CN104011498B - 用于扫频光学相干层析成像的设备及方法 - Google Patents

Abstract

一种用于扫频光学相干层析成像的设备，包括光谱可调光源和探测器，所述光谱可调光源用于发射相干光的，所述探测器用于获取来自所述光源的相干光所辐射对象背向散射的传送光的强度。另外，所述设备包括控制装置，该控制装置被设置为控制所述光源和所述探测器在所述光源被调谐的同时由所述探测器按照规定的测量次数来执行强度获取，为了改变所述层析图的测量深度和/或轴向分辨率，所述控制装置被进一步设置为对所述规定的测量次数和/或所述探测器执行所述强度获取所在的光谱测量带宽加以改变。

Description

用于扫频光学相干层析成像的设备及方法

技术领域

本申请大体涉及光学相干层析成像技术(简称OCT)。在优选实施例中，本申请提供一种用于扫频(简称SS)光学相干层析成像的设备和方法，使得可以改变由该设备或方法所生成层析图的测量深度和/或纵向(轴向)测量分辨率。

背景技术

OCT是基于参考辐射与背向散射(传送)辐射叠加的成像方法。OCT获得干涉信号的强度，即参考辐射与传送辐射的叠加辐射场的强度，其中，传送辐射在待成像对象处被背向散射。在下文中，术语“光”表示在光学相干层析成像情况下所使用的辐射，其可以(或不可以)超出人眼可感知的波长范围(可见波长范围)。因此，在本发明的上下文中，所提及的“光”旨在包括人眼可见范围内的波长和人眼可见范围外的波长。

在光学相干层析成像技术的情况下，通常频域(简称FD)OCT与时域(简称TD)OCT之间存在区别。就FD-OCT而言，其可被分为SD-OCT(谱域，简称SD)和SS-OCT(扫频源，简称SS)。

发明内容

SD-OCT通常使用连续发射特定光谱带宽的宽带光Δλ的光源，以及诸如光谱仪之类的探测器。在这种情况下，该光谱仪将宽带干涉信号空间地分成各种颜色的光束。随后，通过该探测器的多个传感器元件来单独测量各个光束的强度。因此，可获得按探测光的波长λ或波数k(例如，圆形波数：k＝2π/λ)的强度分布，即干涉图。这表示绝对干涉信号，基于该绝对干涉信号可确定层析图(A-扫描)。对该干涉图进行采样所用的采样点数N可对应于传感器元件的个数。

SS-OCT通常使用光谱可调(即与发射光的波长有关)的光源(该光源瞬时地发射光谱窄带光并在光谱带宽Δλ上被连续调谐)，以及诸如单个光电二极管或具有两个光电二极管的“平衡探测器”之类的探测器。在随时间对光源进行光谱调谐的过程中，按时间顺序获得按探测光波长λ或波数k的干涉图，并对该干涉图进行采样点数为N的采样。

在FD-OCT的情况下，纵向测量分辨率Δz(即沿该辐射传播方向的分辨率，也被称为“轴向分辨率”)依赖于光谱带宽Δλ或Δk。在高斯形光谱的情况下，在纵向测量分辨率Δz与光谱带宽Δλ之间适用以下关系：

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

通用的是，

$\mathrm{\Δ}k=\frac{\mathrm{\Δ}\mathrm{\λ}}{{\mathrm{\λ}}_0^2}---\left(2\right)$

利用(2)得到：

${\mathrm{\Δz}}_{Gau\mathrm{\β}}=\frac{4ln\left(2\right)}{n}\frac{1}{{\mathrm{\Δk}}_{FWHM}}---\left(3\right)$

和

${\mathrm{\Δk}}_{FWHM}=\frac{4ln\left(2\right)}{n}\frac{1}{{\mathrm{\Δz}}_{Gau\mathrm{\β}}}---\left(4\right)$

其中，在高斯形光谱的情况下，n为折射率，并且λ₀为光谱的中心波长。下标“Gauβ”表示与高斯形光谱有关的对应量。下标“FWHM”表示高斯形光谱的半高全宽。如果计算复数值干涉信号的实部，则可获得有效成像深度z_max(也称为“最大可达的测量深度”)，其是FD-OCT的另一重要参数。对于测量深度z_max，可以用以下公式表示其对光谱带宽Δλ或Δk，以及干涉图采样点数N的依赖性(还可以参见以下文献：Choma et al.，Sensitivity advantageof swept source and Fourier domain optical coherence tomography OpticsExpress11，2183-2189，2003，Choma等人，扫频及频域光学相干层析技术的灵敏度优点，光学快报，2003年第11期2183-2189页)：

$z_{max,Gau\mathrm{\β}}=\frac{1}{2\·n}\frac{\mathrm{\π}}{\mathrm{\δ}k}=\frac{1}{2\·n}\frac{\mathrm{\π}}{{\mathrm{\Δk}}_{FWHM}}N---\left(5\right)$

其中，δk为在k处线性采样情况下的波数间隔，并且N为采样个数或光谱波道个数。从(2)和(5)中得到：

$z_{max,Gau\mathrm{\β}}=\frac{1}{4\·n}\frac{{\mathrm{\λ}}_0^2}{\mathrm{\δ}\mathrm{\λ}}=\frac{1}{4\·n}\frac{{\mathrm{\λ}}_0^2}{{\mathrm{\Δ\λ}}_{FWHM}}N---\left(6\right)$

其中，δλ为λ处线性采样情况下的波长间隔。从(1)和(6)中得到：

$N=\frac{8ln\left(2\right)}{\mathrm{\π}}\frac{z_{max,Gau\mathrm{\β}}}{{\mathrm{\Δz}}_{FWHM}}---\left(7\right)$

