CN103402422A - 用于光学相干层析技术的设备和方法 - Google Patents

Abstract

提供一种用于根据光学相干层析技术原理记录生物组织、特别是人眼的额叶眼区（140）的深度剖面的设备（100；200），包括：适于产生光线束（102）的光源（101），所述光线束包括具有预定带宽（Δλ）的在预定波长范围内的波长，并包括操作波长（λ₀）；干涉仪机构，具有适于将由光源产生的光线束在空间上分离成参考光束（104；204）和被引导朝向所述组织的测量光束（106）的分束器装置（120）、适于使得参考光束偏转的参考光束偏转装置（130；230）、适于使得偏转的参考光束在空间上重叠到通过所述组织偏转的测量光束上形成重叠光束（108；208）的光束重叠装置（150）；检测器机构（160、170；270），用于检测重叠光束中的与参考光束和测量光束的光学路径长度的差相关的信息。所述预定波长范围是从300nm到500nm的范围，优选是从350nm到450nm的范围，更优选是接近403nm。

Description

用于光学相干层析技术的设备和方法

技术领域

本发明涉及一种用于根据光学相干层析技术原理记录或测量待研究的足够透明的物体的深度剖面的设备和方法，所述足够透明的物体特别是人眼的额叶眼区。

背景技术

光学相干层析技术（OCT）是一种干涉仪研究方法，其中，在干涉仪机构的辅助下，使用具有相对低的干涉长度的光来测量反射（至少部分反射）材料的距离或深度剖面。光学相干层析技术相对于竞争方法的优点是在散射的生物组织中相对较大的穿透深度（约1至3mm）以及同时的在高测量频率（目前，可获得约20至300kVoxel/s）下地相对较高的轴向分辨率（约1至5μm）。

关于上述的测量目标，超声诊断（超声显像）是对应于OCT的声学方法。OCT与基于角度的3D测量方法（也通过包括两只眼睛的人视觉设备而使用）的区别在于：OCT的利用所使用的波长谱范围（代替角度范围）进行的轴向深度的纯理论确定；和OCT相对与其相关的测量设备的数值孔径的独立性。

在最近使用的OCT测量设备中，使用了包括大于800nm且在眼科学中在800nm至1300nm范围内的波长的光。为了测量视网膜中的深度剖面，优选使用具有约840nm波长的光。使用的其他波长为接近1060nm。

下述方程（1）允许计算轴向分辨率Δz，其通过用于围绕中心波长λ₀定心并具有高斯分布的带宽Δλ（半值全宽，FWHM）的波长谱的OCT设备实现：

$\mathrm{\Δz}=\frac{2\·\ln \left(2\right)\·{\left({\mathrm{\λ}}_0\right)}^2}{\mathrm{\π}\·\mathrm{\Δ\λ}}---\left(1\right)$

在方程（1）中，常量预因子（constant pre-factor）取决于波长谱的形状或形式。轴向分辨率Δz的对波长谱的基础从属性被给定为，Δz与被光谱带宽Δλ除的操作或中心波长λ₀的平方之比成比例，即，Δz∝(λ₀)²/Δλ。

图1示出额叶眼区，特别是人眼角膜的依赖于波长的透射度，特别是用于4¹/₂年年龄的眼睛和53年年龄的眼睛。如图1中可见，透射度在从约800nm到约1300nm的波长范围内特别高，然后在较大的波长处强烈下降，该下降由开始水分子的吸收（OH伸缩振动的吸收宽度）导致。由于在上述波长范围内特别高的透射度，由此实现了高穿透深度。这是在目前的眼科学中的OCT测量设备中使用大于800nm的波长的主要原因。

目前在眼科学中使用且使用大于800nm的长波辐射的OCT测量设备的缺点是，实现约10μm或更小的足够的轴向分辨率所需的带宽仅可通过复杂的，即昂贵的宽带光源来获得。在眼科学中，需要10μm或更小的轴向分辨率，以能够分辨和辨别内部角膜层，或能够足够精确地限定切割表面。图2用于说明由方程（1）规定的关系。

图2示出作为中心波长λ₀的OCT测量设备的轴向分辨率Δz，用于具有不同光谱宽度Δλ的辐射。在图2中，示出了用于具有5nm、30nm、100nm和300nm的带宽Δλ的辐射的曲线。

为了以800nm的中心波长获得例如约10μm的轴向分辨率，需要将近30nm的光谱宽度。为了获得约5μm的Δz，对于具有λ₀=800nm的辐射需要大约60nm的光谱宽度Δλ，对于具有λ₀=1100nm的辐射需要约100nm的光谱宽度Δλ。

