DE102014115153A1

DE102014115153A1 - Optical coherence tomography

Info

Publication number: DE102014115153A1
Application number: DE102014115153.4A
Authority: DE
Inventors: Daniel Bublitz; Christoph Nieten
Original assignee: Carl Zeiss AG
Current assignee: Carl Zeiss AG
Priority date: 2014-10-17
Filing date: 2014-10-17
Publication date: 2016-04-21

Abstract

Beschrieben wird ein Verfahren zur optischen Kohärenztomographie zur Untersuchung eines Auges, wobei das Verfahren aufweist Bereitstellen von Quellstrahlung, Durchstimmen deren Wellenlänge und Aufteilen der Quellstrahlung in Beleuchtungsstrahlung und Referenzstrahlung, Beleuchten eines Beleuchtungsfeldes im Auge mit der Beleuchtungsstrahlung und Aufsammeln von im Auge aus einem Objektfeld rückgestreuter Beleuchtungsstrahlung als Messstrahlung, Überlagern der Messstrahlung mit der Referenzstrahlung und Detektion eines Interferenzsignals der überlagerten Strahlungen sowie Erzeugen eines tiefaufgelösten Bildes des Objektes, wobei die Messstrahlung mittels einer konfokalen Blende gefiltert wird, welche in einer zur Objektebene konjugierten Ebene liegt und eine Blendenöffnung hat, die die Größe des Objektfelds festlegt, wobei mindestens ein Teil der nicht durch die Blendenöffnung transmittierten Messstrahlung reflektiert, mit der Referenzstrahlung überlagert und zur Korrektur des tiefaufgelösten Bildes verwendet wird.The invention relates to a method for optical coherence tomography for examining an eye, the method comprising providing source radiation, tuning its wavelength and splitting the source radiation into illumination radiation and reference radiation, illuminating an illumination field in the eye with the illumination radiation and collecting illumination radiation backscattered in the eye from an object field as measuring radiation, superposition of the measuring radiation with the reference radiation and detection of an interference signal of the superimposed radiation and generating a deeply resolved image of the object, wherein the measuring radiation is filtered by means of a confocal aperture which lies in a plane conjugate to the object plane and has an aperture which is the size of the object field is defined, wherein at least a part of the measurement radiation not transmitted through the aperture is reflected, superimposed on the reference radiation and used to correct the image field deeply resolved image is used.

Description

Die Erfindung bezieht sich auf einen optischen Kohärenztomograph zur Untersuchung eines Auges, der aufweist eine Beleuchtungseinrichtung zur Bereitstellung von Quellstrahlung, deren Wellenlänge durchstimmbar ist, einen Beleuchtungs- und Messstrahlengang, der ein Aufteilungselement zur Aufteilung der Quellstrahlung in Beleuchtungsstrahlung und Referenzstrahlung aufweist, mit der Beleuchtungsstrahlung ein Beleuchtungsfeld im Auge beleuchtet und im Auge aus einer Objektebene rückgestreute Beleuchtungsstrahlung als Messstrahlung aufsammelt, einen Referenzstrahlengang, der für die Referenzstrahlung eine optische Weglänge bereitstellt, die einer optischen Weglänge vom Aufteilungselement bis zum Beleuchtungsfeld und zurück bis zu einer Überlagerungsstelle gleicht, einen Detektionsstrahlengang, der die Messstrahlung vom Beleuchtungs- und Messstrahlengang und einen ersten Teil der Referenzstrahlung vom Referenzstrahlengang empfängt und an der Überlagerungsstelle überlagert und auf mindestens einen Detektor leitet.The invention relates to an optical coherence tomograph for examining an eye, which has an illumination device for providing source radiation whose wavelength can be tuned, an illumination and measurement beam path having a distribution element for splitting the source radiation into illumination radiation and reference radiation with the illumination radiation Illuminated illumination field in the eye and in the eye from an object plane backscattered illumination radiation as measurement radiation, a reference beam path, which provides an optical path length for the reference radiation, which is an optical path length from the splitting element to the illumination field and back to a superposition point, a detection beam path, the Measuring radiation from the illumination and measuring beam path and a first part of the reference radiation from the reference beam path receives and superimposed on the superposition point and on mi at least one detector is conducting.

Die Erfindung bezieht sich weiter auf ein Verfahren zur optischen Kohärenztomographie zur Untersuchung eines Auges, wobei Quellstrahlung bereitgestellt und hinsichtlich ihrer Wellenlänge durchgestimmt und in Beleuchtungsstrahlung und Referenzstrahlung aufgeteilt wird, ein Beleuchtungsfeld im Auge mit der Beleuchtungsstrahlung beleuchtet wird, im Auge rückgestreute Beleuchtungsstrahlung als Messstrahlung aufgesammelt wird, wobei die Referenzstrahlung in einem Referenzstrahlengang verzögert und mit der Messstrahlung überlagert wird, um ein Interferenzsignal zu erzeugen, das mit einem Detektor erfasst wird.The invention further relates to a method for optical coherence tomography for examining an eye, wherein source radiation is provided and tuned in wavelength and divided into illumination radiation and reference radiation, an illumination field in the eye is illuminated with the illumination radiation, backscattered in the eye illumination radiation is collected as measurement radiation wherein the reference radiation is delayed in a reference beam path and superimposed with the measurement radiation to produce an interference signal which is detected by a detector.

Die optische Kohärenztomographie (OCT) ist in der Augenheilkunde ein etabliertes Verfahren zur Abbildung des Auges. Sie erlaubt eine dreidimensionale Abbildung, die in der Diagnose von Augenerkrankungen und deren Verlauf sehr hilfreich ist. Hier sind insbesondere Erkrankungen der Retina zu nennen, wie das Glaukom oder die altersbedingte Makuladegeneration. Bei OCT-Systemen ist die laterale Auflösung (x und y) durch die numerische Apertur (NA) der verwendeten Optik festgelegt. Die axiale Auflösung (z) wird hingegen aus einem Interferenzmuster berechnet und ist in der Regel sehr viel höher als die Tiefenschärfe der Abbildung, welche wiederum von der numerischen Apertur abhängt, genauer proportional zu 1/NA² ist. Beim üblicherweise verwendeten Fourier-Domain-OCT, das eine breitbandige oder in der Wellenlänge verstellbare Strahlungsquelle einsetzt, ist die Tiefenauflösung invers proportional zur spektralen Bandbreite, genauer proportional zu λ²/Δλ, wobei λ die mittlere Wellenlänge und Δλ die Bandbreite ist.Optical coherence tomography (OCT) is an established method of eye imaging in ophthalmology. It allows a three-dimensional image, which is very helpful in the diagnosis of eye diseases and their course. In particular, diseases of the retina, such as glaucoma or age-related macular degeneration, may be mentioned here. In OCT systems, the lateral resolution (x and y) is determined by the numerical aperture (NA) of the optics used. The axial resolution (z), on the other hand, is calculated from an interference pattern and is usually much higher than the depth of field of the image, which in turn depends on the numerical aperture, more precisely proportional to 1 / NA ² . In the commonly used Fourier domain OCT employing a broadband or wavelength adjustable radiation source, the depth resolution is inversely proportional to the spectral bandwidth, more precisely proportional to λ ² / Δλ, where λ is the mean wavelength and Δλ is the bandwidth.

Zur Messung der Retina des menschlichen Auges benötigt man sowohl eine hohe laterale als auch eine hohe axiale Auflösung. Zugleich soll das erfassbare und damit beleuchtete Volumen in der Tiefe (längs der optischen Achse) möglichst groß sein; dies bedingt eine kleine numerische Apertur (NA) des optischen Systems. Die laterale Auflösung fordert eine große numerische Apertur. Somit sind im Stand der Technik letztlich die Ausdehnung des in der Tiefe zugänglichen Bereichs und die laterale Auflösung über die numerische Apertur des optischen Systems miteinander verknüpft und können nicht unabhängig voneinander eingestellt werden.Measurement of the retina of the human eye requires both high lateral and high axial resolution. At the same time the detectable and thus illuminated volume in the depth (along the optical axis) should be as large as possible; this requires a small numerical aperture (NA) of the optical system. The lateral resolution requires a large numerical aperture. Thus, in the prior art, ultimately, the extent of the depth-accessible region and the lateral resolution are linked by the numerical aperture of the optical system and can not be adjusted independently.