对于矩形光谱，在纵向测量分辨率Δz与光谱带宽Δλ或Δk之间适用以下关系：

${\mathrm{\Δz}}_{rec}=\frac{1}{2\·n}\frac{{\mathrm{\λ}}_0^2}{{\mathrm{\Δ\λ}}_{FW}}---\left(8\right)$

利用(2)：

${\mathrm{\Δz}}_{rec}=\frac{\mathrm{\π}}{n}\frac{1}{{\mathrm{\Δk}}_{FW}}---\left(9\right)$

其中，下标FW涉及相应矩形分布的全宽度。对于测量深度z_max，适用以下关系：

$z_{max,rec}=\frac{1}{2\·n}\frac{\mathrm{\π}}{\mathrm{\δ}k}=\frac{1}{2\·n}\frac{\mathrm{\π}}{k_{FW}}N---\left(10\right)$

利用(2)：

$z_{max,rec}=\frac{1}{4\·n}\frac{{\mathrm{\λ}}_0^2}{\mathrm{\δ}\mathrm{\λ}}=\frac{1}{4\·n}\frac{{\mathrm{\λ}}_0^2}{{\mathrm{\Δ\λ}}_{FW}}N---\left(11\right)$

从(8)和(11)中得到：

$N=2\frac{z_{max,rec}}{{\mathrm{\Δz}}_{FW}}---\left(12\right)$

根据上述公式，分辨率Δz和测量深度z_max由参数Δλ或Δk，以及N确定。因此，可以通过改变光谱带宽Δλ或Δk，和/或个数N来改变分辨率Δz和/或测量深度z_max。

SD-OCT被光谱仪的光学机械结构限制在一固定可获得的带宽上：当增加光源所发射光的带宽时，该光谱仪的色散元件(例如光栅或棱镜)处所分开光谱的空间差异也增加了，使得在其他的不变几何结构的情况下，初始传感器元件不再足以探测所有波长/波数的光束。因此，对于不变的采样点数N，应该交换色散元件或者传感器。当OCT设备正在运行时，这通常是不可能的或至少是非常困难的。

关于光学相干层析成像技术及其应用的更广泛的信息可以在以下文献中找到：

Wolfgang Drexler，James G.Fujimoto(Eds.)：“Optical CoherenceTomography-Technology and Applications”，Springer-Verlag Berlin Heidelberg2008(Wolfgang Drexler，James G.Fujimoto(Eds.)，光学相干层析成像-技术及应用，柏林海德尔堡施普林格出版社，2008)；

Jiefeng Xi et a1.：“Generic real-time uniform K-space sampling methodfor high-speed swept-Source optical coherence tomography”，Optics Express，Vol.18，No.9，26April 2010，pages 9511-9517(Jiefeng Xi等人，用于高速扫频光学相干层析成像的通用实时均匀K空间采样，光学快报，2010年4月26日，第18卷第9期9511-9517页)；以及

Michalina Gora et al.：“Ultra high-speed swept source OCT imaging oftheanterior segment of human eye at 200kHz with adjustable imaging range”，Optics Express，Vol.17，No.17，17August 2009，pages 14880-14894(Michalina Gora等人，具有可调节成像范围的200kHz处人眼前房的超高速扫频OCT成像，光学快报，2009年8月17日，第17卷第17期14880-14894页)。

本发明的这些实施例的一个目的是为用户提供一种具有广泛应用的用于光学相干层析技术的设备和方法，在该设备和方法中，用户可以实现以下变化：必要的话，通过利用不同的纵向分辨率可对一对象的不同区域进行成像。用户可以很容易地在不同测量深度之间进行切换，以便例如在眼科手术治疗中，必要的话，所治疗眼睛任选的不同剖面图可在不同的分辨率下获得，并在监控器上或以另一方式显示。

根据某些实施例，提供了一种用于扫频光学相干层析成像的设备。该装置包括：光谱可调光源，其用于发射相干光；探测器，其用于获取干涉光的强度，所述干涉光由来自所述光源的相干光所辐射对象背向散射的传送光与参考光的叠加产生，以及控制装置。所述控制装置被设置为控制所述光源和所述探测器在所述光源被调谐的同时由所述探测器按照规定的测量次数N来执行强度获取。为了改变层析图的测量深度z_max和/或轴向分辨率Δz，所述控制装置被进一步配置为对所述规定的测量次数N和/或所述探测器执行所述强度获取所在的光谱测量带宽Δλ_M或Δk_M加以改变。

所述光源可以发射表示为δ_{Light source}λ或δ_{Light source}k的窄瞬时线宽的相干光。为了执行层析成像技术，由控制装置控制的光源在相对于发射光的波长λ或波数k所限定的光谱扫频带宽(表示为Δλ或Δk)内被调谐。该光谱扫频带宽Δλ，Δk由最小波长λ₁和最大波长λ₂，或最小波数k₁和最大波数k₂限定，即

Δλ＝|λ₁-λ₂| (13)

和

Δk＝|k₁-k₂| (14)

该光谱扫频带宽Δλ，Δk的中心分别是λ₀，k₀。

同样由控制装置控制的所述探测器可以获取N个不同时刻(N对应于限定的测量次数)的干涉光(OCT信号)的强度。在执行N次强度测量的时段期间，所述光源在测量带宽Δλ_M或Δk_M内被调谐。通过这种方法，可以获得光谱干涉图形，即光谱干涉图。由所述探测器执行的强度测量可以以为人所知的方式(例如，通过使用具有至少一次傅里叶变换的傅里叶分析)进行处理，以形成A-扫描，该A-扫描表示待成像对象的一维、深度分辨反射剖面图。

例如，所述探测器的强度测量可以根据固定的定时(比如，以规则的时间间隔)随波长λ成线性地执行。为此，所述控制装置可以包括，例如内部定时器，或该装置可使用与所述探测器中的光电二极管串联连接的A/D转换器的内部时间信号。可替换地，例如利用所谓的线性k时钟，强度测量可以随波数k成线性地执行。例如，这样的线性k时钟可以是基于光纤的马赫-曾德尔干涉仪。

