CN101617214B - 用于光学相干断层摄影的系统 - Google Patents

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Abstract

本发明涉及一种用于利用干涉仪(20)来光学相干断层摄影的系统，该干涉仪(20)具有分束器(24)、反射器(25)、照射臂(21)、样本臂(22)和参考臂(23)。为在高图像质量的同时提高系统的紧凑性，在干涉仪(20)的样本臂(22)中设有样本物镜，通过该样本物镜光聚焦于样本(1)上或样本(1)中的焦点。此外，干涉仪(20)的参考臂(23)中设有参考物镜，通过该参考物镜光聚焦于反射器(25)上。样本物镜的光学特性不同于参考物镜的光学特性。

Description

用于光学相干断层摄影的系统
本申请涉及一种根据权利要求1的前序部分的、用于光学相干断层摄影的系统。
光学相干断层摄影(OCT)是在其内部测量散光样本的方法。由于其散光特性，生物组织尤其适于通过OCT来诊断检查。由于光强度相对较小的OCT就足够，并且所应用的光的波长大多数在近红外线范围(750nm至1350nm)内，与离子化的X光诊断相反，OCT对于生物组织无辐射负担。因而，其对于医学尤其重要并且几乎可与超声波诊断相提并论。代替声波，在OCT中应用具有极短相干长度的宽带光。在样本中的不同临界层上反射的光的驰行时间(Laufzeit)借助于干涉仪获取。典型地，利用OCT可达到比利用超声波高1至2个数量级的分辨率，然而可达到的测量深度明显更小。由于散光，所获取的横截面图像仅达到组织中的若干毫米深度。目前，OCT最重要的应用领域是在眼科学、皮肤病学以及肿瘤诊断中。然而，也存在一些非医学应用，例如在材料检验中。
由W.Y.Oh等在OPTICS EXPRESS第14卷第19(2006)8675-8684号中已知一类系统，其中由氙弧灯放射的光在迈克耳逊干涉仪中耦合，通过位于压电变换器上的反射器的移位进行光谱调制并且引至林尼克干涉仪，由该林尼克干涉仪开始，光与待检查的样本相遇。在林尼克干涉仪的样本臂和参考臂中分别设有相同构造的透镜。
为获取尤其适用于内窥镜检查法而应用的测量头，在不会影响图像质量的同时，必须紧凑地设计由W.Y.Oh等所述的林尼克干涉仪。
本发明的目的在于，提供用于光学相干断层摄影的系统，其中尽可能紧凑地构造测量头并且同时确保较高的图像质量。
该目的根据权利要求1这样实现，即在样本臂中设有样本物镜，通过该样本物镜，通过样本臂延伸的部分光束(Teilstrahl)的光聚焦于样本上或其中的焦点中，并且参考臂中设有参考物镜，通过该参考物镜，通过参考臂延伸的部分光束的光聚焦于反射器上，其中样本物镜的光学特性不同于参考物镜的光学特性。
本发明基于以下考虑，即通过相应地选择不同数量的透镜和/或具有不同焦距的透镜和/或彼此具有不同距离的透镜，实现样本物镜和参考物镜的不同光学特性。由于根据本发明的样本物镜和参考物镜的不同方案，一方面可以以简单的方式实现样本物镜和参考物镜到分束器的不同距离。例如可由此设置成样本物镜距离分束器明显更近，由此使得可相对于由现有技术已知的系统，显著降低样本物镜的直径，尤其是位于样本物镜中的透镜的直径，然而却不会明显降低样本物镜的光强度并因而不会明显降低获取由样本反射的光时的光输出。另一方面，通过本发明可将参考物镜设置在距分束器明显更大的距离处，由此可折叠(Faltung)参考臂，其中相对于其在未折叠林尼克干涉仪中的位置，参考臂摆动90°。
通过根据本发明“不对称”设计的干涉仪，达到极窄的且形式紧凑的测量头并且同时确保以较高的效率获取由样本反射的光，从而可确保较高的图像质量。
在本发明的优选实施中，样本物镜具有第一焦距并且参考物镜具有第二焦距，其中样本物镜的第一焦距不同于参考物镜的第二焦距。由此，以简单的方式实现样本臂和参考臂中的不同光学路程(optischerWeg)。
优选地，通过参考物镜的光学路程短于通过样本物镜的光学路程。由此，参考臂中的、在参考物镜之外的光学路程可选择成更长，由此可尤其简单地实现干涉仪参考臂的折叠所需的参考物镜距分束器的更大距离。
在此优选地，通过参考物镜和样本物镜的光学路程的差异是样本中最大光学扫描深度的至少两倍大。在此，最大光学扫描深度给出了其中在由样本反射的部分光束和由反射器反射的部分光束之间可出现干涉的深度范围。由此，确保将获取的图像信息明确且简单地对应于样本中的特定深度。这对于具有所谓预调制器的OCT系统尤其适用，其中在使得光耦合到干涉仪中之前将光进行光谱调制。
优选地，样本物镜相对于分束器的位置不同于参考物镜相对于分束器的位置。在此优选地，参考物镜和分束器之间的光学路程大于样本物镜和分束器之间的光学路程。通过此实施，使得可折叠参考臂和/或照射臂并因而使得干涉仪可具有较高的紧凑性。
优选地，在样本臂中可移动地放置样本物镜，使得可改变样本物镜距分束器的距离。由此，样本物镜的焦点可始终在样本可出现干涉的深度范围中。
优选地参考臂和/或照射臂的光轴的至少一部分与样本臂的光轴成一个角度，该角不同于90°。在此优选地，参考臂或照射臂光轴的至少一部分平行于样本臂的光轴而延伸。通过这些折叠，可尤其紧凑地实现干涉仪。
优选地，在参考臂或照射臂中设有用于偏转通过参考臂或照射臂延伸的部分光束的偏转元件。优选地，该偏转元件包括偏转棱镜。由此，可无校正地并且精确地折叠参考臂或照射臂。
优选地，干涉仪具有包括至少一个光学元件的输出臂并且输出臂与样本物镜或参考物镜共同构造样本光学组件(Optik)或参考光学组件，其中样本光学组件和/或参考光学组件是远心的(telezentrisch)。远心光学组件的特征在于，物体距离可变化而不会改变图像大小。
优选地，样本物镜具有大于参考物镜的数值孔径。这在折叠的林尼克干涉仪中尤其具有优势，因为由此，参考物镜可相对简单地适配到样本物镜上，并且可尤其紧凑地实现参考物镜。
优选地，干涉仪包括照射臂，该照射臂具有至少一个光学元件并且与样本物镜或参考物镜共同构造具有数值孔径的照射光学组件，并且干涉仪具有输出臂，该输出臂具有至少一个光学元件并且与样本物镜共同构造具有数值孔径的样本光学组件，其中照射光学组件的数值孔径小于样本光学组件的数值孔径。由此，达到以下优点，即倾斜的样本结构上反射的光也由样本物镜汇聚，原因在于样本物镜的接收角大于照射椎体(Beleuchtungskegel)的发散角。相反，如果用于照射的数值孔径和成像用的数值孔径大小相同，那么倾斜的样本结构上的反射比垂直于光轴的结构上的反射汇聚更少的光。
在本发明的其它有利方案中，探测器包括多个探测元件，其中每两个相邻的探测元件具有中心距(Mitte-Mitte-Abstand)并且样本物镜和参考物镜设置成使得对于所有扫描深度出现的干涉图案的两个连续最小干涉或最大干涉之间的距离大于探测元件的中心距。由此，在所观察的样本的空间单元(Raumelement)的每个深度中始终以较高的可靠性获取干涉结构。以此方式避免信息损失并因而确保较高的图像质量。
根据本发明，利用干涉仪输出的光来照射样本应理解为由干涉仪(包括移动的反射器)输出的光直接与样本相遇或在通过设置在干涉仪和样本之间的另一干涉仪之后才与样本相遇。
根据本发明，通过探测器或探测元件获取由样本(尤其是样本的不同深度)反射的光理解为探测器或探测元件获取干涉现象的光，其中该干涉现象在样本(尤其是在样本的不同深度中)反射的光与参考反射镜(Referenzspiegel)上反射的光叠加时形成。在此，光的叠加可在包括移动的反射器的干涉仪或另一干涉仪中实现。
本发明以及本发明的其它有利方案在下文中借助于附图详细说明。其中：
图1示出了根据本发明OCT系统的实施示例；
图2a-b)示出了具有单个截面的样本的两个空间单元；
图3a-b)示出了样本和第二干涉仪的样本臂的两个横截面；
图4示出了第二干涉仪的光学部件的横截面；
图5示出了自动校准焦点追踪时的干涉信号及其估算；
图6a-c)示出了耦合到第一干涉仪中光强度未调制时和调制时的干涉信号及其包络线；
图7示出了用于调制探测器灵敏度的电路的示例；
图8示出了所谓的林尼克干涉仪的示例性结构；
图9a-c)示出了样本物镜的3个不同位置以及分别得到的干涉图案；
图10a-b)分别示出了输入平面区域中第一光导体的多模光纤的纵截面的部分；
图11示出了第二光导体的光纤束的横截面的部分以及此部分的放大显示的部分区域；
图12示出了探测面的部分；
图13示出了探测面以及第二光导体的进入面和退出面；
图14a-b)以横截面示出了第二光导体的设置的两个示例；
图15示出了干涉图案以及与第二光导体的单根光纤对比的干涉图案的部分；
图16示出了在进入面区域中第二光导体的光纤束的纵截面的部分；
图17示出了第一运行模式中的探测面；
图18使用深度截面示出了样本的空间单元；以及
图19示出了在特定深度中具有二维断层图的样本的空间单元。
图1示出了根据本发明用于OCT的系统的实施示例。在此系统的单个部件的所选的表示仅是示意性的，并未按照实际的尺寸比例绘制。
第一干涉仪10具有固定设置的第一参考反射镜11、移动的第二参考反射镜12和第一分束器13。光源15的光14耦合到第一干涉仪10中，并且由第一分束器13分成在固定设置的第一参考反射镜11方向上的第一部分光束2和在移动的第二参考反射镜12方向上的第二部分光束3。两个部分光束2和3由固定的第一参考反射镜和移动的第二参考反射镜11和12反射并且在第一分束器13中叠加成第三部分光束4，该第三部分光束4在第一干涉仪10的输出部8的区域中耦合到第一光导体17中，由该第一光导体17引导至第二干涉仪20并且在此耦合到第二干涉仪20的照射臂21中。
耦合到第一干涉仪10中的光14通过所述的光路结合第二参考反射镜12的移动进行光谱调制并且以第三部分光束4的形式离开第一干涉仪10，其中该第三部分光束4耦合在第二干涉仪20中。由此，第一干涉仪10也可称作为预调制器。
第二干涉仪20用作传感器头或测量头，该传感器头或测量头由使用者(例如医生)手动将其与待检查的样本1(尤其是生物组织)相结合并在必要时引导至其上。在此，紧凑地构造测量头，使得其长度优选地相应于通常的记录器(诸如钢笔)。
为了这样紧凑地设计第二干涉仪20，照射臂21的光轴以及其中固定设置有第三参考反射镜25的参考臂23的光轴，分别相对于常规垂直设置的两个光轴(见第一干涉仪10)摆动90°并且彼此平行延伸。为了将来自照射臂21和参考臂23的光线偏转到第二分束器24中，设有第一偏转棱镜和第二偏转棱镜26和28。
严格意义上讲，第一、第二和第三参考反射镜11、12和25不一定是反射镜，而仅是通常的面，该面可至少部分反射位于第一干涉仪和第二干涉仪10和20中的光，因而第一、第二和第三参考反射镜11、12和25也可称为第一、第二和第三反射器。
在第二分束器24中叠加的部分光束通过第二干涉仪20的样本臂22到达样本1中，并在此在具有不同折射率的介质(例如膜或细胞层(Zellschichten))之间的临界面上反射并且最后通过样本臂22和第二分束器24到达输出臂27中，从该输出臂27开始其耦合到第二光导体29中并且通过该第二光导体29输送至探测物镜31，该探测物镜31将通过光导体29引导的光放大成像在二维探测器30的面上。