Aus der US 2014/0028974 A1 ist ein Abbildungsverfahren bekannt, das auf der OCT aufbaut. Dabei wird eine Linie durch ein Abbildungssystem auf ein Objekt projiziert. Die rückgestreute Strahlung wird mit Referenzstrahlung interferierend kombiniert und zu einem Detektor geleitet, wobei eine konfokale Filterung in einer Richtung vorgenommen wird. Hierzu wird eine astigmatische Optik eingesetzt. Die Tiefenauflösung erfolgt mittels optischer Kohärenztomographie. Im Falle einer spektroskopischen Analyse der Strahlung wird ein zweidimensionaler Detektor verwendet, dessen eine Ausdehnung der konfokalen Filterung hinsichtlich des zeilenförmigen beleuchteten Bereichs dient und dessen andere Ausdehnung die Spektralinformation auflöst. Die Verknüpfung von lateraler Auflösung und zugänglichem Tiefenbereich ist auch beim Ansatz gemäß US 2014/0028974 A1 gegeben.From the US 2014/0028974 A1 For example, an imaging method based on OCT is known. A line is projected onto an object through an imaging system. The backscattered radiation is interferingly combined with reference radiation and directed to a detector with confocal filtering in one direction. For this purpose, an astigmatic optics is used. The depth resolution takes place by means of optical coherence tomography. In the case of spectroscopic analysis of the radiation, a two-dimensional detector is used whose expansion serves the purpose of confocal filtering with respect to the line-shaped illuminated area and whose other extent dissolves the spectral information. The combination of lateral resolution and accessible depth range is also in the approach according to US 2014/0028974 A1 given.

Die Bildgebung mittels OCT wird von im Wesentlichen drei Rauscheffekten beeinflusst. Eine erste Rauschquelle wird mit der Abkürzung RIN bezeichnet, die für „relative intensity noise” steht und sich darauf bezieht, dass inkohärente Modulationen/Wechselwirkungen bei unterschiedlichen Frequenzen in einer optischen Welle auftreten können. Letztlich liegt die Ursache für dieses Rauschen in der Strahlungsquelle, und eine Möglichkeit zum Unterdrücken des RIN liegt darin, mittels eines besonderen Detektors das Intensitätsrauschen zu messen und zum Signal zu korrelieren. Eine bauliche verbreitete Lösung hierfür ist die sogenannte „balanced detection”. Weiter ist die sogenannte Off-Axis-Detektion als Lösungsmöglichkeit bekannt. Letztlich wird mit diesen Ansätzen der Dynamikanteil des Messsignals und damit das Signal/Rausch-Verhältnis verbessert.OCT imaging is affected by essentially three noise effects. A first noise source is abbreviated RIN, which stands for "relative intensity noise" and refers to incoherent modulations / interactions at different frequencies in an optical wave. Ultimately, the cause of this noise is in the radiation source, and one way to suppress the RIN is to use a special detector to measure the intensity noise and correlate it to the signal. A structural common solution for this is the so-called "balanced detection". Next, the so-called off-axis detection is known as a possible solution. Ultimately, these approaches improve the dynamic range of the measurement signal and thus the signal-to-noise ratio.

Eine zweite Rauschquelle stellt der sogenannte „beat noise” dar. Man kann es als Sonderform des RIN, die durch inkohärente Wechselwirkung zwischen der Referenzstrahlung und der inkohärenten Strahlung der Messstrahlung verursacht werden, auffassen. Auch bei einer vollständigen Unterdrückung des RIN, beispielsweise durch eine balanced detection, liegt dieses Rauschen vor.A second noise source is the so-called "beat noise". It can be considered as a special form of RIN, which is caused by incoherent interaction between the reference radiation and the incoherent radiation of the measurement radiation. Even with a complete suppression of the RIN, for example, by a balanced detection, this noise is present.

Eine dritte Rauschquelle ist das sogenannte „coherence revival”, das bei bestimmten durchstimmbaren Quellen störend sein kann. Wegen Nebenmaxima der Kohärenzfunktion können teilkohärente Wechselwirkungen zwischen der Referenzstrahlung und eigentlich inkohärenten Teilen der Messstrahlung oder reflektierter Beleuchtungsstrahlung auftreten. Dies lässt sich im Stand der Technik nur durch eine sehr aufwendige Konstruktion des optischen Aufbaus zum Unterdrücken optischer Reflexe im Messstrahlengang vermeiden. Man muss dafür Sorge tragen, dass Reflexe, die in das Fenster der Kohärenznebenmaxima der durchgestimmten Strahlungsquelle fallen könnten, nicht auftreten. A third noise source is the so-called coherence revival, which can be annoying with certain tunable sources. Due to secondary maxima of the coherence function, partially coherent interactions between the reference radiation and actually incoherent parts of the measuring radiation or reflected illumination radiation can occur. This can be avoided in the prior art only by a very complex construction of the optical structure for suppressing optical reflections in the measurement beam path. Care must be taken to avoid reflections that might fall into the window of the coherence side maxima of the tuned radiation source.

Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, einen optischen Kohärenztomographen, insbesondere zur Messung an der Retina des menschlichen Auges, anzugeben, bei dem das Rauschverhalten verbessert ist.The object of the invention is to disclose an optical coherence tomograph, in particular for measuring at the retina of the human eye, in which the noise behavior is improved.

Die Erfindung ist in den Ansprüchen 1 und 7 definiert. Vorteilhafte Weiterbildungen sind Gegenstand der abhängigen Ansprüche 2 bis 6 und 8 bis 12.The invention is defined in claims 1 and 7. Advantageous developments are the subject of the dependent claims 2 to 6 and 8 to 12.

Die Erfindung verwendet eine konfokale Blende. Der Begriff „konfokal” bezeichnet in dieser Beschreibung nicht nur eine Blende, die exakt in einer zur Objekteben konjugierten (Zwischenbild-)Ebene liegt, sondern erfasst auch eine Anordnung der Blende, welche innerhalb eines gewissen Fehlerbereichs vor oder hinter einer Zwischenbildebene liegt. Liegt die konfokale Blende nicht exakt in der Zwischenbildebene, sondern nahe der Zwischenbildebene, so ist eine Streulichtunterdrückung zwar möglicherweise gemindert, die Funktion als konfokale Blende, welche das Objektfeld definiert, aus dem die Messstrahlung aufgesammelt wird, ist jedoch gleichermaßen erfüllt. Die Blende ist in oder nahe einer Zwischenbildebene, wenn sie um maximal das Dreifache der Abbildungstiefe von der Zwischenbildebene beabstandet ist; bevorzugt ist eine Beabstandung von maximal der einfachen Abbildungstiefe. Die Abbildungstiefe wird in der englischen Literatur als „Depth of Focus” bezeichnet und definiert einen axialen Bereich im Bildraum, d. h. an der Zwischenbildebene eines optischen Systems, in dem in jeder Auffangebene ein ausreichend scharfes Bild entsteht. Im Bereich der Abbildungstiefe werden Zerstreuungskreise als Punkt registriert. Der zur Abbildungstiefe konjugierte Bereich im Objektraum ist die Schärfentiefe (Englisch: Depth of Field). Die Schärfentiefe ist ein Maß für die Ausdehnung des scharfen Bereichs im Objektraum und ist durch die Lambda/(NAo)² gegeben, wobei NAo die numerische Apertur im Objektraum bezeichnet. Die Abbildungstiefe an der Zwischenbildebene ergibt sich analog zur Schärfentiefe aus der numerischen Apertur durch Lambda/(NAz)²; dabei ist NAz die numerische Apertur an der Zwischenbildebene, welche sich z. B. aus NAo mittels des Abbildungsmaßstabes errechnet.The invention uses a confocal aperture. In this description, the term "confocal" not only designates a diaphragm which lies exactly in an (intermediate image) plane conjugate to the object plane, but also detects an arrangement of the diaphragm which lies within a certain error range in front of or behind an intermediate image plane. If the confocal aperture is not exactly in the intermediate image plane, but close to the intermediate image plane, then stray light suppression may possibly be reduced, but the function as a confocal diaphragm, which defines the object field from which the measurement radiation is collected, is likewise fulfilled. The aperture is at or near an intermediate image plane when spaced by a maximum of three times the imaging depth from the intermediate image plane; a spacing of at most the simple depth of picture is preferred. Depth of field is referred to in the English literature as "depth of focus" and defines an axial region in the image space, ie at the intermediate image plane of an optical system, in which a sufficiently sharp image is formed in each capture plane. In the area of picture depth, circle of confusion is registered as point. The area in the object space conjugate to the image depth is the depth of field. The depth of field is a measure of the extent of the sharp area in the object space and is given by the lambda / (NAo) ² , where NAo denotes the numerical aperture in the object space. The image depth at the intermediate image plane is obtained analogously to the depth of field from the numerical aperture by lambda / (NAz) ² ; where NAz is the numerical aperture at the intermediate image plane, which is z. B. from NAo calculated by means of the magnification.

Als Wellenlänge kann in obiger Betrachtung die maximale Wellenlänge der Messstrahlung an der Zwischenbildebene angesetzt werden.In the above consideration, the maximum wavelength of the measuring radiation at the intermediate image plane can be used as the wavelength.

Die konfokale Blende, welche in oder nahe der Zwischenebene liegt, hat in der Erfindung nun eine Doppelfunktion. Sie definiert nicht nur das Objektfeld, aus welchem die Messstrahlung aufgesammelt wird, sie koppelt auch Korrekturstrahlung aus, die mit einem bestimmten Teil der Referenzstrahlung überlagert wird. Dieser Teil der Referenzstrahlung kann in seiner Weglänge bevorzugt individuell angepasst werden. Die mit diesem Teil der Referenzstrahlung überlagerte Korrekturstrahlung wird auf einen Sensor geleitet, der ein Korrektursignal liefert. Die Wirkung der eingangsgenannten zweiten und dritten Rauschquellen kann damit signifikant reduziert oder gar vollständig unterdrückt werden.The confocal aperture, which lies in or near the intermediate plane, now has a dual function in the invention. It not only defines the object field from which the measurement radiation is collected, it also couples correction radiation, which is superimposed with a specific part of the reference radiation. This part of the reference radiation can preferably be adjusted individually in terms of its path length. The correction radiation superimposed with this part of the reference radiation is directed to a sensor which supplies a correction signal. The effect of the aforementioned second and third noise sources can thus be significantly reduced or even completely suppressed.