全部N次连续强度测量之间的采样间隔δ_samplingλ或δ_samplingk可以是等距的，即所述测量可按波长λ或波数k等间隔分布。针对等距的采样间隔，根据Δλ_M＝N·δ_τλ或Δk_M＝N·δ_τk获得光谱测量带宽Δλ_M或Δk_M，在所述光谱测量带宽Δλ_M或Δk_M内获得测量结果，并且光谱测量带宽Δλ_M或Δk_M对于测量深度和纵向分辨率很重要。非等距采样间隔δ_τλ或δ_τk并不被排除在本申请的范围之外。

一般而言，光谱测量带宽Δλ_M或Δk_M的值最大地对应于在其内对所述光源进行调谐的光谱扫频带宽Δλ或Δk的值，即Δλ_M≤Δλ，或Δk_M≤Δk。在某些实施例中，例如可在第一模式下控制所述光源和探测器使测量带宽Δλ_M或Δk_M对应于扫频带宽Δλ或Δk。为此，N次测量(采样)可分布在整个扫频带宽Δλ或Δk上。在其他实施例中，在第二模式下控制所述光源和探测器使仅在扫频带宽Δλ，Δk的子部分内执行全部N次测量(采样)并且在该子部分外不进行测量。在这种情况下，测量带宽小于扫频带宽，即Δλ_M＜Δλ，或Δk_M＜Δk。

可以通过强度测量的次数和/或采样间隔δ_samplingλ或δ_samplingk的幅度来影响光谱测量带宽Δλ_M，Δk_M。

通常，在本发明的某些实施例的情况下，该层析技术的测量深度z_max和/或轴向分辨率Δz可被改变，这是因为所述控制装置改变了测量带宽Δλ_M，Δk_M和/或测量次数N，即采样点数N。例如，通过改变每次光谱扫频的采样点数，而同时保持其上分布有这些采样点的带宽(即测量带宽)不变，那么可改变测量深度而同时不改变纵向分辨率。可替换地，例如，通过改变扫频期间所使用的光谱带宽(即测量带宽)但同时不改变测量次数，那么可改变测量深度。在这种情况下，所改变的测量深度包括改变的纵向分辨率、涉及分辨率损失而增加的测量深度，并且反之亦然。

为了完全公开所述设备的性能，可以操作根据本发明的OCT设备使整个扫频带宽Δλ或Δk被用于强度测量，即Δλ_M＝Δλ，或Δk_M＝Δk。那么用于强度获取的全部N次测量分布在整个光谱扫频带宽上。在等距采样间隔的情况下，Δλ＝N·δ_samplingλ或Δk＝N·δ_samplingk，随后显示结果。这可以作为下文的基础，出于这个原因，下文中在Δλ_M与Δλ或Δk_M与Δk之间不进行区分。因此，下文中，光谱带宽可被理解为既包括所述光源的光谱扫频带宽(即在所述控制装置的控制下对所述光源进行调谐的带宽)，也包括光谱测量带宽。

在特定设计中，所述控制装置可在至少为两个预定操作模式的多个操作模式之间进行切换，所述多个操作模式在测量深度z_max和/或轴向(纵向)分辨率Δz上彼此不同。通过对这些操作模式中的每个操作模式的分配，用于设定各个操作模式所需的一个或更多个参数值可被存储在所述控制装置可访问的存储器中。当从一个操作模式到另一操作模式的切换被实现时，所述控制装置可从所述存储器中读出针对新操作模式所存储的至少一个参数值，并且可以根据所读取的至少一个参数值来实现该OCT设备操作的相应调整。该调整产生针对测量深度z_max和轴向分辨率Δz的值，所述测量深度z_max和轴向分辨率Δz的值是新操作模式的特征。

所述存储的至少一个参数值可包括，例如，每次扫频所要执行的强度测量次数N。可替换地或另外地，所述至少一个参数值可包括用于指定测量带宽Δλ_M，Δk_M的信息，例如下限和/或上限和/或在两个连续测量之间的光谱采样间隔的幅度。可替换地或另外地，所述至少一个参数值可包括用于指定中心波长λ₀或中心波数k₀的信息，例如，测量带宽Δλ_M，Δk_M的中心值、中值或光谱中心。

在优选实施例中，每种情况下操作模式的测量深度可与人眼部分的不同长度相匹配。这样的人眼部分可以包括，例如基本仅在其整个厚度上的人眼角膜(即从角膜表面的前部到后部)，或者可以包括，例如直到前房并包括前房，但基本不包括晶状体的角膜。可替换地，人眼部分可包括，例如角膜、前房和晶状体，但是未延伸远至视网膜，或者可以包括，例如从角膜至视网膜整个长度上的所有结构。从这些示例中，清楚地表明被成像部分的不同长度是指从角膜至视网膜方向上(即沿人眼光轴方向)的不同长度的范围。这将在下文中的示例性计算中进行说明：

(I)角膜的成像(高分辨率)

-测量深度(理想)：z_max≈3mm

-光源参数：Δ₀＝1050nm，Δλ_FM＝100nm

-根据(8)的轴向分辨率：Δz_rec≈5.5μm(空气中，n＝1)

Δz_rec≈4.0μm(角膜中，n≈1.38)

-根据(12)的所需测量点数：N≈1090(空气)

N≈1500(角膜)

(II)晶状体的成像(高分辨率)

-测量深度(理想)：z_max≈4.5mm

-光源参数：与(I)中相同

-根据(8)的轴向分辨率：Δz_rec≈4.0μm(晶状体中，n≈1.4)

-根据(12)的所需测量点数：N≈2250(晶状体)

(III)前房的成像(高分辨率)