发明内容

本发明的一个目的是提供一种OCT测量设备，其使得能够以小的复杂性获得高的轴向分辨。

该目的通过根据权利要求1的设备和根据权利要求12的方法而实现。

因此，提供一种用于根据光学相干层析技术原理记录生物组织的深度剖面的设备，所述生物组织特别是人眼的额叶眼区。所述设备包括：适于产生光线束的光源，所述光线束包括具有预定带宽的在预定波长范围内的波长，并包括操作波长；干涉仪机构，包括适于将由所述光源产生的所述光线束在空间上分离成参考光束和被引导朝向所述组织的测量光束的分束器装置、适于使得所述参考光束偏转的参考光束偏转装置、适于使得偏转的所述参考光束在空间上重叠到通过所述组织偏转的所述测量光束上形成重叠光束的光束重叠装置；检测器机构，用于检测所述重叠光束中的与所述参考光束和所述测量光束的光学路径长度的差相关的信息。

根据本发明，所述预定波长范围是从300nm到500nm的范围。

与在传统的OCT测量设备中使用的波长相比，为了以相同的带宽实现较大的轴向分辨率，使用从大约300nm到500nm范围内的波长使得能够相应地使用具有相当低带宽的光源，以实现类似的轴向分辨率。

本发明基于发现了，特别是在人眼的角膜中，组织的散射性质使得能够以较低强度的入射光获得用于所使用的波长的高的信号强度。在本发明中，优选使用超发光二极管作为光源。因此，能够在使用价格合理且稳定可靠的光源的同时获得测量设备的紧凑的总体结构。

优选地，预定波长范围是从350nm到450nm的范围，更优选是从395nm到415nm的范围，特别优选是接近405nm。半导体激光二极管，特别是氮化镓（GaNi）半导体LED优选被用作这些波长范围内的光源。

优选地，干涉仪机构和检测器机构被设计用于使用上述的波长范围内的波长进行操作。例如，参考光束偏转装置的反射层被形成为使得其反射率对于所使用的上述范围内的波长来说特别高。因此，分束器装置和/或光束重叠装置也可由此形成，以使得它们的透射度对于多使用的波长来说特别高。最后，检测器机构也可被设计为使得其对于所使用的波长来说检测光（敏感度）的敏感度特别高。

所述设备可被设计为使得它根据傅里叶域OCT原理进行操作。就此而言，所述参考光束可在空间上基本恒定的行进，所述检测器机构可包括：分光仪装置，特别是棱镜或光栅，其根据波长将所述重叠光束在空间上分离成具有不同波长的部分光束；和空间分辨检测器阵列，其以波长选择方式测量部分射线的强度。据此设计的设备包括不移动光学元件或移动元件，其影响光束方向，并且由此使得能够短暂地（temporally）稳定测量敏感度。

替代地，所述设备可被设计为使得它根据时域OCT原理进行操作。就此而言，所述参考光束的光学路径长度可特别是通过所述参考光束偏转设备的周期性运动而被短暂地调制，所述检测器机构可包括测量所述重叠光束的强度的检测器装置，该强度通过所述参考光束的调制被以短暂分辨的方式短暂地调制。因此，检测器的抽样率大于参考光束的调制频率，优选高达两倍，且特别是十倍。据此设计的设备可被设计为具有更简单构造的检测器，其接收空间上受限的射线束，即，检测器机构不像傅里叶域OCT装置的情况一样需要分光仪装置。

特别优选的是，根据平行时域OCT原理进行操作的设备。这种设备包括具有相关的准直仪光学部件（optic）的光源，所述光源产生光的拓宽的平行光束，其中光的光束的宽度例如在2到10mm范围内，优选在4到8mm范围内，更优选在5到7mm范围内。特别地，光束宽度可被选择为使得被研究的生物组织的全部区域（例如人眼的角膜或硬瘤的全部区域）被平行光辐射。适用于平行时域OCT设备的检测器机构包括成像光学部件和二维检测器阵列，其中所述成像光学部件被布置在光束重叠装置与检测器阵列之间的光学路径中，使得它将来自光束重叠装置的平行光成像（聚焦）成垂直于检测器机构的光轴布置的检测平面。这种构造的优点是，待研究的生物组织的相对较大的区域（特别是全部区域）被同时记录。这能够导致较短的测量时间，并且能够使得不再需要横跨待研究的组织的表面或区域扫描测量光束（即，使它沿垂直于测量光束的光轴的方向偏转）。

根据光源的光产生元件的构造，光源还可包括产生具有适当光束形状（例如聚焦光束或平行光光束）的光线束成像光学部件。因此，检测器机构可包括成像元件，该成像元件将平行的拓宽的重叠光束成像（聚焦）到光检测器上。