Die erfindungsgemäße konfokale Blende ist besonders dann vorteilhaft, wenn der Beleuchtungs- und Messstrahlengang ein Scanner zur Verstellung der lateralen Lage des Beleuchtungsfeldes und des Objektfeldes im Auge aufweist.The confocal diaphragm according to the invention is particularly advantageous if the illumination and measuring beam path has a scanner for adjusting the lateral position of the illumination field and of the object field in the eye.

Je nach Ausführungsform des OCT kommt für ein konfokales OCT mit einem Punktdetektor als Blende das Ende einer Lichtleitfaser in Frage, wobei die Spiegelfläche, an welcher ein Teil der Messstrahlung als Korrekturstrahlung ausgekoppelt wird, durch die Verspiegelung der Mantel-Endfläche der Lichtleitfaser gebildet ist.Depending on the embodiment of the OCT, the end of an optical fiber is suitable for a confocal OCT with a point detector as an aperture, wherein the mirror surface on which a part of the measuring radiation is coupled out as correction radiation is formed by the mirroring of the jacket end face of the optical fiber.

Verwendet man eine Blende, was insbesondere bei einem holoskopischen OCT vorteilhaft ist, ist es zweckmäßig, diese gegenüber einer optischen Achse, entlang welcher die Messstrahlung propagiert, zu neigen und an der Einfallseite der Messstrahlung geeignet zu verspiegeln.If a diaphragm is used, which is advantageous in particular in the case of a holoscopic OCT, it is expedient to tilt it against an optical axis along which the measuring radiation propagates and to mirror it appropriately on the incident side of the measuring radiation.

Es wird bevorzugt ein Flächendetektor, vorzugsweise ein zweidimensionaler Detektor verwendet, der einen Teilbereich der Retina abtastet. Bevorzugt legt eine Blende in einem Zwischenbild der optischen Abbildung diesen Teilbereich fest, und der Flächendetektor ist auf die Größe der Blende abgestimmt. Der Strahlengang ist so gestaltet, dass die Beleuchtung mit Beleuchtungsstrahlung und das Aufsammeln der rückgestreuten Messstrahlung mit unterschiedlichen numerischen Aperturen erfolgt. Damit kann für die Beleuchtung eine numerische Apertur eingestellt werden, die einen axial großen Bereich ausleuchtet, so dass in einem vergleichsweise großen Tiefenbereich Messstrahlung detektiert wird und folglich mittels des OCT-Prinzips ein Bild über einen großen Tiefenbereich erhalten wird. Unabhängig davon ist die numerische Apertur des Aufsammelns der Messstrahlung, also der Abbildung eines Objektbereiches, unabhängig von der numerischen Apertur der Beleuchtung und damit beispielsweise größer, so dass eine hohe laterale Auflösung erhalten wird.An area detector, preferably a two-dimensional detector, which scans a partial area of the retina, is preferably used. Preferably, a diaphragm in an intermediate image of the optical image defines this partial region, and the surface detector is matched to the size of the diaphragm. The beam path is designed so that the illumination with illumination radiation and the collection of the backscattered measuring radiation takes place with different numerical apertures. Thus, a numerical aperture can be set for the illumination, which illuminates an axially large area, so that measuring radiation is detected in a comparatively large depth range and consequently an image over a large depth range is obtained by means of the OCT principle. Irrespective of this, the numerical aperture of the collection of the measuring radiation, ie the image of an object area, is independent of the numerical aperture the illumination and thus for example larger, so that a high lateral resolution is obtained.

Der Flächendetektor ist bevorzugt ein zweidimensionaler Detektor. Die Pixelanzahl liegt bevorzugt zwischen 4 und 100 Pixel pro Richtung, besonders bevorzugt zwischen 5 Pixel und 40 Pixel. Diese Pixelanzahl erweist sich als vorteilhaft zur Abtastung des Teilbildes sowohl hinsichtlich Auflösung als auch hinsichtlich Signal/Rausch-Verhältnis und möglichen Bildfehlerkorrekturen.The area detector is preferably a two-dimensional detector. The number of pixels is preferably between 4 and 100 pixels per direction, more preferably between 5 pixels and 40 pixels. This number of pixels proves to be advantageous for scanning the field both in terms of resolution and in terms of signal-to-noise ratio and possible aberration corrections.

Soweit hier als Objekt die Retina genannt ist, soll das die Erfindung nicht einschränken. Auch andere Strukturen des Auges können als Objekt abgebildet werden.As far as the retina is mentioned here as object, this is not intended to limit the invention. Other structures of the eye can also be imaged as an object.

Die nachfolgend beschriebenen Merkmale der optischen Kohärenztomographie können für verschiedene Ausführungsformen in Alleinstellung oder in unterschiedlichen Kombinationen herangezogen werden. Soweit die nachfolgenden Ausführungsbeispiele bestimmte Kombinationen von Merkmalen schildern, ist die Erfindung nicht auf solche Kombinationen eingeschränkt.The features of the optical coherence tomography described below can be used for different embodiments alone or in different combinations. As far as the following embodiments describe certain combinations of features, the invention is not limited to such combinations.

Es versteht sich, dass die vorstehend genannten und die nachstehend noch zu erläuternden Merkmale nicht nur in den angegebenen Kombinationen, sondern auch in anderen Kombinationen oder in Alleinstellung einsetzbar sind, ohne den Rahmen der vorliegenden Erfindung zu verlassen.It is understood that the features mentioned above and those yet to be explained below can be used not only in the specified combinations but also in other combinations or alone, without departing from the scope of the present invention.

Nachfolgend wird die Erfindung beispielsweise anhand der beigefügten Zeichnungen, die auch erfindungswesentliche Merkmale offenbaren, noch näher erläutert. Es zeigen:The invention will be explained in more detail for example with reference to the accompanying drawings, which also disclose characteristics essential to the invention. Show it:

1 eine Schemadarstellung eines optischen Kohärenztomographen (OCT) in einer ersten Ausführungsform, 1 a schematic representation of an optical coherence tomograph (OCT) in a first embodiment,

2 eine Schemadarstellung eines OCT in einer zweiten Ausführungsform, 2 a schematic representation of an OCT in a second embodiment,

3 eine Schemadarstellung eines Details des OCT der ersten Ausführungsform und 3 a schematic representation of a detail of the OCT of the first embodiment and

4 eine Schemadarstellung eines Details des OCT der zweiten Ausführungsform. 4 a schematic representation of a detail of the OCT of the second embodiment.

1 zeigt ein holoskopisches OCT 1, das dreidimensionale Bilder von einer Retina 2 eines Auges 3 aufnimmt. Quellstrahlung einer hinsichtlich ihrer Wellenlänge durchstimmbaren Strahlungsquelle 4, beispielsweise eines entsprechenden Lasers, wird in eine Faser 5 eingekoppelt. Die Quellstrahlung liegt beispielsweise im infraroten Wellenlängenbereich. In der nachfolgenden Beschreibung wird auch dieser Wellenlängenbereich als „Licht” bezeichnet. 1 shows a holoscopic OCT 1 , the three-dimensional images of a retina 2 one eye 3 receives. Source radiation of a wavelength-tunable radiation source 4 , For example, a corresponding laser, is in a fiber 5 coupled. The source radiation is, for example, in the infrared wavelength range. In the following description also this wavelength range is referred to as "light".

Unter diesem Begriff sei sämtliche Strahlung des elektromagnetischen Spektrums subsumiert, die den optischen Gesetzen genügt.This term subsumes all radiation of the electromagnetic spectrum which satisfies the laws of optics.