-测量深度(理想)：z_max≈4.5mm

-光源参数：与(I)中相同

-根据(8)的轴向分辨率：Δz_rec≈4.0μm(前房中，n≈1.34)

-根据(12)的所需测量点数：N≈2250(前房)

(IV)前房和晶状体(在限定测量点数的情况下)

-测量深度(理想)：z_max≈9mm

-光源参数(λ₀不变)：λ₀＝1050nm

-测量点数：N≈1500

-根据(8)的轴向分辨率：Δz_rec≈12.0μm(前房中，n≈1.34)

Δz_rec≈12.0μm(晶状体中，n≈1.4)

-根据(8)的该光源所需的Δλ_FM：Δλ_FM≈46nm

(V)眼睛总长

-测量深度(理想)：z_max≈25mm

-光源参数(λ₀不变)：λ₀＝1050nm

-轴向分辨率(理想)：Δz_rec＝10.0μm

-根据(12)的所需测量点数：N≈5000(对于n≈1)

-根据(8)的该光源所需的Δλ_FM：Δλ_FM≈55nm

以这种方式预先确定其测量深度与眼睛的不同长度部分相匹配的不同操作模式使得可以可选地，例如在监视屏幕上显示尺寸不同的眼睛剖面图。这些剖面图同时可结合不同的轴向分辨率，以便例如具有较大测量深度的操作模式比另一具有较小测量深度但是因此具有更精细的轴向分辨率的操作模式具有更粗糙或粗略的轴向分辨率。

所述设备可以包括：被连接到所述控制装置并允许用户输入触发信号的用户接口装置。所述控制装置可被配置为当输入所述触发信号时，在第一操作模式下自动编制所述对象的第一层析图，并且随后在不同于所述第一操作模式的第二操作模式下编制所述对象的第二层析图。

所述第一和/或第二层析图可以组成一维、二维或三维层析图。所述对象可包括下列组中的至少一个要素：人眼、人眼的一部分、眼睛的角膜、眼睛的前室、眼睛的虹膜、眼睛的后室、眼睛的晶状体、眼睛的玻璃体、眼睛的视网膜、扁平角膜片、测试片和/或在测试片上和/或测试片内的图案。因此，所述对象还被理解为由至少两个子对象组成的对象组。该测试片可由聚甲基丙烯酸甲酯(简称：PMMA)组成。

第一操作模式的测量深度可以大于第二操作模式的测量深度。优选地，第一操作模式的测量深度与所述对象的第一部分相匹配，并且第二操作模式的测量深度与所述对象的第二部分相匹配。第二部分可以是第一部分的子部分。优选地，第二操作模式的轴向分辨率比第一操作模式的轴向分辨率更精细。

所述控制装置可进一步被配置为通过图像处理在第一层析图中识别出所述对象的至少一个第一特征。所述控制装置可进一步被配置为通过图像处理在第二层析图中识别出所述对象的至少一个第二特征。特别地，所述控制装置可被配置为通过图像处理在第二层析图中识别出在第一层析图中所识别出的所述对象的至少一个第一特征，并识别出所述对象的至少一个第二特征。所述控制装置还被配置为相对于第二层析图中第一和/或第二特征的形状、位置和/或方向确定第一层析图中第一特征的形状、位置和/或方向。所述控制装置还被配置为在第一和/或第二特征的形状、位置和/或方向的基础上使第一层析图和第二层析图互相参照。

在优选扩展中，该OCT设备可包括：被连接到所述控制装置并允许用户输入引起所述测量深度和/或所述轴向分辨率的变化的指令的用户接口装置。这使所述OCT设备的用户能够以用户所选择的方式执行具有不同测量深度和/或不同轴向分辨率的层析成像技术。特别地，测量深度和/或轴向分辨率的变化可以由用户实现，这是因为用户在所述OCT设备的多个预定操作模式间进行切换，所述多个操作模式在其不同的测量深度和/或其不同的轴向分辨率上彼此不同。

然而，本发明的范围不排除用户能够通过用户接口装置实现例如测量深度的连续调整。本发明的范围也不排除例如通过受软件程序(其针对利用该OCT设备所要执行的检查)中相应指令的控制，所述控制装置可以实现从预定操作模式中的一个操作模式自动切换到另一操作模式。

所述用户接口装置可包括，例如机械按键设置或由触摸垫(例如触摸屏)所实现的按键设置，通过该按键设置，用户可以调用对应期望的操作模式。可替换地或另外地，为了在不同操作模式之间进行切换，所述用户接口装置可包括按钮设置，该按钮设置可被表示为监视屏上的图形用户界面(简称：GUI)并且在电子指针装置(例如鼠标、跟踪球、键盘)的辅助下可由用户进行控制。

例如，在这种情况下，所述用户接口装置可包括适当的可视指令，这些指令向用户提供信息，该信息与所选择的操作模式对应于人眼的哪一部分有关。

对于用户而言，所述OCT设备的操作因而变得特别简单和清楚。

所述控制装置可被配置为控制所述光源和所述探测器使所述探测器按照规定的时钟信号来执行所述强度获取。该时钟信号可以通过固定的定时来表征。特别的，可以调整该时钟信号使所述探测器随所述光源发射的光的波长λ或波数k成线性地执行所述强度获取。在后一种情况下，可设置马赫-曾德尔干涉仪来确定该时钟信号，所述光源发射光的一部分被耦合进该马赫-曾德尔干涉仪，以及自相关信号的强度作为时间的函数被获取，在此基础上，时钟信号被确定，该时钟信号被发送到所述控制装置并由后者转发给所述探测器。

