DE102010032138A1

DE102010032138A1 - OCT-basiertes, ophthalmologisches Messsytem

Info

Publication number: DE102010032138A1
Application number: DE102010032138A
Authority: DE
Inventors: Dr. Hacker Martin; Thomas Pabst; Ralf Ebersbach; Gerard Antkowiak
Original assignee: Carl Zeiss Meditec AG
Current assignee: Carl Zeiss Meditec AG
Priority date: 2010-07-24
Filing date: 2010-07-24
Publication date: 2012-01-26
Also published as: US8845097B2; WO2012013283A1; US20130120711A1

Abstract

Die vorliegende Erfindung betrifft ein ophthalmologisches Messsystem zur Bestimmung von Abständen bzw. zur tomographischen Abbildung von Augenstrukturen, welches auf einem OCT-Verfahren basiert. Das erfindungsgemäße Messsystem besteht aus einer Lichtquelle mit einer Schwerpunktwellenlänge λ, einer interferometrischen Messanordnung, einem Scanner-System, welches neben der seitlichen Ablenkung des Probenstrahlens auch axiale Modulationen mit einer Frequenz f im Probenarm aufweist, sowie ein sind hierbei Systeme zu verstehen, die eine seitliche, zweidimensionale Ablenkung des Probenstrahles mit Hilfe eines oder auch zweier, separater Spiegelelemente realisieren und insbesondere axiale Modulationsamplituden zM >> λ/2 aufweisen können. Die Anwendung des vorgeschlagenen Messsystems ist insbesondere für den Bereich der Ophthalmologie, zur Bestimmung von Abständen bzw. zur tomographischen Abbildung von Augenstrukturen vorgesehen. Es bietet die Möglichkeit des Einsatzes kostengünstiger Scanner-Systeme, wodurch sich der Aufbau der Gesamtgeräte wesentlich vereinfacht. Es ist jedoch auch für Scanner-Systeme auf anderen Gebieten anwendbar, die ein OCT-Verfahren, insbesondere ein Swept-source-OCT-Verfahren verwenden.

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft ein ophthalmologisches Messsystem zur Bestimmung von Abständen bzw. zur tomographischen Abbildung von Augenstrukturen, welches auf einem OCT-Verfahren basiert.
Nach dem Stand der Technik haben sich für die Bestimmung von Abständen bzw. zur tomographischen Abbildung von Augenstrukturen Verfahren und Messgeräte bewährt, die auf konfokalen Scansystemen oder der optischen Kohärenztomographie (OCT = optical coherence tomography) basieren.
Der große technologische Vorteil der OCT ist die Entkopplung der Tiefenauflösung von der transversalen Auflösung. Im Gegensatz zur Mikroskopie kann dadurch die dreidimensionale Struktur des zu untersuchenden Gegenstandes erfasst werden. Die rein reflexive und damit berührungslose Messung ermöglicht die Erzeugung mikroskopischer Bilder von lebendem Gewebe (in vivo).
Bei den OCT-Verfahren wird kohärentes Licht mit Hilfe eines Interferometers zur Entfernungsmessung und Bildgebung an reflexiven und streuenden Proben eingesetzt. Am menschlichen Auge liefern die OCT-Verfahren beim Scan in die Tiefe, aufgrund der an optischen Grenzflächen auftretenden Änderungen des Brechungsindexes und aufgrund von Volumenstreuung, messbare Signale. Bei der optischen Kohärenztomographie handelt es sich um ein sehr empfindliches und schnelles Verfahren zur interferometrischen Bildgebung, das insbesondere im medizinischen Bereich und in der Grundlagenforschung weite Verbreitung gefunden hat. OCT-Abbildungen (OCT-Scans) von Augenstrukturen werden in der Augenheilkunde vielfach zur Diagnose und Therapiebegleitung, sowie zur Planung von Eingriffen und zur Auswahl von Implantaten eingesetzt. Ein Beispiel für die OCT-gestützt Diagnose ist die Nutzung von OCT-Scans der Netzhaut für die Bestimmung der retinalen Nervenfaserschichtdicken (RNFL) zur Diagnose des Glaukoms und zur Verfolgung des Krankheitsverlaufs.
Das beispielsweise in US 5,321,501 beschriebene Grundprinzip des OCT-Verfahrens basiert auf der Weißlicht-Interferometrie und vergleicht die Laufzeit eines rückgestreuten Probensignals (oder auch Messsignals) mit einem Referenzsignal mit Hilfe eines Interferometers (meist Michelson-Interferometer). Dabei wird der Arm mit bekannter optischer Weglänge (= Referenzarm) als Referenz zum Messarm, in dem sich die Probe befindet, herangezogen. Die Interferenz der Signale aus beiden Armen ergibt ein Muster, aus dem man die Streuamplituden in Abhängigkeit von der optischen Verzögerungen zwischen den Armen bestimmen kann und somit ein tiefenabhängiges Streuprofil, dass in Analogie zur Ultraschalltechnik als A-Scan bezeichnet wird. Schnelle Variationen der optischen Verzögerung zwischen Mess- und Referenzarm lassen sich beispielsweise mittels Faserstrecken ( EP 1 337 803 A1 ) oder sogenannter rapid-scanning optical delays (RSOD) realisieren ( US 6,654,127 B2 ). In den mehrdimensionalen Rasterverfahren wird der Strahl dann transversal in einer oder zwei Richtungen geführt, womit sich ein flächiger B-Scan oder ein dreidimensionales Volumentomogramm aufnehmen lässt. Wird die Referenzarmlänge konstant gehalten, kann bei lateralem Scannen des Messstrahles in zwei Richtungen ein flächiger C-Scan gewonnen werden.