Die Faser 5 mündet in einen Splitter 6, der die Quellstrahlung in einen Messarm 7 und einen Referenzarm 8 aufteilt. An den Splitter 6 schließt im Messarm 7 eine Faser 9 an, und die am Faserende austretende Beleuchtungsstrahlung B wird mittels einer Beleuchtungsoptik 10 zu einem Strahlteiler 11 geleitet. Von dort gelangt sie zu einer Frontoptik 12, welche die Beleuchtungsstrahlung B in einen Fokus bündelt, der auf der Retina 2 des Auges 3 liegt. Die Beleuchtungsoptik 10 und die Frontoptik 12 stellen dabei unter anderem die numerische Apertur NA ein, mit der das Auge 3 beleuchtet wird. Zwischen dem Strahlteiler 11 und der Frontoptik 12 befindet sich ein Scanner 13, der den Fokus auf der Retina 2 zweiachsig senkrecht zur Einfallsrichtung, d. h. lateral ablenkt. Die Koordinaten dieser Ablenkung seien nachfolgend mit x und y bezeichnet. Die z-Lage des Fokus kann durch Verstellen der Frontoptik 12 eingestellt werden. Dies ist schematisch durch einen Doppelpfeil angedeutet.The fiber 5 flows into a splinter 6 that the source radiation into a measuring arm 7 and a reference arm 8th divides. To the splinter 6 closes in the measuring arm 7 a fiber 9 on, and exiting the fiber end illumination radiation B is by means of a lighting optical system 10 to a beam splitter 11 directed. From there it reaches a front optic 12 which focuses the illumination radiation B into a focus on the retina 2 of the eye 3 lies. The illumination optics 10 and the front optics 12 Among other things, they set the numerical aperture NA, with which the eye 3 is illuminated. Between the beam splitter 11 and the front optics 12 there is a scanner 13 who has the focus on the retina 2 biaxially perpendicular to the direction of incidence, ie deflected laterally. The coordinates of this deflection are denoted below by x and y. The z-position of the focus can be adjusted by adjusting the front optics 12 be set. This is indicated schematically by a double arrow.

Die Beleuchtungsstrahlung im Beleuchtungsfokus auf der Retina 2 wird aus verschiedenen Tiefen innerhalb eines Tiefenschärfebereichs zurückgestreut. Dieser Tiefenschärfebereich ist durch den beleuchteten Bereich und damit durch die numerische Apertur NA definiert, welche durch die Zusammenwirkung von Frontoptik 12 und Beleuchtungsoptik 10 sowie den optischen Eigenschaften des Auges 3 festgelegt ist.The illumination radiation in the illumination focus on the retina 2 is scattered back from different depths within a depth-of-field. This depth of focus range is defined by the illuminated area and thus by the numerical aperture NA, which by the interaction of front optics 12 and illumination optics 10 as well as the optical properties of the eye 3 is fixed.

Die rückgestreute Strahlung wird von der Frontoptik 12 als Messstrahlung M aufgesammelt. Die von der Frontoptik 12 aufgesammelte Messstrahlung wird zum Scanner 13 geleitet. Hier wird sie descannt, so dass nach dem Scanner 13 die Messstrahlung M als ruhender Strahl vorliegt.The backscattered radiation is from the front optics 12 collected as measuring radiation M. The of the front optics 12 Collected measuring radiation becomes a scanner 13 directed. Here it is descanned, so after the scanner 13 the measuring radiation M is present as a stationary beam.

Das Aufsammeln der Messstrahlung M ist eine Abbildung der Retina 2. Der Strahlteiler 11 trennt die Messstrahlung M von der Beleuchtungsstrahlung B und leitet sie zu einer Detektoroptik 14. Die Detektoroptik 14 legt zusammen mit der Frontoptik 12 und den optischen Eigenschaften des Auges 3 sowie etwaigen weiteren abbildenden Elementen im Abbildungsstrahlengang (z. B. Linse 16) die numerische Apertur NA der Abbildung der Retina 2 fest. Auf diese Weise haben Beleuchtung und Detektion unterschiedliche numerische Aperturen. Die numerische Apertur der Beleuchtung wird durch die Kombination der Beleuchtungsoptik 10 und der Frontoptik 12 festgelegt. Die numerische Apertur der Detektion durch die Detektoroptik 14 und die Frontoptik 12.The collection of the measuring radiation M is an image of the retina 2 , The beam splitter 11 separates the measuring radiation M from the illumination radiation B and passes them to a detector optics 14 , The detector optics 14 lays down with the front optics 12 and the optical properties of the eye 3 as well as any further imaging elements in the imaging beam path (eg lens 16 ) the numerical aperture NA of the image of the retina 2 firmly. In this way illumination and detection have different numerical apertures. The numerical aperture of the illumination is determined by the combination of the illumination optics 10 and the front optics 12 established. The numerical aperture of detection by the detector optics 14 and the front optics 12 ,

Die Detektoroptik 14 fokussiert die Messstrahlung M in eine Zwischenbildebene, in welcher sich eine Blende 15 befindet. Diese Blende 15 legt die Größe des Objektfeldes fest, aus welchem an der Retina 2 die Messstrahlung M erfasst wird. Unter Berücksichtigung des Abbildungsmaßstabes von Detektoroptik 14, Frontoptik 12 und Auge 3 entspricht die Größe der Blende 15 exakt der Größe des Objektfeldes an der Retina 2, aus dem Messstrahlung M aufgesammelt wird, das also abgebildet wird.The detector optics 14 focuses the measuring radiation M in an intermediate image plane, in which a diaphragm 15 located. This aperture 15 puts the size of the object field, from which at the retina 2 the measuring radiation M is detected. Taking into account the imaging scale of detector optics 14 , Front optics 12 and eye 3 corresponds to the size of the aperture 15 exactly the size of the object field at the retina 2 from which measurement radiation M is collected, which is thus imaged.

Eine weitere Optik 16 nach der Blende 15 richtet die Messstrahlung M auf eine Detektoreinrichtung 17. In der Ausführungsform der 1 umfasst die Detektoreinrichtung 17 einen Strahlteiler/-vereiniger 18 sowie zwei Flächensensoren 19a und 19b. Die Flächensensoren 19a, 19b sind in ihrer Größe passend zur Blende 15 und der dazwischenliegenden Optik 16 ausgelegt. Sie haben eine Ortsauflösung, d. h. sie erlauben eine Auflösung der Intensitätsverteilung über den Strahlquerschnitt.Another look 16 after the aperture 15 directs the measuring radiation M on a detector device 17 , In the embodiment of the 1 includes the detector device 17 a beam splitter / combiner 18 as well as two area sensors 19a and 19b , The area sensors 19a . 19b are in size to match the aperture 15 and the intermediate optics 16 designed. They have a spatial resolution, ie they allow a resolution of the intensity distribution over the beam cross section.

Am Strahlteiler/-vereiniger 18 wird auch Referenzstrahlung R aus dem Referenzarm 8 eingekoppelt. Dieser weist nach dem Splitter 6 eine Faser 20 auf. Der Referenzarm 8 hat bei der in 1 gezeigten Ausführungsform eine Weglängenanpasseinrichtung 21, welche dazu dient, die Länge des Referenzarms 8 passend zur Lage der Retina 2 des Auges 3 einzustellen. Dazu wird die Strahlung aus der Faser 20 über Elemente 70, 72 und 73, die noch erläutert werden, über einen Retroreflektor 22 geleitet, dessen Lage verstellt werden kann, wie der Doppelpfeil in 1 andeutet. Über einen weiteren Umlenkspiegel 23 sowie Optiken 24, 25 wird die Referenzstrahlung R zum Strahlteiler/-vereiniger 18 geleitet, der die Referenzstrahlung R mit der Messstrahlung M überlagert auf die Flächensensoren 19a und 19b leitet.At the beam splitter / combiner 18 will also reference radiation R from the reference arm 8th coupled. This points after the splitter 6 a fiber 20 on. The reference arm 8th has at the in 1 In the embodiment shown, a path length adjusting device 21 which serves the length of the reference arm 8th suitable for the position of the retina 2 of the eye 3 adjust. For this, the radiation from the fiber 20 about elements 70 . 72 and 73 to be explained, via a retro-reflector 22 whose position can be adjusted, such as the double arrow in 1 suggests. About another deflection mirror 23 as well as optics 24 . 25 the reference radiation R becomes the beam splitter / combiner 18 passed, the reference radiation R with the measuring radiation M superimposed on the surface sensors 19a and 19b passes.

Die Weglängenanpasseinrichtung 21 ist in 1 als Freistrahlengang ausgeführt. Dies ist ebenso optional, wie die Verwendung eines Retroreflektors 22. Im Stand der Technik sind verschiedene Maßnahmen bekannt, die optische Weglänge eines Strahls zu verstellen.The path length adjustment device 21 is in 1 designed as a free jet. This is just as optional as using a retroreflector 22 , In the prior art, various measures are known to adjust the optical path length of a beam.