为了所述组织在所述检测器上的相干成像，所述设备可包括在所述测量光束中的测量光束光学系统和在所述重叠光束中的第一重叠光束光学系统。

所述设备还可包括在所述参考光束中的参考光束光学系统，所述参考光束光学系统用于校正所述参考光束与所述测量光束之间的由所述测量光束的在所述组织中的光学波长部分引起的相位差。

所述设备还可包括在所述重叠光束中的第二重叠光束光学系统，所述第二重叠光束光学系统用于校正由提供在所述测量光束中的所述生物组织的预定基本形状或形式引起的成像误差，所述预定基本形状为诸如基本弓形，所述生物组织诸如为额叶眼区。

上述设备可适于测量和形象化人眼的内部角膜层。所述设备可具有10μm、优选5μm且更优选2μm的轴向分辨率。

在一种用于根据光学相干层析技术原理测量生物组织的深度剖面的方法中，所述生物组织特别是人眼的额叶眼区，使用包括具有预定带宽的在预定波长范围内的波长并包括操作波长的光。

根据本发明，还是在本文中，所述预定波长范围是从超过300nm到500nm的范围。

在所述方法中，能够使用如上所述的设备。

上述设备和方法还可测量波前并用于计算包含在其中的相位信息。

上述设备或方法可一起使用，或与用于生物组织的治疗（外科）处理的设备或方法结合，以测量通过所述处理修改的组织的深度剖面和控制处理设备或处理方法，从而产生期望的深度剖面。

附图说明

下面将参照所附附图对本发明进行进行更详细的描述，其中：

图1示出了人眼的角膜的透射度；

图2示出OCT测量设备的作为中心波长λ₀的函数的轴向分辨率Δz，用于所使用的辐射的不同光谱宽度Δλ；

图3是根据傅里叶域OCT原理的OCT测量设备的构造原理；和

图4示出根据时域OCT原理的OCT测量设备的示意图。

具体实施方式

图1示出，人眼的角膜的透射度或透射率在大于约325nm的波长范围内发展成超过60%，且在较短的波长下强烈下降（通过开始带吸收）。因此，约300nm或更小的波长的使用被限制。已经发现，角膜在超过300nm到500nm范围内的散射性质特别有利，这导致通过生物组织偏转（散射）的测量光束的高的信号强度。

图2例示出由方程（1）表示的OCT测量设备的轴向分辨率Δz、所使用的光辐射的波长光谱的中心波长λ₀和光谱宽度Δλ之间的关系。在图2中可见，在300到500nm范围内的波长λ₀处，与在超过800nm范围内的波长相比，在类似的光谱带宽处获得较大的轴向分辨能力（较小的轴向分辨率Δz），其用于现有的通用OCT测量设备中。图2还示出，对于300到500nm范围内的波长，为了获得与大于800nm的波长类似的轴向分辨率Δz，需要由光源产生的波长光谱内的较低的光谱宽度Δλ。

图3中示出的根据傅里叶域OCT原理的OCT测量设备100包括产生光束102的光源101、包括用于将所述光束分离成参考光束104和测量光束106并用于将分别向后偏转的参考光束104和测量光束106重叠成重叠光束108的装置120和150的迈克尔逊干涉仪机构、反射镜130，所述反射镜130空间上固定，用作参考光束偏转装置，基本以其自身反射由分束器装置120发射的参考光束104，并引导被分束器装置120偏转的测量光束106朝向待研究的组织，即人眼的角膜140，其中，所述组织将测量光束106反射回到其自身。OCT测量设备100还包括：构造为棱镜的分光仪装置160，该装置160依赖于波长将沿图3中由箭头112表示的角度方向的重叠光束108在空间上分离成部分射线束110；具有分辨率方向的检测器阵列，其基本上被布置为能够接收根据波长选择性地偏转的部分射线110并能够检测由此导致的部分射线束110的强度的空间分布。

待研究的组织（角膜140）被布置在相对于装置120、150一距离处，使得测量光束106的光学路径长度大体等于参考光束104的光学路径长度。由于入射区域中波长光谱碰撞在分光仪装置160中以波长选择方式空间上分离成部分射线110，因此所述组织（角膜140）上的在测量光束106的入射点处的深度剖面变得可以测量，从而由仅用于所有部分射线110的总数中的这种部分射线的测量光束106和参考光束104的构造干涉产生最大强度，对于这种情况，测量光束106与参考光束104之间的光学路径长度差恰好减小（变为0）或为相应波长的整数倍。检测器阵列170上的最大强度发生的位置对应于具体的波长并因此对应于具体的参考光束104与测量光束106之间的光学路径长度差，对于这种情况，测量光传播的光学路径对应于参考光束的已知的固定光学路径，即，与检测器阵列170上的最大强度的位置相关的其穿透深度在精确轴向分辨能力之内。