在本发明的范围内，所述OCT设备可作为能够满足需求的独立装置实现，必要的话，该装置连同其他诊断模块仅用于诊断。然而，可想到的是，该OCT设备可被集成到可用于对人眼进行激光介入手术(例如用来通过光剥离在眼睛组织中生成切口或烧蚀眼睛角膜组织)的激光辅助治疗系统中。这样的治疗系统通常包括：提供脉冲激光辐射的激光源(例如在超紫外或近红外波长范围内的脉冲激光辐射)，用于空间设置该激光辐射的焦点位置的可控扫描部件，以及用于聚焦该激光辐射的聚焦光学元件。在该治疗系统的激光源以外的源被用于产生该OCT设备的发射光的情况下，与用于该治疗系统的激光辐射相同的聚焦光学元件仍可被用于将该OCT设备的测量光聚焦到待检测/治疗的眼睛上。

根据优选实施例，提供了一种用于扫频光学相干层析成像的方法。该方法包括：

-从光谱可调光源中发射相干光；

-通过探测器获取干涉光的强度，所述干涉光由来自所述光源的相干光所辐射对象背向散射的传送光与参考光的叠加产生；以及

-控制所述光源和所述探测器在所述光源被调谐的同时由所述探测器按照规定的测量次数来执行强度获取，为了改变所述层析成像技术的测量深度和/或轴向分辨率，由所述控制装置对所述规定的测量次数和/或所述探测器执行所述强度获取所在的光谱测量宽度加以改变。

优选地，在该方法的情况下，所述控制装置被用于在至少为两个预定操作模式的多个操作模式间进行切换，所述多个操作模式在所述测量深度和/或轴向分辨率上彼此不同。这些操作模式中的一个操作模式比其中的另一操作模式可以具有更精细的分辨率，但却更短的测量深度。这些操作模式在其不同的测量深度上彼此不同，每个操作模式的测量深度与对象(特别是人眼)的不同长度部分相匹配。

在该方法的情况下，当用户输入触发信号时，在第一操作模式下可自动编制所述对象的第一层析图，以及随后在不同于所述第一操作模式的第二操作模式下可编制第二层析图。

在该方法的情况下，所述测量深度和/或轴向分辨率的变化可通过用户输入指令来实现。

所述探测器优选地被所述控制装置控制使所述探测器按照规定的时钟信号来执行所述强度获取。

所述时钟信号可用固定的定时表征。可以调整所述时钟信号使所述探测器随所述光源发射的光的波长成线性地执行所述强度获取。可替换地，可以调整所述时钟信号使所述探测器随所述光源发射的光的波数成线性地执行所述强度获取。

所述时钟信号可进一步通过马赫-曾德尔干涉仪确定，所述马赫-曾德尔干涉仪被连接到所述控制装置，所述光源发射光的一部分被耦合进所述马赫-曾德尔干涉仪中用于自相关，并且所述马赫-曾德尔干涉仪被配置为反复获取作为时间函数的自相关信号的强度。

在本说明书中所描述的用于扫频光学相干层析成像的方法，或方法的各个步骤的范围内，该方法，或该方法的各个步骤可由一对应的用于扫频光学相干层析成像的装置来执行。这同样适用于对执行该方法步骤的设备的操作方式的解释。就此而言，本说明书的方法特征和装置特征是等价的。

附图说明

以下将参照附图对本发明进行进一步说明，其中：

图1示出了根据第一实施例的表示用于扫频光学相干层析成像的设备的示意性框图：

图2示出了根据第二实施例的表示用于扫频光学相干层析成像的设备的示意性框图；

图3示出了根据第三实施例的表示用于扫频光学相干层析成像的设备的示意性框图；

图4示出了由PMMA片所制图案的表示；

图5a和5b示出了非压平状态和压平状态下眼睛与扁平角膜片的表示；以及

图6示出了眼睛、虹膜和瞳孔的表示。

具体实施方式

在图1和图3中，用于扫频光学相干层析成像的设备一般用10表示。在该示例中，设备10用于对显示为人眼12的对象进行检查。

图1示意性地示出了设备10的第一实施例。设备10包括用于发射窄瞬时线宽的相干光的光谱可调光源14。光源14被实现为扫频光源，并且根据调谐曲线，对光源14进行发射光波长λ上由控制装置16限定的光谱扫频带宽Δλ内的调谐。描述作为时间函数的输出波长的变化的所述调谐曲线具有：从短波长到长波长λ的线性、基本线性或近似线性的单向调谐特性，或从短波长到长波长再到短波长λ的双向调谐特性。

通过改变被实现为激光的光源14的谐振腔长度来实现光源14的调谐。为此，使用所谓的可调谐滤波器。例如，谐振腔内光路中所设置的法布里-珀罗标准具或以利特罗结构限定激光器谐振腔长度的光栅相对于谐振腔中激光光束的传播方向倾斜。对于以谐振方式操作的可调谐滤波器和以非谐振方式操作的可调谐滤波器，调整所使用的光谱范围，并由此切换分辨率是可能的。基于微机电系统(MEMS)的SS光源通常以谐振方式进行操作，而基于压电的系统无需以谐振方式进行操作。可替换地，还可以使用多角镜。

由光源14发射的光被引导到分束器18上。分束器18是干涉仪的组成部分，并且按照规定的分光比(例如50∶50)来分割入射光功率。一光束20在参考臂内行进，另一光束22在采样臂内行进。

分支进入参考臂的光入射到反射镜24上，反射镜24以共线方式将所述光反射回分束器18上。反射镜24与分束器18之间参考臂上的距离关于时间为常数。分支进入采样臂的光入射到待检查的对象12上，对象12将所述光散射或反射回分束器18的方向上。采样臂内进一步设置有光学元件26和定位部件28，它们被设置为将来自分束器18的光束22聚焦到对象12上，并在两个横向方向(即垂直于光束传播方向的方向)中的一个方向上调整焦点位置，或在两个横向方向上调整焦点位置。控制装置16以已知的方式控制定位部件28，以获得2D或3D层析图。所计算的层析图被显示在显示单元30上。