Die Blende 15 ist geneigt ausgebildet und an der Einfallsseite der Messstrahlung verspiegelt, zumindest in einem Bereich um die Blendenöffnung herum. Dadurch wird Messstrahlung, welche nicht durch die Blendenöffnung transmittiert wird, als Korrekturstrahlung K reflektiert. Sie wird von einem noch zu erläuternden optischen System aufgesammelt und genutzt. Dieses optische System verwendet weiter einen Teil der Referenzstrahlung im Referenzstrahlengang 8. Dieser verfügt dazu nach der Lichtleitfaser 20 über einen Fasersplitter 70, der die Referenzstrahlung in eine Lichtleitfaser 74 sowie eine Lichtleitfaser 72 aufteilt. Die Lichtleitfaser 72 führt die Referenzstrahlung, die in die Weglängenanpasseinrichtung 21 geführt wird. Dies ist ein erster Teil der Referenzstrahlung. Ein zweiter Teil der Referenzstrahlung gelangt in eine Lichtleitfaser 74, die in einen Faserzirkulator 75 führt. An diesen ist eine Lichtleitfaser 76, eine Kollimatorlinse 77 und ein verstellbarer Retroreflektor 78 angeschlossen, so dass am Faserzirkulator 75 der zweite Teil der Referenzstrahlung um eine einstellbare Weglänge verzögert wird, bevor er zu einem Kollimator 79 geleitet wird, der über einen Umlenkspiegel 80 den zweiten Teil der Referenzstrahlung zu einem Strahlvereiniger 81 leitet. Der Strahlvereiniger 81 empfängt nicht nur den zweiten Teil der Referenzstrahlung, welcher durch die Weglängenverstellmimik 75, 76, 77 und 78 lief, sondern auch die Korrekturstrahlung K, die von einer Optik 83 und einem Umlenkspiegel 82 auf den Strahlkombinierer 81 geleitet wurde. Im Ergebnis überlagert der Strahlkombinierer 81 die Korrekturstrahlung K mit dem zweiten Teil der Referenzstrahlung kohärent, so dass eine Linse 83 auf einen Sensor 90 interferierende Strahlung leitet. Der Sensor 90 detektiert einen Interferenzzustand, wenn die Korrekturstrahlung K eine Weglänge durchlief, die der Weglänge von der Strahlungsquelle 4 über die Elemente 5, 6, 20, 70, 74, 75, 76, 77, 78, 79, 80 bis zum Strahlvereiniger 81 entspricht. Streng genommen wird Interferenz immer detektiert. 78 dient der Weglängenanpassung, so dass der beschriebene Weg (4, 6, 20, ... 81) dem entspricht, der über 4 → 2 → 15 → 82 → 81 gegeben ist.The aperture 15 is inclined and mirrored on the incident side of the measuring radiation, at least in an area around the aperture. As a result, measurement radiation, which is not transmitted through the aperture, is reflected as correction radiation K. It will be picked up and used by an optical system yet to be explained. This optical system further uses part of the reference radiation in the reference beam path 8th , This has to the optical fiber 20 over a fiber splinter 70 which converts the reference radiation into an optical fiber 74 and an optical fiber 72 divides. The optical fiber 72 carries the reference radiation that enters the path length adjustment device 21 to be led. This is a first part of the reference radiation. A second part of the reference radiation enters an optical fiber 74 in a fiber circulator 75 leads. At this is an optical fiber 76 , a collimator lens 77 and an adjustable retroreflector 78 connected so that at the fiber circulator 75 the second part of the reference radiation is delayed by an adjustable path length before becoming a collimator 79 is passed, which has a deflection mirror 80 the second part of the reference radiation to a beam combiner 81 passes. The beam combiner 81 not only receives the second part of the reference radiation, which by the Weglängenverstellmimik 75 . 76 . 77 and 78 ran, but also the correction radiation K, by an optics 83 and a deflecting mirror 82 to the beam combiner 81 was conducted. As a result, the beam combiner superimposes 81 the correction radiation K coherently with the second part of the reference radiation, so that a lens 83 on a sensor 90 directs interfering radiation. The sensor 90 detects an interference condition when the correction radiation K has traveled a path length that is the path length from the radiation source 4 about the elements 5 . 6 . 20 . 70 . 74 . 75 . 76 . 77 . 78 . 79 . 80 to the beam combiner 81 equivalent. Strictly speaking, interference is always detected. 78 serves the path length adaptation, so that the described path ( 4 . 6 . 20 , ... 81 ) corresponds to the over 4 → 2 → 15 → 82 → 81 given is.

2 zeigt eine modifizierte Ausführungsform des OCT 1, bei der der Referenzstrahlengang 8 vollständig durch Lichtleitfasern realisiert ist. Die Weglängenanpasseinrichtung 21 mit den Spiegeln 23 und den Linsen 24, 25 sowie der Strahlteiler/-vereiniger 18 sind nun durch faseroptische Elemente ersetzt. Im Einzelnen wird die Strahlung aus der Lichtleitfaser 72 in einen Zirkulator 73 geleitet, von dort in die Weglängenanpasseinrichtung 21, welche wiederum einen verstellbaren Retroreflektor 22 aufweist, so dass die Referenzstrahlung nach Durchlauf der eingestellten Wegstrecke zu einer Lichtleitfaser 74 gelangt, die sie zum Strahlteiler/-vereiniger 18 führt, der ebenfalls faseroptisch ausgeführt ist. Er erhält die Messstrahlung M durch eine weitere Lichtleitfaser 86 und leitet die kohärent überlagerte Messstrahlung M und Referenzstrahlung R mittels zweier (nicht näher bezeichneten) Lichtleitfasern zu den Detektoren 19a und 19b. 2 shows a modified embodiment of the OCT 1 in which the reference beam path 8th completely realized by optical fibers. The path length adjustment device 21 with the mirrors 23 and the lenses 24 . 25 and the beam splitter / combiner 18 are now replaced by fiber optic elements. Specifically, the radiation is from the optical fiber 72 into a circulator 73 from there into the Weglängenanpasseinrichtung 21 which in turn has an adjustable retroreflector 22 has, so that the reference radiation after passing the set distance to an optical fiber 74 that gets them to the beam splitter / combiner 18 leads, which is also executed fiber optic. He receives the measuring radiation M through another optical fiber 86 and directs the coherently superimposed measuring radiation M and reference radiation R by means of two (unspecified) optical fibers to the detectors 19a and 19b ,

Die Blende 15 ist in dieser Ausführungsform durch ein Ende der Lichtleitfaser 86 realisiert.The aperture 15 is in this embodiment by an end of the optical fiber 86 realized.

Die 3 und 4 zeigen die Blende 15 genauer. 3 bezieht sich dabei auf die Bauweise der 1 und 4 auf die Bauweise der 2. Wie zu sehen ist, fällt von der Linse 14 die Messstrahlung M ein. Sie gelangt zur Blende 15, durch deren Blendenöffnung nur die Messstrahlung M.1 passieren kann. Messstrahlung M.2, die auf die Blende 15 trifft, wird dort reflektiert, da die entsprechende Messstrahleneinfallsseite der Blende 15 mit einer Spiegelfläche 85 versehen ist. Der reflektierte Teil M.2 der Messstrahlung gelangt dann zur Linse 83 und letztlich in kohärenter Überlagerung mit dem zweiten Teil der Referenzstrahlung zum Sensor 90.The 3 and 4 show the aperture 15 more accurate. 3 refers to the construction of the 1 and 4 on the construction of the 2 , As you can see, it falls off the lens 14 the measuring radiation M a. It comes to the aperture 15 through whose aperture only the measuring radiation M.1 can pass. Measuring radiation M.2, which is on the aperture 15 is reflected there, since the corresponding measuring beam incident side of the aperture 15 with a mirror surface 85 is provided. The reflected part M.2 of Measuring radiation then passes to the lens 83 and ultimately in coherent superposition with the second part of the reference radiation to the sensor 90 ,

Für die Bauweise der 2 ist die Blende 15 als Ende der Lichtleitfaser 86 realisiert, wie 4 vergrößert zeigt. Die Lichtleitfaser 86 hat einen Mantel 87 und einen Kern 88. Die Endfacette ist im Bereich des Mantels 87 mit der Spiegelfläche 85 versehen, wodurch die Messstrahlung, die nicht auf den Kern 88 der Lichtleitfaser 86 gerichtet ist, als Teil M.2 der Messstrahlung M reflektiert und von der Linse 83 aufgesammelt wird.For the construction of the 2 is the aperture 15 as the end of the optical fiber 86 realized how 4 shows enlarged. The optical fiber 86 has a coat 87 and a core 88 , The end facet is in the area of the mantle 87 with the mirror surface 85 provided, whereby the measuring radiation, not on the core 88 the optical fiber 86 is reflected, as part M.2 of the measuring radiation M and reflected by the lens 83 is picked up.

Das Konzept der 1 und 2 sorgt dafür, dass in einer Zwischenbildebene die Blende 15 den Teil M.2 der Messstrahlung M, der nicht durch die Blendenöffnung transmittiert wird, als Korrekturstrahlung K reflektiert wird. Dieser wird ein Teil der Referenzstrahlung R überlagert, so dass eine kohärente Detektion hinsichtlich Signalintensität und Phaseninformation erfolgt. Der Sensor 90 kann dabei ein Punktdetektor sein. Alternativ ist eine gewisse Ortsauflösung möglich.The concept of 1 and 2 ensures that in an intermediate image plane the aperture 15 the part M.2 of the measuring radiation M, which is not transmitted through the aperture, as correction radiation K is reflected. This part of the reference radiation R is superimposed, so that a coherent detection takes place with respect to signal intensity and phase information. The sensor 90 can be a point detector. Alternatively, a certain spatial resolution is possible.

Die faseroptische Bauweise der 2/4 betrifft ein punktabtastendes System. Die Bauweise der 1/3 kann ebenfalls punktabtastend oder ein holoskopisches System sein.The fiber optic construction of the 2 / 4 relates to a puncture scanning system. The construction of the 1 / 3 can also be spot-scanned or a holoscopic system.

