bekannter Dicke und Brechzahl. Die Strahlen die an der Vorderseite und an der Rückseite der Platte reflektiert werden, werden auf einem Detektor überlagert, und die Interferenz wird gemessen. Die Geschwindigkeit der Phasenänderung dieses Interferenzsignals ist ein Maß für die Frequenzänderung.

Claims

Patentansprüche
1. SS-OCT-Interferometer-Vorrichtung zur Vermessung einer Probe (2), insbesondere eines Auges, wobei die Vorrichtung (1 ) interferometrisch mittels spektraler Durchstimmung der Zentralwellenlänge einer Meßstrahlung (5) ein Meß-Signal und daraus ein tiefenaufgelöstes Kontrast-Signal der Probe (2) erzeugt und dazu eine Steuereinrichtung (3) aufweist, dadurch gekennzeichnet, daß die Vorrichtung (1) einen Probenbewegungsdetektor (12; 13-17) umfaßt, der ein Bewegungssignal bereitstellt, das Bewegungen der Probe (2) oder in der Probe (2) anzeigt, und daß die Steuereinrichtung (3) vor oder bei der Erzeugung des tiefenaufgelösten Kontrast-Signals das Meß-Signal mittels des Bewegungssignals hinsichtlich Meßfehlern korrigiert, die durch während des Durchstimmens aufgetretene Bewegungen der Probe (2) oder in der Probe (2) verursacht sind.
2. Vorrichtung nach Anspruch 1 , dadurch gekennzeichnet, daß das Bewegungssignal den Kontrast in einem Bezugsabschnitt (B) anzeigt, der in der Probe (2) und in festem Abstand zur Vorrichtung (1 ) liegt.
3. Vorrichtung nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß der Probenbewegungsdetektor (12; 13-17) die Bewegung einer zur Interferometer- Vorrichtung hin weisenden Oberfläche der Probe (2), vorzugsweise der Augenhornhautoberfläche, oder einer Grenzfläche in der Probe (2), vorzugsweise einer Augenlinse oder der Retina, erfaßt.
4. Vorrichtung nach den Ansprüchen 1 und 2, dadurch gekennzeichnet, daß der Probenbewegungsdetektor (13-17) interferometrisch mittels in der Zentralwellenlänge spektral festgelegter Korrekturstrahlung (14) ein Korrektur-Signal der Lage des Bezugsabschnittes (B) erzeugt.
5. Vorrichtung nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, daß die Vorrichtung (1) einen Probenstrahlengang (7), durch einen Teil der von der
Meßstrahlungsquelle (4) abgegebenen Meßstrahlung (5) die Probe (2) beleuchtet, und einen
Detektionsstrahlengang (10) aufweist, der von der Probe (2) als Proben-Meßstrahlung reflektierte oder rückgestreute Meßstrahlung empfängt und mittels einer
Detektoreinrichtung (1 1 ) detektiert, und der Probenbewegungsdetektor (13-17) eine Korrekturstrahlungsquelle (13) umfaßt, die die Korrekturstrahlung (14) abgibt, wobei ein Teil der Korrekturstrahlung (14) in den Probenstrahlengang (7) eingekoppelt ist und die Probe (2) beleuchtet, und der Detektionsstrahlengang (10) von der Probe (2) als Proben-Korrekturstrahlung reflektierte oder rückgestreute Korrekturstrahlung empfängt und mittels der Detektoreinrichtung (16, 17) getrennt von der Proben-Meßstrahlung detektiert, und die Steuereinrichtung (3) aus Signalen der Detektion der Proben-Korrekturstrahlung das Korrektur-Signal erzeugt.
6. Vorrichtung nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß die Korrekturstrahlung (14) sich von der Meßstrahlung (5) spektral oder hinsichtlich der Polarisation unterscheidet und die Detektoreinrichtung (16, 17) die Proben-Korrekturstrahlungen von der Proben-Meßstrahlung entsprechend spektral oder hinsichtlich der Polarisation trennen.
7. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 4 bis 6, dadurch gekennzeichnet, daß die Steuereinrichtung (3) die Wellenlänge der Meßstrahlung (5) und der Korrekturstrahlung (14) jeweils um deren Zentralwellenlänge herum moduliert, mittels einer Heterodyne-Detektion die Phasenfunktionen des Korrektur-Signals und des Meß-Signals bestimmt und von der Phasenfunktion des Meß-Signals die Phasenfunktion des Korrektur-Signals abzieht.
8. Vorrichtung nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, daß die Steuereinrichtung (3) zur Modulation einen Speisestrom der Meß- und Korrekturstrahlungsquelle (4, 13) moduliert, vorzugsweise mit einer Stabilität der Speisestromerzeugung besser als 0,8 μA.
9. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 4 bis 6, dadurch gekennzeichnet, daß eine balanced detection der Proben-Meß- und Korrekturstrahlung erfolgt und die Steuereinrichtung (3) die Phasenfunktionen des Korrektur-Signals und des Meß-Signals bestimmt und von der Phasenfunktion des Meß-Signals die Phasenfunktion des Korrektur- Signals abzieht.
10. Vorrichtung nach Anspruch 8 oder 9, dadurch gekennzeichnet, daß die Steuereinrichtung (3) die Amplitudenfunktion des Meli-Signals so umskaliert, daß eine zeitlich konstante Amplitude vorliegt, und aus dem derart korrigierten Meß-Signal mittels Fouriertransformation das Kontrast-Signal erzeugt.