Dabei wird der Arm mit bekannter optischer Weglänge (= Referenzarm) als Referenz zum Messarm (auch Probenarm genannt) herangezogen. Die Interferenz der Signale aus Referenz und Probenarm ergibt ein Interferenzmuster, aus dem man die relative optische Weglänge von Streusignalen innerhalb eines A-Scans (Tiefensignal) herauslesen kann. In den eindimensionalen Rasterverfahren wird der Strahl dann, analog zur Ultraschalltechnik transversal in einer oder zwei Richtungen geführt, womit sich ein flächiger B-Scan, ein C-Scan oder ein dreidimensionales Tomogramm aufnehmen lässt. Üblicherweise wird unter einem C-Scan ein flächiges Tomogramm verstanden, welches durch zweidimensionales Scannen bei konstanter Referenzarmlänge in einen Zeitdomänen-OCT gewonnen wurde. Im Folgenden soll aber dieser Begriff als Synonym für alle Scans benutzt werden, die auf zweidimensionalem Scannen beruhen, also auch für Volumenscans. Dabei werden die Amplitudenwerte der einzelnen A-Scans in linearen oder logarithmierten Graustufen- oder Falschfarbenwerten dargestellt. Bekannt ist weiterhin, dass Volumenscan durch Vergleich mit B-Scan hinsichtlich von Störungen durch Probenbewegungen korrigiert werden können ( US7365856 ). Durch A. H. Bachmann u. a. ist nach [1] weiterhin bekannt, dass durch phasenaufgelöste Messung, insbesondere durch Dopplersignalauswertungen, zusätzliche Informationen über dynamische Vorgänge gewonnen und dargestellt werden können.
Die Aufnahme von A-Scans erfolgt üblicherweise mit 400 Hz bis 400 kHz, in Ausnahmefällen sogar im MHz-Bereich. Ophthalmologische OCT-Systeme weisen dabei typische Sensitivitäten von 80 dB bis 110 dB auf. Die genutzte Wellenlänge hängt von dem angestrebten Scanbereich und dem Absorptions- und Streuverhalten des Gewebes ab. Retinale OCTs arbeiten meist im Bereich von 700 nm bis 1100 nm, während Vorderkammer-OCT bevorzugt längerwellige Strahlung, von beispielsweise 1300 nm nutzen, die im Glaskörper absorbiert wird. Vorderkammer-OCTs können aber auch durch Umschaltung von retinalen OCTs realisiert werden ( US 2007/0291277 A1 ).
Die axiale Messauflösung des OCT-Verfahrens wird durch die sogenannte Kohärenzlänge der eingesetzten Lichtquelle bestimmt, die umgekehrt proportional zur Bandbreite der genutzten Strahlung ist, und liegt typischerweise zwischen 3 μm und 30 μm (Kurzkohärenz-Interferometrie). Die laterale Messauflösung wird durch den Querschnitt des Messstrahls im Scanbereich bestimmt und beträgt zwischen 5 μm und 100 μm, bevorzugt unter 25 μm. Aufgrund seiner besonderen Eignung zur Untersuchung optisch transparenter Medien ist das Verfahren in der Ophthalmologie weit verbreitet.
Bei den in der Ophthalmologie verwendeten OCT-Verfahren haben sich zwei verschiedene Grundtypen durchgesetzt. Zur Bestimmung der Messwerte wird beim ersten Typ der Referenzarm in der Länge verändert und kontinuierlich die Intensität der Interferenz gemessen, ohne dass dabei das Spektrum berücksichtigt wird. Dieses Verfahren wird als „Time Domain”-Verfahren bezeichnet ( US 5,321,501 A ). Bei dem anderen, als „Frequency Domain” bezeichneten Verfahren, wird hingegen zur Bestimmung der Messwerte das Spektrum berücksichtigt und die Interferenz der einzelnen spektralen Komponenten erfasst. Deshalb spricht man einerseits vom Signal in der Zeitdomäne (Time Domain) und andererseits vom Signal in der Frequenzdomäne (Frequency Domain, FD-OCT).
Der Vorteil des „Frequency Domain”-Verfahrens liegt in der einfachen und schnellen simultanen Messung, wobei vollständige Informationen über die Tiefe ermittelt werden können, ohne bewegliche Teile zu benötigen. Dies erhöht die Stabilität und die Geschwindigkeit ( US 7,330,270 B2 ).
Beim Frequenzdomänen-OCT wird weiterhin unterschieden, ob die spektrale Information mittels eines Spektrometers gewonnen wird (”spectral domain OCT”, SD-OCT) oder mittels der spektralen Durchstimmung der Lichtquelle („swept source OCT”, SS-OCT).