探测器30优选地是使用CMOS技术的半导体探测器并且具有多个设置在面中的探测元件(像素)，典型地是640x512像素。由于可尽可能同时地(“并行”)获取在样本1的特定深度中平面的不同侧向位置的多个反射，此类OCT也可称为“并行OCT”。
在获取探测器30的单个探测元件上出现的光时产生的探测器信号将在电路32中进行进一步处理并且最后进一步引导至计算机系统16，以进行图形描述并在必要时进行处理。
相对于仅具有干涉仪的OCT系统，在此所述的OCT系统中，用于耦合光14的光谱调制的第二参考反射镜12的移动、直接获取由样本1反射的光以及图像获取分配到三个空间分离的部件，也即分配到第一干涉仪10、第二干涉仪20(其表示测量头)和探测器30。
通过将第二参考反射镜12移动以及图像获取设置到分开的部件上，使得第二干涉仪20并因而使得测量头可设计成极其紧凑的并且较易手动操作。这使得本OCT系统尤其适用于待检查身体的难接近的外部或内部位置。
在接下来的段落中，详细介绍根据本发明系统的优选方案以及单个方案的有利组合。
1.通过参考反射镜的宏观移动进行深度扫描
第一干涉仪10中移动的第二参考反射镜12具有距第一分束器13的光学距离I并且从原始位置N开始，在朝着第一分束器13的方向上或者远离第一分束器13实施线性(优选地周期的)移动，移动的光学路程长度为L而幅度为A，其中光学路程长度L和幅度A至少是耦合到第一干涉仪10中的光14的平均波长λ0的100倍，优选是1000倍。
在此，光学距离I通过第二参考反射镜12距第一分束器13的空间距离以及位于第二参考反射镜12和第一分束器13之间的介质的折射率的积给出。
在此所示的第一干涉仪13的优选方案(所谓的自由射流(Freistrahl)干涉仪)中，其中第二参考反射镜12和第一分束器13之间是空气或真空并且折射率大约等于1的情况下，第二参考反射镜12的光学距离I以及光学路程L(光学距离I改变的量为光学路程L)与其空间距离或空间路程相等。在这种情况下，第二参考反射镜12的光学距离的宏观变化通过将第二参考反射镜12的宏观移动某个空间路程而实现，该空间路程远远大于耦合到第一干涉仪中光14的平均路程长度λ0。
备选地，可在第一干涉仪10作为所谓的光纤干涉仪(未示出)的方案中，在第二参考反射镜12和第一分束器13之间设有导光元件，尤其是导光光纤，可将其光学长度有目的地改变光学路程。这类导光光纤也称为光纤架(Fiber Stretcher)。在这种情况下，光学距离以及光学路程(将光学距离改变一定的光学路程)通过空间距离或空间路程(空间距离的改变为空间路程)以及导光元件的折射率(其典型地在围绕1.5的范围中)的积给出。
耦合到第一干涉仪10中的光14的平均波长λ0典型地在红外光谱范围中，优选地在750nm和1350nm之间。
在宽带光源15的情况下，光14的平均波长λ0优选地在这样的光谱范围中，即，其中光源15的光14具有最大强度。备选地，平均波长λ0通过所有由光源15发出的波长的平均值给出。
优选地，耦合到第一干涉仪10中的光14的平均波长λ0在这样的波长范围中，即，其中探测器30具有极高的灵敏度，尤其是最高灵敏度。在所示的系统中，光14具有大约1300nm的平均波长λ0以及大约200nm的半值宽度(FWHM)。
当光14的平均波长λ0例如在1μm范围中时，参考反射镜12的移动的光学路程长度L以及幅度A至少为大约0.1mm，优选地至少为大约1mm。
与现有技术中常见的参考反射镜移动的微观幅度为耦合光14的平均波长λ0的一小部分的数量级(也即典型地至1μm)不同，在所述的系统中实现的第二参考反射镜12的宏观移动从数量级0.1mm至若干毫米。
在第二参考反射镜12的宏观线性移动期间，由样本1反射的光通过第二干涉仪20、第二光导体29和探测器光学组件31进一步引导至二维探测器30并且由该二维探测器30在每个特定的持续时间(其相应于探测器30的积分时间)的多个时间点连续地获取并且转变成相应的探测器信号。
为了在由第三参考反射镜25反射的光和由样本1反射的光之间出现干涉，必须满足所谓的相干条件，这尤其表明，分别反射的光波必须彼此具有恒定的相位关系，以可以相互干涉。基于应用具有极短相干长度(典型地10μm)的光14，恒定相位关系的条件仅在样本1的特定深度或深度范围中满足，其在此也称为相干门(Kohaerenz-Gate)。
在宏观的移动期间，第二参考反射镜12的每个位置相应于在样本1之内的特定深度或该特定深度周围的深度范围，其中对于该特定深度或深度范围满足相干条件，使得可在由第三参考反射镜25反射的光和由样本1反射的光之间出现干涉。
在第二参考反射镜12周期移动的情况下，第二参考反射镜12的周期移动的两个半周期可分别用于获得探测器信号。
以此方式，通过探测器30连续地获得样本1的不同深度的二维截面。这如图2a)所见，其中-代表多个二维截面-通过样本1的空间单元33描述第一、第二和第三二维截面34、35和36。通过样本1的所观察的空间单元33，这种二维截面与第二参考反射镜12的宏观移动同步地在方向a上“迁移”，而其本身不必移动。
每个截面34、35和36位于分别满足相干条件的样本1的深度T1、T2和T3处，使得可在由第三参考反射镜25反射的光和由样本1反射的光之间出现干涉。第二参考反射镜12的宏观移动结合连续二维地获取由样本1反射的光而具有三维深度扫描的效果。
与此对比，图2b)示出了现有技术应用的方法。为了通过所观察空间单元33得到不同深度截面37，样本1自身必须在方向b上相对于干涉仪移动，而截面38在空间上的绝对位置基本上保持不变。
上述参考反射镜12的宏观线性移动(一方面)与利用二维探测器30获取由样本1所反射的光(另一方面)的组合使得可与此相比实现简单得多且更快速获得样本1的所希望的空间单元33的完整的三维数据记录。通过第二参考反射镜12的宏观移动，在此可代替特定深度的二维图像得到三维断层图。与根据现有技术的系统不同，在此用于获得三维数据记录的方法中，样本1不再需要相对于第二干涉仪20移动。这使得所述的OCT系统紧凑、可靠且手动操作简单，使得这尤其适用于视频输入输出(vivo)。
以此方式得到的三维数据记录允许进行较精确的诊断，尤其是在生物样本中。在此，软件支持的诊断辅助工具可以尤其高的效率来应用，诸如所谓的“3d渲染”，其中三维数据记录通过特定的软件如此处理，使得在二维监视器上产生准(quasi)三维图像。为此，例如空腔或组织脱落(Gewebeabloesungen)可表示为三维动画-可与计算机X线断层摄影术(CT)相当。
2.焦点追踪
上述OCT系统如此设计，使得在整个行程(hub)(也即指第二参考反射镜12的移动的路程长度L和双倍的幅度A)期间，始终获得具有足够高强度和足够高清晰度的干涉信号。通过下文中详述的焦点追踪确保了对于样本1中的所有深度干涉信号以及所获取的干涉图案的清晰度最大。
此外，在获取由样本1反射的光期间，第二干涉仪20的样本侧成像光学组件的焦点(也即焦点(Brennpunkt))以这种方式调整，即在获得样本1的空间单元33的断层图期间的所有时间，焦点在样本1中的位置，以及在反射光时满足相干条件并且出现干涉的平面在样本1中的位置基本上是相同的。这在下文中借助于图3a)和3b)说明。
图3a)示出了样本臂22的样本物镜41(在此仅简化示为透镜)的焦点F位于样本1的某深度处而其并未与相干门K的位置相一致的情形。因而，在相干门K之内、在深度Ti中获取的样本1的截面并未清晰地成像在探测器30(见图1)上，使得在获取干涉时经受信息损失。
与此相反，图3b)示出了样本物镜41的焦点F调整成使得其在相干门K之内、位于该深度Ti的情形。此相应于相干门K的各深度Ti而进行的样本物镜41的焦点F的追踪称为焦点跟踪。以此方式，使得在深度扫描期间，第二干涉仪20精确放置在样本1的不同深度Ti中、相干门K的每个位置上，使得以较高的清晰度得到样本1的每个深度的图像。
最大光学扫描深度Tm给出直至样本1表面之下的哪个深度满足结构干涉的相干条件并且得到相应的干涉图案。
此外，通过焦点追踪达到，在样本1中的每个扫描的深度Ti中，第二干涉仪20中不移动的第三参考反射镜25上的被照射面(一方面)与样本1中的各深度中的被照射面(另一方面)相同。此外，各被照射面的成像通过参考臂23和样本臂22在参考臂和样本臂23和22的共同图像平面27a中一致精确地叠加。
下文中，详细说明用于实现焦点追踪的所述OCT系统的优选实施。
图4示出了第二干涉仪20中单个光学组件的设置的横截面。优选地，样本臂22中的样本物镜41包括多个透镜42，这些透镜42单个地和/或成组地在朝向样本1的方向R上或远离该样本1移动。为此，设有压电促动器40，尤其是超声波压电电动机，其与样本物镜41或透镜42耦合并且样本物镜41或透镜42沿一个或多个导引装置38(尤其是导引棒或导引槽)移动。
优选地，透镜42的移动与第一干涉仪10中参考反射镜12的宏观移动同步(见图1)。以此方式，样本物镜41的焦点F跟随相干门G，而后者连续地实施样本1的不同深度T1、T2和T3，借助于探测器30由这些深度分别获得二维截面34、35和36(类似于图2)。
参考反射镜12的宏观移动与焦点追踪的同步(一方面)与二维探测器30(另一方面)组合，确保尤其简单和快速获得样本1的不同深度中的多个清晰二维图像截面并因而获取具有较高图像质量的全三维图像数据记录。
因为第一干涉仪10和样本臂22中的光学成像连续地相互调谐，因此由探测器30获取的样本1中每个深度的干涉信号最大，使得产生极高的信噪比。此外，由此可以保证，样本1中所有深度的侧向分辨率是最优的，原因在于成像的焦点F始终位于相干门K中。由此得到具有较高对比度的详细可信的OCT图像。
有利地，在方向R上，样本物镜41的透镜42的移动速度v2小于参考反射镜12的移动速度v1。优选地，在此参考反射镜12和透镜42的速度比例v1/v2选择成近似等于2·n-1或在围绕该值的大约±20％范围内，优选地在围绕该值的大约±10％范围内。由此，如通过下文观点说明的那样，焦点F的位置和相干门G以较高的可靠性彼此调谐。
样本物镜41的焦点F位于样本1中，样本1的折射率n通常不等于1。一方面，在样本1的方向R上将样本物镜41移动特定路程，使得样本中的焦点F也移动特定量dF。例如在样本1的折射率为1.4时，样本物镜41的0.78mm的移位导致样本1中焦点大约dF＝1mm的移位。另一方面，如果参考反射镜12移位特定路程，那么相干门K同样移位特定量dκ。例如，在折射率n＝1.4时，参考反射镜12的1.4mm的移位引起相干门K的大约dK＝1mm的移位。由此，在宏观深度范围上进行深度扫描时，在参考反射镜12和样本物镜41移位时，相干门K和焦点F分别驰离相同的路程。
通过上述选择参考反射镜12和透镜42的速度比v1/v2，确保相干门K和焦点F在整个观察深度范围中的深度扫描期间相互叠加。在具有折射率n＝1.4的上一样本示例中，速度比v1/v2在大约(2·1.4-1)±20％范围内，也即在大约1.44和2.16之间，并且优选地为大约2·1.4-1＝1.8。