在装置120、150与待研究的组织（角膜140）之间的光路中，还可提供有成像光学系统（未示出）。通过改变装置120、150与组织之间的光路中的成像光学系统的焦距长度和/或轴向位置，组织（角膜140）被关于其深度扫描。通过横向移动或使成像光学系统倾斜，测量光束106被横向导向（扫描）跨过所述组织（角膜140），并由此获得测量光束106的入射点在所述组织上的二维扫描或深度剖面的二维扫描。

图4中示出的根据时域OCT原理的OCT测量设备200包括用于产生光线束102的光源101、用于将光线束102分成参考光束204和测量光束106的装置120和150以及待研究的组织（角膜140），相应地如图3中所示的设备100中一样。

与图3中示出的设备100不同，OCT测量设备200包括：作为参考光束偏转装置的反射镜230，其沿着由图4中所示的箭头232表示的方向周期性地轴向（往复）运动；空间上固定的检测器270，其用于接收通过重叠各自向回反射的测量光束106和参考204由装置120和150产生的重叠光束208，并以短暂分辨的方式测量其（重叠光束208的）强度。

由于反射镜230的移动，参考光束204传播的光学路径长度相对于其长度被调制。由该调制产生的参考光束204的每个光学路径长度对应于具体的测量光束106传播的光学路径长度，对于这种情况，在重叠光束208中的参考光束204和测量光束106的重叠导致构造干涉，并由此导致最大强度（在时间过程中）。重叠光束208的强度测量中的具体时间点可因此与测量光束106的具体光学路径长度相关，并由此与从组织（角膜140）向回反射的光的穿透深度相关。与图3中所示的设备100相似，还是对于图4中所示的设备200，可提供有在装置120和150与组织（角膜140）之间的光路中的光学成像装置（未示出），该成像光学系统将测量光束106成像（聚焦）到所述组织上。通过改变交局长度和/或沿着测量光束106的方向移动光学成像装置，所述组织（角膜140）被关于测量光束106的穿透深度扫描。通过沿相对于测量光束106的方向（光轴）的横向方向移动成像装置，获得跨过组织（角膜140）的表面的二维扫描。

为了所述组织在检测器170和270上的相干成像，分别在图3和图4中示出的OCT测量设备100和200可包括布置在测量光束106中的测量光束光学系统180和280，以及布置在重叠光束108和208中的第一参考光束光学系统190和290。为了实现将待研究的组织140在检测器170和270上空间上相干地成像，测量光束光学系统180和280以及第一重叠光束光学系统190和290是有利的。

分别在图3和图4中示出的OCT测量设备100和200还可包括在参考光束104和204中的参考光束光学系统182和282，所述参考光束光学系统182和282用于校正参考光束104和204与测量光束106和206之间的由测量光束的在所述组织140中的光学路径长度部分引起的相移。参考光束光学系统182和282可例如被实施为用于产生相移的液体显示的板状LCD系统或其他装置，其各自有利地具有沿横向（x,y）尺度变化的相移。在较简单的实施例中，参考光束光学系统182和282可被实施为具有基于待研究的组织140预先确定的相移的玻璃板或光学元件，诸如透镜。

最后，分别在图3和图4中示出的OCT测量设备100和200还可包括在重叠光束108和208中的第二重叠光束光学系统192和292，所述第二重叠光束光学系统192和292用于补偿可能的基础形状或形式，特别是用于校正由布置在用于研究的测量光束106中的生物组织140的基本形状引起的成像误差，所述基本形状诸如为基本弓形，所述生物组织140诸如为额叶眼区。

在上面描述的本发明所有实施例中，与在传统OCT测量设备中使用的800nm或更大的波长相比，通过使用包括在超过300nm到500nm的波长范围内的波长的辐射，能够使用具有较低带宽的光源来实现类似的分辨能力，或以类似的带宽（相应地与传统OCT测量设备相比）实现更高的分辨能力（较低分辨率Δz）。

