DE102014115157A1

DE102014115157A1 - Optische Kohärenztomographie zur Messung an der Retina

Info

Publication number: DE102014115157A1
Application number: DE102014115157.7A
Authority: DE
Inventors: Christoph Nieten; Daniel Bublitz; Lars Omlor; Kai Wicker
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
Also published as: US20170224208A1; US10568503B2; WO2016058910A1

Abstract

Ein optischer Kohärenztomograph zur Untersuchung eines Auges (3) weist auf eine Beleuchtungseinrichtung (4, 5) zur Bereitstellung von Quellstrahlung, deren Wellenlänge durchstimmbar ist, einen Beleuchtungs- und Messstrahlengang (7), der ein Aufteilungselement (6) zur Aufteilung der Quellstrahlung in Beleuchtungsstrahlung (B) und Referenzstrahlung (R) aufweist, mit der Beleuchtungsstrahlung (B) ein Beleuchtungsfeld im Auge (3) beleuchtet und im Auge (3) rückgestreute Beleuchtungsstrahlung als Messstrahlung (M) aufsammelt, wobei der Beleuchtungs- und Messstrahlengang (7) einen Scanner (13) zur Verstellung der lateralen Lage des Beleuchtungsfelds im Auge (3) und eine Frontoptik (12) zur Verstellung der axialen Lage des Beleuchtungsfelds im Auge (3) aufweist, einen Referenzstrahlengang (8), der die Referenzstrahlung (R) durch eine Verzögerungsstrecke (21) leitet, einen Detektionsstrahlengang (14, 15, 17), der die Messstrahlung (M) vom Beleuchtungs- und Messstrahlengang (7) und die Referenzstrahlung (R) vom Referenzstrahlengang (8) empfängt und überlagert auf mindestens einen Flächendetektor (19, 19a, 19b) leitet, einen Strahlteiler (11) zur Abtrennung der vom Auge (3) aufgesammelten Messstrahlung (M) von der zum Auge (3) geführten Beleuchtungsstrahlung (B), wobei der Strahlteiler (11) die abgeteilte Messstrahlung (M) zum Detektionsstrahlengang (14, 15, 17) leitet, und ein nur auf die Beleuchtungsstrahlung (B) wirkendes optisches Element (10), das mit der Frontoptik (12) zusammenwirkt und die Numerische Apertur der Beleuchtung des Beleuchtungsfeldes im Auge (3) einstellt, ein nur auf die Messstrahlung (M) wirkendes optisches Element (14), das mit der Frontoptik (12) zusammenwirkt und die Numerische Apertur, mit der im Auge (3) Messstrahlung (M) aufgesammelt ist, einstellt, und eine Blende (15), die dem mindestens einen Flächendetektor (19, 19a, 19b) vorgeordnet ist, in einer Zwischenbildebene angeordnet ist und die Größe eines Objektfeldes festlegt, aus dem die Messstrahlung (M) zum Flächendetektor (19, 19a, 19b) gelangt, wobei der mindestens eine Flächendetektor (19, 19a, 19b) eine Ortsauflösung mit 4 bis 100 Pixel in einer Richtung hat, bevorzugt als 2D-Flächendetektor mit 5 bis 50 Pixel oder 5 bis 40 Pixel.

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 rückgestreute Beleuchtungsstrahlung als Messstrahlung aufsammelt, wobei der Beleuchtungs- und Messstrahlengang einen Scanner zur Verstellung der lateralen Lage des Beleuchtungsfelds im Auge und eine Frontoptik aufweist, einen Referenzstrahlengang, der leitet, einen Detektionsstrahlengang, der die Messstrahlung vom Beleuchtungs- und Messstrahlengang und die Referenzstrahlung vom Referenzstrahlengang empfängt und überlagert auf mindestens einen Flächendetektor leitet.
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 mit einem Scanner die laterale Lage des Beleuchtungsfeldes im Auge verstellt wird, die Referenzstrahlung in einem Referenzstrahlengang verzögert und mit der Messstrahlung überlagert wird, um ein Interferenzsignal zu erzeugen, das mit einem Flächendetektor erfasst wird.
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 größer 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.
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 ab. 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.
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.