Eine Vorrichtung zur Swept Source Optical Coherence Domain Reflectometry, mit der ein gesamtes Auge in einem A-Scan gemessen werden kann. ist in der noch nicht veröffentlichten Schrift DE 10 2008 063 225.2 beschrieben. Dazu verfügt die Vorrichtung über eine durchstimmbare Laser-Lichtquelle, mit einer definierten spektralen Linienbreite und einer definierten Durchstimmung, sowie mindestens einem Empfänger für das aus der Probe zurück gestreute Licht. Damit wird insbesondere eine aufwandgeringe und effiziente Abstandsmessungen über die Gesamtlänge des Auge realisiert, da, trotz typischer Augenbewegungen von bis zu 1000 μm/s und bei nur moderaten Anforderungen an die an die Durchstimmrate der Laser-Lichtquelle, störende Signalverluste infolge von Probenverschiebungen bei Abstandsmessungen zwischen Flächen der Hornhaut, Kornea und Retina vermieden werden.
Der große Vorteil der OCT-Verfahren liegt, wie bereits erwähnt, in der berührungslosen Messung und der Erzeugung mikroskopischer Bilder und sogar dreidimensionaler Strukturen des zu untersuchenden Gegenstandes und insbesondere des (in vivo) zu untersuchenden lebenden Gewebes. Eine mögliche Fehlerquelle, die die Erzeugung genauer Messwerte und Topogramme behindert, stellen Bewegungen der Probe während des Messvorganges dar. Nach dem Stand der Technik ist bekannt, dass die Auswirkungen von Probenbewegungen durch die Verwendung von swept-source OCT (SS-OCT) oder gepulstem spektral-domain OCT (SD-OCT) verringert werden können.
So wird von S. H. Yun u. a. in [2] ausgeführt, dass die durch Bewegung der Probe und/oder Sonde während der Belichtungszeit erzeugten, deutlichen Bewegungsartefakte durch kurze Beleuchtung der einzelnen CCD-Pixel erheblich reduziert werden können. Hierzu werden gepulste oder durchstimmbare Breitbandlichtquellen verwendet. Durch eine sogenannte „Snap-shot”-Beleuchtung können axiale Profile einer Probe mit stark reduzierten Bewegungsartefakten erzeugt werden. Es wurde festgestellt, dass die Verwendung gepulster oder durchstimmbarer Breitbandlichtquellen eine tatsächliche Alternative zur Verwendung von teuren High-Speed-Kameras in Verbindung mit „Time Domain”-Verfahren darstellen kann.
Außer durch die Bewegung der Probe und/oder der Sonde können die Messergebnisse auch durch ungewollte Bewegungen des Scanner-Systems negativ beeinflusst werden. Insbesondere diejenigen Bewegungsanteile, die die optische Weglänge vom Messsystem bis zur Probe und zurück variieren, stören die Interferenzen im Messsystem und damit die Messergebnisse. Diese störenden Variationen des optischen Weges werden im Folgenden als ”axiale Modulation” durch den Scanner bezeichnet.
Während die Bewegungen von Probe und/oder Sonde mit Geschwindigkeiten von wenigen mm/s, d. h. wenigen Hz langsam sind und relativ einfach kompensiert werden können, trifft dies für die eher hochfrequenten, axialen Modulationen des Scannersystems nicht mehr zu.
Nach dem bekannten Stand der Technik werden die auftretenden, axialen Modulationen von Scannersystemen bisher nicht kompensiert, sondern durch den Einsatz qualitativ hochwertiger Scanner vermieden oder zumindest minimiert. Hierzu werden in der Regel einachsige Scanner mit geringen mechanischen Durchbiegungen senkrecht zur Drehachse (Torsionsmoden) eingesetzt. Zur Vermeidung von „fringe-washout” werden bei bekannten OCT-Systemen die Aufnahmezeiten τ für einen A-Scan auf sehr viel weniger als 1/f reduziert und/oder Scanner-Systeme mit axialen Modulationsamplituden von weit unter λ/2 verwendet. Beide Varianten sind allerdings sehr kostenintensiv.
Ein Beispiel für die Verwendung solch stabiler Scanner ist in [4] gegeben. Hier werden diese Scanner zur dezentrierten Ablenkung eines Messstrahls eingesetzt, um sehr kleine, definierte Phasenmodulationen des optischen Weges im Messarm bzw. Dopplerverschiebungen zu realisieren, die eine Rekonstruktion voller bzw. komplexer FD-OCT-Signale erlauben. Hierbei sind die nutzbaren Modulationen durch den einsetzenden Fringe-washout im verwendeten SD-OCT-System begrenzt.
Als besonders stabil laufende Scanner finden entweder gleichmäßig rotierende Polygonspiegel oder schwingende Galvanometerspiegel Verwendung. Polygonspiegel können zwar sehr schnell und stabil scannen, sind jedoch auf ein bestimmtes Ablenkmuster in eine bestimmte Richtung festgelegt. Zudem sind sie sehr laut und teuer. Im Gegensatz dazu können Galvanometerspiegel zwar verschiedene Scanmuster realisieren, benötigen aber einen sehr großen elektronischen Regelaufwand. Aufgrund dessen kommen in ophthalmologischen Geräten als Scanner-Einheit auch oft Kombinationen beider Systeme zum Einsatz.