在分束器18处，来自参考臂中反射镜24的反射光与来自采样臂中对象12的背向散射光以共线的方式进行叠加，以形成干涉光束32。参考臂与采样臂中的光路长度基本相等，以便干涉光束32表示分别来自参考臂与采样臂的光束20、22之间的干涉。一包括光电二极管或平衡检波器的探测器34，根据由控制装置16所规定的测量次数N，获得作为时间函数的干涉光束32的强度。测量/采样次数N对应用于探测器34的获取电子器件的触发信号次数。

通过探测器对光源14进行调谐并同时对干涉光束32的强度进行测量，获得按波长λ的干涉图，其中，强度测量按波长λ等距离地分布。

为此，控制装置被设置为控制光源14和探测器34使探测器34按照规定的时钟信号执行强度获取。该时钟信号被调整使探测器34随光源14发射的光的波长λ成线性地执行该强度获取。

用户可以利用连接到控制装置16的用户接口装置36来提供用户输入，以在多个操作模式(例如，四个操作模式)间来回地切换。为此，可由用户启动的操作元件——在此用38a，38b，38c，38d表示——被设置在也用户接口装置36上。操作元件38a-38d中的一个操作元件分别被分配到所显示示例中的各个操作模式。一旦启动操作元件38a-38d，那么控制装置16切换到分配给操作元件38a-38d的一种操作模式，并调整测量次数和获得的光谱宽度使设备10获得一具有分配给该操作模式的测量深度z_max和具有分配给该操作模式的轴向分辨率Δz的层析图。

当启动第一操作元件38a时，控制装置16例如切换到第一操作模式，并调整测量次数和获得的光谱带宽使得为了对人眼12的光轴长度进行测量，测量深度z_max，1与人眼12中基本沿人眼12的光轴方向从角膜的上皮层延伸至视网膜的部分相匹配，轴向分辨率Δz₁对应于一粗糙或粗略的分辨率。

当启动第二操作元件38b时，控制装置16例如切换到第二操作模式，并调整测量次数和获得的光谱带宽使得测量深度z_max，2＜z_max，1与人眼12中基本沿人眼12的光轴从角膜的上皮层延伸至面向视网膜的人眼晶状体的边界面的部分相匹配，轴向分辨率Δz₂＜Δz₁对应于一较低粗糙或粗略的分辨率。

当启动第三操作元件38c时，控制装置16例如切换到第三操作模式，并调整测量次数和获得的光谱带宽使得测量深度z_max，3＜z_max，2与人眼12中通过眼睛前房而基本沿人眼12的光轴延伸的部分相匹配，轴向分辨率Δz₃＜Δz₂对应于一精细分辨率。

当启动第四操作元件38d时，控制装置16例如切换到第四操作模式，并调整测量次数和获得的光谱带宽使得测量深度z_max，4＜z_max，3与人眼12中基本沿人眼12的光轴从角膜的上皮层延伸至内皮细胞层的部分相匹配，轴向分辨率Δz₄＜Δz₃对应于一非常精细的分辨率。

设备10可以具有任一适当数量的操作模式，例如两个、三个、四个或多个操作模式。

图2示意性地示出了设备10的第二实施例。在该图中，与图1中相同的或执行相同功能的部件用相同的标记表示。然而，图2中的SS光源14被调谐使得调谐曲线在波长λ上是线性的，而检测在波长λ上是非线性，即不是等时间间隔的。在这种情况下，作为时间函数的波长λ的单向调谐特性与双向调谐特性都可被使用。通过探测器34对光源14进行调谐并同时对干涉光束32的强度进行测量，获得按波数k的干涉图，其中强度测量值按波数k等距地分布。

为此，控制装置16被设置为控制光源14和探测器34使探测器34按照规定的时钟信号执行强度获取。调整该时钟信号使探测器34随光源14所发射的光的波数k成线性执行该强度获取。为了确定该时钟信号，设置了马赫-曾德尔干涉仪40，光源14所发射光的一部分被耦合进该马赫-曾德尔干涉仪40以进行自相关。马赫-曾德尔干涉仪40获得作为时间函数的自相关信号的强度，并在此基础上，确定针对波数k变化的线性时钟信号。所述时钟信号被发送到控制装置16并由后者转发用来对探测器34进行定时。

因此，马赫-曾德尔干涉仪40被设备10用作线性k时钟。该线性k时钟生成触发信号。根据每个触发信号来测量强度。在这种情况下，该线性k时钟的触发信号个数依赖于光源14的总光谱宽度，并且尤其依赖于马赫-曾德尔干涉仪40的臂长差Δz_MＺ1。在光谱范围变化的情况下，调整马赫-曾德尔干涉仪40的臂长，以根据以下公式继续获得数量不变的采样信号：

$N=2\frac{\mathrm{\Δ}\mathrm{\λ}}{{\mathrm{\λ}}_0^2}{\mathrm{\ΔZ}}_{MZ1}---\left(15\right)$

图3示出了设备10的第三实施例。在该图中，与图1和2中相同的或执行相同功能的部件用相同的标记表示。根据图3的设备10是用于眼科激光手术的治疗系统100的一部分。在这种情况下，设备10用于检查人眼12，并且治疗系统100用于人眼12的眼科治疗。

治疗系统100包括用于提供激光辐射104的激光源102，用于在轴向设置激光辐射104的焦点位置的可控扫描部件106，以及用于在轴向设置激光辐射104的焦点位置的可控扫描部件108。激光辐射104通过光学元件26被聚焦到人眼12上或被聚焦到人眼12内。控制激光源102和扫描部件106、108的控制装置110使扫描部件106和/或扫描部件108实现扫描运动，以便在人眼12处或人眼12内的激光辐射104的焦点位置遵循限定的路径。例如为了屈光校正，激光辐射104通过光剥离对人眼12的组织起作用。另外，对本领域的技术人员而言，可以理解的是治疗系统100还可被用于2D或3D领域中的其他应用，诸如，例如角膜移植术，尤其是深板层角膜移植术(DALK，deep anterior lamellar keratoplasty)。