Bei einem scannenden OCT-System beträgt der zugängliche Durchmesser der Pupille des Auges üblicherweise zwischen 1 mm und 1,5 mm. Daraus ergibt sich eine laterale Auflösung von etwa 15 μm und ein in der Tiefe erfassbarer Bereich von 3 mm Ausdehnung. Eine bessere laterale Auflösung würde man mit einer höheren numerischen Apertur des optischen Systems erreichen. Damit würde aber gleichzeitig der in der Tiefe erfassbare Bereich schrumpfen. Darüber hinaus nehmen Aberrationen mit der numerischen Apertur zu. Bei bekannten OCT-Systemen, die bis zu 1,5 mm Durchmesser in der Pupille des Auges verwenden, kann zwar die Defokussierung als höhere Aberration üblicherweise vernachlässigt werden, jedoch nehmen für größere Pupillen Astigmatismus und Coma zu. Man kann daher keine beugungsbegrenzte Auflösung erreichen.
Für bestimmte Anwendungen, insbesondere zur Diagnose der altersbedingten Makuladegeneration, wünscht man eine hohe laterale Auflösung. Um das Frühstadium dieser Erkrankung zu erkennen, wird eine laterale Auflösung von etwa 5 μm benötigt. Zugleich wird ein abtastbarer Tiefenmessbereich von etwa 3 mm gefordert, da man davon ausgeht, dass die altersbedingte Makuladegeneration mit einer Blutgefäßbildung in tieferen Gewebeschichten einhergeht. Um solche Gefäße zu detektieren, benötigt man darüber hinaus ein gutes Signal/Rausch-Verhältnis.
Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, einen optischen Kohärenztomographen zur Messung an der Retina des menschlichen Auges anzugeben, bei dem die laterale Auflösung verbessert ist, ohne zugleich den zugänglichen Tiefenbereich einzuschränken.
Die Erfindung ist in den Ansprüchen 1 und 8 definiert. Vorteilhafte Weiterbildungen sind Gegenstand der abhängigen Ansprüche 2 bis 7 und 9 bis 14.
Die Erfindung kombiniert mehrere Merkmale, um mittels optischer Kohärenztomographie ein dreidimensionales Bild zu erhalten, das lateral, d. h. quer zur optischen Achse, eine besonders gute Auflösung hat und zugleich axial, d. h. längs der optischen Achse, einen sehr großen Tiefenbereich abdecken kann, ohne dass eine Verstellung von fokussierenden Elementen oder Linsen während des Messvorgangs erfolgen müsste.
Dazu wird ein Flächendetektor, vorzugsweise ein zweidimensionaler Detektor verwendet, der einen Teilbereich der Retina abtastet. Eine Blonde in einem Zwischenbild der optischen Abbildung legt 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 erfolgen kann. Damit kann für die Beleuchtung eine numerische Apertur eingestellt werden, die einen axial großen Bereich ausleuchtet, so dass die aufgesammelte Messstrahlung aus einem vergleichsweise großen Tiefenbereich stammt und folglich mittels des OCT-Prinzips ein Bild über einen großen Tiefenbereich erhalten wird. Die numerische Apertur des Aufsammelns der Messstrahlung, also der Abbildung eines Objektbereiches, ist nun unabhängig von der numerischen Apertur der Beleuchtung und damit beispielsweise größer einzustellen. Dadurch wird eine hohe laterale Auflösung mit einem großen ausgeleuchteten Tiefenbereich kombiniert.
Der Flächendetektor ist bevorzugt ein zweidimensionaler Detektor. Die Pixelanzahl liegt 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.
Eine Bildfehlerkorrektur von besonderer Bedeutung sind die Aberrationen, die das Auge erzeugt. Da die numerische Apertur von Beleuchtung und Detektion entkoppelt sind, ist es möglich, für die Detektion, d. h. die Abbildung des Objektbereiches an der Retina mit einer sehr hohen numerischen Apertur auszuführen, die so groß ist, dass Aberrationen des Auges eine merkliche Rolle spielen. Die Ortsauflösung des Flächendetektors erlaubt, wie nachfolgend erläutert wird, eine Korrektur der Aberrationen, wenn der Flächendetektor in einer konjugierten Pupillenebene der Abbildung angeordnet ist. Liegt der Flächendetektor nicht in einer Pupillenebene, ist eine Aberrationskorrektur gleichermaßen möglich, wenn das detektierte Signal auf eine Pupillenebene umgerechnet wird, wie das für Hologramme im Stand der Technik bekannt ist.