Die am häufigsten benutzten Ablenksysteme in ophthalmologischen Scannern, wie in der Schrift US 2008/231808 A1 beschrieben, besitzen moderne Galvanometer-Scanner ein optisches Lageerfassungssystem, mit dem über eine elektronische Regeleinheit eine aktive Regelung der Spiegelbewegung, einschließlich der Dämpfung von Störungen ( US 5,999,302 A ) möglich ist. Nachteilig wirkt sich bei diesen Systemen zusätzlich aus, dass sie sehr aufwändig und teuer sind.
Die Verwendung einfacher Scannersysteme, die beispielsweise die Probenstrahlen gleichzeitig in zwei Richtungen auslenken können, bringen allerdings den Nachteil mit sich, dass durch die erhöhten Zahl von Lagern und die Größe der Aufhängungen eine ausreichende steife Auslegung mit Toleranzen, die sehr viel kleiner als die Wellenlänge sind und somit im Submikrometerbereich liegen, extrem schwierig, so dass eine Minimierung auftretender, axialer Modulationen kaum möglich ist.
Ein derartiges, einfaches Scannersystem ist beispielsweise in der noch nicht veröffentlichten Schrift DE 10 2009 041 995.0 beschrieben. Die optische Ablenkeinheit ist insbesondere für ophthalmologische Diagnose- und Therapiegeräte vorgesehen und verfügt über einen Ablenkspiegel, einen Positionssensor und eine Ansteuereinheit, die einen Regelkreis zur Minimierung der Abweichung der vom Positionssensor erfassten, tatsächlichen Lagen von den angestrebten Lagen des Ablenkspiegels bilden. Als optische Ablenkeinheit dient ein, aus einem von berührungslosen, elektro-magnetischen Antrieben um mindestens eine Drehachse schwingend bewegbaren Ablenkspiegel, der in Richtung der mindestens einen Drehachse zwischen mindestens zwei Lagern angeordnet ist.
In der US 2009/225324 A1 wird ein Hochgeschwindigkeits-Endoskop zur optischen Kohärenz-Tomographie beschrieben, der auf einem Zweiachsen-Mikrospiegel basiert. Da der Zweiachsen-Mikrospiegel gewöhnlich mit Frequenzen zwischen 100 und 1000 Hz bewegt wird, ist folglich für die Messwertermittlung ein schnelles OCT-Verfahren erforderlich. Verwendung findet hierzu ein Multifunktions-SD-OCT System, mit dem dreidimensionale, intensitäts- bzw. polarisationsempfindliche Tomogramme realisiert werden können.
Aus dem Stand der Technik ist weiterhin bekannt, dass es bei optischen Weglängenmodulationen von mehr als Wellenlängenbruchteilen pro aufgenommenem A-Scan im OCT starke Signalverluste infolge von sogenanntem ”Fringewashout” zu erwarten sind. Von S. H. Yun u. a. wird in [3] dokumentiert, dass der Effekt dabei so weit gehen kann, dass bei optischen Weglängenvariationen von λ/2 pro aufgenommenem A-Scan ein vollständiger Signalverlust drohen kann, da sich konstruktive und destruktive Interferenzen unter Umständen herausmitteln.
Literatur:

[1] A. H. Bachmann, M. L. Villiger, C. Blatter, T. Lasser and R. A. Leitgeb, "Resonant Doppler flow imaging and optical vivisection of retinal blood vessels", Vol. 15, No. 2/OPTICS EXPRESS 408.
[2] S. H. Yun, G. J. Teamey, J. F. de Boer, and B. E. Bouma, "Pulsed-source and swept-source spectral-domain optical coherence tomography with reduced motion artifacts", Vol. 12, No 23/OPTICS EXPRESS 5614.
[3] S. H. Yun, G. J. Tearney, J. F. de Boer, and B. E. Bouma, "Motion artifacts in optical coherence tomography with frequency-domain ranging", Vol. 12, No. 13/OPTICS EXPRESS 2980.
[4] Lin An and Ruikang K. Wang, "Use of a scanner to modulate spatial interferograms for in vivo full-range Fourier-domain optical coherence tomography", Vol. 32, No. 23/OPTICS LETTERS

Der vorliegenden Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde ein OCT-basiertes, ophthalmologisches Messsystem zu entwickeln, bei dem der Einfluss auftretender, axialer Modulationen des Scan-Systems kompensiert oder zumindest minimiert ist.
Diese Aufgabe wird mit dem OCT-basierten, ophthalmologischen Messsystem, bestehend aus einer Lichtquelle mit einer Schwerpunktwellenlänge λ, einer interferometrischen Messanordnung, einem Scanner-System, welches neben der seitlichen Ablenkung des Probenstrahlens auch axiale Modulationen mit einer Frequenz f im Probenarm verursacht sowie einer Steuer- und Auswerteeinheit, dadurch gelöst, dass das Messsystem ein Swept-source-OCT-System ist und die Durchstimmzeit dλ/dt der durchstimmbar ausgeführten Lichtquelle an die angestrebte maximale Messtiefe z und die Frequenz f der axialen Modulation des Scanner-Systems angepasst ist
Erfindungsgemäß wird die Aufgabe durch die Merkmale der unabhängigen Ansprüche gelöst. Bevorzugte Weiterbildungen und Ausgestaltungen sind Gegenstand der abhängigen Ansprüche.