Aufgrund der geringen Ausdehnung der Endfläche des Mantels 87 der Faser 86 ist ein Maximaldurchmesser festgelegt, aus dem Messstrahlung M.2 reflektiert werden kann. Dieser Maximaldurchmesser wirkt wiederum als Blende und sorgt dafür, dass die Korrekturstrahlung K keine wesentlichen Phasenvariationen gegenüber der Referenzstrahlung R verglichen mit der Messstrahlung M1 hat.Due to the small extent of the end surface of the shell 87 the fiber 86 a maximum diameter is determined, from which measurement radiation M.2 can be reflected. This maximum diameter in turn acts as a diaphragm and ensures that the correction radiation K has no significant phase variations with respect to the reference radiation R compared to the measurement radiation M1.

Sekundärreflexe im Strahlengang, welche kollinear in die Messstrahlung M einmischen könnten bei der Bildrekonstruktion Artefakte verursachen. Die Korrekturstrahlung K, die von der Eintrittsseite der Lichtleitfaser 86 oder der Blende 15 abgeleitet wird ist aufgrund der unmittelbaren Nähe zur Blendenöffnung phasenkorreliert zur transmittierten Messstrahlung M2. Es ist deshalb möglich, in der Korrektur das Signal des Sensors 90 (nach geeigneter Gewichtung) vom Signal abzuziehen, das von den Detektoren 19a und 19b erzeugt wird. Die Gewichtung kann beispielsweise durch die Flächenverhältnisse zwischen verspiegelten Bereich 86 und Blendenöffnung erhalten werden. Alternativ oder zusätzlich ist es möglich, die Wichtung aus einer Kalibrierungsmessung zu ermitteln. Für diese kann beispielsweise ein bestimmtes Objekt in den Strahlengang eingebracht werden, das im Beleuchtungs- und Messstrahlengang 7 Reflektionen erzeugt.Secondary reflections in the beam path, which could collinearly interfere with the measurement radiation M cause artifacts during image reconstruction. The correction radiation K coming from the entrance side of the optical fiber 86 or the aperture 15 is derived due to the immediate proximity to the aperture phase-correlated to the transmitted measurement radiation M2. It is therefore possible in the correction, the signal of the sensor 90 (after appropriate weighting) to subtract from the signal coming from the detectors 19a and 19b is produced. The weighting can be determined, for example, by the area ratios between the mirrored area 86 and aperture are obtained. Alternatively or additionally, it is possible to determine the weighting from a calibration measurement. For example, a specific object can be introduced into the beam path in the beam path in the illumination and measuring beam path 7 Reflections generated.

In der Bauweise der 1 sind die Flächendetektoren 19a, 19b ortsauflösend. Die Subtraktion kann dann an den Signalen der einzelnen Pixel erfolgen.In the construction of the 1 are the area detectors 19a . 19b local resolution. The subtraction can then take place on the signals of the individual pixels.

Die Detektoreinrichtung 17 ist in 1 und 2 als sogenannte „balanced detection” ausgeführt. Auch dies ist optional. Die balanced detection hat den Vorteil, dass auf besonders einfache Art und Weise ein Gleichtaktanteil in der Überlagerung von Referenzstrahlung R und Messstrahlung M unterdrückt werden kann. Alternativ könnte auf eine solche Unterdrückung verzichtet werden, wenn nur einer der Detektoren, beispielsweise der Detektor 19b verwendet würde und der Strahlteiler/-vereiniger 18 als reiner Strahlvereiniger ausgeführt wird.The detector device 17 is in 1 and 2 executed as so-called "balanced detection". This too is optional. The balanced detection has the advantage that a common mode component in the superimposition of reference radiation R and measurement radiation M can be suppressed in a particularly simple manner. Alternatively, such a suppression could be dispensed with, if only one of the detectors, for example the detector 19b would be used and the beam splitter / combiner 18 is executed as a pure Strahlvereiniger.

Die Interferenz zwischen Referenzstrahlung R und Messstrahlung M wird zur Erzeugung eines Bildes umgesetzt, wie es für die optische Kohärenztomographie bekannt ist. Da die Wellenlänge der Quellstrahlung durchgestimmt wird, kommt bei der Bilderzeugung das Fourier-Domain-Prinzip zur Anwendung, das aus dem Stand der Technik grundsätzlich bekannt ist.The interference between reference radiation R and measurement radiation M is converted to produce an image, as is known for optical coherence tomography. Since the wavelength of the source radiation is tuned, the Fourier domain principle is used in the image generation, which principle is known from the prior art.

Zum Durchführen der Bilderzeugung weist der OCT 1 ein Steuergerät C auf, das ein Signal über die Wellenlängendurchstimmung und die Messsignale der Flächendetektoren 19a, 19b erhält. Optional steuert das Steuergerät C die Strahlungsquelle 4 zur Wellenlängendurchstimmung an, kennt deshalb die im System aktuell vorherrschende Wellenlänge und kann damit die Messsignale entsprechend zuordnen. Die Flächendetektoren 19a, 19b erhalten Messstrahlung M aus einem Objektfeld an der Retina 2, das durch die Blende 15 festgelegt ist.To perform the imaging, the OCT points out 1 a controller C, which receives a signal about the wavelength tuning and the measurement signals of the area detectors 19a . 19b receives. Optionally, the controller C controls the radiation source 4 For wavelength tuning, therefore, knows the currently prevailing in the system wavelength and can thus assign the measurement signals accordingly. The area detectors 19a . 19b receive measurement radiation M from an object field at the retina 2 passing through the aperture 15 is fixed.

Die Flächendetektoren 19a, 19b sind in der Bauweise der 1 in ihrer Größe an die Blende 15 entsprechend angepasst und tasten mit ihren einzelnen Pixel die Intensitätsverteilung ortsaufgelöst ab. Liegen die Flächendetektoren 19a, 19b in einer Bildebene, d. h. in einer Ebene, die unter Berücksichtigung der Abbildung, welche von Frontoptik 12, Detektoroptik 14 und den weiteren zwischengelagerten optischen Elementen ausgeführt wird, konjugiert zur Ebene der Retina 2 ist, enthalten die einzelnen Pixel bereits die Ortsinformation im Bildfeld. Liegen die Flächendetektoren hingegen in einer konjugierten Pupillenebene, die zur Ebene, in welcher die Pupille P des Auges 3 liegt, konjugiert ist, erfassen die Detektoren die Intensitätsverteilung in der Pupillenebene und damit Phaseninformation. Auch dies kann zur Bildrekonstruktion verwendet werden. Liegt der Flächendetektor nicht in einer Pupillenebene, ist eine Aberrationkorrektur gleichermaßen möglich, wenn das detektierte Signal auf eine Pupillenebene umgerechnet wird, wie dies einem Fachmann für Hologramme bekannt ist.The area detectors 19a . 19b are in the construction of the 1 in size to the aperture 15 adapted accordingly and scan with their individual pixels, the intensity distribution spatially resolved. Are the area detectors 19a . 19b in an image plane, ie in a plane taking into account the image, which of front optics 12 , Detector optics 14 and the other interposed optical elements conjugated to the plane of the retina 2 is, the individual pixels already contain the location information in the image field. On the other hand, the area detectors lie in a conjugated pupil plane that leads to the plane in which the pupil P of the eye 3 lie, conjugate, the detectors detect the intensity distribution in the pupil plane and thus phase information. This too can be used for image reconstruction. If the area detector is not in a pupil plane, an aberration correction is equally possible if the detected signal is converted to a pupil plane, as is known to a person skilled in the art for holograms.

In der Bauweise der 2 haben die Detektoren 19a, 19b keine Ortsauflösung, wie nachfolgend noch erläutert werden wird. In the construction of the 2 have the detectors 19a . 19b no spatial resolution, as will be explained below.

In der Bauweise der 1 kombiniert der Strahlteiler/-vereiniger 18 die Messstrahlung M aus dem Messarm 7 und die Referenzstrahlung R aus dem Referenzarm 8. Die (Flächen)-Detektoren 19a, 19b erfassen die Interferenz zwischen Messstrahlung M und Referenzstrahlung R. Die entsprechenden Maßnahmen zum Erzeugen einer solchen Interferenz, insbesondere die dafür nötigen Eigenschaften der Strahlungsquelle 4 und der Weglängenanpassung sind im Stand der Technik für optische Kohärenztomographen bekannt.In the construction of the 1 the beam splitter / combiner combines 18 the measuring radiation M from the measuring arm 7 and the reference radiation R from the reference arm 8th , The (area) detectors 19a . 19b detect the interference between measuring radiation M and reference radiation R. The corresponding measures for generating such interference, in particular the necessary properties of the radiation source 4 and path length adaptation are known in the art for optical coherence tomographs.

Aufgrund der balanced detection liegt ein relativer Phasenunterschied von Pi zwischen der Summe der beiden Signale der beiden (Flächen)-Detektoren 19a, 19b vor. Auf diese Weise ist, insbesondere bei einer möglichen nachfolgenden Analog-Digital-Wandlung des Differenzsignals, der Dynamikbereich des Signals maximal zur Informationsauswertung verwendet.Due to the balanced detection, a relative phase difference of Pi lies between the sum of the two signals of the two (area) detectors 19a . 19b in front. In this way, in particular in the case of a possible subsequent analog-to-digital conversion of the difference signal, the dynamic range of the signal is used to a maximum for information evaluation.