In der Objektebene und der Bildebenen eines Strahlengangs ist die Bildinformation reine Ortsinformation. Abgebildete Strukturen finden sich als Intensitätsunterschiede auch in Zwischenbildebenen wieder. In Pupillenebenen ist die Bildinformation reine Winkelinformation. Die Winkel der einfallenden Strahlen kodieren die Bildinformation. Dies ist die bekannte Auswirkung, dass eine Querschnittsveränderung in einer Pupille ausschließlich die Bildhelligkeit, nicht aber die Bildgröße beeinflusst. Aus diesem Grunde liegt beim menschlichen Auge die Iris in der Pupillenebene, so dass durch Einengung oder Aufweitung der Iris das menschliche Auge sich hinsichtlich der Helligkeit anpasst. Soweit in dieser Beschreibung von der Ebene der Pupille des Auges die Rede ist, ist die Irisebene gemeint. Ein Abbildungsstrahlengang bildet ein Objekt aus der Objektebene auf ein Bild in der Bildebene (z. B. den Ort eines Detektors) ab. Zwischen beispielsweise der Objektebene und einer Zwischenbildebene, findet sich aufgrund der Abbildungsgesetze immer eine Pupille. Genauso liegt zwischen zwei Pupillenebenen immer eine Zwischenbildebene. Gleichermaßen werden in dieser Beschreibung Ebenen, die sich zwischen der Ebene der Pupille des Auges und dem Detektor befinden, als konjugierte Pupillenebenen bezeichnet, da sie vorgegeben durch die optisch abbildenden Elemente zur Ebene der Pupille des Auges konjugiert sind. Soweit hier als Objekt die Retina genannt ist, soll das die Erfindung nicht einschränken. Auch andere Strukturen des Auges können als Objekt abgebildet werden.
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.
Die Erfindung erreicht eine Kombination der Vorteile eines konfokalen, scannenden Systems mit den Vorteilen eines räumlich abtastenden Detektors. Das konfokale Prinzip eines scannenden Systems liegt darin, dass Streustrahlung sehr wirksam unterdrückt wird, wodurch ein Messsignal mit hohem Signal/Rausch-Verhältnis erreicht wird. Gleichzeitig kann durch Vergrößerung der Apertur am Auge die laterale Auflösung gesteigert werden. Die Erfindung sieht vor, dass die numerische Apertur der Beleuchtung von der numerischen Apertur der Detektion entkoppelt wird. Dadurch wird eine hohe laterale Auflösung möglich, ohne dass der erfassbare Tiefenbereich beeinträchtigt wäre. Die im Stand der Technik gegenläufigen Auslegungsziele (hohe laterale Auflösung erfordert hohe NA, großer erfassbarer Tiefenbereich erfordert kleine NA) sind damit aufgelöst.
Einige Ausführungsformen der Erfindung verwenden 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. Als Wellenlänge kann in obiger Betrachtung die maximale Wellenlänge der Messstrahlung an der Zwischenbildebene angesetzt werden.
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.
Nachfolgend wird die Erfindung beispielsweise anhand der beigefügten Zeichnungen, die auch erfindungswesentliche Merkmale offenbaren, noch näher erläutert. Es zeigen:
1 eine Schemadarstellung eines optischen Kohärenztomographen (OCT) in einer ersten Ausführungsform,
2 eine Schemadarstellung eines OCT in einer zweiten Ausführungsform,
3 eine Schemadarstellung eines OCT in einer dritten Ausführungsform,
4 Darstellungen zur Veranschaulichung einer Aberrationskorrektur, die bei einem der OCT der 1 bis 3 zum Einsatz kommen kann,
5 eine Draufsicht auf einen Detektor, der bei einem der OCT der 1 bis 3 zum Einsatz kommen kann,
6 eine Darstellung zur Veranschaulichung einer Tiefenkorrektur, die bei einem der OCT der 1 bis 3 zur Anwendung kommen kann,
7 Signalintensitäten verschiedener Kanäle eines Detektors eines OCT gemäß einer der 1 bis 3,
8 eine Darstellung ähnlich der 7,
9 eine Schemadarstellung zur Veranschaulichung des Scanprinzips bei einem OCT gemäß einer der 1 bis 3, und
10 und 11 Schemadarstellungen ähnlich der 9 zur Veranschaulichung der Erzeugung eines dreidimensionalen Bildes.