同步参考反射镜12和透镜42的移动优选地以这样的方式实现，即参考反射镜12和透镜42在特定的时间点以分别恒定的、预定义的且不同的速度v1和v2穿过两个不同的、预定义的空间点。
在穿过空间点之后，开始获得直至样本1中预定义深度的真正的OCT信号。当参考反射镜12周期地前向移动和反向移动时，在此既指参考反射镜12的前向移动期间也指参考反射镜12的反向移动期间，获得OCT信号。在此，类似地实现参考反射镜12和透镜42的同步并且在每个换向之后重新调整。
测量头相对于第一干涉仪10自由移动，其中样本物镜41位于测量头中，第二参考反射镜12位于第一干涉仪10中。为了同步透镜移动和参考反射镜移动而进行的样本物镜41和参考反射镜12的机械耦合将引起精确度不足的同步。
优选地以电子方式实现参考反射镜12的移动和样本物镜41的透镜42的移动的同步。其中有利的是，在参考反射镜12的区域和样本物镜41的透镜42的区域中分别设有位置传感器5和39，这些位置传感器获取实际的参考反射镜位置和透镜位置并且变换成相应的位置信号。两个位置信号输送给控制单元，尤其是计算机系统16，该控制单元相应地控制参考反射镜12和透镜42的驱动。
参考反射镜12和透镜42的控制优选地通过藉由所谓的主从系统反馈位置信号来实现。在这种主从系统中，在第一定位单元中测量的位置值是在第二定位单元中的调节回路的额定值的基础。在此情况下，参考反射镜12的第一定位单元的测量的位置与小于1的因数相乘并且作为新的额定值输送给透镜42的第二定位单元。由此，即便是在第一定位单元的绝对定位误差相对较大时，也减小移动的参考反射镜12和透镜42之间的相对位置误差。由此，两个部件以电子方式如通过机械传动装置那样彼此耦合，由此，这也可称为电子传动装置。
备选地或额外地，焦点追踪可这样实现，即在样本物镜41中设有适应性透镜，并且可有目的地控制并改变该适应性透镜的成像特性。例如油水透镜(
Figure G2008800056103D00131
-Wasser-Linse)可电气控制成，使得其曲率半径可改变，由此可改变其焦点并且以简单的方式适配到相干门的每个位置上。在这种情况下，适应性透镜的焦点F的变化速度和变化开始必须与参考反射镜12的移动以类似于上述方法的方式进行同步。
3.焦点追踪的自动校准
在构造为测量头的第二干涉仪20的样本臂22的样本侧端部设有材料层43(见图4)，该材料层43优选地包括蓝宝石玻璃。材料层43在内侧44上利用抗反射层涂敷并且在样本侧的外侧45上优选地未涂敷。
OCT系统可运行在诊断模式和校准模式中。在相应于通常的测量操作的诊断模式中，材料层43的样本侧外侧45利用所谓的匹配胶(Index Matching-Gel)涂抹并且与待检查的样本1接触，从该样本1获得三维图像。在校准模式中，确定样本物镜41的焦点F与相干门K的相对位置，其中在校准方法期间，优选地将位于空气中的材料层43的外侧45用作参考面。
在校准模式中，测量样本物镜41不同位置处OCT信号(其由于光从材料层43过渡到空气中而由光的反射而引起)的幅度，其中实施下列借助于图4和图5说明的方法步骤：
a)透镜组42放至原始位置，其中透镜42移至距第二分束器24尽可能近；
b)透镜组42停留在此位置中；
c)在第二参考反射镜12的宏观移动期间，确定干涉信号的最大幅度Ai；
d)透镜组42移离第二分束器24若干微米，典型地5μm至20μm，并且保持在此位置中；
e)对于透镜42的多个不同位置P1至P11重复步骤c)至d)，其中对于透镜42的每个位置P1至P11，得到各干涉信号的最大幅度A1至A11；
f)求得透镜组42的幅度A9最大的位置P9；
g)在此最大值的位置P9附近以较小的步长(典型地0.5μm至5μm)重复步骤c)至f)，其中求得透镜组42的幅度A9′最大的位置P9′；
h)由对应于透镜组42的此位置P9′的参考反射镜的移动，求得移动的参考反射镜12的、其中干涉信号最大的位置Xm，。
备选地，校准也可以这样的方式实施，即样本物镜41在校准期间朝着第二分束器24移动。
如果透镜组42位于位置P9′中并且参考反射镜12位于位置Xm中，那么相干门和焦点的位置是相同的。所求得的位置P9′和Xm在诊断模式中调整为一个或多个透镜和反射器的初始位置。
以此方式，自动修正OCT系统中的变化，而不需要额外的硬件。甚至当材料层被污染或利用匹配胶涂抹时，所述的方法也会起作用，原因在于使用了光从脏物到空气的过渡或从胶到空气的过渡。该方法极其快速并且仅持续几秒。由此，可经常实施该方法，由此确保系统的较高可靠性。
为了进一步提高所述校准方法的精确度，可在材料层上放有包括玻璃或塑料的额外元件，所谓的靶(Target)。对于在额外元件之内的两个或多个深度实施上述方法。由此不仅可以修正偏移量(也即可以移位参考反射镜12和透镜42的移动基准点)而且也可以修正出现的非线性。在上述校准方法中，使用多个参考面，其中确定多个位置对，对于这些位置对，焦点位置和相干门是相同的。由此，不仅可修正两个定位单元之间恒定的相对位置误差，而且也可修正两个单元的相对线性或相对速度中可能的误差。例如在位置传感器5和39发生老化时(这时例如两个位置传感器5和39的位置灵敏度改变)可能存在这些误差。
总而言之，可以确定的是，焦点位置和相干门的动态同步在所述OCT系统的诊断模式中引起关于图像质量和可靠性等多种优点。额外地，尤其定期地应用所述校准模式可长时间保证此同步。
4.调制光源的强度
在所述OCT系统中利用探测器30获取形成的干涉图案，其中产生相应的干涉信号。用于对干涉信号扫描的探测器30的扫描速率必须选择成使得可以以足够的精确度获取干涉结构的时间变化。当应该实现深度扫描的较高速度时，这通常要求较高的扫描速率。
由于干涉结构的单个周期通常必须分别在多个时间点扫描，在样本1的深度方向上最大可能的扫描速度依赖于探测器30的最大可能扫描速率。在应用具有较高空间分辨率的快速探测器阵列(也即每个长度单元中较大数量的探测元件)时，最大扫描速率典型地在大约1kHz范围中。当干涉结构的每个周期获得4个点时，这在耦合光14的平均波长(例如为850nm)时导致深度扫描的最大速度大约为0.1mm/s。
图6a)示出了利用每周期分别4个扫描时间点P的扫描速率进行扫描时典型干涉信号的随着时间的变化。在该图中，在干涉信号的周期之内示出了例如4个这样的点。
为了提高深度扫描的速度，在本OCT系统中，在时间上调制耦合在第一干涉仪10中的光14的强度。此调制实现成周期的，其中其频率大于或小于多普勒频率fD特定的量，优选地大于或小于的量高达40％，其中该多普勒频率fD通过耦合光14的平均波长λ0和移动的参考反射镜12的速度v给出：fD＝2v/λ0。该调制的典型频率在1kHz和25kHz之间的范围中。
备选地或额外地，第三部分光束4的、由第一干涉仪10输出的光的强度也可利用调制频率fM来调制，以达到上述有利的效果。在此，该调制优选地在第三部分光束4的光耦合到第一光导体17中期间在第一干涉仪10的输出部8处实现。但是，强度调制也可在第二干涉仪10中、在第三部分光束4的光输出之前实现。为了调制由第二干涉仪10输出的光的强度，优选地设有光学元件，该光学元件例如设置在第一干涉仪10中或第一干涉仪10的输出部8的区域中并且可有目的地改变其传输特性或成像特性。所以，可例如通过第一干涉仪10的输出部8区域中的自适应光学元件，将第三部分光束4的、由第一干涉仪10输出的光的强度周期地由“高”切换到“低”。然而，光学元件也可在第一干涉仪10的光路(例如在参考反射镜11和12以及第一分束器13之间)中设置。
调制频率的准确选择依赖于光源15的耦合光14的平均波长λ0、深度扫描的所希望的扫描速度以及探测器30的最大扫描速率来进行。
优选地，调制频率选择成使得其相应于探测器30的最大扫描速率或该最大扫描速率的整数倍。
在此，最大扫描速率通过探测器30的最小帧时间的倒数值给出。探测器30的最小帧时间包括为获得整个图像而至少需要的时间以及探测器30的最小的死时间，该时间延长直至可记录下一图像。随着逐渐增加的记录的图像的尺寸，最小帧时间通常变大。
光14的强度调制的形式优选地是正弦形式的或矩形的。后一种形式可例如简单地通过旋转的斩光器轮18(见图1)来实现。其它可能是声光或光电调制器或液晶调制器。也可直接调制光源15，其中该光源15控制成使得其输出具有在时间上调制的强度的光14。
备选地或额外地，可由此实现相应的效应，使得例如在第一分束器13之前或之后设置的光学元件(见图1)在其传输特性或成像特性中切换(geschaltet)。因而，例如通过相应切换的自适应光学元件，可将第三部分光束4的耦合效应在第一光导体17中周期地由“高”切换到“低”。
耦合光14的强度的所述调制优选地利用些微偏离于多普勒频率的调制频率在调制和干涉信号之间产生低频差拍(Schwebung)。
图6b)示出了基于耦合光14的所述调制得到的差拍信号的随着时间的变化，其-如图6a)的示例中的干涉信号-利用每个周期分别4个扫描时间点P的扫描速率来扫描。在对差拍信号进行扫描时，由于其较小的频率，每个时间单元需要比图6a)中的干涉信号的扫描时明显更少的扫描时间点，使得在固定的、通过探测器30的选择给出的扫描速率时可达到深度扫描的明显更高的速度。
此方法的其它优点将在下文中详细说明。
探测器30的积分时间相应于探测器30在其中获取在时间点P范围中与探测元件相遇的光并进行积分的持续时间。优选地，探测器30如此运行使得积分时间仅略短于帧时间。在此，帧时间选择成使得其正好相应于调制周期的持续时间或是该持续时间的整数倍。图6b)中所示的差拍信号通过在两个调制周期的持续时间上进行积分而得到。
如果在没有上述光14的强度调制的情况下提高扫描速度，那么必须使得探测器30的帧时间-并因而使得积分时间-变得更短，因而多普勒频率变大并且使得不需要时间上紧挨着的扫描时间点P。然而，更短的积分时间导致每次积分和每个探测元件收集的的光子(Photo)变少，并且由于光子的统计性质产生的所谓肖特基噪声而导致信噪比降低。为了再次改善信噪比，耦合光14的强度必须与扫描速度成比例地提高。
与此相反，如果借助于上述光14的强度调制来提高扫描速度，那么积分时间可保持恒定。由于光14的调制，仅产生50％的光损失。在优选的调制频率时，其中该调制频率相应于帧时间的倒数值的双倍，速度增加到8倍。在这种情况下，为达到此增速仅需要没有调制情况下光强度的四分之一。由此，过补偿由于调制而引起的总数50％光损失的效果。
在所述方法中，光源15的光14所需的强度一定-与直接扫描而没有差拍相反-不会与扫描速度一同提高，因为在这种情况下探测器30的积分时间可保持恒定。
光调制的其他优点是，减少全三维深度扫描时的数据量。在获得侧向量为512x640的像素并且在具有折射率n＝1.4的组织中的扫描深度为1mm的三维数据记录时，存在大约6千兆字节的数据。利用所述的光14的强度调制，数据量降低到750兆字节。
此外，为了表示图像结果，直接获得的数据必须进行额外处理。在此，减少的数据量也是极其有利的，因为由此使得处理时间明显降低并因此使得能够快速呈现图像结果。
优选地，多普勒频率和/或调制频率选择成使得所给出的差拍信号的周期是探测器30的最小帧时间的整数倍，也即探测器30的最大扫描速率是差拍信号的频率的整数倍。