设备10的控制装置16被连接到治疗系统100的控制装置110，并向后一个控制装置发送人眼12的结构数据，所述数据基于设备10所获得的层析图。控制装置110在所述结构数据的基础上以可实现最优眼科结果的方式来调整激光辐射104聚焦位置的路径。

图1至图3中用于光束制导的结构未被更详细地规定，该结构可被基于光纤的光学器件全部或部分地补充或替换。例如，图2中所示的马赫-曾德尔干涉仪40可具有基于光纤的结构。

用户接口装置36进一步包括允许用户输入触发信号的触发装置37。控制装置被设置为在第一操作模式下根据该触发信号的输入而自动生成对象12的第一层析图，并且随后，在与第一操作模式不同的第二操作模式下生成对象12的第二层析图。

在第一示例性应用的情况下，对象12由PMMA片12’组成，在对患者的眼睛进行治疗之前，该PMMA片12’被放置在图1至图3中所示的人眼12的区域中使其具有相对于光学元件26并因此相对于整个设备10的固定位置和方向。PMMA片12’被用于治疗系统100的功能性测试和校准。PMMA片12’由PMMA塑料组成。通过对激光源102和扫描部件106、108进行相应地控制，控制装置110实现在PMMA片12’上和/或PMMA片12’内所制成的图案50。图案50通过激光辐射104在PMMA塑料上的操作而产生。

图4示出了PMMA片12’与所实现图案50的俯视图。该PMMA片12’具有例如圆柱状几何结构。在所示的示例中，图案50包括刻有两条平行行进直线的圆。在第一操作模式下，当触发信号输入时，控制装置16根据图案50自动编制第一层析图。在这种情况下，第一操作模式的测量深度与表示图案50的几何结构的长度相匹配。随后，在第二操作模式下，控制装置16根据整个PMMA片12’自动编制第二层析图，该PMMA片12’包括在其内或其上所实现的图案50。在这种情况下，第二操作模式的测量深度与表示PMMA片12’的几何结构的长度相匹配。第一层析图的分辨率比第二层析图的分辨率更精细。

通过图像处理，控制装置16识别出第一层析图中图案50的圆和平行行进的两条直线。另外，通过图像处理，控制装置16识别出第二层析图中图案50的圆和平行行进的两条直线，以及PMMA片12’的两个基面。控制装置16由此相对于图案50的圆和两条平行行进直线的位置和方向以及PMMA片12’的两个基面的位置和方向确定图案50的圆和两条平行行进的直线的位置和方向。这使第一层析图能被第二层析图参照。特别的是，这使图案50或其部分能被PMMA片12’、设备10或治疗系统100参照。

在第二示例性应用的情况下，对象12由扁平片12”组成，在患者人眼12的治疗中，该扁平片12”构成人眼12与设备10之间或人眼12与治疗系统100之间的接触元件，并被用于使人眼12的角膜42压平在设备10或治疗系统100上。例如，该扁平片12”被置于图1至图3中所示的人眼12与光学元件26之间。

在图5a中，可以看出眼睛仍处于非压平状态，而在图5b中，人眼12的角膜已被压平。在第一操作模式下，当输入触发信号时，控制装置16从扁平片12”中自动编制第一层析图。在这种情况下，第一操作模式的测量深度与表示扁平片12”的几何结构的长度相匹配。随后，在第二操作模式下，控制装置16从包括处于压平状态的人眼12与扁平片12”的系统中编制第二层析图。

在这种情况下，第二操作模式的测量深度与表示由人眼12与扁平片12”所组成系统的几何结构的长度相匹配。第一层析图的分辨率比第二层析图的分辨率更精细。

通过图像处理，控制装置16识别出第一层析图中的扁平片12”的两个基面44a，44b。另外，通过图像处理，控制装置16识别出第二层析图中的扁平片12”的两个基面44a，44b。该控制装置由此相对于第二层析图中的扁平片12”的两个基面的位置和方向确定第一层析图中的扁平片12”的两个基面的位置和方向。这使得可以确定扁平片12”的位置和方向的公差以及相对于扁平片12”的位置来参照人眼12。

在涉及角膜移植术的第三示例性应用的情况中，对象12再次由患者的人眼12组成。图6示出了人眼12以及人眼12的角膜42、虹膜46和瞳孔48。在第一操作模式下，当输入触发信号时，控制装置16自动编制来自人眼12的角膜42的第一层析图。在这种情况下，第一操作模式的测量深度与表示角膜42的几何结构的长度相匹配。随后，在第二操作模式下，控制装置16自动编制来自由人眼12的角膜42、前室和虹膜46所组成的系统的第二层析图。在这种情况下，第二操作模式的测量深度与表示由角膜42、前室和虹膜46所组成的系统的几何结构的长度相匹配。第一层析图的分辨率比第二层析图的分辨率更精细。

通过图像处理，控制装置16识别出第一层析图中的角膜42的形状、位置和方向。另外，通过图像处理，控制装置16识别出第二层析图中的角膜42、虹膜46以及瞳孔48的形状、位置和方向。该控制装置由此相对于第二层析图中的角膜42、虹膜46以及瞳孔48的形状、位置和方向确定第一层析图中的角膜42的形状、位置和方向。这使得角膜42可被虹膜46和/或瞳孔48参照。

在涉及白内障治疗的第四示例性应用的情况中，对象12再次由患者的人眼12组成。在第一操作模式下，当输入触发信号时，控制装置16自动编制来自人眼12的晶状体的第一层析图。在这种情况下，第一操作模式的测量深度与表示晶状体的几何结构的长度相匹配。随后，在第二操作模式下，控制装置16自动编制来自整个人眼12的第二层析图。在这种情况下，第二操作模式的测量深度与表示整个人眼12的几何结构的长度相匹配。第一层析图的分辨率比第二层析图的分辨率更精细。