Eine besonders vorteilhafte Ausgestaltung ergibt sich, wenn die Amplitude z_M der axialen Modulation des Scanner-Systems kleiner ist als die Auflösung δz des Swept-source-OCT-Systems. Dabei können die Durchstimmzeiten dλ/dt der Lichtquelle selbst bei axialen Modulation mit Frequenzen f zwischen 100 Hz und 10.000 Hz, bei mindestens λ²·f/(4z) und insbesondere auch über λ²·f/z liegen. Zur Anpassung der Durchstimmzeiten der Lichtquelle an zu erwartende Modulationsfrequenzen können letztere auch durch Analyse mechanischer Resonanzen mittels Computersimulation ermittelt werden, beispielsweise mittels FEM (Finite Elemente Methode).
Die Anwendung des vorgeschlagenen, OCT-basierten Messsystems ist insbesondere für den Bereich der Ophthalmologie und dort zur Bestimmung von Abständen bzw. zur tomographischen Abbildung von Augenstrukturen vorgesehen.
Insbesondere in diesem Bereich bietet die Lösung die Möglichkeit des Einsatzes kostengünstiger Scanner-Systeme, wodurch sich der Aufbau der Gesamtgeräte wesentlich vereinfacht.
Das vorgeschlagene Messsystem ist jedoch auch für Scanner-Systeme auf anderen Gebieten anwendbar, die ein OCT-Verfahren, insbesondere ein Swept-source-OCT-Verfahren verwenden können.
Die Erfindung wird nachfolgend anhand von Ausführungsbeispielen näher beschrieben. Zur besseren Veranschaulichung der erfinderischen Lösung zeigen die Figuren B-Scans einer Glasplatte:
1: bei Verwendung eines Scanner-Systems mit einer Amplitude z_M der axialen Modulation von z_M > λ/10, insbesondere z_M = ±2 μm,
2: bei Verwendung eines Scanner-Systems mit einer Amplitude z_M der axialen Modulation von z_M >> λ/2, insbesondere z_M = ±10 μm und
3: bei Verwendung eines ophthalmologisches Messsystem nach dem Stand der Technik mit einer Amplitude z_M der axialen Modulation von z_M > λ/2, insbesondere z_M = ±10 μm.
Das erfindungsgemäße, OCT-basierte ophthalmologische Messsystem besteht aus einer Lichtquelle mit einer Schwerpunktwellenlänge λ, einer interferometrischen Messanordnung, einem Scanner-System, welches neben der seitlichen Ablenkung des Probenstrahlens auch axiale Modulationen mit einer Frequenz f im Probenarm aufweist, sowie einer Steuer- und Auswerteeinheit. Als Scanner-System sind hierbei Systeme zu verstehen, die eine seitliche, zweidimensionale Ablenkung des Probenstrahlens mit Hilfe eines oder auch zweier, separater Spiegelelemente realisieren und insbesondere axiale Modulationsamplituden z_M >> λ/2 aufweisen können.
Als Messsystem kommt hierbei ein Swept-source-OCT-System zur Anwendung. Die Durchstimmzeit dλ/dt der durchstimmbar ausgeführten Lichtquelle ist an die angestrebte maximale Messtiefe z und die Frequenz f der axialen Modulation des Scanner-Systems angepasst.
Die angestrebte maximale Messtiefe z richtet sich in der Ophthalmologie nach der Länge der zu vermessenden Augen, die typischer Weise zwischen ca. 20 und 32 mm (extrem zwischen 14 und 40 mm) variiert, wobei auch noch die Brechungsindizes der Augenmedien zu berücksichtigen sind. Setzt man einen mittleren Brechungsindex von 1,36 an, sowie einen Justagebereich von 5 mm in Luft, so erhält man eine benötigte optische Messtiefe z von ca. 60 mm.
Damit bleibt die „Verweildauer” des Messsystems bei den einzelnen Modulationen des Interferenzsignals klein gegenüber den mechanischen Modulationsfrequenzen f des Scanner-Systems. Die Effekte des „fringe-washout” können somit vermieden werden, obwohl die Gesamtaufnahmedauer für einen A-Scan deutlich größer als 1/f sein kann.
Für den Bereich der Ophthalmologie ist es von Vorteil, dass die Schwerpunktwellenlänge λ der Lichtquelle in einem Bereich von 700 nm bis 900 nm, insbesondere bei 800 nm bzw. in einem Bereich von 1000 nm bis 1100 nm, insbesondere bei 1060 nm liegt. Dabei weist die Lichtquelle um die Schwerpunktwellenlänge λ vorzugsweise eine Bandbreite Δλ von 3 nm bis 100 nm auf.
Durch die Verwendung eines Swept-source-OCT-Systems als ophthalmologisches Messsystem, sowie die Anpassung der Durchstimmzeit dλ/dt der Lichtquelle an die Messtiefe z und die Frequenz f der axialen Modulation des Scanner-Systems, können Scanner-Systeme zum Einsatz kommen, deren axiale Modulationsamplitude z_M deutlich mehr als nur Bruchteile der Wellenlänge λ betragen kann. Insbesondere kann die die Amplitude z_M der axialen Modulation des Scanner-Systems während der Durchstimmzeit dλ/dt mehr als λ/10 bis λ/2, sogar auch mehr als 1 μm betragen.