如果将光14的调制周期长度选择成探测器30的最小帧时间，那么相对于未调制的光14情况下的扫描速度，扫描速度上升到4倍。与此相比，如果将最小帧时间选择成两个调制周期，那么扫描速度上升到8倍。
图6c)示出了在未调制和调制的光14的情况下，图6a)和6b)中所示干涉信号和差拍信号的包络线Eu和Em。在此，包络的Eu和Em的每个点P′与所对应干涉信号和差拍信号的扫描时间点P一致。
由各包络线Eu和Em推导出信息，样本1的起初的一维图像、二维图像和最终的三维图像由这些信息组成。如在试验中所示，与传统没有强度调制的系统相比，通过实施强度调制尽管明显降低了测量点P和P′的数量但却没有相关信息损失。
总而言之，通过耦合光14的强度的所述调制，在信号估计中没有出现显著的信息损失的情况下，成倍增大了深度扫描的最大可能速度。
5.调制探测器系统的灵敏度
上述调制耦合到第一干涉仪10中的光14的强度和第三部分光束4的、由第一干涉仪输出的光的强度的原理类似地转用到包括探测器30和探测物镜31的探测系统的灵敏度，其中为待获得的光优选地以大于或小于多普勒频率fD特定的量的频率(尤其是大于或小于大约高达40％的频率)来调制探测系统的灵敏度，尤其是探测器30的灵敏度。
在此，由样本1反射并且与探测器30相遇的光与探测器系统30、31的调制的灵敏度叠加，使得探测器30在获取与探测器30相遇的干涉图案时，代替具有多个周期的高频干涉信号，产生低频差拍信号，该低频差拍信号具有明显少于高频干涉信号的周期。在对此差拍扫描时，在不调制探测系统30、31的灵敏度情况下，每个时间单元需要的扫描时间点明显少于高频干涉信号的扫描。
探测器30的灵敏度例如直接或利用在探测器30之前设置的可控电子遮光器来调制。备选地或额外地，可调制探测系统中光学元件的特性，诸如探测物镜31相对于由样本1反射的光的穿透性。
直接调制探测器30的灵敏度的工作原理借助于以示意图示出电路的附图7来详细说明。CMOS探测器的探测元件80中的每一个可在等效电路图中简化图示为光电二极管81，对该光电二极管81施加电压U1。可选地，欧姆电阻和电容器与光电二极管81并联。通过利用光来照射探测元件80，在光电二极管81中产生载流子，该载流子释放电流11，该电流11在电子积分器83的电容器82中收集。通过藉由开关84来周期地接通和断开此积分(其中该开关84利用调制频率fM控制)，使得电荷量并因而使得分别实际获取的光强度利用调制频率fM调制。通过采样-保持-级(Sample-and-Hold-Stufe)87，捡取(Abgreifen)相应的探测器信号并且引至进一步处理。其它开关85和86用于控制探测器信号的积分和捡取的复位。
与上述耦合或输出的光14或4的强度调制类似，在此变型中代替高频干涉信号而得到低频差拍信号(类似于图6a)或b))，该低频差拍信号可利用明显更少的扫描时间点P来扫描，而不会丢失相关信息。在探测器30的给定最大扫描速率时这使得系统的深度扫描的最大速度可提高多倍。
如在调制耦合或输出的光14或4(见截面4)时那样，在此，通过适当地选择探测系统30、31的灵敏度的调制频率，将扫描速度与具有恒定探测器灵敏度的系统相比提高到4倍或甚至8倍。
第二参考反射镜12的移动速度与探测器30的灵敏度的调制频率成固定关系并且优选地选择成在所形成的差拍信号的周期持续时间中，整数个扫描时间点(优选4个扫描时间点)经过(类似于图6b))。
以此方式扫描的差拍信号必须在可视化之前进行处理，原因在于在此信号中还包括干涉信息。应该可视化的基本信息是各干涉的幅度和深度位置，而不是干涉结构本身。为此，必须解调差拍信号，也即确定差拍信号的包络线(类似于图6c中的Em))。
由于差拍信号的相位通常是未知的并且对于不同深度的不同差拍信号相位也可不同，因而应用独立于相位的数字解调算法。优选地，对于每个周期以4个扫描时间点对干涉信号进行扫描，则应用所谓的90°相位变换算法。由此，达到差拍信号的快速解调。
6.具有不对称林尼克干涉仪的测量头
下文中，借助于图4、8和9详细说明包括第二干涉仪20的测量头的结构。
在第二干涉仪20中，涉及所谓的林尼克干涉仪。图8示出了这种林尼克干涉仪的典型结构的示例，其中该林尼克干涉仪具有分束器77、参考反射镜78、探测器79和样本70。在这种林尼克干涉仪中，给小型化设置基本上的界限，这尤其适用于所应用的光学元件(诸如物镜75和76或透镜71和74)的直径以及几何结构。样本物镜和参考物镜75和76的结构及其距分束器77的距离q基本相同。
在本OCT系统中应用的林尼克干涉仪中，通常样本物镜和参考物镜41和46距第二分束器24的距离(见图4)由于焦点追踪并不是对于所有扫描深度都相同。由此，可在样本图像和参考图像的图像中心和图像边缘之间会有较大的相对光学路径(pfad)长度差异(OPD)。这可使得待获取的干涉结构的空间频率大于二维探测器30的分辨率，由此，不能够指示干涉或仅不完全可信地指示干涉。
为避免此缺点，本OCT系统的第二干涉仪20中，样本物镜和参考物镜41和46实施成不同(“非对称的”)并且彼此调谐，如下文中借助于图4详细说明的。
样本物镜41(尤其是透镜42)距第二分束器24的距离p选择成极小。对于其中获取由位于样本1的表面附近的截面(类似于图2a)所反射的光的上扫描位置(obere Scan-Position)，距离p优选地在1mm和3mm之间。由此，可在较高光输出的同时，将样本臂和参考臂22和23中的透镜42和49的直径选择成极小。
输出臂27中另一组透镜47与样本物镜或参考物镜41或46共同构造样本光学组件或参考光学组件。样本光学组件和参考光学组件在样本1或第三参考反射镜25侧上是远心的。远心光学组件的特征在于，可改变物体距离并且尽管如此而图像大小保持不变。这通过孔径光阑达到。
样本1成像的数值孔径相对较大，优选地大约为0.3。与此相反，对样本1照射的数值孔径小于样本1成像的数值孔径并且优选地具有值0.2。由此，与样本光学组件或参考光学组件的远心设计一起达到这样的优点，也即倾斜的样本结构处反射的光还由样本物镜41汇聚，原因在于样本物镜41的接收角大于照射椎体的发散角。与此相反，如果照射和成像的数值孔径大小相同，那么在倾斜的样本结构处反射时汇聚比在垂直于光轴的结构处反射时更少的光。
在样本臂22中，通过选择照射臂21中的照射物镜48来实现较小的用于照射的数值孔径。参考臂23中的数值孔径等于或大于照射臂21的数值孔径。这尤其在应用折叠的林尼克干涉仪时有优点，原因在于由此参考物镜46相对简单地适配所述样本物镜41，并且可紧凑地实现。
通过参考物镜46的透镜49的光学路程(包括透镜49之间的可能的空气距离)短于通过样本物镜41的透镜组42的光学路程。
通过此措施达到，在所用的扫描深度的中心中样本臂和参考臂22和23的像场弯曲(Bildfeldwoelbung)尽可能相同。此外，确保深度扫描的上端或下端的图像中心和图像边缘之间的最大光学路程长度差异(OPD)足够小，以保证干涉结构的空间频率足够小，以从探测器30来看满足奈奎斯特条件。由此，所观察的样本1的空间单元33中不同深度的干涉结构的空间频率始终小于二维探测器30的分辨率。由此，始终以较高的可靠性在所观察的样本1的空间单元33的每个深度中获得干涉结构。
这在图9a)至c)中说明，其中示出了在一个深度扫描期间的3个不同的时间点时第二干涉仪20的横截面的样本侧的部分。
在第一时间点(见图9a))，相干门K在所观察的样本1的空间单元33的上层34中(类似于图2a))。在此，样本物镜41具有距第二分束器24较小的距离并且具有距材料层43或样本1的相对较大距离。在此获得的干涉结构示于图9a)的右边部分并且具有相应于在每两个连续亮或暗环之间的距离的周期长度。此周期长度大于探测器30的单个探测元件(像素)的中心距(间距)，也即干涉结构空间频率小于探测器30的分辨率，其中该空间频率相应于周期长度的倒数，该分辨率相应于探测器30的像素的中心距的倒数，由此满足所谓的奈奎斯特条件。由此，可确保干涉结构可靠地由探测器30获取。
在第二时间点(见图9b))，相干门K位于所观察的样本1的空间单元33的中间层35中(类似于图2a))。样本物镜41在相比于图9a)中距第二分束器24更远并且距材料层43更近的位置。在这种情况下，干涉结构具有比图9a)中更大的周期长度，这也使得在此时间点满足奈奎斯特条件。
在第三时间点(见图9c))中，相干门K位于所观察的样本1的空间单元33的最深层36中(类似于图2a))。样本物镜41在相比于图9b)中距第二分束器24更远并且距材料层43更近的位置。在这种情况下，干涉结构具有如图9a)中所示时间点大约相同的周期长度，这也使得在此深度扫描位置中满足奈奎斯特条件。
由于样本物镜和参考物镜41和46的所述不对称方案，可实现样本物镜和参考物镜41和46距第二分束器24的不同距离和光学路程p和r。由此在所示示例中，样本物镜41可以距离p设置成距第二分束器24更近，由此可在较高的光输出时实现较小的透镜42直径。同时，参考物镜46可在距第二分束器24明显更大的距离r(r＞p)处设置，由此可折叠第二干涉仪20，其中参考臂和照射臂23和21相对于其在未折叠林尼克干涉仪(类似于图8)中的位置分别摆动90°并由此平行于样本臂22延伸。
以此方式，达到测量头的极窄形式并且同时确保通过参考光学组件或样本光学组件产生的探测器30上的图像对于所有扫描深度大小相同并且叠加良好。
通过上述实施的参考物镜46，可补偿折叠所需的光学路程的一部分。参考物镜46光学上短于样本物镜41。由此，简单地实施第一干涉仪10，因为由此，第一干涉仪10的两个干涉仪臂必须区别不大，以满足出现干涉的相干条件。
参考臂或样本臂23或22中光学路程长度的差异优选地至少是最大扫描深度Tm的双倍大(见图3a)和b))。最大光学扫描深度Tm给出了，直至在样本1的表面之下的哪个深度满足出现干涉的相干条件并且得到相应的干涉图案。由此确保第一干涉仪10中参考反射镜12位置明确、简单地对应于样本1中的特定深度。
7.单模预调制和多模光纤
在所谓自由射流光学组件中第一干涉仪10的优选构造中，在应用通常使用的空间短相干或不相干的光源时要求第一干涉仪10的输出部8区域中有相对昂贵的物镜，以使得出来的光尽可能有效地耦合在第一光导体17中并因而避免光损失。由此，不仅限制第二干涉仪20的光学结构(为应用内窥镜检查法尽可能紧凑地设计该第二干涉仪20)，也限制第一干涉仪10的光学组件的结构。此外，在通常使用的空间短相干或不相干的光源中限制必要时所需的光效率提高程度。
为避免此缺点，在本OCT系统中将具有相应的高空间相干性的一个或多个单模光源应用为光源15，诸如超辐射发光二极管(SLED)、短脉冲激光或超连续激光。光源15的光14耦合到第一干涉仪10中，其中仅传输所谓的高斯模式，该高斯模式相应于单个模式(单模)。在穿过第一干涉仪10之后，耦合光14的空间相干性才被破坏，其中第一干涉仪10的输出部8处的光耦合到具有极长多模光纤的第一光导体17中。
多模光纤是指如下光纤，即在光的特定波长时其数值孔径以及内径不仅允许构造光纤模式，而且可允许产生多个不同的光纤模式。光纤是单模光纤或是多模光纤，可通过所谓的V-数(V-Zahl)V来评估：