1 zeigt ein 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. Unter diesem Begriff sei sämtliche Strahlung des elektromagnetischen Spektrums subsumiert, die den optischen Gesetzen genügt.
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.
Die Beleuchtungsstrahlung im Beleuchtungsfokus auf der Retina 2 wird aus verschiedenen Tiefen z innerhalb des Tiefenschärfebereichs zurückgestreut. Dieser Tiefenschärfebereich ist 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.
Die rückgestreute Strahlung wird von der Frontoptik 12 als Messstrahlung M aufgesammelt. Zur Unterscheidung der einfallenden Beleuchtungsstrahlung und der von der Frontoptik 12 aufgesammelten, rückgestreuten Messstrahlung M sind diese in 1 unterschiedlich eingetragen. Die Beleuchtungsstrahlung ist mit durchgezogenen Linien in der Figur gezeichnet, die Messstrahlung M mit punktierten Linien. 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.
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.
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 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.
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. Die Detektoreinrichtung 17 liegt bevorzugt in einer Pupillenebene des Messstrahlengangs, d. h. in einer Ebene, die konjugiert zur Ebene der Pupille P des Auges 3 ist, durch welche die Messstrahlung M austritt.
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 ausgekoppelt und 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.
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.
Die Detektoreinrichtung 17 ist in 1 als sogenannte „balanced detection” ausgeführt. Auch dies ist optional, wie nachfolgend anhand der 2 noch erläutert wird. 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.
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.
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 erhalten Messstrahlung M aus einem Objektfeld an der Retina 2, das durch die Blende 15 festgelegt ist. Die Flächendetektoren 19a, 19b sind 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 Objektfeld. 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 die Phaseninformationen. Auch dies kann zur Bildrekonstruktion verwendet werden, wie nachfolgend noch erläutert wird.
Wesentlich für die Erfindung ist es, dass der Scanner 13 das Objektfeld in der Retina 2 verschiebt, da er nicht nur auf die Beleuchtungsstrahlung B, sondern auch auf das Aufsammeln der Messstrahlen M wirkt. An jeder Position des Scanners 13 entsteht damit ein Teilbild der Retina, dessen Auflösung durch die Pixelzahl und Verteilung der Flächendetektoren 19a, 19b bestimmt ist. Diese Teilbilder werden, wie nachfolgend noch erläutert werden wird, zu einem Gesamtbild zusammengefügt, das eine deutlich höhere Auflösung hat, als sie von Weitfeld-OCT bekannt sind.
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 Flächendetektoren 19a, 19b erfassen das Muster der 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. Aufgrund der balanced detection liegt ein relativer Phasenunterschied von Pi zwischen der Summe der beiden Signale der beiden Flächensensoren 19a, 19b vor.
Die komplexen Amplituden der Messstrahlung und der Referenzstrahlung lassen sich schreiben als:
wenn man mit u_s und u_r die Amplituden und φ_s und φ_r die Phasen der Signale in den beiden Armen bezeichnet (die Indices ”sample” und ”s” beziehen sich auf den Messarm, die Indices ”reference” und ”r” auf den Referenzarm).
Die von den beiden Sensoren 19a, 19b detektierten Signale I₁ und I₂ sind dann
U ist komplex konjugiert zu U, und Re ist ein Operator, der den Realteil eines komplexen Wertes liefert. Für das Differenzsignal I_bd der beiden Detektoren 19a, 19b erhält man I_bd := I₁ – I₂ = 2Re{U_sample·U _reference} – 2Re{U_sample·U _reference·e^–iπ} = 2·u_s·u_r·cos(Δφ) – 2·u_s·u_r·cos(Δφ – π) = 4·u_s·u_r·cos(Δφ) wobei Δφ := φ_s – φ_r die relative Phase zwischen Mess- und Referenzarm bezeichnet.
Die Formeln zeigen, dass im Differenzsignal der beiden Detektoren 19a, 19b nur noch das Interferenzmuster der beiden Signals cos(Δφ) vorliegt und die Gleichtaktkomponenten |U_sample|² und |U_reference|² unterdrückt sind.