In einer besonders vorteilhaften Ausgestaltung des erfindungsgemäßen, ophthalmologischen Messsystems ist die Amplitude z_M der axialen Modulation des Scanner-Systems kleiner als die Auflösung δz des Swept-source-OCT-Systems, die sich nach folgender Gleichung ermitteln lässt: δz = 2·In(2)·λ²/(Δλ·π) (1) in der Δλ der Bandbreite der Lichtquelle entspricht. Die axialen Modulationen führen hierbei nicht zu einer Verringerung der axialen Auflösung δz des Swept-source-OCT-Systems.
Prinzipiell sind mit der erfindungsgemäßen Lösung aber auch Messungen möglich, wenn die Amplitude z_M der axialen Modulation des Scanner-Systems größer als die Auflösung δz des Swept-source-OCT-Systems ist. Die an die angestrebte maximale Messtiefe z und die Frequenz f einer axialen Modulation des Scanner-Systems angepasste Durchstimmzeit dλ/dt der Lichtquelle beträgt selbst bei Frequenzen f der axialen Modulation zwischen 100 Hz...10.000 Hz, mindestens dλ/dt = λ²·f/4z und insbesondere auch über dλ/dt = λ²·f/z. Diese Bedingung kann auch für mehrere Frequenzen erfüllt werden, falls mehrere axiale Modulationen überlagert sind.
Hierzu zeigen die 1 bis 3 B-Scans einer Glasplatte. Da die Dicke der Glasplatte und die maximale Messtiefe von z = 10 mm hierbei größer als der dargestellte Bereich sind, werden nur Ausschnitte der B-Scans mit einer Grenzfläche dargestellt.
Diese wurden unter Verwendung eines Swept-source-OCT-Systems (SS-OCT), einer durchstimmbaren Lichtquelle mit einer Schwerpunktwellenlänge λ = 1 μm und einer Durchstimmzeit dλ/dt = 30 nm/ms sowie eines Scanner-Systems mit einer Modulationsamplitude z_M von mehr als λ/10 aufgenommen.
Bei einer Auflösung des Swept-source-OCT-Systems von δz = 7 μm/Pixel betrug die laterale Scangeschwindigkeit 10 μm/Pixel bzw. 1 ms/Pixel.
Die in 1 dargestellten B-Scans wurden bei Verwendung eines Scanner-Systems mit einer Modulationsfrequenz f von 200 Hz bis 2000 Hz und einer Modulationsamplitude von z_M = ±2 μm aufgenommen. Dem intensitätsmäßig gleichmäßigen Signalverlauf von 1 ist zu entnehmen, dass weder die Amplitude z_M noch die Frequenz f der axialen Modulation des Scanner-Systems bei dem erfindungsgemäßen, ophthalmologischen Messsystem einen Einfluss auf die Signalerfassung haben konnte. Eine Verringerung der axialen Auflösung des SS-OCT-Systems infolge der axialen Modulationen des Scanner-Systems ist ebenfalls nicht zu verzeichnen.
Im Gegensatz dazu zeigt die 2 B-Scans, die zwar auch bei Verwendung eines Scanner-Systems mit einer Modulationsfrequenz f von 200 Hz bis 2000 Hz aufgenommen wurden, allerdings beträgt dessen Modulationsamplitude z_M = ± 10 μm.
Wie dem Signalverlauf von 2 zu entnehmen ist, sind prinzipiell auch Messungen möglich, wenn die Modulationsamplitude z_M des Scanner-Systems größer als die Auflösung δz des Swept-source-OCT-Systems ist. Dabei kommt es zwar zu verschobenen Grenzflächensignalen im B-Scan und damit zu einem unregelmäßigen Signalverlauf. Zu einem sogenanntem ”Fringe-washout” oder gar einem vollständigen Signalverlust wie im Stand der Technik kommt es jedoch nicht.
Obwohl bei größeren Modulationsamplituden z_M des Scanner-Systems, insbesondere wenn diese größer sind als die Auflösung δz des Swept-source-OCT-Systems, mit einer Beeinflussung der Messergebnisse durch Verschiebung zu rechnen ist, kann mit der erfinderischen Lösung trotzdem gewährleistet werden, dass ein hinsichtlich der Intensität durchgängiger Signalverlauf aufgenommen werden kann.
In einer besonders vorteilhaften Variante verfügt das OCT-basierte, ophthalmologische Messsystem über eine zusätzliche, bekannte Referenzstruktur. Die interferometrische Messanordnung ist dabei so ausgebildet, dass gleichzeitig Referenzstruktursignale der zusätzlichen, bekannten Referenzstruktur und Messsignale vom Auge erzeugt werden können und die Steuer- und Auswerteeinheit in der Lage ist, die durch die axialen Modulationen des Scanner-Systems verursachten Störungen der Referenzstruktursignale auszuwerten und zur Korrektur der Messsignale vom Auge zu nutzen. Die Referenzstruktur verfügt dabei über mindestens eine Grenzfläche und ist vorzugsweise eine plane Glasplatte.