V = π λ · d · NA ,
其中λ表示耦合到光纤中的光的波长，d表示光纤的内径并且NA表示光纤的数值孔径。在此，耦合到光纤中的光的波长λ优选地等于耦合到第一干涉仪10中的光14的平均波长λ0。如果V-数大于大约2.4，那么是指多模光纤。
在第一光导体17中优选使用的多模光纤具有大约100m的数量级的典型长度并且优选地大部分缠绕成卷(Wicklung)19，如图1中所示。多模光纤的内径优选地在大约200μm和大约400μm之间。
极长、极细并且优选地缠绕的多模光纤可在第一光导体17中可选地与相对较短、较粗的光纤(未示出)组合，其直径在大约一个毫米范围中并且其长度在若干米范围中。
通过破坏单模光源15的光的空间相干性，避免由样本1中两个不同的位置反射的光进行干涉，这也称为所谓的相干串扰。
此外，有效抑制相干串扰会使不希望的散射光得到有效抑制，这在具有高空间相干性的光源情况下同时有助于干涉并且引起模糊、浅淡的图像，类似于毛玻璃片后的图像。以上述方式有效破坏空间相干性，由此极大降低散射光的检测并且最后得到清晰的图像。
然而，在第一干涉仪10中产生的预调制信息，也即通过第二参考反射镜12的移动引起的耦合光14的光谱调制，在通过第一光导体17的极长的多模光纤传输光时并未改变。这由以下方式确保，即多模光纤中第一干涉仪10的两个臂产生具有相同模式分布和相同相位的相同模式。
每个模式传输预调制信息，其中单个模式彼此不耦合。这通过以下方式达到，即在进入第一光导体17的多模光纤之前，第一干涉仪10中的第一部分光束和第二部分光束2和3(见图1)共线性且精确地叠加成第三部分光束4。
在此，光进入第一光导体17的多模光纤确定了多模光纤中产生的模式的数量和分布。为了尤其有效地破坏空间相干性，有利地将耦合选择成其中产生尽可能多的模式。这可尤其以这样的方式实现，即-如图10a)和10b)所示-光线(也即第三部分光束4)的焦点55不在第一光导体17的多模光纤的棱面9(也即进入平面)上，和/或第三部分光束4的光线在第一光导体17的多模光纤中倾斜耦合，其中光线的光轴56相对于第一光导体17的多模光纤的中轴57倾斜并且与其成角ω，该角优选地在5°和40°之间。以此方式，一方面最大地抑制空间相干性，另一方面均匀地照射多模光纤的棱面9。
此外，图10a)和10b)中示出了第一光导体17中应用的多模光纤的内径d。
将高度相干的光14耦合在第一干涉仪10中与将接下来在第一干涉仪10中光谱调制的第三部分光束4的光耦合到第一光导体17中组合，使得可极其简单地设置第一干涉仪10的输出部8区域中的光学组件。
由于原理上强光干涉光源(诸如SLED、短脉冲激光或超连续激光)可用作光源15，因此使得可达到比利用通常使用的空间不相干光源明显更高的功率密度。由此，明显改善所获得图像信息的信噪比。
所示和所述自由射流-干涉仪的备选，在应用此原理的情况下第一干涉仪10也可完全的布设为光纤干涉仪。代替第二参考反射镜12的移动，深度扫描可例如通过扭转第一干涉仪10的两个臂中的一个中的光纤、借助所谓的光纤架来实施。
8.通过光纤束的图像传输
如已详述的那样，在本OCT系统中，深度扫描通过第一干涉仪10中参考反射镜12的宏观移动来实施，而由样本1反射的光通过第二干涉仪20和第二光导体29进一步引导至二维探测器30并由此二维探测器30获取。
包括多个单根光纤的光纤束应用为第二光导体29。光纤束通常具有较高数值孔径，这是由技术决定的并且在0.4范围中或更高。此外，通常的光纤束的棱面的容积效率，也即进入横截面或退出横截面的容积效率相对较小。这两者在传输由样本1反射的光时引起从第二干涉仪20至探测器30不希望的光损失。
为在传输由样本1反射的光时得到具有较小光损失和信息损失的、尽可能紧凑的OCT系统，应用下文中详述的光纤束。
图11示出了由所应用的光纤束的棱面的部分50，该光纤束-如借助于放大显示的部分区域51所见-包括多个单根光纤52，这些多个单根光纤52具有中心距d2(所谓的光纤间距)。
图12示出了由所应用的探测器30的部分，该探测器30包括多个设置在面中的探测元件80，这些探测元件80具有中心距d1(所谓的像素间距)。在本OCT系统中，光纤束的单根光纤52的光纤间距d2小于探测器30的探测元件80的像素间距d1。
为了在较高空间分辨率时有尽可能大的视界，光纤束包括至少100000、优选地大约300000根单根光纤52。探测器30的探测元件80的数量优选地为大约328000并且与单根光纤52的数量具有相同的数量级。
如图13所示，在进入面和退出面7和6区域中，优选地第二光导体29的光纤束的横截面的形状与探测器30的几何形状适配，其中尤其是第二干涉仪20的侧上进入面7的形状基本上与探测物镜31或探测器30的侧上的退出面6的形状相同(也见图1)。在此，进入面和退出面7和6的每个形状(尤其是其边长比)，基本上与探测器30的形状(优选地矩形形状)相同。
图14a)中例如示出了光纤束的两个单根光纤52。单根光纤52具有光纤核65和光纤护套66。在优选应用的光纤束的单根光纤52中，各光纤核65的厚度d3与光纤护套66的厚度d4的比例d3/d4(所谓的纤核/涂层比)如此选择，即，使得在由于侧射出光纤52的光(所谓的短暂波)而引起的尽可能小的光损失时，存在尽可能高的容积效率。在此，容积效率通过单根光纤52的整个横截面面积与光纤核65的面积的比例给出。
在光14的波长例如为1300nm时，所应用的光纤束优选地具有11μm的光纤间距d2、1.7μm的单根光纤52的护套厚度d4以及6.8μm的内径d3。在这种情况下，包括内径d3和双倍护套厚度d4之和的单根光纤52的直径为10.2μm并因而小于光纤间距d2，原因在于在光纤束的生产工艺中，还在每个单根光纤52上产生第二护套(未示出)。
图14b)中示出了图14a)中所示单根光纤52的方案的变型。在此变型中，单根光纤52的单根光纤核65嵌入在由玻璃或塑料制成的基体(Matrix)66中，该基体66分别构造每个单根光纤核65的光纤护套。在此变型中，每两个相邻的单根光纤52共同具有它们光纤护套的一部分。由此，可相对于上述具有各自光纤护套的单根光纤降低相应于护套厚度的相邻光纤核64的距离d4，此外，所述短暂波的出现被有效抑制。由此，光纤核面与整个光纤面的面积比率尤其大。在此，内径d3与护套厚度d4的商在大约5和8之间的范围中。
第二干涉仪20构造成使得其对于所有扫描深度具有侧向干涉图案，其空间频率低于光纤束的单根光纤52的空间频率，其中尤其必须满足奈奎斯特条件。这在图15中说明。如在侧向干涉图案60的放大的部分61中所见，在干涉图案60的两个连续最小干涉63(暗环)之间的周期长度是光纤束的单根光纤52的中心距(光纤间距)的若干倍大，在此，光纤束的进入面6(也见图1)部分地、相应放大地图示。相应地，干涉图案60的空间频率明显小于光纤束的单根光纤52的空间频率。
与现有技术中探测器构造在干涉仪中的已知系统相反，通过应用上述光纤束达到下文中详述的多个优点。
由于技术原因，InGaAs CMOS探测器的像素间距d1可不明显小于20μm，其中InGaAs CMOS探测器对于波长在大约1300nm左右范围中的光敏感。在本OCT系统中优选应用的光纤束具有10μm的光纤间距d2并因而在相同分辨率时具有比在探测器上小很多的横截面。这相对于探测器构造在测量头中的系统实现了明显紧凑的测量头结构。
此外，在现有技术的所述系统中，由于要求探测器的极高扫描速率，要求以极其高的速度将数据从测量头传输到连接的电子器件。此外，必须在测量头中集成A/D变换器。此缺点在将样本1得到的图像信息通过设置为光纤束的第二光导体29进一步引导到与第二干涉仪20分离的探测器30时出现。
因为在本OCT系统中无需在测量头中用于图像获取和/或图像处理的电子器件，没有会引起不希望的测量头的加热的热损失。
因为在第二光导体29中优选地如此选择光纤间距d2(例如11μm)，即，小于探测器30的尽可能小的像素间距d1(大多大于或等于20μm)，因此相对于现有技术的系统，可在相同侧向分辨率的同时降低测量头中由样本1得到的图像的放大，这使得可以在第二干涉仪20中有更简单和更小的光学组件。
为了在将光或图像信息从样本1或第三参考反射镜25传输到探测器30时提高光输出，适配本OCT系统的单独组件的数值孔径，尤其是适配输出臂27中样本物镜41和透镜47的孔径以及参考物镜46和第二光导体29的光纤束的孔径、探测物镜31的孔径以及探测器30的孔径。这在下文中借助于图1、4和16详细说明。
图16示出了在进入面7的区域中、包括多个单根光纤52的第二光导体29的截面。由第二干涉仪20射出、会聚的光束58具有孔径角α并且与光导体29上进入面7的法线成入射角β。第二光导体27的单根光纤52具有孔径角γ，在该孔径角γ之内可获取与该单根光纤52相遇的光。孔径角γ通过单根光纤52的数值孔径给出。
为了确保尽可能高的光输出，优选地，光束58的孔径角α和入射角β的总和小于光纤束29的单根光纤52的孔径角γ：α+β＜γ。由此保证，光束58的与单根光纤52相遇的全部光进入到单根光纤52中并且运输至第二光导体29的退出面6。
为此所需的光束58的孔径角α和入射角β通过样本物镜和/或参考物镜和/或输出物镜41、46或47的相应方案来实现。这尤其这样达到，即两个物镜组合(样本物镜和输出物镜41/47或参考物镜或输出物镜46/47)放大成像，也即光纤束(“图像侧”)的进入面7区域中光束58的孔径角小于样本1侧(“物体侧”)的孔径角(未示出)。由此，可以以简单的方式在样本1侧实现更大的孔径角，由此达到较高的光汇聚效率(Lichtsammeleffizienz)。由此，在获得由样本1反射的光时，与第二光导体29的光纤束中无损失的光耦合一同确保整体极高的光输出并因而达到较高的图像质量。
备选地或额外地，为提高光输出，使得探测物镜31的光纤束侧的数值孔径与第二光导体29的光纤束的数值孔径匹配。在此，探测物镜31的孔径角大于光纤束的单根光纤52的孔径角γ。
优选地，探测物镜31在光纤束侧上是远心的。由此，可以以简单的方式计算光纤束的反射特性(Abstrahlcharakteristik)。输出面6上的场角(Feldwinkel)对于输出面6上的每个位置都等于零。
随着探测器30上光线入射角的增大，由探测器30获得的光效率降低。为确保尽可能高的光输出而保持探测器30上光线的入射角尽可能小。这优选地通过第二光导体29的光纤束在探测器30上放大的成像以及探测物镜31在探测器30侧的远心设计来达到。
应用所述的光纤束来传输图像的其它优点在于，系统的整体放大M可分成两个步骤，也即在测量头中(也即第二干涉仪20中)的第一放大M1和在探测物镜31中的第二放大M2。由此，测量头中物镜41、47和47的第一放大率M1可小于OCT系统的额定分辨率所需的整体放大率M。下述示例阐明：在20μm的像素间距、10μm的光纤间距以及2.5μm的的额定分辨率时，可通过如上所述设置的第二光导体29的光纤束实现在测量头中的放大率M1＝4以及探测物镜31中的放大率M2＝2，以获得整体放大率M＝M1xM2＝8。与此相反，如果没有通过所述的光纤束进行图像传输，则必须在测量头中产生与整体放大率M＝8相同的放大率。