附图标记清单

100  傅里叶域OCT设备

101  光源

102  光线束

104  参考光束

106  测量光束

108  重叠光束

110  根据波长选择性分离的测量光束

112  波长选择分裂的角度方向

120  分束器装置

130  参考光束偏转设备

140  组织或额叶眼区

150  光束重叠装置

160  分光仪装置

170  根据波长选择性测量的检测器阵列

180  测量光束光学系统

182  参考光束光学系统

190  第一重叠光束光学系统

192  第二重叠光束光学系统

200  时域OCT设备

202  光线束

204  关于其光学路径长度调制的参考光束

206  测量光束

208  经调制的重叠光束

230  周期性移动的参考光束偏转装置

232  运动方向

270  检测器机构

280  测量光束光学系统

282  参考光束光学系统

290  第一重叠光束光学系统

292  第二重叠光束光学系统

Claims (13)

1.用于根据光学相干层析技术（OCT）原理记录生物组织的深度剖面的设备（100；200），所述生物组织特别是人眼的额叶眼区（140），所述设备包括：

适于产生光线束（102）的光源（101），所述光线束（102）包括具有预定带宽（Δλ）的在预定波长范围内的波长，并包括操作波长（λ₀），

干涉仪机构，包括：分束器装置（120），适于将由所述光源（101）产生的所述光线束在空间上分离成参考光束（104；204）和被引导朝向所述组织（140）的测量光束（106）；参考光束偏转装置（130；230），适于使得所述参考光束（104；204）偏转；光束重叠装置（150），适于使得偏转的所述参考光束（104；204）在空间上重叠到通过所述组织（140）偏转的所述测量光束（106）上，形成重叠光束（108；208），

检测器机构（160、170；270），用于检测所述重叠光束（108；208）中的与所述参考光束（104；204）和所述测量光束（106）的光学路径长度的差相关的信息，

其特征在于，所述预定波长范围是从300nm到500nm的范围。

2.根据权利要求1所述的设备，其特征在于，所述预定波长范围是从350nm到450nm的范围，优选是从395nm到415nm的范围。

3.根据权利要求1或2所述的设备，其特征在于，所述光源（101）是氮化镓（GaNi）半导体LED，所述预定波长范围根据所述LED的发射波长范围为接近405nm。

4.根据权利要求1至3中任一项所述的设备，其特征在于，所述干涉仪机构和所述检测器机构被设计用于利用在所述预定波长范围内的波长进行操作。

5.根据权利要求1至4中任一项所述的设备，其特征在于，所述设备（100）根据傅里叶域OCT原理进行操作，特别是根据平行傅里叶域OCT原理进行操作。

6.根据权利要求5所述的设备，其特征在于，所述参考光束（104）在空间上基本恒定的行进，所述检测器机构包括：分光仪装置（160），特别是棱镜或光栅，其适于根据波长将所述重叠光束（108）在空间上分离成具有不同波长的部分光束（110）；空间分辨检测器阵列（170），其适于以波长选择方式测量部分射线（110）的强度。

7.根据权利要求1至4中任一项所述的设备，其特征在于，所述设备（200）根据时域OCT原理进行操作，特别是根据平行时域OCT原理进行操作。

8.根据权利要求7所述的设备，其特征在于，所述参考光束（204）的光学路径长度被短暂地调制，特别是通过所述参考光束偏转设备（230）的周期性运动（232）而被短暂地调制，所述检测器机构包括适于测量所述重叠光束（208）的强度的检测器装置（270），该强度通过所述参考光束（204）的调制被以短暂分辨的方式短暂地调制。

9.根据前述权利要求中任一项所述的设备，其特征在于，为了所述组织在所述检测器机构（170；270）上的相干成像，在所述测量光束（106）中提供有测量光束光学系统（180；280）和在所述重叠光束（108；208）中提供有第一重叠光束光学系统（190；290）。

10.根据前述权利要求中任一项所述的设备，其特征在于，在所述参考光束（104；204）中提供有参考光束光学系统（182；282），所述参考光束光学系统（182；282）用于校正所述参考光束（104；204）与所述测量光束（106）之间的由所述测量光束（106）的在所述组织（104）中的光学路径长度部分引起的相移。

11.根据前述权利要求中任一项所述的设备，其特征在于，在所述重叠光束（108；208）中提供有第二重叠光束光学系统（192；292），所述第二重叠光束光学系统（192；292）用于校正由布置在所述测量光束（106）中的所述生物组织（140）的预定基本形状引起的成像误差，所述预定基本形状诸如为基本弓形，所述生物组织（140）诸如为额叶眼区。

12.用于根据光学相干层析技术（OCT）原理测量生物组织的深度剖面的方法，所述生物组织特别是人眼的额叶眼区（140），其中，使用包括具有预定带宽（Δλ）的在预定波长范围内的波长并包括操作波长（λ₀）的光，其特征在于，所述预定波长范围是从超过300nm到500nm的范围。

13.根据权利要求12所述的方法，其特征在于，使用根据权利要求1至11中任一项所述的设备（100；200）。

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