Auf diese Weise ist, insbesondere bei einer möglichen nachfolgenden Analog-Digital-Wandlung des Differenzsignals, der Dynamikbereich des Signals maximal zur Informationsauswertung verwendet.
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.
2 zeigt eine abgewandelte Bauweise des OCT 1, die in vielen Aspekten der der 1 gleicht. Gleiche Elemente tragen dieselben Bezugszeichen wie in 1. Der wesentliche Unterschied besteht in der Ausgestaltung der Detektoreinrichtung 17, die in der Bauweise der 2 nur einen einzigen Flächendetektor 19 aufweist. Auf diesem Flächendetektor 19 werden die Messstrahlung M sowie die Referenzstrahlung R unter einem Winkel zueinander zur Interferenz gebracht. Durch den Winkelversatz ergibt sich zwischen Pixeln, die längs der Ebene liegen, welche durch die optische Achse, entlang der die Messstrahlung M einfällt, und durch die optische Achse, entlang welcher die Referenzstrahlung R einfällt, aufgespannt ist, eine Phasenverschiebung. Diese Phasenverschiebung kann zur Unterdrückung des Gleichtaktanteils ausgewertet werden. Eine solche Detektionsanordnung wird als Off-Axis-Detektion bezeichnet und ist dem Fachmann zur Gleichtaktunterdrückung bekannt.
3 zeigt eine weitere Ausführungsform für das OCT 1, wobei hier die Weglängenanpasseinrichtung nicht im Referenzarm 8, sondern im Messarm 7 angeordnet ist. Nach der Faser 9 und der Beleuchtungsoptik 10 befindet sich eine Weglängenanpasseinrichtung 29, wieder rein exemplarisch mittels eines beweglichen Retroreflektors 30. Die Ausführungsform der 3 zeigt, dass es nicht darauf ankommt, ob die Weglängenanpasseinrichtung im Referenzarm 8 oder im Messarm 7 liegt. Es ist auch möglich, in beiden eine Weglängenanpasseinrichtung vorzusehen. Wesentlich ist lediglich, dass der Interferenzzustand zwischen der Referenzstrahlung R aus dem Referenzarm 8 und der Messstrahlung M so eingestellt werden kann, dass er auf die aktuelle Messaufgabe, d. h. die tatsächliche Lage des zu messenden Objektes, in den hier beschriebenen Ausführungsbeispielen exemplarisch der Retina 2 des Auges 3, angepasst ist.
In 3 sind zwei weitere Merkmale dargestellt, die jeweils für Ausführungsformen des OCT 1 verwendet werden können. Die Frontoptik 12 ist zweiteilig durch zwei abbildende Elemente 12a und 12b ausgebildet.
Der Scanner 13 befindet sich beim OCT 1 der 1 bis 3 bevorzugt in oder nahe einer Pupillenebene des Detektionsstrahlenganges sowie auch des Beleuchtungsstrahlenganges. Diese Pupillenebene ist zur Ebene der Pupille P des Auges 3 konjugiert.
Die Frontoptik 12 umfasst die Optiken 12a und 12b, die zusammen eine 4f-Optik bilden. Somit ist die Optik 12a eine ophthalmoskopische Linse und die Optik 12b 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 26. 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.
In einer Ausführungsform ist der Strahlteiler 11 als Polarisationsteiler ausgebildet. Ihm ist dann in Abbildungsrichtung eine Lambda/4-Platte 27 vorgeordnet. Auf diese Ausführungsform wird nachfolgend noch eingegangen werden.
Die Detektoroptik ist ebenfalls als 4f-Optik ausgebildet. Sie stellt eine weitere Zwischenbildebene 28 bereit, in der die (in 3 nicht eingezeichnete) Blende 15 liegt. Die Zwischenbildebene 28 ist zur Objektebene, in welcher die abzubildende Retina 2 liegt, konjugiert. Die (nicht eingezeichnete) Blende 15 ist in ihrer Größe unter Berücksichtigung des Abbildungsmaßstabs, welcher für die Erzeugung der Zwischenbildebene 28 relevant ist, bestimmend für die Größe des abgebildeten Bereichs auf der Retina 2.