Die an der (planen) Grenzfläche erzeugten Referenzstruktursignale spiegeln die durch die axialen Modulationen des Scanner-Systems verursachten Störungen direkt wieder. Die Korrektur der vom Auge erzeugten Messsignale kann somit durch einfache (identische) Verschiebungen erfolgen. Hierbei können durch Interpolation sogar Verschiebungen um Pixelbruchteile erfolgen.
In einer ersten Ausgestaltung hierzu wird die Referenzstruktur vor dem Auge angeordnet. Beim Messvorgang wird die Referenzstruktur so einfach „mitgemessen”, indem die Grenzfläche der als Referenzstruktur dienenden, planen Glasplatte einen Anteil des Messstrahles als Referenzstruktursignal zurückwirft. Die Erzeugung der Referenzstruktursignale erfolgt dabei vor und/oder nach dem Auge, d. h. auf dem Hinweg und/oder Rückweg des Messlichtes.
In einer zweiten Ausgestaltung verfügt das OCT-basierte, ophthalmologische Messsystem über ein Element zur Auskopplung eines Teiles des Messstrahles, so dass von der interferometrischen Messanordnung gleichzeitig Referenzstruktursignale einer zusätzlich vorhandenen, bekannten Referenzstruktur und Messsignale vom Auge erzeugt werden können. Dabei ist die Steuer- und Auswerteeinheit in der Lage, die durch die axialen Modulationen des Scanner-Systems verursachten Störungen der Referenzstruktursignale auszuwerten und zur Korrektur der Messsignale vom Auge zu nutzen.
Vorzugsweise ist das Element zur Auskopplung eines Teiles des Messstrahles nach dem Scanner-System angeordnet. Dabei wird durch eine geeignete Gestaltung und/oder Beleuchtung der Struktur der Referenzstruktur gewährleistet, dass reproduzierbare Referenzstruktursignale gewonnen werden können.
Dadurch ist es möglich den Einfluss der axialen Modulationen des Scanner-Systems auf die Messergebnisse weiter zu verringern. Dazu wird mit einem Messstrahlanteil neben der Probe gleichzeitig auch die Referenzstruktur bekannter Form vermessen. Aus den gewonnenen Referenzstruktursignalen werden von der Steuer- und Auswerteeinheit Formabweichungen der Referenzstruktur ermittelt und zur Korrektur der Messsignale vom Auge genutzt.
Die in 3 dargestellte schematische Abbildung dient der besseren Veranschaulichung der Vorteile der erfinderischen Lösung, indem sie einen möglichen Signalverlauf bei der Aufnahme von B-Scans einer Glasplatte entsprechend der 1 und 2, allerdings mit einem aus dem Stand der Technik bekannten Messsystem, wie einem nichtgepulsten SD-OCT, zeigt.
Wie bereits ausgeführt und der 3 zu entnehmen ist, können optische Weglängenmodulationen des Scanner-Systems von mehr als Wellenlängenbruchteilen im OCT zu sogenanntem ”Fringe-washout” oder gar zu vollständigem Signalverlust führen (dunkle Signalausfallbereiche).
In einer besonders vorteilhaften Ausgestaltung wird für das vorgeschlagene, OCT-basierte Messsystem ein einfaches Scanner-System mit nur einem Ablenkspiegel verwendet. Ein derartiges einfaches Scanner-System ist beispielsweise in der noch nicht veröffentlichten Schrift DE 10 2009 041 995.0 beschrieben. Als optische Ablenkeinheit dient hierbei ein, um mindestens eine aber vorzugsweise um zwei Drehachsen schwingend bewegbarer Ablenkspiegel.
Mit dem erfindungsgemäßen ophthalmologischen Messsystem wird eine Lösung zur Verfügung gestellt, mit dem der Einfluss auftretender, axialer Modulationen des Scann-Systems bei der Bestimmung von Abständen bzw. zur tomographischen Abbildung von Augenstrukturen basierend auf einem OCT-Verfahren kompensiert oder zumindest minimiert wird.
Dies wurde durch die Verwendung eines Swept-source-OCT-Systems als Messsystem in Verbindung mit einer durchstimmbaren Lichtquelle erreicht, wobei die Durchstimmzeit dλ/dt der Lichtquelle sowohl an die maximale Messtiefe z als auch an die Modulationsfrequenz f des Scanner-Systems angepasst wird.
Aus dem Stand der Technik sind bisher keine Lösungen bekannt, bei denen Scanner-Systeme mit großen axialen Modulationen, die insbesondere im Mikrometerbereich liegen können, erfolgreich zum Einsatz kommen.
Die vorgeschlagene, technische Lösung ist insbesondere für Scanner-Systeme interessant, die die Probenstrahlen gleichzeitig in zwei Richtungen auslenken. Bei diesen Systemen in Form nur eines Spiegelelementes ist nämlich durch die erhöhte Anzahl von Lagern und die Größe der Aufhängung eine ausreichende steife Auslegung für axiale Modulationen, insbesondere von mehr als nur Wellenlängenbruchteilen bzw. im Submikrometerbereich extrem schwierig.