因而，应用上述光纤束具有这样的优点，即整体放大率M不必仅通过第二干涉仪20的物镜实现，可使得测量头的样本物镜和/或参考物镜和/或输出物镜41、46或47构造成较简单且节省空间，由此可整体上基本紧凑地设计测量头。
因此，如在图4所示的第二干涉仪20的示例中，在进入面7的区域中，优选地将第二干涉仪20的输出物镜的样本物镜41或透镜47的平均直径D1选择成小于第二光导体29的直径D2：D1＜D2。
9.OCT系统的运行模式
上述OCT系统可在3种不同的运行模式中运行。运行模式涉及两个实时模式以及静态运行模式，在两个实时模式中以大约每秒5至10个图像的较高速度产生样本的OCT图像。
在第一运行模式实时模式1中，实时地产生样本1的二维深度截面(Tiefenschnitte)(所谓的片(Slices))。这通过这样的方式实现，即CMOS相机应用为探测器30，该CMOS相机允许调整所谓的感兴趣窗口(WOI)，其中仅探测器30的部分面对于光敏感并且该光转变成相应的探测器信号。敏感相机的面的减少与明显提高的相机速度相关；在该调整中每秒可比在全图像模式中产生更多的相机图像。
在实时模式1中，优选地选择WOI，其在一个方向上相应于整个相机长度或相机宽度(例如640像素)并且在另一个方向上具有-通过各相机的类型给出的-最小可能数量的像素(例如4像素)。由此使得相机的增速到可以实时地拍摄OCT图像。
这优选地结合耦合到第一干涉仪10中或由第一干涉仪10输出的光14或4的强度调制或探测系统30、31的灵敏度的调制(见上面3和4部分)而达到。
图17示出了探测面F1，该探测面F1包括第一数量N1的探测元件80并且具有长度c1及宽度b1。在上述调整WOI中，光仅由位于探测面F1的部分面F2中的探测元件80获取并且转变成相应的探测器信号。部分面F2的探测元件80的第二数量N2小于整个探测面F1的探测元件80的第一数量N1。探测面F1和部分面F2的长度c1和c2为相同大小，而探测面F1和部分面F2的宽度b1和b2不同。
在所示的示例中，部分面F2仅4个像素宽，而探测面F1却为512像素宽。探测面F1的敏感面降低到1/128，这极大地缩短了获取干涉图案和将其转变成相应探测器信号所需的持续时间。
如图18所示，在此示例中代替全三维断层图，仅由所观察的样本1的空间单元33得到4个(相应于部分面F2的4个像素排列)二维深度截面67。
在第二运行模式实时模式2中，如图19所示，二维断层图68由所观察的样本1的空间单元33的特定深度T产生，其中可自由选择深度T。在此，使用探测器30的整个探测面F1来获取由样本1反射的光并将其转变成相应的探测器信号，然而，其中每次最大仅引用5个相机图像来计算断层图68。此外，第一参考反射镜11在第一干涉仪10中以大约1μm的幅度周期地移动，直至获得5个相机图像，然后将它们计算成OCT图像。以此方式，可以以较高的重复率产生断层图68。
通过第二参考反射镜12的宏观移动(必要时与焦点追踪组合)(见上面的1和2部分)，可自由选择获得断层图68的深度T。
在第三运行模式静态模式中，借助于第二参考反射镜12的宏观移动与焦点追踪的组合获得整个三维数据记录。在此，具体情况参见1和2部分。
通过不同的运行模式，OCT系统可满足一系列不同的要求。由此，极大地扩展了在检查样本时的功能，例如在找寻样本中的相关位置。
10.用于OCT的系统和方法的其它发明方面
上面详述的用于OCT的系统和方法具有单个特征或特征组合，通过单个特征或特征组合，使得该系统和方法结构尤其简单和紧凑以及使得操纵和图像获取更快更可信，而在此不需要执行所有独立权利要求的前序部分和/或特征部分中的特征。这些特征和特征组合同时视为本发明。
尤其是，具有下列元件的、用于光学相干断层摄影的系统是本发明：
-用于输出光的至少一个干涉仪，其中利用该光照射样本，以及
-用于获取由样本反射的光的探测器，其中该系统通过一个或多个特征来表征，这些特征尤其在1至9部分中和/或结合图1至19详细说明。
相应于此系统的方法同时视为本发明。
利用由干涉仪输出的光来间接或直接地实现对样本的照射，其中间接也即是指通过干涉仪和样本之间的另一干涉仪，直接也即是指在干涉仪和样本之间没有另一干涉仪。
通过探测器来间接或直接地获取由样本反射的光，其中，间接也即是通过样本和探测器之间的另一干涉仪，直接也即是在探测器和样本之间没有另一干涉仪。

Claims (14)

1.一种用于光学相干断层摄影、带有干涉仪(20)的系统，所述干涉仪(20)具有分束器(24)、反射器(25)、照射臂(21)、样本臂(22)以及参考臂(23)，其中光通过照射臂(21)耦合到所述干涉仪(20)中，所述光由分束器(24)分成在所述反射器(25)的方向上通过所述参考臂(23)延伸的部分光束以及在样本(1)的方向上通过所述样本臂(22)延伸的部分光束，这些部分光束由反射器(25)或由所述样本(1)反射并且在所述分束器(24)中所反射的这些部分光束叠加成另一部分光束，所述另一部分光束的光可由探测器(30)获取，其特征在于，
-在所述样本臂(22)中设有样本物镜(41)，通过所述样本物镜(41)将通过所述样本臂(22)延伸的部分光束的光在位于所述样本(1)上或其中的焦点(F)中聚焦，以及
-在所述参考臂(23)中设有参考物镜(46)，通过所述参考物镜(46)将通过所述参考臂(23)延伸的部分光束的光聚焦在所述反射器(25)上，其中所述样本物镜(41)的光学特性与所述参考物镜(46)的所述光学特性不同，
其中设有探测器(30)，所述探测器用于获取另一部分光束的所述光，由所述反射器(25)和由所述样本(1)反射的部分光束叠加成所述另一部分光束，并且所述探测器(30)包括多个探测元件(80)，其中每两个相邻的探测元件(80)具有中心距(d1)，并且如此设置所述样本物镜(41)和所述参考物镜(46)，即，使得对于所有扫描深度，在出现的干涉图案(60，61)的两个连续的最小干涉(63)或最大干涉之间的距离(d5)大于所述探测元件(80)的所述中心距(d1)。
2.根据权利要求1所述的系统，其中所述样本物镜(41)具有第一焦距并且所述参考物镜(46)具有第二焦距，其中所述第一焦距不同于所述第二焦距。
3.根据权利要求1或2所述的系统，其中通过所述参考物镜(46)的光学路程短于通过所述样本物镜(41)的光学路程。
4.根据权利要求3所述的系统，其中通过所述参考物镜(46)的光学路程和通过所述样本物镜(41)的光学路程的差异至少是所述样本(1)中的最大光学扫描深度(Tm)的双倍大，其中在所述样本(1)中的所述最大光学扫描深度(Tm)中反射的所述部分光束和由所述反射器(25)反射的所述部分光束之间出现干涉。
5.根据上述权利要求1-2中任一项所述的系统，其中所述样本物镜(41)相对于所述分束器(24)的位置不同于所述参考物镜(46)相对于所述分束器(24)的所述位置。
6.根据权利要求5所述的系统，其中所述参考物镜(46)和所述分束器(24)之间的光学路程r大于所述样本物镜(41)和所述分束器(24)之间的光学路程p：r＞p。
7.根据上述权利要求1-2中任一项所述的系统，其中所述样本物镜(41)可移动地放置在所述样本臂(22)中，使得所述样本物镜(41)距所述分束器(24)的距离可改变。
8.根据上述权利要求1-2中任一项所述的系统，其中所述参考臂(23)和/或所述照射臂(21)的光轴的至少一部分与所述样本臂(22)的光轴成一个角度，所述角度不同于90°。
9.根据上述权利要求1-2中任一项所述的系统，其中所述参考臂(23)或所述照射臂(21)的光轴的至少一部分平行于所述样本臂(22)的光轴延伸。
10.根据权利要求8所述的系统，其中在所述参考臂(23)和所述照射臂(21)中设有偏转元件(26和28)，所述偏转元件用于偏转所述通过所述参考臂(21)或所述照射臂(23)延伸的部分光束。
11.根据权利要求10所述的系统，其中所述偏转元件(26和28)包括偏转棱镜。
12.根据上述权利要求1-2中任一项所述的系统，其中所述干涉仪(20)包括具有至少一个光学元件(47)的输出臂(27)并且所述输出臂(27)与所述样本物镜或参考物镜(41或46)共同构造样本光学组件或参考光学组件，其中所述样本光学组件和/或参考光学组件是远心的。
13.根据上述权利要求1-2中任一项所述的系统，其中所述样本物镜(41)具有比所述参考物镜(46)更大的数值孔径。
14.根据上述权利要求1-2中任一项所述的系统，其中所述干涉仪(20)包括照射臂(21)，所述照射臂(21)具有至少一个光学元件(48)并且与所述样本物镜或参考物镜(41或46)共同构造具有数值孔径的照射光学组件，并且所述干涉仪(20)具有输出臂(27)，所述输出臂(27)具有至少一个光学元件(47)并且与所述样本物镜(41)共同构造具有数值孔径的样本光学组件，其中所述照射光学组件的所述数值孔径小于所述样本光学组件的所述数值孔径。
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EP2267403A3 (de) 2007-02-21 2011-04-20 Agfa HealthCare N.V. System und Verfahren zur optischen Kohärenztomographie
DE502007004384D1 (de) * 2007-02-21 2010-08-26 Agfa Healthcare Nv System und Verfahren zur optischen Kohärenztomographie
EP1962051A1 (de) 2007-02-21 2008-08-27 Agfa HealthCare N.V. System und Verfahren zur optischen Kohärenztomographie
EP2199734B1 (de) 2008-12-16 2016-03-09 Agfa HealthCare NV Verfahren und System zur optischen Kohärenztomographie
WO2011119678A2 (en) 2010-03-23 2011-09-29 California Institute Of Technology Super resolution optofluidic microscopes for 2d and 3d imaging
US9569664B2 (en) * 2010-10-26 2017-02-14 California Institute Of Technology Methods for rapid distinction between debris and growing cells
US9643184B2 (en) 2010-10-26 2017-05-09 California Institute Of Technology e-Petri dishes, devices, and systems having a light detector for sampling a sequence of sub-pixel shifted projection images