In einer anderen Ausgestaltung erfolgt keine balanced detection; der Signalhub des Interferenzsignals befindet sich dann auf einem Gleichtaktanteil aufmoduliert und wird durch entsprechende Datenanalyse herausgefiltert. Alternativ ist eine sog. Off-Axis-Detektion möglich.In another embodiment, there is no balanced detection; the signal swing of the interference signal is then modulated on a common mode component and is filtered out by appropriate data analysis. Alternatively, a so-called off-axis detection is possible.

In einer weiteren Ausführungsform für das OCT 1 ist die Weglängenanpasseinrichtung nicht im Referenzarm 8, sondern im Messarm 7 angeordnet.In a further embodiment for the OCT 1 is the Weglängenanpasseinrichtung not in the reference arm 8th but in the measuring arm 7 arranged.

Der Scanner 13 befindet sich beim OCT 1 der 1 bevorzugt in oder nahe einer Pupillenebene des Detektionsstrahlenganges sowie auch des Beleuchtungsstrahlenganges. Diese Pupillenebene ist zur Ebene der Pupille P des Auges 3 konjugiert.The scanner 13 is located at the OCT 1 of the 1 preferably in or near a pupil plane of the detection beam path as well as the illumination beam path. This pupil plane is to the pupil P plane of the eye 3 conjugated.

Die Frontoptik 12 umfasst bevorzugt zwei Optiken, die zusammen eine 4f-Optik bilden. Dann ist eine Optik eine ophthalmoskopische Linse und die andere Optik eine Scanlinse. Diese 4f-Optik bildet die Pupille P des Auges 3 in einer zur Ebene der Pupille P konjugierten Pupillenebene ab, in welcher der Scanner 13 liegt. Es ist nicht zwingend, den Scanner 13 exakt in diese konjugierte Pupillenebene zu platzieren, hat jedoch Vorteile. Zwischen der Ebene der Pupille P des Auges 3 und der dazu konjugierten Pupillenebene befindet sich eine Zwischenbildebene. Der Strahlteiler 11 befindet sich aufgrund seiner Nähe zum Scanner 13 ebenfalls nahe der konjugierten Pupillenebene. Es ist auch möglich, den Strahlteiler 11 in diese konjugierte Pupillenebene zu legen, wenn der Scanner 13 aus der konjugierten Pupillenebene gerückt wird.The front optics 12 preferably comprises two optics that together form a 4f optic. Then one optic is an ophthalmoscopic lens and the other optic is a scan lens. This 4f optic forms the pupil P of the eye 3 in a pupil plane conjugate to the plane of the pupil P, in which the scanner 13 lies. It is not mandatory to use the scanner 13 However, to place exactly in this conjugated pupil plane has advantages. Between the level of the pupil P of the eye 3 and the conjugate pupil plane is an intermediate image plane. The beam splitter 11 is due to its proximity to the scanner 13 also close to the conjugated pupil plane. It is also possible to use the beam splitter 11 to put in this conjugated pupil plane when the scanner 13 is moved from the conjugated pupil plane.

In einer Ausführungsform ist der Strahlteiler 11 als Polarisationsteiler ausgebildet. Ihm ist dann in Abbildungsrichtung (das ist die Richtung, aus welcher der Messstrahl M einfällt) eine Lambda/4-Platte vorgeordnet. In einer weiteren Ausführungsform des OCT erfolgt am Strahlteiler 11 eine Polarisationsteilung. Eine solche ist im Stand der Technik üblicherweise nachteilig, und man verwendet eine Intensitätsteilung. Dies ist überraschenderweise für das beschriebene OCT vorteilhaft, da in das Auge eintretende polarisierte Strahlung hinsichtlich ihres Polarisationszustandes geändert wird. Verschiedene Strukturen des Auges haben dabei eine unterschiedliche Auswirkung, so dass der Polarisationszustand des rückgestreuten Signals nicht eindeutig oder klar definiert ist, sondern aus Komponenten mit verschiedenen Polarisationszuständen besteht. Diese Überlegung war auch im Stand der Technik bekannt und führte zur Konsequenz, eine Intensitätsteilung vorzunehmen, eben weil die rückgestreute Strahlung keinen klar definierten Polarisationszustand hat. Es zeigt sich jedoch nun, dass das Messlicht mit dem Referenzlicht überlagert wird und dabei nur Strahlbestandteile miteinander interferieren können, die denselben Polarisationszustand haben. Letztlich gibt das Referenzlicht mit seinem Polarisationszustand also vor, welchen Anteil des Messlichtes man ausnutzen kann. Nicht-interferierende Anteile fallen auf den Detektor und bilden einen störenden Hintergrund.In one embodiment, the beam splitter 11 designed as polarization divider. He is then in the imaging direction (which is the direction from which the measuring beam M occurs) upstream of a lambda / 4 plate. In a further embodiment of the OCT takes place at the beam splitter 11 a polarization division. Such is usually disadvantageous in the art, and one uses an intensity division. This is surprisingly advantageous for the OCT described, since polarized radiation entering the eye is changed with regard to its polarization state. Different structures of the eye have a different effect, so that the polarization state of the backscattered signal is not clearly or clearly defined, but consists of components with different polarization states. This consideration was also known in the art and led to the consequence of making an intensity division, just because the backscattered radiation has no clearly defined polarization state. However, it now appears that the measurement light is superimposed with the reference light and can only interfere with each other beam components that have the same polarization state. Ultimately, the reference light, with its state of polarization, therefore specifies which portion of the measuring light can be exploited. Non-interfering components fall on the detector and form a disturbing background.

Die Beleuchtungsstrahlung B ist nach dem Polarisationsteiler 11 linear polarisiert. Eine dem Polarisationsteiler 11 in Abbildungsrichtung vorgeordnete Lambda/4-Platte (nicht in 1 eingezeichnet) sorgt für zirkular polarisierte Beleuchtungsstrahlung B am Auge 3. Rückgestreute Messstrahlung M, die ebenfalls zirkular polarisiert ist, wird von der Lambda/4-Platte wieder linear polarisiert, wobei die Polarisationsrichtung um 90 Grad gegenüber der Polarisationsrichtung gedreht ist, welche die Beleuchtungsstrahlung B hat, die vom Polarisationsteiler 11 abgegeben wurde. Somit durchläuft die Messstrahlung M den Polarisationsteiler 11 ohne Ablenkung und interferiert mit der Referenzstrahlung R, wenn diese dieselbe Polarisation hat. Dies ist dann der Fall, wenn Referenzstrahlung R und Beleuchtungsstrahlung B nach dem Aufteilen aus der Quellstrahlung identisch linear polarisiert sind. Dies ist auch der Fall, wenn Referenzstrahlung R und Beleuchtungsstrahlung B nach dem Aufteilen aus der Quellstrahlung zirkular polarisiert sind und die Referenzstrahlung vor dem Überlagern identisch zur Messstrahlung M linear polarisiert wird. Letztlich ist es von Bedeutung, dass die Polarisationsteilung die Messstrahlung M und der Referenzstrahlengang die Referenzstrahlung R so konditionieren, dass beide Strahlungen am Detektor denselben Polarisationszustand haben.The illumination radiation B is after the polarization splitter 11 linearly polarized. A polarization splitter 11 in the imaging direction upstream lambda / 4-plate (not in 1 drawn) ensures circularly polarized illumination radiation B on the eye 3 , Backscattered measuring radiation M, which is also circularly polarized, is again linearly polarized by the lambda / 4 plate, the polarization direction being rotated by 90 degrees with respect to the polarization direction which the illumination radiation B has, that of the polarization splitter 11 was delivered. Thus, the measurement radiation M passes through the polarization splitter 11 without deflection and interferes with the reference radiation R if it has the same polarization. This is the case when reference radiation R and illumination radiation B are identically linearly polarized after being split from the source radiation. This is also the case when reference radiation R and illumination radiation B are circularly polarized after splitting from the source radiation and the reference radiation is linearly polarized before being superimposed identically to the measurement radiation M. Finally, it is important that the polarization division conditions the measurement radiation M and the reference beam path the reference radiation R in such a way that both radiations at the detector have the same polarization state.

Diese Maßnahme erhöht damit das Signal/Rausch-Verhältnis, da nur noch diejenigen Teile des Messlichtes durch den Strahlteiler 11 zur Detektoreinrichtung 17 geleitet werden, die in der Lage sind, mit dem Referenzlicht zu interferieren. Letztlich erhöht die an und für sich nachteilige Polarisationsteilung und das Verwerfen eines Teiles der Messstrahlung M am Strahlteiler 11 damit die Signalgüte.This measure thus increases the signal / noise ratio, since only those parts of the Measuring light through the beam splitter 11 to the detector device 17 which are able to interfere with the reference light. Ultimately, the inherently disadvantageous polarization division and the rejection of a portion of the measurement radiation M at the beam splitter increases 11 thus the signal quality.

