DE102011011277A1

DE102011011277A1 - Optimierte Vorrichtung zur Swept Source Optical Coherence Domain Reflectometry und Tomography

Info

Publication number: DE102011011277A1
Application number: DE102011011277A
Authority: DE
Inventors: Ralf Ebersbach; Martin Hacker
Original assignee: Carl Zeiss Meditec AG
Current assignee: Carl Zeiss Meditec AG
Priority date: 2011-02-11
Filing date: 2011-02-11
Publication date: 2012-08-16
Also published as: WO2012107307A1; US20130308097A1; US9492077B2

Abstract

Bei der kohärenz-optischen Vorrichtung wird Licht mit Hilfe eines Interferometers zur Entfernungsmessung und Bildgebung an reflektierenden und streuenden Flächen des menschlichen Auges verwendet. Die erfindungsgemäße, optimierte Vorrichtung besteht aus einer, auf den angestrebten Messbereich ZOCT abgestimmten, durchstimmbaren Lichtquelle mit einer Resonatorlänge LR, einer interferometrischen Messanordnung, einer Datenerfassungseinheit zur Erfassung der aus der Probe zurück gestreuten Lichtanteile und einer Datenverarbeitungseinheit. Dabei ist die Resonatorlänge LR der durchstimmbaren Lichtquelle nicht nur auf den angestrebten Messbereich ZOCT, sondern auch auf die gesamte interferometrische Messanordnung abgestimmt, so dass in der interferoine Störsignale im angestrebten Messbereich ZOCT erzeugen können. Die vorliegende Erfindung betrifft eine Vorrichtung zur SS OCDR und SS OCT und ist insbesondere in der Ophthalmologie für Ganzaugenscans am menschlichen Auge vorgesehen. Prinzipiell ist die Vorrichtung jedoch auch auf anderen technischen Gebieten einsetzbar, bei denen Entfernungen mit hoher Präzision interferometrisch gemessen werden sollen.