WO2012058233A2 (en) 2010-10-26 2012-05-03 California Institute Of Technology Scanning projective lensless microscope system
WO2012119094A2 (en) 2011-03-03 2012-09-07 California Institute Of Technology Light guided pixel
EP2498048A1 (de) 2011-03-10 2012-09-12 Agfa HealthCare N.V. System und Verfahren zur optischen Kohärenztomographie
CN102657519B (zh) * 2012-05-11 2013-11-20 浙江大学 基于oct的大动态范围流速的高灵敏度测量系统及方法
EP2702935A1 (de) * 2012-08-29 2014-03-05 Agfa HealthCare N.V. System und Verfahren zur optischen Kohärenztomographie sowie Positionierelement
EP2893402B1 (en) * 2012-09-10 2021-04-07 Universite Libre De Bruxelles Method for recording gabor hologram and holographic probe device
WO2014048573A1 (en) * 2012-09-26 2014-04-03 Agfa Healthcare N.V. Method and system for optical coherence tomography
KR101941907B1 (ko) * 2013-01-03 2019-01-24 삼성전자주식회사 깊이 정보를 이용하는 내시경 및 깊이 정보를 이용하는 내시경에 의한 용종 검출 방법
JP6107353B2 (ja) * 2013-04-12 2017-04-05 株式会社島津製作所 表面処理状況モニタリング装置
JP6442903B2 (ja) * 2014-07-31 2018-12-26 株式会社ニデック 眼科装置
WO2016173969A1 (en) 2015-04-30 2016-11-03 Agfa Healthcare Improved method for generating an image of the morphology and cellular elements of a specimen or in vivo tissue by means of optical high resolution coherence tomography
US9739661B2 (en) * 2015-06-30 2017-08-22 Agilent Technologies, Inc. Infrared imaging system with automatic referencing
WO2017005838A1 (en) 2015-07-09 2017-01-12 Agfa Healthcare Non-invasive biological tissue examination based on full field high definition optical coherence tomography imaging
US10987024B2 (en) * 2016-09-16 2021-04-27 Spirox, Inc. Diagnostic tool and method of use
JP6480091B1 (ja) 2017-07-06 2019-03-06 浜松ホトニクス株式会社 ミラーユニット及び光モジュール
KR102145381B1 (ko) * 2018-05-21 2020-08-19 주식회사 고영테크놀러지 Oct 시스템, oct 영상 생성 방법 및 저장 매체
KR102244724B1 (ko) * 2019-12-17 2021-05-06 주식회사 휴비츠 대형 샘플 검사용 단층촬영 장치
CN213957153U (zh) * 2019-12-25 2021-08-13 武汉阿格斯科技有限公司 一种oct系统灵敏度测量装置

Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5321501A (en) * 1991-04-29 1994-06-14 Massachusetts Institute Of Technology Method and apparatus for optical imaging with means for controlling the longitudinal range of the sample

Family Cites Families (50)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6485413B1 (en) * 1991-04-29 2002-11-26 The General Hospital Corporation Methods and apparatus for forward-directed optical scanning instruments
US5465147A (en) * 1991-04-29 1995-11-07 Massachusetts Institute Of Technology Method and apparatus for acquiring images using a ccd detector array and no transverse scanner
JP3234353B2 (ja) * 1993-06-15 2001-12-04 富士写真フイルム株式会社 断層情報読取装置
DE69510989T2 (de) 1994-04-28 2000-01-20 Sumitomo Chemical Co Verfahren zur Herstellung von Alpha-Aluminiumoxidpulver
WO1995033970A1 (en) 1994-06-02 1995-12-14 Massachusetts Institute Of Technology Rotating cam for optical systems
DE69533903T2 (de) 1994-08-18 2005-12-08 Carl Zeiss Meditec Ag Mit optischer Kohärenz-Tomographie gesteuerter chirurgischer Apparat
ATA107495A (de) * 1995-06-23 1996-06-15 Fercher Adolf Friedrich Dr Kohärenz-biometrie und -tomographie mit dynamischem kohärentem fokus
US6556299B1 (en) * 1996-07-10 2003-04-29 Packard Instrument Company, Inc. Imaging system for fluorescence assays
US6053613A (en) 1998-05-15 2000-04-25 Carl Zeiss, Inc. Optical coherence tomography with new interferometer
US5975697A (en) * 1998-11-25 1999-11-02 Oti Ophthalmic Technologies, Inc. Optical mapping apparatus with adjustable depth resolution
EP1147398B1 (en) * 1999-01-29 2004-06-09 June Iris Medford Optical coherence microscope and method for rapid 3d-in-vivo visualization of biological functions
US6552806B1 (en) * 2000-02-03 2003-04-22 Veeco Instruments Inc. Automated minimization of optical path difference and reference mirror focus in white-light interference microscope objective
EP1264168A2 (en) * 2000-03-13 2002-12-11 Genospectra, Inc. Fiber optic scanner
EP1272812B1 (de) * 2000-03-30 2004-11-24 Robert Bosch Gmbh Interferometrische messvorrichtung
DE10053154B4 (de) * 2000-10-26 2011-02-17 Carl Zeiss Meditec Ag Optische Kohärenz-Interferometrie und Kohärenz-Tomographie mit räumlich teilhärenten Lichtquellen
JP4786027B2 (ja) * 2000-12-08 2011-10-05 オリンパス株式会社 光学系及び光学装置
US6986764B2 (en) * 2000-12-15 2006-01-17 Laserscope Method and system for photoselective vaporization of the prostate, and other tissue
US7349098B2 (en) * 2001-05-07 2008-03-25 University Of Washington Simultaneous beam-focus and coherence-gate tracking for real-time optical coherence tomography