Die Detektoroptik ist bevorzugt ebenfalls als 4f-Optik ausgebildet. Sie stellt eine weitere Zwischenbildebene bereit, in der die Blende 15 liegt. Die Zwischenbildebene ist zur Objektebene, in welcher die abzubildende Retina 2 liegt, konjugiert.The detector optics are preferably also designed as 4f optics. It provides another intermediate image plane in which the aperture 15 lies. The intermediate image plane is the object plane in which the retina to be imaged 2 lies, conjugates.

In bevorzugten Ausführungsformen des OCT hat der Flächendetektor eine Pixelzahl von 4 bis 100, bevorzugt 5 bis 50, besonders bevorzugt 5 bis 40 Pixel in jeder Richtung.In preferred embodiments of the OCT, the area detector has a pixel number of 4 to 100, preferably 5 to 50, particularly preferably 5 to 40 pixels in each direction.

Der optische Aufbau der 1 erreicht, dass die Beleuchtung und die Aufnahme des Messlichtes hinsichtlich der optischen Eigenschaften und insbesondere der Ausnutzung der Pupille nicht mehr miteinander gekoppelt sind. Auf diese Weise ist es optional zusätzlich möglich, die Beleuchtung weiter anzupassen. Beispielsweise kann eine Bessel-artige Beleuchtung mit einem Top-Hat-Querschnittsprofil für die Detektion kombiniert werden. Auf diese Weise wird in einer Ausführungsform eine hohe Beleuchtungstiefe, d. h. eine Beleuchtung, die über einen großen z-Bereich unverändert ist, bei zugleich hoher numerischer Apertur der Abbildung erreicht. Bei gleicher numerischer Apertur würde beispielsweise mit einem Gauß-artigen Strahl ein Beleuchtungsfokus von einer Ausdehnung von 1 mm in der z-Richtung erreicht. Bei einer Bessel-artigen Beleuchtung erhält man 2 bis 3 mm Ausdehnung in der z-Richtung. Auf diese Weise kann die optische Auflösung um 10 bis 30% gesteigert werden, wenn die Detektion mit einem Top-Hat-artigen Profil erfolgt.The optical structure of the 1 ensures that the illumination and the recording of the measuring light are no longer coupled with respect to the optical properties and in particular the utilization of the pupil. In this way, it is optionally possible to further adjust the lighting. For example, a Bessel-type lighting can be combined with a top-hat cross-sectional profile for detection. In this way, in one embodiment, a high illumination depth, ie illumination which is unchanged over a large z-range, is achieved with a simultaneously high numerical aperture of the image. For the same numerical aperture, for example, with a Gaussian-like beam, an illumination focus of 1 mm in the z-direction would be achieved. With a Bessel-type illumination, one obtains 2 to 3 mm extension in the z-direction. In this way, the optical resolution can be increased by 10 to 30% when the detection is done with a top hat-like profile.

Soweit vorstehend Verfahrensschritte und/oder Signalkorrekturen geschildert wurden, werden diese im OCT 1 vom Steuergerät C durchgeführt, das mit dem Detektor/den Detektoren verbunden ist, deren Messsignale ausließt und weiter Daten über die Arbeit des Scanners 13 und der Wellenlängendurchstimmung erhält und/oder diese Bauteile entsprechend ansteuert.As far as procedural steps and / or signal corrections have been described above, they are in the OCT 1 performed by the control unit C, which is connected to the detector / detectors whose measurement signals omits and further data about the work of the scanner 13 and receives the wavelength tuning and / or controls these components accordingly.

ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG QUOTES INCLUDE IN THE DESCRIPTION

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.This list of the documents listed by the applicant has been generated automatically and is included solely for the better information of the reader. The list is not part of the German patent or utility model application. The DPMA assumes no liability for any errors or omissions.

Zitierte PatentliteraturCited patent literature

US 2014/0028974 A1 [0005, 0005]

Claims

Optical coherence tomograph for examining an eye ( 3 ), comprising - a lighting device ( 4 . 5 ) for the provision of source radiation whose wavelength is tunable, - an illumination and measuring beam path ( 7 ), which is a distribution element ( 6 ) for splitting the source radiation into illumination radiation (B) and reference radiation (R), with the illumination radiation (B) having an illumination field in the eye ( 3 ) and in the eye ( 3 ) collects illumination radiation backscattered from an object plane as measuring radiation (M), - a reference beam path ( 8th ), for the reference radiation (R) an optical path length ( 21 ), which corresponds to an optical path length from the splitting element ( 6 ) is equal to the illumination field and back to an overlay location, - a detection beam path ( 14 . 15 . 17 ), the measuring radiation (M) from the illumination and measuring beam path ( 7 ) and a first part of the reference radiation (R) from the reference beam path ( 8th ) and superimposed on the superimposition site and on at least one detector ( 19 . 19a . 19b ), characterized in that - the detection beam path ( 14 . 17 ), a confocal aperture ( 15 ) which lies in or near a plane conjugate to the object plane and has an aperture which defines the size of the object field and transmits the measurement radiation (M), the confocal aperture (B) being incident on a measurement radiation incidence side ( 15 ) a mirror surface ( 85 ), which reflects at least one part (M2) of the measuring radiation (M1) not transmitted through the diaphragm opening, - the coherence tomograph has a correction device which forms a second part of the reference radiation (R) from the reference beam path ( 8th ) at the mirror surface ( 85 ) reflects the part of the measuring radiation (M2) and superimposes it on the second part of the reference radiation (R) and onto a sensor ( 90 ).

Optical coherence tomograph according to claim 1, characterized in that the illumination and measuring beam path ( 7 ) a scanner ( 13 ) for adjusting the lateral position of the illumination field and the object field in the eye ( 3 ) having.

Optical coherence tomograph according to claim 2, characterized by a control device (C) which controls the scanner ( 13 ) for deflection during wavelength tuning and generates or receives a scan signal indicative of a deflection condition of the scanner ( 13 ) and with the radiation source ( 4 ) for reading out a wavelength signal which indicates the wavelength of the source radiation and thus the illumination radiation (B), and the detector ( 19 . 19a . 19b ) is connected to the reading of measurement signals, wherein the control unit (C) from the wavelength signal and the measurement signals fields ( 59 ) of the object ( 2 ) and evaluates the scan signal to the fields ( 59 ) to a 3D overall picture ( 61 ), and wherein the control unit (C) the sensor ( 90 ) and by means of whose sensor signals the measuring signals and / or the partial images ( 59 ) corrected.

Optical coherence tomograph according to one of the above claims, characterized in that the at least one detector is an area detector ( 19 . 19a . 19b ) having a spatial resolution of 4 to 100 pixels in one direction, preferably a 2D area detector having 5 to 50 pixels or 5 to 40 pixels per direction.

Optical coherence tomograph according to one of the preceding claims, characterized in that the diaphragm ( 15 ) one end of an optical fiber ( 86 ), wherein the mirror surface ( 85 ) on the coat ( 87 ) of the optical fiber ( 86 ) is formed.

Optical coherence tomograph according to one of the preceding claims, characterized in that the diaphragm ( 15 ) with respect to an optical axis, along which the measuring radiation (M) propagates, is inclined.

Method for optical coherence tomography for examining an eye ( 3 ), the method comprising - providing source radiation, tuning its wavelength and splitting the source radiation into illumination radiation (B) and reference radiation (R), - illuminating an illumination field in the eye ( 3 ) with the illumination radiation (B) and in the eye ( 3 ) from an object field backscattered illumination radiation as measurement radiation (M), - superposition of the measurement radiation (M) with the reference radiation (R) and detection of an interference signal of the superimposed radiation and generating a deeply resolved image of the object, - wherein the measurement radiation (M) by means of a confocal Cover ( 15 ), which lies in or near a plane conjugate to the object plane and has an aperture defining the size of the object field, wherein at least part of the measurement radiation (M2) not transmitted through the aperture is reflected, superimposed on the reference radiation (R) and is used to correct the low-resolution image.

A method according to claim 7, characterized in that in the illumination and measuring beam path ( 7 ) by means of a scanner ( 13 ) the lateral position of the illumination field and the object field in the eye ( 3 ) is adjusted.

Method according to claim 8, characterized in that the scanner ( 13 ) for deflection during the wavelength tuning and from measurement signals of the area detector ( 19 . 19a . 19b ) and a wavelength signal partial images of the retina ( 2 ) and taking into account the deflection condition of the scanner ( 13 ) the partial images are combined to form a 3D overall image.

Method according to one of claims 7 to 9, characterized in that the at least one detector is an area detector ( 19 . 19a . 19b ) having a spatial resolution of 4 to 100 pixels in one direction, preferably a 2D area detector having 5 to 50 pixels or 5 to 40 pixels.

Method according to one of claims 7 to 10, characterized in that as a diaphragm ( 15 ) one end of an optical fiber ( 86 ) is used, wherein a shell part ( 87 ) of the end is mirrored.

Method according to one of claims 7 to 11, characterized in that the diaphragm ( 15 ) with respect to an optical axis, along which the measuring radiation (M) propagates, is inclined.