Die Blende 15 hat in allen Ausführungsformen zwei Funktionen. Zum einen unterdrückt sie Streulicht, wodurch der Kontrast an der Detektoreinrichtung 17 verbessert wird. Letztlich wirkt die Blende in dieser Hinsicht ähnlich einer konfokalen Blende für konfokal abtastende OCT. Die Detektoreinrichtung 17 liegt aufgrund der Wirkung der Detektoroptik bevorzugt in einer Ebene, welche zur Pupillenebene des Auges konjugiert ist, oder in der Nähe dieser Ebene. Diese Anordnung ist vorteilhaft, aber nicht zwingend. Sie hat den Vorteil, dass die Phasenfunktion des elektromagnetischen Feldes einfach abgetastet werden kann. Die maximale Raumfrequenz in der Ebene des Flächendetektors 19 oder der Flächendetektoren 19a, 19b ist durch die Objektfeldgröße auf der Retina 2 und damit letztlich die Größe der Blende 15 in der Zwischenbildebene 28 vorgegeben. Die Blende 15 sorgt damit zum anderen für eine besonders günstige Signalerfassung.
In allen 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. 5 zeigt in einer Draufsicht 43 auf den Detektor, dass die Anordnung der Pixel dabei nicht zwingend rechteckig sein muss, sondern dass auch eine hexagonale Anordnung der Pixel in Frage kommt. Das Pixelmuster ist somit frei wählbar.
Im Stand der Technik sind holoskopische OCT-Systeme bekannt, die Detektoren mit 100 bis 4000 Pixel pro Richtung aufweisen. Diese Pixelzahlen werden hier bewusst nicht verwendet. Die Anzahl der Pixel ist verknüpft mit der nötigen Beleuchtungshelligkeit, der Messgeschwindigkeit und der Unterdrückung von Mehrfachstreuungen.
In einer bevorzugten Ausführungsform des OCT 1 werden Aberrationen korrigiert. Die Detektoreinrichtung 19 weist, wie bereits erwähnt, einen oder zwei Flächendetektoren auf, die eine Ortsauflösung in Form von Pixeln haben. Diese Pixel werden nachfolgend auch als Kanäle bezeichnet. Das Messsignal ist über diese mehreren Kanäle des Detektors/der Detektoren verteilt. Liegt der Detektor gemäß einer bevorzugten Ausführungsform in einer konjugierten Pupillenebene, enthält jeder Kanal des Detektors Messstrahlung M aus verschiedenen Winkeln, die innerhalb der Retina 2 gestreut wurde. Die Ortsauflösung, welche der Flächendetektor 19, 19a, 19b hat, erlaubt es, die Verteilung der Messstrahlung in der Pupille P zu erfassen.
Aberrationen wirken sich auf diese Verteilung aus. Vom Auge 3 verursachte Aberrationen nehmen oft ein nicht mehr tolerierbares Maß an, wenn in der Ebene der Pupille P des Auges 3 ein Bereich ausgenutzt wird, der größer als 1,5 mm im Durchmesser ist. Ein solcher größerer Bereich wäre aber hinsichtlich der lateralen Auflösung wünschenswert. Ohne Ortsauflösung in der konjugierten Pupillenebene würden sich Phasendifferenzen bei einer größeren Pupillenausnutzung am Auge 3 in dem dann einzigen Detektionskanal mischen und mitteln.
Die entsprechenden Zernike-Polynome, die diese Aberrationen beschreiben, sind in 4 dargestellt, die Draufsichten 37 bis 42 auf eine konjugierte Pupillenebene zeigen. Weiter ist das Gitter eines Detektors mit 5×5-Kanälen (oder Pixeln) dargestellt. Die Pixel tasten die Pupille P ab und erlauben es damit, Phasenunterschiede innerhalb der Pupille P zu unterscheiden.