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft eine Vorrichtung zur Swept Source Optical Coherence Domain Reflectometry (SS OCDR) und Tomography (SS OCT), insbesondere am menschlichen Auge.
Die auf der optischen Kohärenzreflektometrie (OCDR = optical coherence domain reflectometry) bzw. der optischen Kohärenztomographie (OCT = optical coherence tomography) basierenden Verfahren und Messgeräte stellen die nach dem bekannten Stand der Technik verbreitetsten Lösungen zur biometrischen Vermessung und/oder tomographischen Abbildung von Augenstrukturen dar.
Bei diesen kohärenz-optischen Verfahren wird kohärentes Licht mit Hilfe eines Interferometers zur Entfernungsmessung und Bildgebung an reflektiven und streuenden Proben eingesetzt. Am menschlichen Auge liefern die 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. Die auf OCT-Scans basierenden Abbildungen von Augenstrukturen werden in der Augenheilkunde vielfach zur Diagnose und Therapiebegleitung, sowie zur Planung von Eingriffen und zur Auswahl von Implantaten eingesetzt.
Das beispielsweise in US 5,321,501 beschriebene Grundprinzip des OCT-Verfahrens basiert auf der Weißlicht-Interferometrie und vergleicht die Laufzeit eines Signals 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. 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. Dabei werden die Amplitudenwerte der einzelnen A-Scans in linearen oder logarithmierten Graustufen- oder Falschfarbenwerten dargestellt. Die Technik der Aufnahme einzelner A-Scans wird auch als optische Kohärenzdomänenreflektometrie (OCDR) bezeichnet, demgegenüber OCT durch laterales Scannen eine zwei- oder dreidimensionale Bildgebung realisiert.
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 aufgezeichnet, 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 erfasst und die Interferenz der einzelnen spektralen Komponenten ausgewertet.
Deshalb spricht man einerseits vom Signal in der Zeitdomäne (Time Domain) und andererseits vom Signal in der Frequenzdomäne (Frequency Domain). 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 ), wodurch insbesondere dreidimensionale OCT-Aufnahmen möglich wurden.
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).
Ein großer technologischer Vorteil der OCT ist die Entkopplung der Tiefenauflösung von der transversalen Auflösung. Dadurch können insbesondere auch bei begrenzten numerischen Aperturen sehr gute axiale Auflösungen erzielt werden, wie beispielsweise um Netzhautschichten trotz Aperturbegrenzung durch die Pupille in axiale Richtung mit hohen (< 20 μm) und höchsten Auflösungen (< 4 μm) untersuchen zu können. Die auf Rückstreuung und Reflektion basierende und damit berührungslose OCT-Messung ermöglicht somit die Erzeugung mikroskopischer Bilder von lebendem Gewebe (in vivo). Weiterhin vorteilhaft ist die effiziente Unterdrückung nichtkohärenter Störlichtanteile. ,Axial Richtung' bedeutet hierbei die Richtung des im A-Scan dargestellten Tiefenprofils. Infolge von lokalen Brechungen, kann diese auch in Teilen der A-Scans variieren, ist aber üblicherweise nahezu parallel zur optischen Achse oder zur Sehachse vom Hornhautvertex bis zur Fovea eines zu untersuchenden Auges.
Eine erste Anwendung der auf kohärenz-reflektometrischen Messungen (OCDR) basierenden Darstellung des Gesamttiefenprofils der Rückstreuung des Auges wird von F. Lexer und anderen in [1] beschrieben. Hier wird noch einmal betont, dass die genaue Kenntnis der intraokularen Distanzen ein wichtiges Hilfsmittel der modernen Augenheilkunde ist, beispielsweise zur Anpassung intraokularer Linsenimplantate. Während die axiale Augenlänge und der Vorderkammertiefe für die präzise Berechnungen der Brechkräfte von Intraokularlinsen für Kataraktoperationen zwingend erforderlich sind, ist die genaue Messung der Hornhautdicke für refraktive Chirurgie wichtig. Für die Diagnose verschiedener Krankheiten und die Überwachung der therapeutischen Wirkungen kann die Bestimmung der Dicke der retinalen Schichten hilfreich sein. Der in [1] beschriebene Lösungsansatz basiert auf einem SS-FD-OCDR-System mittlerer Qualität und ermöglicht es, die Abstände aller optischen Flächen im Auge über die gesamte Länge des Auges zu vermessen. Während beim Abtasten des gesamten Messbereiches von Modellaugen mit dem Lösungsansatz noch eine gute Auflösung erzielt werden konnte, war diese bei der gleichzeitigen „in vivo”-Messung dreier intraokularer Distanzen nicht mehr möglich. Es hat sich gezeigt, dass der Lösungsansatz für die Messung intraokularer Distanzen mit einer Genauigkeit bis bestenfalls 30 μm eine ausreichende Auflösung erreicht, für hochauflösendes OCDR oder OCT-Anwendungen allerdings nicht mehr geeignet ist.
In den Offenlegungsschriften US 2007/216909 A1 , US 2007/291277 A1 und US 2008/100612 A1 werden SD-OCT-Systeme beschrieben, die über einen umschaltbaren Fokus und/oder eine umschaltbare Referenzebene (zero-delay) der OCT-Anordnung verfügen. Dabei sollte der Fokus bei einem Netzhaut-Scan im Bereich der Netzhaut (Retina) und bei einem Hornhaut-Scan im Bereich der Hornhaut (Kornea) liegen. Damit ist ein OCT-Scan mit hoher lateraler Auflösung von anteriorem oder posteriorem Abschnitt des Auges möglich. Weiterhin ist beschrieben, dass ein retinaler Scan mit Scan-Rotationspunkt in der Iris/Pupillenebene günstig ist. Mit den hier vorgeschlagenen Lösungen können sowohl zweidimensionale Scans mit hoher Auflösung als auch dreidimensionale Scans (Datenwürfel) aufgenommen und ausgewertet werden.
Ein weiteres auf „Frequency Domain” basierendes OCT-System wird von Walsh und anderen in der WO 2010/009447 A2 beschrieben. Die spektralen Informationen werden entweder mittels eines Spektrometers (SD-OCT) oder mittels einer spektral durchstimmbaren Lichtquelle (swept source, SS-OCT) gewonnen. Hierbei kann das Auge in mehreren Abschnitten entlang der optischen Achse oder auch komplett mittels A-, B- oder C-Scan dargestellt werden. Die Lösung beschreibt sowohl ein Verfahren zum Ganzaugenscan, als auch aneinander gereihte Teilscans. Auch hier wird die Notwendigkeit des Scanrotationspunktes in der Pupille für einen Netzhaut-Scan hervorgehoben. Es werden weiterhin viele ophthalmologische Anwendungsmöglichkeiten von Ganzaugenscans beschrieben.
Das in der DE 10 2008 051 272 A1 beschriebene OCDR-System dient der interferometrischen Vermessung von Augenabschnittslängen über die gesamte Augenlänge. Es wird ein lateral scannendes OCDR-System beschrieben in dem auch der Fokus variabel oder umschaltbar ist, um durch Kombination optimale A-Scansignale zu realisieren. Es wird keine Lösung für die anatomisch korrekte Darstellung kombinierter Teil- oder Ganzaugen-OCT-Scans vorgeschlagen. Die von den Grenzflächen des Auges rückgestreute Strahlung wird interferometrisch aufgenommen und durch Zeitdomänen-, Spektraldomänen- oder Fourierdomänen-Kohärenzreflektrometrie ein Strukturen des Auges anzeigendes Messsignal erzeugt. Mit diesem OCDR-System wird eine Lösung zur Verfügung gestellt, mit der vorzugsweise mehrere hochpräzise Teilstreckenmessungen am Auge gleichzeitig erfolgen sollen. Mit dem vorgeschlagenen OCDR-System wird eine Lösung zur Verfügung gestellt, mit den Augenabschnittslängen über die gesamte Augenlänge hochgenau gemessen werden können. Tomographische OCT-Aufnahmen der anterioren und posterioren Augenabschnitte mittels A-, B oder C-Scan sind mit diesem System nicht möglich.
Ein auf langkohärenten, durchstimmbaren Lasern (swept-sources) basierendes OCDR-System mit über 40 mm Scantiefe in Gewebe wurde in DE 10 2008 063 225 A1 vorgeschlagen. Hiermit sind insbesondere gute Signalverhältnisse und geringe Bewegungsempfindlichkeit an allen Grenzflächen des Auges auch bei sehr langen Augen gut realisierbar, wie auch an einem Beispiel gezeigt ist. Ein auf einer relativ langkohärenten, durchstimmbaren Quelle basierendes OCT-system mit einem Tiefenbereich von nahezu 35 mm wird von Ch. Chong und anderen in [2] beschrieben. Mit dem vorgeschlagenen Lösungsansatz sind prinzipiell tomographische Bilder des ganzen Auges realisierbar, auf denen die Konturen von Hornhaut, Iris, Linse und Netzhaut ansatzweise sichtbar sind. Allerdings sind die Einzelheiten der Segmente bei der experimentellen Realisierung von schlechter Sichtbarkeit, da realisierte Lateralauflösungen und die Signalstärken eher gering sind. Wegen des starken Signalabfalls aufgrund der unzureichenden Kohärenzlänge der Quelle von nur 28 mm konnten nur Schweineaugen von ca. 20 mm geometrischer Länge vermessen werden. Für menschliche Augen von bis zu 40 mm geometrischer Länge ist das System unzureichend.
Von Reinstein und andere werden in [3] und [4] weiterhin tiefenaufgelöste Augenscans beschrieben, mit denen Bereiche im Auge darstellbar sind, welche nicht mittels OCT dargestellt werden können. Der Stand der Technik kennt beispielsweise hochaufgelöste Ultraschalldarstellungen von anterioren Bereichen des Auges einschließlich der Randbereiche der Augenlinse hinter der Iris oder der Lage von IOLs einschließlich der Haptiken hinter der Iris.