Mit der vorgeschlagenen Lösung wird es möglich Scanner insbesondere für OCT-Systeme wesentlich kostengünstiger realisieren zu können, wenn diese neben der zu realisierenden Winkelablenkung auch axiale Weglängenmodulationen von deutlich mehr als nur Bruchteilen der Wellenlänge erlaubt sind.
ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Zitierte Patentliteratur

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Zitierte Nicht-Patentliteratur

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S. H. Yun, G. J. Tearney, J. F. de Boer, and B. E. Bouma, ”Motion artifacts in optical coherence tomography with frequency-domain ranging”, Vol. 12, No. 13/OPTICS EXPRESS 2980 [0025]
Lin An and Ruikang K. Wang, ”Use of a scanner to modulate spatial interferograms for in vivo full-range Fourier-domain optical coherence tomography”, Vol. 32, No. 23/OPTICS LETTERS [0025]

Claims

OCT-basiertes, ophthalmologisches Messsystem, bestehend aus einer Lichtquelle mit einer Schwerpunktwellenlänge λ, einer interferometrischen Messanordnung, einem Scanner-System, welches neben der seitlichen Ablenkung des Probenstrahlens auch axiale Modulationen mit einer Frequenz f im Probenarm verursacht sowie einer Steuer- und Auswerteeinheit, gekennzeichnet dadurch, dass das Messsystem ein Swept-source-OCT-System ist und die Durchstimmzeit dλ/dt der durchstimmbar ausgeführten Lichtquelle an die angestrebte maximale Messtiefe z und die Frequenz f der axialen Modulation des Scanner-Systems angepasst ist.
OCT-basiertes, ophthalmologisches Messsystem nach Anspruch 1, gekennzeichnet dadurch, dass die Schwerpunktwellenlänge λ der Lichtquelle in einem Bereich von 700 nm bis 900 nm, insbesondere bei 800 nm bzw. in einem Bereich von 1000 nm bis 1100 nm, insbesondere bei 1060 nm liegt.
OCT-basiertes, ophthalmologisches Messsystem nach mindestens einem der Ansprüche 1 und 2, gekennzeichnet dadurch, dass die Lichtquelle um die Schwerpunktwellenlänge λ eine Bandbreite Δλ von 3 nm bis 100 nm aufweist.
OCT-basiertes, ophthalmologisches Messsystem nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, gekennzeichnet dadurch, dass die Amplitude z_M der axialen Modulation des Scanner-Systems während der Durchstimmzeit dλ/dt mehr als λ/10 bis λ/2 und insbesondere auch mehr als 1 μm betragen kann.
OCT-basiertes, ophthalmologisches Messsystem nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, gekennzeichnet dadurch, dass die Amplitude z_M der axialen Modulation des Scanner-Systems kleiner ist als die Auflösung δz des Swept-source-OCT-Systems ist, δz = 2·In(2)·λ²/(Δλ·π) wobei Δλ der Bandbreite der Lichtquelle entspricht.
OCT-basiertes, ophthalmologisches Messsystem nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, gekennzeichnet dadurch, dass die Durchstimmzeit dλ/dt der Lichtquelle bei zu erwartenden axialen Modulation mit Frequenzen f zwischen 100 Hz und 10.000 Hz, mindestens λ²·f/(4z) und insbesondere auch über λ²·f/z beträgt.
OCT-basiertes, ophthalmologisches Messsystem nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, gekennzeichnet dadurch, dass eine zusätzliche, bekannte Referenzstruktur vorhanden ist und die interferometrische Messanordnung so ausgebildet ist, dass gleichzeitig Referenzstruktursignale der zusätzlichen, bekannten Referenzstruktur und Messsignale vom Auge erzeugt werden können und die Steuer- und Auswerteeinheit in der Lage ist, die durch die axialen Modulationen des Scanner-Systems verursachten Störungen der Referenzstruktursignale auszuwerten und zur Korrektur der Messsignale vom Auge zu nutzen.
OCT-basiertes, ophthalmologisches Messsystem nach Anspruch 7, gekennzeichnet dadurch, dass die Referenzstruktur über mindestens eine Grenzfläche verfügt.
OCT-basiertes, ophthalmologisches Messsystem nach Anspruch 7, gekennzeichnet dadurch, dass die Referenzstruktur eine plane Glasplatte ist.
OCT-basiertes, ophthalmologisches Messsystem nach mindestens einem der Ansprüche 7 bis 9, gekennzeichnet dadurch, dass die Referenzstruktur vordem Auge angeordnet ist.
OCT-basiertes, ophthalmologisches Messsystem nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, gekennzeichnet dadurch, dass ein Element zur Auskopplung eines Teiles des Messstrahles vorhanden ist, so dass von der interferometrischen Messanordnung gleichzeitig Referenzstruktursignale der zusätzlichen, bekannten Referenzstruktur und Messsignale vom Auge erzeugt werden können und die Steuer- und Auswerteeinheit in der Lage ist, die durch die axialen Modulationen des Scanner-Systems verursachten Störungen der Referenzstruktursignale auszuwerten und zur Korrektur der Messsignale vom Auge zu nutzen.
OCT-basiertes, ophthalmologisches Messsystem nach Anspruch 11, gekennzeichnet dadurch, dass das Element zur Auskopplung eines Teiles des Messstrahles nach dem Scanner-System angeordnet ist.