Die maximal auflösbaren Phasenunterschiede hängen von der Zahl der Kanäle ab. Es zeigte sich, dass die Zahl der unterscheidbaren Phasenunterschiede in dieser Ebene sich aus der Zahl der Kanäle pro Richtung multipliziert mit Pi ergeben. Bei fünf Kanälen pro Richtung, wie es in 4 dargestellt ist, können Polynome bis Z m / 4 unterschieden werden, wobei m die Werte 0 (Sphäre), ±2 und ±4 annehmen kann. Dies gilt für flächenmäßig infinitesimal kleine Kanäle. In Realität haben sie natürlich eine bestimmte Größe. Das in einem Kanal erfasste Messsignal entspricht deshalb einer Mittelung des Interferenzsignals über die Fläche des jeweiligen Kanals (Pixelfläche). Die theoretisch mögliche, maximale Ordnung des Zernike-Polynoms kann man somit nur erreichen, wenn die Phase des Signals innerhalb eines Kanals weniger als Pi variiert. Es zeigte sich, dass bei einer Mittelwellenlänge des OCT von 1060 nm für den vom Auge verursachten Astigmatismus gleichmäßig räumlich verteilten Kanälen die Phasenunterschiede erkennbar sind, wenn bei fünf Kanälen die Bedingung 2Pi/(5 Kanäle pro Aberrationsperiode) ≤ Pi eingehalten wird. Dann liegt eine Periode von Minima und Maxima innerhalb der Apertur. Für höhere Ordnungen gilt: 0,6·2Pi/(5 Kanäle pro Periode der Aberration) = 1,2·Pi/(5/1,5) ≤ Pi für die dritte Ordnung und 0,5·2Pi/(5 Kanäle pro Periode der Aberration) = 1,0·Pi/(5/2) ≤ Pi für die vierte Ordnung.
Diese Überlegungen zeigen, dass ein Flächendetektor mit mindestens fünf Kanälen pro Richtung in der Lage ist, zumindest den Astigmatismus und die Aberrationen dritter Ordnung aufzulösen. Eine höhere Anzahl an Kanälen erlaubt es, noch höhere Ordnungen der Aberration zu erfassen.
Obige Überlegungen betrachteten nur eine Raumrichtung. Wie 4 zeigt, haben die Aberrationen in der Regel ein zweidimensionales Muster. 4 zeigt in der Draufsicht 37 die Aberration erster Ordnung, die auch als „Piston” bezeichnet wird, die Draufsicht 38 die Aberration „Tilt”, die Draufsicht 39 die Aberration „Tip”, Draufsicht 41 die Aberration „Defokus” und die Draufsichten 40 und 42 Aberrationen vom Typ „Astigmatismus”. Wie zu sehen ist, haben die meisten Aberrationen ein zweidimensional verteiltes Muster, wodurch auch die Phasenvariation zweidimensional ist. Durch den ortsauflösenden Flächendetektor 19, 19a, 19b kann dieses Muster erfasst und korrigiert werden.
Die Aberrationen bewirken für jeden Detektorkanal c eine Phase θ_c: U_sample,c := U_sample·
Sie entsteht durch eine Dicke δd und eine Brechzahl δn des durchlaufenen Materials des Auges (z. B. Kornea, Kammerwasser, Linse, Glaskörper), das sich in der Realität von einem theoretischen, aberrationslosen Auges unterscheidet: θ_c(k) = δn(k)·k·δd_c
Somit ist das detektierte Signal durch die aberrationsbedingte Phase verschoben: I_bd,c(k) = 4·u_s·u_r·cos(k·Δz – δn(k)·k·δd_c) = 4·u_s·u_r·cos(k·(Δz – δn(k)δd_c))
Für monochromatische Strahlung von 780 nm verursacht das Auge Wellenfrontaberrationen von bis zu 0,7 μm, die zu einer Phasenverschiebung von 2·Pi führen (wenn man den Defokus außeracht lässt). Eine solche Phasenverschiebung entspricht einer Dickenabweichung zwischen Linse und Kammerwasser (dies sind die Elemente mit den größten Brechzahlunterschieden im Auge), der folgenden Wert annimmt:
Mit bekannten Dispersionsdaten ergibt sich: θ_c(λ₀ = 1060 nm) = 2Pi / 1060 nm·(n_lens(1060 nm) – n_aqueous(1060 nm))·δd_c = 2Pi / 1060 nm·(1.4104 – 1.3301)·10 μm = 1.516Pi oder θ_c(k₀) = k₀·0.8034 μm.
Wird ein Wellenlängenbereich von Δλ = 50 nm durchfahren, betragen die Phasenunterschiede der zugehörigen Wellenzahlen (k₀ ± Δk): θ_c(k₀ + Δk) = 2Pi / 1110 nm·(n_lens(1110 nm) – n_aqueous(1110 nm))·δd_c = 2Pi / 1060 nm·(1.4099 – 1.3297)·10 μm = 1.445Pi = (k₀ + Δk)·0.8022 μm und θ_c(k₀ – Δk) = 2Pi / 1010 nm·(n_lens(1010 nm) – n_aqueous(1010 nm))·δd_c = 2Pi / 1060 nm·(1.4098 – 1.3305)·10 μm = 1.594Pi = (k₀ – Δk)·0.8048 μm.