Vorteilhaft für die räumlichen Zuordnung von Messdaten ist die Registrierung von OCT-Scans untereinander oder eine räumliche Referenzierung und Korrektur mittels Referenzinformationen von anderen, nicht -tiefenauflösenden Messsystemen, beispielsweise mit Höheninformationen von Topographen wie von Tang und anderen in [3] beschrieben. Topographien oder Keratometrien sind neben Teilstreckenmessungen notwendige Parameter für die Anpassungen refraktiver, intraokolurer Implantate, wie IOLs.
In der DE 43 09 056 ist ein anderes auf der Kurzkohärenz basierendes Messverfahren beschrieben, bei dem Licht einer breitbandigen Lichtquelle in die Probe eingestrahlt und das aus verschiedenen Tiefen zurück gestreute Licht spektral analysiert wird. Aus einer Fourier-Transformation des detektierten Signals erhält man die Tiefeninformation. Diese Methode wird Spectral Domain OCDR (SD OCDR) oder wegen der genutzten Fourier-Transformation auch als Fourier Domain OCDR (FD OCDR) bezeichnet. Zu dieser Kategorie gehört auch die im Artikel [5] von S. H. Yun et al beschriebene Swept Source OCDR (SS OCDR), bei welcher die Lichtquelle spektral durchgestimmt wird und das vom Detektor aufgefangene Signal nach Fourier-Transformation ebenfalls die Tiefeninformation enthält. Die zur Realisierung von optischer Kohärenztomographie (OCT) notwendige Bildgebung wird hier, wie schon in US 5321501 für Time Domain OCT (TD OCT) gezeigt, mittels Galvo-Scannern realisiert, die den Messstrahl lateral über die Probe ablenken.
Ein erster Versuch, SS OCDR in der optischen Biometrie anzuwenden wurde von F. Lexer, C. K. Hitzenberger, A. F. Fercher und M. Kulhavy in [6] beschrieben. Diese Lösung zeigte, dass es prinzipiell möglich ist, die intraokularen Abstände im Auge zu messen, allerdings war die Messgenauigkeit mit 0,82 mm viel zu ungenau.
Eine Verbesserung dieser Lösung wurde von C. K. Hitzenberger, M. Kulhavy, F. Lexer, A. Baumgartner in [7] "In-vivo intraocular ranging by wavelenth tuning interferometry", SPIE [3251–6] 1998 offenbart. Hier wurde eine Auflösung von 0,15 mm erreicht, was aber immer noch nicht den Anforderungen entspricht. Um die Restfehler der bestimmten IOL-Refraktion auf 1/10 Dioptrien zu beschränken muss die Messgenauigkeit für die Augenlänge jedoch kleiner als 30 μm sein.
Insbesondere haben die OCDR und OCT-Verfahren an bewegten Proben, wie beispielsweise dem menschlichen Auge das Problem, dass sich die Probe während der Messung bewegen kann, was, wie von S. H. Yun et al. In [8] (2004), OPTICS EXPRESS 2977 diskutiert, die Signale deutlich verringern und verfälschen kann. Übliche Ansätze zur Behebung des Problems sind aufwendige ”tracking-methoden”, bei denen die Bewegung der Probe erfasst und die Messstrahlposition nachgeführt wird.
Solche Ansätze zur Kompensation typischer Bewegungen von einigen hundert Mikrometern pro Sekunde sind beispielsweise von Hammer et al. In [9] (2005), Journal of Biomedical Optics 10(2), 024038, sowie in US 2006/105903 beschrieben. Nachteilig ist bei solchen Ansätzen, dass, trotz des großen technischen Aufwandes, aufgrund der endlichen Latenzzeit solcher Systeme immer gewisse Nachführungsfehler resultieren, insbesondere bei sehr schnellen Augenbewegungen, wie Sakkaden.
Kohärenz-optische Systeme sind im Allgemeinen hochempfindlich, so dass sekundäre Lichtanteile, d. h. Störsignale infolge von Reflexen und Echos an Störstellen, wie Faserkopplern, Faserenden oder auch optischen Elementen mit reflexreduzierenden Maßnahmen nicht so weit unterdrückt werden können, dass keine störenden Interferenzen im Messbereich auftreten. Derartige Störsignale entstehen durch Reflektion von Anteilen des Mess- oder Referenzlichtes an Elementen oder Strukturen innerhalb der interferometrischen Messanordnung und überlagern die eigentlichen Messsignale, wodurch deren Auswertung wesentlich erschwert wird. Als Störstellen sind hierbei beispielsweise Faserkoppler, Faserenden oder Verbindungspunkte von in Faseroptik ausgeführten, interferometrischer Messanordnungen oder auch optische Elemente wie Filter, Linsen, Strahlteiler, Abschwächer, Zirkulatoren u. ä. anzusehen.
Bekannt ist, dass auf solchen Störstellen basierende Störsignale dann auftreten, wenn die optischen Wegunterschiede der an den Störstellen reflektierten und miteinander interferierenden Lichtanteile im Interferometer kleiner sind als die angestrebte zweifache Messtiefe des OCT-Systems (oder Linsenabstand kleiner als Messtiefe). Da die Sensitivität eines OCT-Systems leicht über 90 oder 100 dB betragen kann, ist eine direkte Verminderung der an den Störstellen generierten Lichtanteile im Allgemeinen nicht möglich. Eine übliche Entspiegelung bewirkt beispielsweise nur eine Reflexabschwächung um 20...30 dB. Immer höhere Anforderungen an die Rückflussdämpfung von Faserkopplern führten zwar zur Entwicklung von Steckverbindungen in Form von so genannten HRL- (engl.: high return loss) oder APC-Steckern (engl.: angled physical contact), bei denen die abgewinkelten, entspiegelten Faserenden im Bereich von –40 bis –60 dB reflektieren, jedoch ist dies im Vergleich zu den OCT-Sensitivitäten immer noch keine ausreichende Störreflexunterdrückung.
Im Folgenden werden die Auswirkungen derartiger Störsignale anhand von zwei Beispielen näher erläutert.
Hierzu zeigt die 1 aus Reflexen entstehende Störsignale in einer interferometrischen Messanordnung. Der von der Beleuchtungsquelle 101 ausgehende Lichtstrahl 102 wird vom Faserkoppler 103 in einen Messstrahl 104 und einen Referenzstrahl 105 aufgeteilt. Die erwähnten Lichtstrahlen werden in dem hier dargestellten Fall in optischen Fasern (single mode fibers) geführt, was im Folgenden nicht jeweils einzeln erwähnt wird. Teile des Messstrahls 104 werden vom Auge 109 und vom (mit einem x gekennzeichneten) Faserende 112 reflektiert und gelangen über Faserkoppler 103 und Faser 114 zu einem weiteren Faserkoppler 106. Dort findet die Überlagerung mit dem Referenzstrahl 105 statt und die resultierenden Interferenzsignale werden auf die beiden Detektoren 107 und 108 geführt. Nach Differenzverstärkung der Interferenzsignale im Verstärker 110 erzeugt eine Datenverarbeitungseinheit 111 das Messergebnis, hier als A-Scan 115. Eine Beeinflussung des Messergebnisses durch den Faserendreflex 112 findet dann statt, wenn die optischen Weglängen L₁ (von Faserkoppler 103 zu Faserkoppler 106) und L₂ (von Faserkoppler 103 zum Faserende 112, zurück zu Faserkoppler 103 und weiter über Faser 114 zu Faserkoppler 106) einen Unterschied aufweisen, der kleiner ist als der angestrebte zweifache Messbereich Z_OCT. Unter der Bedingung, dass der Betrag des Wegunterschiedes der optischen Weglängen L₁ und L₂ kleiner ist als der angestrebte zweifache Messbereich Z_OCT, kommt es zur Interferenz der beiden Lichtanteile und somit zur Beeinflussung der Messergebnisse.
Als Z_OCT soll im Folgenden die einseitige Messtiefe in Richtung des Messstrahls vor oder hinter dem Nullpunkt des Interferometers definiert werden. Das ist die halbe optische Weglänge des Lichtumlaufes bis zum Messobjekt und zurück. Der Nullpunkt des Interferometers ist der gedachte Punkt auf dem Messstrahl, bei dem die optischen Weglängen des Referenzarms und des Messarms gleich lang sind. Eine optische Weglänge ist die unter Berücksichtigung der Brechzahlen der Medien, durch die das Licht verläuft, wirksame Weglänge.
In der interferometrischen Messanordnung gemäß 2 erfolgt die Aufteilung und Überlagerung des Lichtes sowie Detektion und Auswertung der Interferenzsignale wie zuvor beschrieben, jedoch wird das Störsignal an der (mit einem x gekennzeichneten) Verbindungsstelle 113 der Faser 105 zwischen Faserkoppler 103 und Faserkoppler 106 erzeugt. Eine Beeinflussung des Messergebnisses durch die Verbindungsstelle 113 findet in diesem Falle dann statt, wenn die optischen Weglängen L₁ (von Verbindungsstelle 113 zu Faserkoppler 106) und L₂ (von Verbindungsstelle 113 zu Faserkoppler 103 und weiter über Faser 114 zu Faserkoppler 106) einen Unterschied aufweisen, der kleiner ist als der angestrebte zweifache Messbereich Z_OCT.
Zur Verhinderung oder zumindest zur Minimierung der an solchen Störstellen entstehenden Störsignale werden nach dem Stand der Technik lediglich partiell wirksame, reflexreduzierende Maßnahmen, wie beispielsweise Strahlteiler mit schrägen oder entspiegelten Flächen, ergriffen. Außerdem werden die Kavitäten der durchstimmbaren Lichtquellen so gewählt, dass Messsignale nur im Probenarm entstehen und somit keine Autokorrelationssignale innerhalb des Messbereichs hervorrufen.
Durch geeignete Positionierungen der Komponenten und ihrer Reflexzonen, wie beispielsweise gemäß der US 2007/0291277 A1 kann dies jedoch vermieden werden. Eine Beeinflussung des Messergebnisses wird dann vermieden, wenn die folgende Bedingung erfüllt ist: |L₁ – L₂| > 2·Z_OCT (1) mit:

L₁: – Weglänge 1,
L₂: – Weglänge 2 und
Z_OCT: – Messbereich.

Weiterhin ist aus dem Stand der Technik bekannt, dass die Beleuchtungsquelle auf den angestrebten Messbereich Z_OCT der interferometrischen Anordnung abgestimmt sein muss, um eine optimale Signalerzeugung und dessen Auswertung zu ermöglichen. Insbesondere ist bei der Verwendung von Laser- oder Halbleiter-Lichtquellen, wie beispielsweise auch Superlumineszenzdioden (kurz: SLED) darauf zu achten, dass solche Lichtquellen gewählt werden, deren Kavität eine optische Weglänge aufweist, die größer als der angestrebte Messbereich Z_OCT ist, um bestimmte Autokorrelationssignalartefakte im Messbereich zu verhindern.
Andererseits wird ein solches Signal bewusst in Dual-Beam-Interferometern erzeugt, um beispielsweise bewegungsunabhängig Augenlängen ermitteln zu können.
Hierzu zeigt die 3a die Prinzipskizze einer interferometrischen Dual-Beam-Messanordnung. Der von der Beleuchtungsquelle 201 ausgehende Lichtstrahl 202 wird vom Strahlteiler 216 in zwei Teilstrahlen 204 und 205 aufgeteilt. Teilstrahl 204 wird von einem Reflektionselement 217 um den Betrag L_R verzögert. Entspricht nunmehr die Augenlänge AL der Verzögerungslänge L_R, so interferiert der verzögerte Teilstrahl 204 nach Reflektion an der Kornea mit dem an der Retina reflektierten unverzögerten Teilstrahl 205. Auf dem Detektor 207 wird ein entsprechendes Interferenzsignal erzeugt aus dem die Datenverarbeitungseinheit 211 das Messergebnis, hier als A-Scan 115 erzeugt.
Während ein verzögerter Lichtanteil beim Dual-Beam-Interferometer für die Messung verwendet wird, sind bei der interferometrischen Messanordnung gemäß 3b nur Messsignale erwünscht, die aus der Interferenz von Referenzlicht und von der Probe zurück gestreuten Licht resultieren. Verzögerte Lichtanteile sind in diesem Beispiel nicht erwünscht, können aber von der Lichtquelle ausgehen. Die Verzögerung eines Teils des Lichtes erfolgt in kohärenten Laser- oder Halbleiterlichtquellen in der Regel dadurch, dass nur ein Teil des im Resonator umlaufenden Lichtes ausgekoppelt wird. Der Lichtanteil, der an der Auskoppelstelle in den Resonator zurück geleitet wird, gelangt nach einem Umlauf durch den Resonator erneut an die Auskoppelstelle. Dadurch entstehen also Lichtanteile, die um ein oder auch mehrere Resonator-Umläufe verzögert und zueinander interferenzfähig sind. In diesem Beispiel wird der von der Lichtquelle 201 ausgehende Lichtstrahl 202 am Faserkoppler 203 in einen Referenzstrahl 204 und einen Messstrahl 205 aufgeteilt. Das vom Reflektionselement 217 und vom Messobjekt 209 zurück gestreute Licht wird im Faserkoppler 203 überlagert. Die entstehenden Interferenzsignale werden vom Spektrometer 218 gemessen und in der Datenverarbeitungseinheit 211 in das Messergebnis, hier ein A-Scan 215 umgerechnet. Wie am Dual-Beam-Interferometer zuvor beschrieben, können verzögerte und unverzögerte Lichtanteile zu Messsignalen führen, wenn sie auf Strukturen mit geeigneten Abständen im Messobjekt treffen. Des Weiteren können so genannte Autokorrelationssignale entstehen, wenn die Kohärenzlänge der Quelle ausreichend groß im Vergleich zur Resonatorlänge ist und dadurch Licht aus unterschiedlichen Resonator-Umläufen miteinander interferiert. Wird nun die Resonatorlänge L_R der Beleuchtungsquelle größer als dessen Messbereich Z_OCT gewählt, so sollte davon auszugehen sein, dass keine störenden Interferenzsignale entstehen.
Unter der Resonatorlänge L_R ist hierbei die optische Weglänge zu verstehen, die das Licht für einen Umlauf in der Beleuchtungsquelle benötigt. Bei einem Ringlaser entspricht die Resonatorlänge L_R somit der Länge der Ringfaser. Im Gegensatz dazu berechnet sich die Resonatorlänge L_R bei einem Laser mit Resonator aus der zweifachen Länge des Resonators, da das Licht nur auf einer Seite ausgekoppelt wird und somit hin- und zurückläuft.
In der täglichen Praxis musste nun festgestellt werden, dass auch bei Einhaltung der beiden Bedingungen, sowohl die Wegunterschiede der an einer Störstelle entstehenden Störlichtanteile als auch die Kavität der verwendeten Lichtquellen größer als den angestrebten Messbereich Z_OCT zu wählen, in der interferometrischen Messanordnung unter Umständen Störsignale entstehen, die die Messauswertung beeinträchtigen. Dabei trat dieses Problem insbesondere bei langkohärenten Swept Source basierenden OCDR-Systemen und/oder bei großem Messbereich auf.
Literatur:

[1] F. Lexer, C. K. Hitzenberger, A. F. Fercher, and M. Kulhavy; "Wavelength-tuning interferometry of intraocular distances"; APPLIED OPTICS Vol. 36, No. 25, 1997
[2] Chong Ch. und andere; "Large coherence length swept source for axial length measurement of the eye"; APPLIED OPTICS Vol. 48, No. 10 vom 1. April 2009
[3] Reinstein D. und andere; „Very high frequency ultrasound analysis of a new phakik posterior chamber intra ocular lens in situ"
[4] Reinstein D, und andere; „Correlation of anterior chamber angle and Ciliarly Sulcus diameters with white-to-ehite corneal diameter in high myopes using Artemis VHF digital ultrasound"
[5] S. H. Yun et al., "High-speed optical frequency-domain imaging", Optics Express 2003, 2953
[6] Lexer F. und andere; „Wavelength-tuning interferometry of intraocular distances"; APPLIED OPTICS Vol. 36 (1997), S. 6548–6553
[7] C. K. Hitzenberger, M. Kulhavy, F. Lexer, A. Baumgartner; "In-vivo intraocular ranging by wavelenth tuning interferometry"; SPIE [3251–6] 1998
[8] S. H. Yun et al., "Motion artifacts in optical coherence tomography with frequency-domain ranging", OPTICS EXPRESS 2004, 2977
[9] Hammer et al. (2005), Journal of Biomedical Optics 10(2), 024038