US7355716B2 (en) * 2002-01-24 2008-04-08 The General Hospital Corporation Apparatus and method for ranging and noise reduction of low coherence interferometry LCI and optical coherence tomography OCT signals by parallel detection of spectral bands
US7113818B2 (en) * 2002-04-08 2006-09-26 Oti Ophthalmic Technologies Inc. Apparatus for high resolution imaging of moving organs
US6810175B1 (en) * 2002-04-22 2004-10-26 Terabeam Corporation Off-axis mode scrambler
US6895149B1 (en) * 2002-05-13 2005-05-17 James Jeffery Jacob Apparatus for beam homogenization and speckle reduction
WO2004073501A2 (en) * 2003-02-20 2004-09-02 Gutin Mikhail Optical coherence tomography with 3d coherence scanning
EP1611411A2 (en) * 2003-03-26 2006-01-04 Southwest Sciences Incorporated Method and apparatus for imaging internal structures of transparent and translucent materials
GB2401937B (en) * 2003-05-23 2006-07-19 Taylor Hobson Ltd Surface profiling apparatus
US7088454B2 (en) * 2003-06-24 2006-08-08 National Research Council Of Canada Full-field optical coherence tomography and its application to multiple-layer information decoding
GB2407155A (en) * 2003-10-14 2005-04-20 Univ Kent Canterbury Spectral interferometry method and apparatus
JP2007523386A (ja) * 2004-02-20 2007-08-16 ユニバーシティ・オブ・サウス・フロリダ フルカラー光コヒーレンストモグラフィー
JP4409331B2 (ja) * 2004-03-30 2010-02-03 株式会社トプコン 光画像計測装置
JP4409332B2 (ja) * 2004-03-30 2010-02-03 株式会社トプコン 光画像計測装置
CN1998042A (zh) * 2004-04-01 2007-07-11 皇家飞利浦电子股份有限公司 驱动矩阵显示器
JP4597744B2 (ja) * 2004-11-08 2010-12-15 株式会社トプコン 光画像計測装置及び光画像計測方法
US7382464B2 (en) * 2005-01-20 2008-06-03 Carl Zeiss Meditec, Inc. Apparatus and method for combined optical-coherence-tomographic and confocal detection
EP1705476B1 (en) * 2005-03-25 2014-02-19 Topcon Corporation Optical tomography apparatus
EP1864079A1 (en) 2005-03-30 2007-12-12 Carl Zeiss SMT AG Method of manufacturing an optical element
US7291856B2 (en) 2005-04-28 2007-11-06 Honeywell International Inc. Sensor and methods for measuring select components in moving sheet products
US7408649B2 (en) * 2005-10-26 2008-08-05 Kla-Tencor Technologies Corporation Method and apparatus for optically analyzing a surface
US7450243B2 (en) * 2006-07-10 2008-11-11 The Board Of Trustees Of The University Of Illinois Volumetric endoscopic coherence microscopy using a coherent fiber bundle
US20080024767A1 (en) * 2006-07-28 2008-01-31 Peter Seitz Imaging optical coherence tomography with dynamic coherent focus
EP1962079B1 (de) 2007-02-21 2016-06-01 Agfa HealthCare N.V. System und Verfahren zur optischen Kohärenztomographie
DE502007004384D1 (de) * 2007-02-21 2010-08-26 Agfa Healthcare Nv System und Verfahren zur optischen Kohärenztomographie
EP1962049B1 (de) * 2007-02-21 2015-12-23 Agfa HealthCare N.V. System und Verfahren zur optischen Kohärenztomographie
EP1962082A1 (de) 2007-02-21 2008-08-27 Agfa HealthCare N.V. System und Verfahren zur optischen Kohärenztomographie
EP1962051A1 (de) 2007-02-21 2008-08-27 Agfa HealthCare N.V. System und Verfahren zur optischen Kohärenztomographie
EP1962080B1 (de) 2007-02-21 2011-06-01 Agfa HealthCare N.V. System zur optischen Kohärenztomographie
EP1962081B1 (de) 2007-02-21 2016-09-14 Agfa HealthCare N.V. System zur optischen Kohärenztomographie
EP2267403A3 (de) * 2007-02-21 2011-04-20 Agfa HealthCare N.V. System und Verfahren zur optischen Kohärenztomographie
JP5448353B2 (ja) * 2007-05-02 2014-03-19 キヤノン株式会社 光干渉断層計を用いた画像形成方法、及び光干渉断層装置
WO2009039303A1 (en) * 2007-09-19 2009-03-26 State University Of New York At Stony Brook Optical coherence tomography systems and methods
EP2199734B1 (de) * 2008-12-16 2016-03-09 Agfa HealthCare NV Verfahren und System zur optischen Kohärenztomographie

Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5321501A (en) * 1991-04-29 1994-06-14 Massachusetts Institute Of Technology Method and apparatus for optical imaging with means for controlling the longitudinal range of the sample

Non-Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
Arnaud Dubois ET AL.Ultrahigh-resolution full-field optical coherence tomography.《APPLIED OPTICS》.2004,第43卷(第14期),2874-2881. *
Guillermo J. Tearney ET AL.In Vivo Endoscopic Optical Biopsy with Optical Coherence Tomography.《SCIENCE》.1997,第276卷(第5321期),2037-2039. *
Michael J. Cobb ET AL.Continuous focus tracking for real-time optical coherence tomography.《OPTICS LETTERS，Optical Society of America》.2005,第30卷(第13期),1680-1682. *
Yuichi Teramura ET AL.Two-dimensional optical coherence tomography using spectral domain interferometry.《JOURNAL OF OPTICS》.2000,第2卷(第1期),21-26. *
Yuuki Watanabe ET AL.Three-dimensional imaging by ultrahigh-speed axial-lateral parallel time domain optical coherence tomography.《OPTICS EXPRESS》.2006,第14卷(第12期),5201-5209. *

Also Published As

Publication number Publication date
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