11. Vorrichtung nach einem der obigen Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die Meßstrahlung aus einer der folgenden Strahlungsquellen (4) stammt: External Cavity Diode Laser, Distributed Feedback Laser, Distributed Bragg Reflector Laser, Vertical Cavity Surface Emitting Laser, Vertical External Cavity Emitting Laser.
12. Vorrichtung nach einem der obigen Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die Meßstrahlung aus einer Strahlungsquelle (4) stammt, die eine Betriebstemperatureinstelleinrichtuπg zur Durchstimmung der Zentralwellenlänge aufweist, wobei die Betriebstemperatureinstelleinrichtung von der Steuereinrichtung (3) angesteuert wird.
13. SS-OCT-Verfahren zum Vermessen einer Probe (2), insbesondere eines Auges, wobei interferometrisch mittels spektraler Durchstimmung der Zentralwellenlänge einer Meßstrahlung (5) ein Meß-Signal und daraus ein tiefenaufgelöstes Kontrast-Signal der Probe (2) erzeugt wird, dadurch gekennzeichnet, daß Bewegungen der Probe (2) oder in der Probe (2) erfaßt und ein diese anzeigendes Bewegungssigna) erzeugt werden und vor oder bei der Erzeugung des tiefenaufgelösten Kontrast-Signals das Meß-Signal mittels des Bewegungssignals hinsichtlich Meßfehlern korrigiert werden, die durch während des Durchstimmens aufgetretenen Bewegungen der Probe (2) verursacht sind.
14. Verfahren nach Anspruch 13, dadurch gekennzeichnet, daß das Bewegungssignal den Kontrast in einem Bezugsabschnitt (B) anzeigt, der in der Probe (2) und in festem Abstand zur Vorrichtung (1) liegt.
15. Verfahren nach Anspruch 13 oder 14, dadurch gekennzeichnet, daß zur Erfassung der Bewegungen der Probe (2) eine zur Vorrichtung hin weisende Oberfläche der Probe (2) oder eine Grenzfläche in der Probe erfaßt wird.
16. Verfahren nach Anspruch 13, 14 oder 15, dadurch gekennzeichnet, daß interferometrisch mittels in der Zentralwellenlänge spektral festgelegter Korrekturstrahlung (14) ein Korrektur- Signal der Lage eines in der Probe (2) liegenden Bezugsabschnittes (B) erzeugt wird, der einen festen Abstand zur Vorrichtung (1) hat, und während des Durchstimmens auftretende Veränderungen des Korrektur-Signals zu Korrektur des Mefi-Signals verwendet werden.
BLATT EINBEZOGEN DURCH VERWEIS (REGEL 20.6)
17. Verfahren nach Anspruch 15, dadurch gekennzeichnet, daß die Probe (2) mit einem Teil der Meßstrahlung (5) beleuchtet wird, und von der Probe (2) reflektierte oder rückgestreute Meßstrahlung detektiert wird, wobei auch ein Teil der Korrekturstrahlung (14) die Probe (2) beleuchtet, und von der Probe (2) reflektierte oder rückgestreute Korrekturstrahlung eigenständig detektiert wird und daraus das Korrektur-Signal erzeugt wird.
18. Verfahren nach Anspruch 17, dadurch gekennzeichnet, daß die Korrekturstrahlung (14) sich von der Meßstrahlung (5) spektral oder hinsichtlich der Polarisation unterscheidet und die reflektierte oder rückgestreute Korrekturstrahlung von der reflektierten oder rückgestreuten Meßstrahlung entsprechend spektral oder hinsichtlich der Polarisation getrennt werden.
19. Verfahren nach einem der Ansprüche 16 - 18, dadurch gekennzeichnet, daß die Wellenlänge der Meßstrahlung (5) und der Korrekturstrahlung (14) jeweils um deren Zentralwellenlänge herum moduliert werden, mittels einer Heterodyne-Detektion die Phasenfunktionen des Korrektur-Signals und des Meß-Signals bestimmt und von der Phasenfunktion des Meß-Signals die Phasenfunktion des Korrektur-Signals abgezogen werden.
20. Verfahren nach Anspruch 19, dadurch gekennzeichnet, daß zur Modulation einen Speisestrom der Meß- und Korrekturstrahlungsquelle (4, 13) moduliert werden, vorzugsweise mit einer Stabilität der Speisestromerzeugung besser als 0,8 μA.
21. Verfahren nach einem der Ansprüche 16 - 20, dadurch gekennzeichnet, daß eine balanced detection der reflektierten und rückgestreuten Meß- und Korrekturstrahlung erfolgt und die Phasenfunktionen des Korrektur-Signals und des Meß-Signals bestimmt und von der Phasenfunktion des Meß-Signals die Phasenfunktion des Korrektur-Signals abgezogen wird.
22. Verfahren nach einem der Ansprüche 20 oder 21 , dadurch gekennzeichnet, daß die Amplitudenfunktion des Meß-Signals so umskaliert wird, daß eine zeitlich konstante Amplitude vorliegt, und aus dem derart korrigierten Meß-Signal mittels Fouriertransformation das Kontrast- Signal erzeugt wird.
23. Verfahren nach einem der Ansprüche 16 - 22, dadurch gekennzeichnet, daß die Zentralwellenlänge der Meßstrahlung über eine Variation der Betriebstemperatur einer entsprechenden Strahlungsquelle durchgestimmt wird.
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