Der vorliegenden Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde eine Vorrichtung zur Swept Source Optical Coherence Domain Reflectometry und Tomography zu entwickeln, die die bekannten Nachteile der Lösungen des Standes der Technik behebt und hinsichtlich der von vorhandenen Störstellen erzeugten Störsignale optimiert ist, wobei die Vorrichtung insbesondere auch für Ganzaugenscans am menschlichen Auge geeignet ist.
Mit der vorliegenden, optimierten Vorrichtung zur Swept Source Optical Coherence Domain Reflectometry und Tomography, insbesondere am menschlichen Auge, bestehend aus einer, auf den angestrebten Messbereich Z_OCT abgestimmten, durchstimmbaren Lichtquelle mit einer Resonatorlänge L_R, einer interferometrischen Messanordnung, einer Datenerfassungseinheit zur Erfassung der aus der Probe zurück gestreuten Lichtanteile und einer Datenverarbeitungseinheit, wird diese Aufgabe dadurch gelöst, dass die Resonatorlänge L_R der durchstimmbaren Lichtquelle nicht nur auf den angestrebten Messbereich Z_OCT, sondern auch auf die gesamte interferometrische Messanordnung abgestimmt ist, so dass in der interferometrischen Messanordnung vorhandene Störstellen keine Störsignale im angestrebten Messbereich Z_OCT erzeugen können.
Erfindungsgemäß wird die Aufgabe durch die Merkmale der unabhängigen Ansprüche gelöst. Bevorzugte Weiterbildungen und Ausgestaltungen sind Gegenstand der abhängigen Ansprüche.
Die vorliegende Erfindung betrifft eine Vorrichtung zur Swept Source Optical Coherence Domain Reflectometry und Tomography und ist insbesondere in der Ophthalmologie für Ganzaugenscans am menschlichen Auge vorgesehen. Prinzipiell ist die Vorrichtung jedoch auch auf anderen technischen Gebieten einsetzbar, bei denen Entfernungen mit hoher Präzision interferometrisch gemessen werden sollen.
Die Erfindung wird nachfolgend anhand von Ausführungsbeispielen näher beschrieben. Dazu zeigen
1: die Prinzipdarstellung einer interferometrischen Messanordnung, mit den an einem Faserende entstehenden Störsignalen,
2: die Prinzipdarstellung einer interferometrischen Messanordnung, mit den an einer Verbindungsstelle von Lichtfasern entstehenden Störsignalen,
3a: die Prinzipskizze einer interferometrischen Messanordnung mit Verwendung des Dual-Beam-Prinzips,
3b: die Prinzipskizze einer interferometrischen Messanordnung für SD-OCT bei der die Resonatorlänge L_R der Beleuchtungsquelle an den Messbereich Z_OCT angepasst werden muss,
4: die Prinzipskizze einer erfindungsgemäßen Vorrichtung zur Swept Source Optical Coherence Domain Reflectometry, mit einer an die interferometrische Messanordnung angepassten Beleuchtungsquelle,
5: den Messsignalverlauf für eine interferometrische Messanordnung nach dem Stand der Technik,
6: den Messsignalverlauf für eine erfindungsgemäße Vorrichtung zur Swept Source Optical Coherence Domain Reflectometry und
7: die sich ergebenden periodischen Messzonen einer erfindungsgemäßen Vorrichtung zur Swept Source Optical Coherence Domain Reflectometry.
Die erfindungsgemäße, optimierte Vorrichtung zur Swept Source Optical Coherence Domain Reflectometry und Tomography, insbesondere am menschlichen Auge, besteht aus einer, auf den angestrebten Messbereich Z_OCT abgestimmten, durchstimmbaren Lichtquelle mit einer Resonatorlänge L_R, einer interferometrischen Messanordnung, einer Datenerfassungseinheit zur Erfassung der aus der Probe zurück gestreuten Lichtanteile und einer Datenverarbeitungseinheit. Dabei ist die Resonatorlänge L_R der durchstimmbaren Lichtquelle nicht nur auf den angestrebten Messbereich Z_OCT, sondern auch auf die gesamte interferometrische Messanordnung abgestimmt, so dass in der interferometrischen Messanordnung vorhandene Störstellen keine Störsignale im angestrebten Messbereich Z_OCT erzeugen können.
Als durchstimmbare Lichtquellen sind hierbei insbesondere Laser- oder Halbleiter-Lichtquellen, wie beispielsweise auch Superlumineszenzdioden (kurz: SLED) geeignet. Auch Femtosekundenlaserquellen sind hierzu besonders gut geeignet. Die als durchstimmbare Lichtquellen verwendeten Laserquellen können sowohl über lineare Resonatoren verfügen oder aber auch als Ringlaser ausgeführt sein.
Die verwendeten Interferometer können beispielsweise vom Michelson oder Mach-Zehnder-Typ sein. Bei der Verwendung von Michelson-Interferometern und Zirkulatoren im Quellenpfad kann auch eine balancierte Detektion realisiert werden.
Zur Abstimmung von Interferometer und durchstimmbarer Lichtquelle ist es vorteilhaft, wenn die Bestimmung der Resonatorlänge L_R direkt mittels eines OCT-Aufbaus erfolgt.
Dazu kann beispielsweise ein Testreflektor eingeführt werden, dessen Position und damit die Weglänge L₁ – L₂ so lange variiert wird, bis Störsignale auftreten.
Aus dem Abstand des Testreflektors in Bezug auf die Referenzebene des Referenzlichtes kann n·L_R bestimmt werden.
Ein weiteres Verschieben erzeugt ein abstandsabhängiges, periodisches Auftreten von Störsignalen und somit ein bequemes Bestimmen von L_R. Die Erfüllung der Bedingung (1) ist dadurch nachweisbar.
Dieses Vorgehen zeigt auch, dass sich OCT-Anordnungen mit periodischen Messzonen realisieren lassen, die für Anwendungen vorteilhaft sind, deren Proben sich nicht nur in einen Messbereich erstreckt oder das Licht innerhalb eines Messbereichs bis unter die Sensitivitätsgrenze absorbieren, so dass keine Fehlsignale aus dem nächsten Bereich kommen können.
Bei der Anpassung bzw. Auswahl der durchstimmbaren Lichtquelle ist insbesondere darauf zu achten, dass für jede Störstelle m der interferometrischen Messanordnung die folgende Bedingung erfüllt ist: ||L_1,m – L_2,m| – n·L_R| > 2·Z_OCT (2) wobei

L₁: – die Weglänge 1,
L₂: – die Weglänge 2,
L_R: – die Resonatorlänge,
Z_OCT: – den Messbereich
m: – die Anzahl aller möglichen Störstellen und
n: – eine ganzzahlige Variable > 0 darstellen.