通过图像处理，控制装置16识别出第一层析图中晶状体的形状、位置和方向。另外，通过图像处理，控制装置16识别出第二层析图中人眼12的角膜、晶状体以及视网膜的形状、位置和方向。控制装置16由此相对于第二层析图中的角膜、晶状体以及视网膜的形状、位置和方向确定第一层析图中的晶状体的形状、位置和方向。这使得可以相对于人眼12的光轴来参照晶状体。

Claims (22)

1.一种用于扫频光学相干层析成像的设备(10)，包括：

光谱可调光源(14)，用于发射相干光；

探测器(34)，用于获取干涉光的强度，所述干涉光由来自所述光源的相干光所辐射对象(12)背向散射的传送光与参考光的叠加产生，以及

控制装置(16)，用于控制所述光源(14)和所述探测器(34)在所述光源(14)被调谐的同时由所述探测器(34)按照规定的测量次数来执行强度获取；

其中，为了改变所述层析成像的测量深度和轴向分辨率中的至少一个，所述控制装置被配置为对所述规定的测量次数和所述探测器(34)执行所述强度获取所在的光谱测量带宽中的至少一个加以改变。

2.根据权利要求1所述的设备(10)，其中，所述控制装置(16)被配置为在至少为两个预定操作模式的多个操作模式间进行切换，所述多个操作模式就所述测量深度和所述轴向分辨率中的至少一项彼此不同。

3.根据权利要求2所述的设备(10)，其中，所述多个操作模式中的一个操作模式比所述多个操作模式中的另一操作模式具有更精细的轴向分辨率和更短的测量深度。

4.根据权利要求2或3所述的设备(10)，其中，所述多个操作模式就不同的测量深度而彼此不同，每个操作模式的测量深度与所述对象(12)的不同长度部分相匹配。

5.根据权利要求2或3所述的设备(10)，包括：

被连接到所述控制装置(16)并允许用户输入触发信号的用户接口装置，所述控制装置(16)被配置为当输入所述触发信号时，在第一操作模式下自动生成所述对象的第一层析图，而在不同于所述第一操作模式的第二操作模式下自动生成所述对象的第二层析图。

6.根据权利要求1至3中任一项所述的设备(10)，包括：

被连接到所述控制装置(16)并允许用户输入引起所述测量深度和所述轴向分辨率中至少一个变化的指令的用户接口装置(36)。

7.根据权利要求1至3中任一项所述的设备(10)，其中，所述控制装置(16)被配置为控制所述探测器(34)使所述探测器(34)根据时钟信号来执行所述强度获取。

8.根据权利要求7所述的设备(10)，其中，所述时钟信号具有周期性定时。

9.根据权利要求7所述的设备(10)，其中，所述时钟信号具有适于允许所述探测器(34)随所述光源(14)发射的光的波长成线性地执行所述强度获取的定时。

10.根据权利要求7所述的设备(10)，其中，所述时钟信号具有适于允许所述探测器(34)随所述光源(14)发射的光的波数成线性地执行所述强度获取的定时。

11.根据权利要求10所述的设备(10)，包括：

马赫-曾德尔干涉仪，其被连接到所述控制装置并被设置为接收所述光源发射的光的一部分来确定所接收光的自相关信号，其中，调整所述马赫-曾德尔干涉仪以通过反复获取作为时间函数的自相关信号的强度来生成所述时钟信号。

12.一种用于扫频光学相干层析成像的方法，包括：

从光谱可调光源(14)中发射相干光；

通过探测器(34)获取干涉光的强度，所述干涉光由来自所述光源的相干光所辐射对象(12)背向散射的传送光与参考光的叠加产生；以及

控制所述光源(14)和所述探测器(34)在所述光源(14)被调谐的同时由所述探测器(34)按照规定的测量次数来执行强度获取；

其中，对所述规定的测量次数和所述探测器(34)执行所述强度获取所在的光谱测量带宽中的至少一个加以改变，以改变所述层析成像的测量深度和轴向分辨率中的至少一个。

13.根据权利要求12所述的方法，包括：

在至少为两个预定操作模式的多个操作模式间进行切换，所述多个操作模式就所述测量深度和所述轴向分辨率中的至少一项彼此不同。

14.根据权利要求13所述的方法，其中，所述多个操作模式中的一个操作模式比所述多个操作模式中的另一操作模式具有更精细的轴向分辨率和更短的测量深度。

15.根据权利要求13或14所述的方法，其中，所述多个操作模式就不同的测量深度而彼此不同，每个操作模式的测量深度与所述对象(12)的不同长度部分相匹配。

16.根据权利要求13或14所述的方法，包括：

当用户输入触发信号时，在第一操作模式下自动生成所述对象(12)的第一层析图，而在不同于所述第一操作模式的第二操作模式下自动生成所述对象的第二层析图。

17.根据权利要求12至14中任一项所述的方法，包括：

响应于由用户输入的指令，改变所述测量深度和所述轴向分辨率中的至少一个。

18.根据权利要求12至14中任一项所述的方法，包括：

生成时钟信号；以及

控制所述探测器(34)根据所述时钟信号来执行所述强度获取。

19.根据权利要求18所述的方法，其中，所述时钟信号具有周期性定时。

20.根据权利要求18所述的方法，其中，所述时钟信号具有适于允许所述探测器(34)随发射光的波长成线性地执行所述强度获取的定时。

21.根据权利要求18所述的方法，其中，所述时钟信号具有适于允许所述探测器(34)随发射光的波数成线性地执行所述强度获取的定时。

22.根据权利要求21所述的方法，包括：

将所述发射光的一部分引导至马赫-曾德尔干涉仪以生成被引导光的自相关信号；

基于所述自相关信号来确定所述时钟信号。