Beim Vorhandensein mehrerer Störstellen ist darauf zu achten, dass die Bedingung (2) nicht nur für jede Störstelle für sich betrachtet erfüllt ist, sondern vielmehr für die gesamte OCT-Anordnung mit allen Störstellen. Insbesondere ist dabei die Beeinflussung der Störstellen untereinander zu berücksichtigen, so dass die Bedingung (2) für alle möglichen Weglängenunterschiede erfüllt sein muss. So ergeben sich beispielsweise für eine OCT-Anordnung mit drei Störstellen folgende mögliche, zu berücksichtigende Weglängenunterschiede: |L_1,1 – L_2,1|, |L_1,2 – L_2,1|, |L_1,3 – L_2,1| |L_1,1 – L_2,2|, |L_1,2 – L_2,2|, |L_1,3 – L_2,2| |L_1,1 – L_2,3|, |L_1,2 – L_2,3|, |L_1,3 – L_2,3|
Kann oder soll die Bedingung (2) nicht erfüllt werden und damit Störsignale im Messbereich vorliegen, dann könnte der betroffene Teil des Messbereichs auch ausgeblendet werden. Dies ist insbesondere dann möglich, wenn es Zonen im Messbereich gibt, wo keine relevanten Signale, beispielsweise im Glaskörper eines Auges, erwartet werden.
Durchstimmbare Lichtquellen können dabei auch über mehrere überlagerte Resonatorstrukturen verfügen. Dies ist jedoch unkritisch, solange die Bedingung (2) für jede einzelne Struktur erfüllt wird.
Des Weiteren muss die durchstimmbare Lichtquelle eine ausreichende Kohärenzlänge aufweisen, um Interferenzen innerhalb des Messbereiches Z_OCT überhaupt erzeugen zu können. Die Kohärenzlänge ist ausreichend, wenn der Signalabfall im Messbereich < 20 dB bevorzugt < 15 dB und besonders bevorzugt < 12 dB ist. Die Intensitäten der Lichtanteile, die über die Wege L₁ und L₂ interferieren, müssen folgende Bedingung erfüllen: R₁ + R₂ > R_r + Σ (3) wobei

R₁: – die Abschwächung des Lichtanteils von der Quelle bis zum Detektor, über den Weg L₁,
R₂: – die Abschwächung des Lichtanteils von der Quelle bis zum Detektor über den Weg L₂,
R_r: – die Abschwächung des Referenzlichts von der Quelle bis zum Detektor und
Σ: – die Sensitivität des Systems darstellen.

Hierbei werden die Abschwächungen R₁, R₂ und R_r der jeweiligen Lichtanteile in dB angegeben. Die Sensitivität Σ des Systems mit der resultierenden Referenzlichtintensität ist hierbei als diejenige Dämpfung des Messlichtes im Messobjekt definiert, bei der ein Signal gerade noch detektiert werden kann.
Die Erfüllung der Bedingungen (2) und (3) ist besonders für OCT-Systeme wichtig, die keine balancierte Detektion verwenden oder in denen die Störsignale über verschiedene Eingänge an den Strahlteiler oder Faserkoppler vor der balancierten Detektion gelangen. Denn nach dem Stand der Technik ist bekannt, dass Interferenzsignale von der balancierten Detektion unterdrückt werden, wenn diese nur an einem Eingang des Strahlteilers oder Faserkopplers vor der balancierten Detektion anliegen. Würde zum Beispiel eine interferometrische Messanordnung gemäß 2 zusätzlich zum Störsignal von der Faserverbindung 113 auch ein Störsignal gemäß 1 vom Faserende 112 enthalten, könnten beide Störsignale im Faserkoppler 103 miteinander interferieren und über Faserverbindung 114 zum Faserkoppler 106 gelangen. Dieses Interferenzsignal würde aber vom Faserkoppler 106 gleichphasig an die Detektoren 107 und 108 weiter geleitet und vom Differenzverstärker 110 unterdrückt werden.
Hierzu zeigt die 4 die Prinzipskizze einer erfindungsgemäßen Vorrichtung zur Swept Source Optical Coherence Domain Reflectometry, mit einer an die interferometrische Messanordnung angepassten Beleuchtungsquelle.
Der von der Beleuchtungsquelle 301 ausgehende Lichtstrahl 302 wird vom Faserkoppler 303 in einen Messstrahl 304 und einen Referenzstrahl 305 aufgeteilt. Während der Referenzstrahl 305 über einen weiteren Faserkoppler 306 direkt auf die beiden Detektoren 307 und 308 abgebildet wird, erzeugt der Messstrahl 304 vom Auge 309 einen Tiefenscan, der über die Faserkoppler 303 und 306 auf den beiden Detektoren 307 und 308 mit dem Referenzstrahl 305 zur Überlagerung gebracht und über einen Differenzverstärker 310 einer Datenverarbeitungseinheit 311 zugeführt wird, die daraus das Messsignal als A-Scan 315 erzeugt. Durch die beiden Detektoren 307 und 308 erfolgt eine so genannte balancierte Detektion der am Faserkoppler 306 ankommenden eigentlichen Interferenzsignale L_Ref (aus dem referenzarm) und L_Mess (aus dem Messarm).
Der an der (mit einem x gekennzeichneten) Faserverbindung 313 entstehende Reflex erzeugt zwei Lichtanteile mit den Weglängen L₁ und L₂. Die Faserverbindung 313 stellt die Störstelle m = 1 dar. Die mit dem Bezugszeichen 319 bezeichneten Pfeile sollen hierbei die Charakteristik der Resonator-Umläufe des von der Beleuchtungsquelle 301 in Abhängigkeit der Resonatorlänge L_R abgestrahlten Lichtstrahls 302 charakterisieren.
Der an der Faserverbindung 313 entstehende Reflex ließe sich zwar durch die Verwendung nichtreziproker Elemente, wie beispielsweise Faraday-Isolatoren oder Zirkulatoren unterdrücken bzw. auslöschen; das grundsätzliche Problem wird jedoch nicht gelöst, da an deren Anschlussstellen wiederum störende Reflexe auftreten können. Abgesehen davon, sind derartige, nichtreziproke Elemente sehr teuer und können die Messsignale zudem, beispielsweise Veränderung der Polarisationsmoden störend beeinflussen.
Auch wenn der Betrag des Wegunterschiedes der optischen Weglängen L₁ und L₂ größer ist als der angestrebte zweifache Messbereich Z_OCT, kann es zur Interferenz der beiden Lichtanteile und somit zur Beeinflussung der Messergebnisse kommen. Dies kann nur dadurch sicher verhindert werden, dass die Resonatorlänge L_R der durchstimmbaren Lichtquelle 301 so gewählt und an die interferometrische Messanordnung angepasst wird, dass idealer weise für jede Störstelle m folgende Bedingung erfüllt ist: |L_1,m – L_2,m| – n·L_R| > 2·Z_OCT (2)
Aus praktischen Gründen braucht Gleichung (2) nicht für alle potentiellen Störstellen erfüllt sein. Signifikante Verbesserungen des Signals treten auch ein, sofern die Gleichung (2) für eine Hauptstörstelle, d. h. mindestens eine potentielle Störstelle erfüllt ist. So ist beispielsweise denkbar, dass die an manchen Störstellen entstehenden Störsignale entweder klein genug sind oder auch in solchen Zonen auftreten, in denen keine relevanten Signale erwartet werden. Derartige Störstellen werden hierbei als nichtpotentielle Störstellen bezeichnet und brauchen die Bedingung (2) nicht zwangsläufig zu erfüllen. Insbesondere ist es vorteilhaft, wenn verbleibende Störsignale nicht mehr als 10 dB über dem Rauschniveau des OCT-Systems liegen
Zur Verdeutlichung dessen zeigen die 5 und 6 Messsignalverläufe interferometrischer Messanordnungen.
Die 5 zeigt den Messsignalverlauf einer interferometrischen Messanordnung nach dem Stand der Technik zeigt, bei dem keine Anpassung der Resonatorlänge L_R der durchstimmbaren Lichtquelle an die interferometrische Messanordnung erfolgte. Dem entsprechend muss mit der Entstehung von Störsignalen gerechnet werden. Dies wird im Messsignalverlauf durch den Intensitätssprung bei einer Messtiefe von ca. 26.000 μm verdeutlicht.
Eine Reduzierung dieser Artefakte in Form des Intensitätssprungs lässt sich beispielsweise durch die Aufnahme von Backgroundsignalen und deren Abzug realisieren. Die so genannten Backgroundsignale charakterisieren Störungen der Messanordnung im Leerlauf, d. h. wenn kein Messobjekt vorhanden ist.
Dabei sind die Artefaktsignale letztendlich Interferenzen zwischen Lichtanteilen, die aus verschiedenen Resonator-Umläufen des Lichts stammen, während der Laser noch durchgestimmt wird. Deshalb ist im Allgemeinen die Phasenbeziehung zwischen diesen Lichtanteilen nicht stabil, weshalb die Artefaktsignale fluktuieren und diese sich dann nicht durch Backgroundabzüge ausreichend eliminieren lassen.
Im Gegensatz dazu zeigt die 6 den Messsignalverlauf einer erfindungsgemäßen Vorrichtung zur Swept Source Optical Coherence Domain Reflectometry und Tomography, bei der die Bedingung (2) erfüllt für alle Störstellen erfüllt ist. Dem entsprechend weist der Messsignalverlauf keinerlei, auf eine Störstelle hinweisende Intensitätssprünge auf.
In einer besonders vorteilhaften Ausgestaltung beträgt der angestrebte Messbereich Z_OCT der interferometrischen Messanordnung bis zu 20 mm, insbesondere bevorzugt bis zu 25 mm, was einer Weglänge in Luft von 35 mm bzw. 42 mm entspricht.
In einer weiteren vorteilhaften Ausgestaltung finden durchstimmbare Lichtquellen mit großer Resonatorlänge L_R Verwendung, wobei die Resonatorlänge L_R bevorzugt > 10·Z_OCT, besonders bevorzugt > 40·Z_OCT liegt, da mit größerer Resonatorlänge die Modenstruktur der Lichtquelle günstiger wird.
Die Erfüllung der Bedingung (2) soll im Folgenden an Beispielrechnungen erläutert werden. Dazu gelten folgende Bedingungen: Z_OCT = 3 cm Ein OCT-System gemäß 2 habe bei einer Referenzlichtintensität, die mit einem R_r = –17 dB eingestellt wurde, eine Sensitivität von Σ = –110 dB. Von einem APC-Faserverbinder im Referenzarm wird ein Rückwärtsreflex von R₁ = –60 dB erzeugt. Ein zweiter Störreflex R₂ existiert nicht und der Reflex vom Faserverbinder interferiert nur mit dem Referenzlicht. Die Bedingung (3) ist erfüllt mit: –40 dB > –127 dB. Die Wege des Lichts über L₁ und L₂ sind in vorstehender Erläuterung zu 2 beschrieben. Deren optische Wegdifferenz betrage nun beispielsweise 102 cm.
Bei Verwendung einer durchstimmbaren Lichtquelle mit einer Resonatorlänge L_R = 50 cm wird die Bedingung (2) für n = 2 nicht erfüllt, denn: ||L_1,1 – L_2,1| – n·L_R| = ||102 cm| – 2·50 cm| = 2 < 6 cm
Auch bei Verwendung einer durchstimmbaren Lichtquelle mit einer Resonatorlänge L_R = 106 cm wird die Bedingung (2) nicht erfüllt, denn für n = 1 gilt: ||L_1,1 – L_2,1| – n·L_R| = ||102 cm| – 1·106 cm| = 4 < 6 cm
Allerdings wird die Bedingung (2) erfüllt, wenn eine durchstimmbare Lichtquelle mit einer Resonatorlänge L_R = 45 cm Verwendung findet, denn dann gilt für alle n: ||L_1,1 – L_2,1| – n·L_R| = ||102 cm| – n·45 cm| > 6 cm
In einer weiteren vorteilhaften Ausgestaltung der optimierten Vorrichtung ist die Datenverarbeitungseinheit so ausgebildet, dass die Erfüllung der Bedingung (2) mittels eines eindimensionalen Raytracings über den der angestrebte Messbereich Z_OCT der interferometrischen Messanordnung kontrolliert werden kann. Dazu wird ein eindimensionales Raytracing) systematisch so variiert werden, bis die Bedingung (2) erfüllt ist. Hierbei stellt die Strahlverfolgung (Raytracing) eine geeignete Lösung dar um die Erfüllung der Bedingung (2) schnell und zuverlässig zu Kontrollieren.
In einer besonders vorteilhaften Ausgestaltung ist die interferometrische Messanordnung so ausgebildet, dass der Abstand zum Messobjekt variiert werden kann. Das ist mit einer Anpassung der Weglänge des Referenzlichtes möglich, wodurch für viele störende Reflexe eine Änderung der Wegdifferenz L₁ – L₂ folgt und Bedingung (2) für viele störende Reflexe erfüllt werden kann.
Eine weitere vorteilhafte Ausgestaltung ist die Nutzung periodischer Messzonen. Hierzu zeigt die 7 die sich ergebenden periodischen Messzonen einer erfindungsgemäßen Vorrichtung zur Swept Source Optical Coherence Domain Reflectometry. Der von der Beleuchtungsquelle 401 ausgehende Lichtstrahl 402 wird von der interferometrischen Messanordnung 420 in einen Messstrahl 404 und einen Referenzstrahl 405 aufgeteilt. Während der Referenzstrahl 405 direkt (auf einen nicht dargestellten) Detektor abgebildet wird, werden von den in der Beleuchtungsquelle verzögerten Lichtanteilen, sich periodisch wiederholende Messzonen 421 erzeugt.
Dies resultiert daraus, dass die interferometrische Messanordnung so ausgebildet ist, dass miteinander interferierende Proben- und Referenzlichtanteile verschiedenen Umläufen des Lichtes im Resonator der durchstimmbaren Lichtquelle entstammen. Mit einer solchen Messanordnung könnten mit einem Messstrahl mehrere Messstellen in großen periodischen Abständen zum OCT-System bereitgestellt werden, in denen trotz der großen Entfernung zum OCT-System hochgenau gemessen werden kann.
Weiterhin ist es vorteilhaft, dass Proben- und Referenzarm der interferometrischen Messanordnung eine Weglängendifferenz aufweist, die größer ist, als der angestrebte Messbereich Z_OCT. Hierbei ist besonders vorteilhaft, die interferometrische Messanordnung so zu gestalten bzw. auf die durchstimmbare Lichtquelle abzustimmen, dass die Weglängendifferenz zwischen Proben- und Referenzarm nach Abzug eines ganzzahligen Vielfachen der Resonatorlänge L_R kleiner als der angestrebte Messbereich Z_OCT.
Wird beispielsweise ein Testreflektor in den kollimierten Probenstrahl eingeführt, so kann dessen Position variiert und dadurch aus dem Abstand des Testreflektors in Bezug auf die Referenzebene des Referenzlichtes (n·L_R) bestimmt werden. Wird der Testreflektor weiter verschoben, so kann durch das abstandsabhängige, periodische Auftreten des Signals vom Testreflektor die Resonatorlänge L_R (doppelter optischer Abstand) bequem bestimmt werden. Dieses Vorgehen zeigt auch, dass sich ein OCT mit periodischen Messzonen realisieren lässt.
Anwendung insbesondere vorteilhaft, wenn die Probe sich nur in einem Messbereich erstreckt oder das Licht bis unter die Sensitivitätsgrenze innerhalb eines Messbereichs absorbiert, so dass keine Fehlsignale aus dem nächsten Bereich kommen können.
In diesem Zusammenhang ist es ebenfalls vorteilhaft die Datenverarbeitungseinheit so auszubilden, dass Störsignale detektiert und ausgeblendet werden, wenn die Bedingung (2) nicht erfüllt ist.
Mit der vorliegenden Erfindung wird eine Vorrichtung zur Swept Source Optical Coherence Domain Reflectometry und Tomography zur Verfügung gestellt, mit der die bekannten Nachteile der Lösungen des Standes der Technik behoben werden und die hinsichtlich der von vorhandenen Störstellen erzeugten Störsignale optimiert ist.
Dabei ist die erfindungsgemäße Vorrichtung in der Ophthalmologie, insbesondere für Ganzaugenscans am menschlichen Auge vorgesehen.
Durch die Abstimmung der Resonatorlänge der durchstimmbaren Lichtquelle nicht nur auf den angestrebten Messbereich, sondern auch auf die gesamte interferometrische Messanordnung, wird gewährleistet, dass in der Messanordnung vorhandene Störstellen keine Störsignale im angestrebten Messbereich erzeugen können.
ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
Diese Liste der vom Anmelder aufgeführten Dokumente wurde automatisiert erzeugt und ist ausschließlich zur besseren Information des Lesers aufgenommen. Die Liste ist nicht Bestandteil der deutschen Patent- bzw. Gebrauchsmusteranmeldung. Das DPMA übernimmt keinerlei Haftung für etwaige Fehler oder Auslassungen.
Zitierte Patentliteratur

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Claims

Optimierte Vorrichtung zur Swept Source Optical Coherence Domain Reflectometry und Tomography, insbesondere am menschlichen Auge, bestehend aus einer, auf den angestrebten Messbereich Z_OCT abgestimmten, durchstimmbaren Lichtquelle mit einer Resonatorlänge L_R, einer interferometrischen Messanordnung, einer Datenerfassungseinheit zur Erfassung der aus der Probe zurück gestreuten Lichtanteile und einer Datenverarbeitungseinheit, dadurch gekennzeichnet, dass die Resonatorlänge L_R der durchstimmbaren Lichtquelle nicht nur auf den angestrebten Messbereich Z_OCT, sondern auch auf die gesamte interferometrische Messanordnung abgestimmt ist, so dass in der interferometrischen Messanordnung vorhandene Störstellen keine Störsignale im angestrebten Messbereich Z_OCT erzeugen können.
Optimierte Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die durchstimmbare Lichtquelle eine ausreichende Kohärenzlänge aufweist, um Interferenzen innerhalb des gesamten Messbereiches Z_OCT erzeugen zu können.
Optimierte Vorrichtung nach mindestens einem der Ansprüche 1 und 2, dadurch gekennzeichnet, dass eine durchstimmbare Lichtquelle mit großer Resonatorlänge L_R Verwendung findet.
Optimierte Vorrichtung nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Resonatorlänge L_R der durchstimmbaren Lichtquellen bevorzugt um 0,5 m, besonders bevorzugt um 1 m liegt.
Optimierte Vorrichtung nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Resonatorlänge L_R der durchstimmbaren Lichtquelle so gewählt wird, dass für mindestens eine Störstelle m der interferometrischen Messanordnung folgende Bedingung erfüllt ist: |L_1,m – L_2,m| – n·L_R| > 2·Z_OCT (2) wobei L₁ – die Weglänge 1, L₂ – die Weglänge 2, L_R – die Resonatorlänge, Z_OCT – den Messbereich m – die Anzahl aller möglichen Störstellen und n – eine ganzzahlige Variable > 0 darstellen.
Optimierte Vorrichtung nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Resonatorlänge L_R der durchstimmbaren Lichtquelle so gewählt wird, dass folgende Bedingung |L_1,m – L_2,m| – n·L_R| > 2·Z_OCT (2) für jede Störstelle m der interferometrischen Messanordnung erfüllt ist.
Optimierte Vorrichtung nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Anpassung der Resonatorlänge L_R der durchstimmbaren Lichtquelle an die interferometrische Messanordnung zur Erfüllung der Bedingung ||L_1,m – L_2,m| – n·L_R| > 2·Z_OCT (2) für ganzzahlige Variable von n = 1...4 von besonderer Bedeutung ist.
Optimierte Vorrichtung nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass für durchstimmbare Lichtquellen mit mehreren überlagerten Resonatorstrukturen die Bedingung ||L_1,m – L_2,m| – n·L_R| > 2·Z_OCT (2) für jede einzelne Struktur erfüllt ist.
Optimierte Vorrichtung nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Intensitäten der Lichtanteile, die über die Wege L₁ und L₂ interferieren, folgende Bedingung erfüllen: R₁ + R₂ > R_r + Σ (3) wobei R₁ – die Abschwächung des Lichtanteils von der Lichtquelle bis zum Detektor, über den Weg L₁, R₂ – die Abschwächung des Lichtanteils von der Lichtquelle bis zum Detektor über den Weg L₂, R_r – die Abschwächung des Referenzlichts von der Lichtquelle bis zum Detektor und Σ – die Sensitivität des Systems darstellen.
Optimierte Vorrichtung nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der angestrebte Messbereich Z_OCT der interferometrischen Messanordnung bis zu 35 mm im menschlichen Auge, insbesondere bevorzugt bis zu 40 mm beträgt, was einer Weglänge in Luft von 49 mm bzw. 56 mm entspricht.
Optimierte Vorrichtung nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die interferometrische Messanordnung so ausgebildet ist, dass der Abstand zum Auge variiert werden kann bis die Bedingung (2) erfüllt ist und im angestrebten Messbereich Z_OCT keine Störsignale vorhanden sind.
Optimierte Vorrichtung nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die interferometrische Messanordnung so ausgebildet ist, dass miteinander interferierende Proben- und Referenzlichtanteile verschiedenen Umläufen des Lichtes im Resonator der durchstimmbaren Lichtquelle entstammen.
Optimierte Vorrichtung nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass Proben- und Referenzarm eine Weglängendifferenz aufweist, die größer ist, als der angestrebte Messbereich Z_OCT.
Optimierte Vorrichtung nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Datenverarbeitungseinheit so ausgebildet ist, dass die Erfüllung der Bedingung (2) mittels eines eindimensionalen Raytracings über den der angestrebte Messbereich Z_OCT der interferometrischen Messanordnung kontrolliert werden kann.
Optimierte Vorrichtung nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Datenverarbeitungseinheit so ausgebildet ist, dass zur Reduzierung von Artefakten Backgroundsignale aufgenommen und von den Messsignalen abgezogen werden.
Optimierte Vorrichtung nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Datenverarbeitungseinheit so ausgebildet ist, dass Störsignale detektiert und ausgeblendet werden, wenn die Bedingung (2) nicht erfüllt ist.