Diese Berechnungen zeigen, dass in hinreichend genauer Näherung die Phasenverschiebungen, welche durch die Aberrationen verursacht werden, innerhalb einer Wellenlängendurchstimmung linear mit der Wellenzahl k variieren. Somit kann man das detektierte Messsignal wie folgt schreiben: I_bd,c(k) = 4·u_s·u_r·cos(k·(Δz – δn(k₀)δd_c)).
Eine Fourier-Transformation für die gemessenen Wellenzahlen k zeigt die axiale Verteilung, d. h. die Verteilung in z-Richtung für das streuende Gewebe. Gegenüber einem aberrationsfreien System ist die axiale Verteilung um den Wert δn(k₀)δd_c für jeden Kanal c des Flächendetektors verschoben. Ein entsprechendes Simulationsbeispiel zeigt 8, in der auf der Abszisse die z-Koordinate und auf der Ordinate die Signalintensität aufgetragen ist. Die Kurven 51 bis 54 entsprechen vier Kanälen c des Flächendetektors. Man kann davon ausgehen, dass in den meisten Bereichen des Gewebes die Variation des axialen Streuprofils innerhalb einer Pupillengröße von 5 mm des Auges 3 klein ist. Deshalb rühren die Profilunterschiede für die Kanäle c hauptsächlich von den Aberrationen her, welche das Profil axial verschieben. Es ist deshalb vorgesehen, die aberrationsverursachten Phasen Θ_c(k₀) aus den Kanälen relativ zu einem zentralen Kanal (beispielsweise den im Zentrum des Detektors liegenden Kanal, der einem senkrechten Einfall auf die Probe entspricht) zu beziehen. Die gemessenen Intensitäten für eine Frequenzbestimmung werden mit dem Phasenfaktor zur Korrektur der Aberrationen multipliziert. Der Phasenfaktor ist
Jeder Kanal des Detektors hat eine bestimmte Lage zur Retina 2. Das Interferenzsignal kann während der Wellenlängenverstellung des Lasers für die jeweiligen Wellenzahl k = 2·Pi·n/λ aufgenommen werden, wobei n die Brechzahl des Mediums und λ die Wellenlänge ist. Wie in einem klassischen OCT-System werden die Messsignale hinsichtlich der Wellenzahlen Fouriertransformiert, und man berechnet die Tiefenverteilung der streuenden Schichten. Dabei wird der Zusammenhang Δφ = k·Δz verwendet, wobei Δz der Abstand einer Streuschicht zu einer Schicht ist, von der die Messstrahlung eine Weglänge zum Detektor durchlief, die identisch ist zur Weglänge der Referenzstrahlung.
Aufgrund der lateralen Ausdehnung des Flächendetektors 19 ist jedoch die optische Weglänge für die einzelnen Pixel nicht identisch, wie 6 zeigt. Dort ist zu sehen, dass für den Flächendetektor 19 die exemplarisch eingezeichneten fünf Pixel oder Kanäle 46, 47, 48, 49 und 50 sich hinsichtlich der optischen Weglänge zu einem bestimmten Punkt im Gewebe 44 unterscheiden. Die Wellenfronten für den zentralen Kanal 48 sind mit durchgezogenen Linien eingezeichnet. Sie stehen senkrecht zur optischen Achse des Strahlengangs zwischen dem betrachteten Punkt, der in der Struktur 44 ganz unten eingezeichnet ist, und dem Kanal 48. Für diesen zentralen Kanal 48 verläuft die Strahlung entlang der optischen Achse. Für einen weiter außen gelegenen Kanal, beispielsweise den Kanal 50, verläuft der Hauptstrahl unter einem Winkel α zur optischen Achse, so dass die Weglänge, die für den zentralen Kanal 48 den Wert d hat, für den äußeren Kanal 50 den Wert d·cos(α) hat. Die entsprechenden Wellenfronten und Hauptstrahlen sind in 6 für den äußeren Kanal 50 gestrichelt gezeichnet. Weiter ist in 6 exemplarisch die Augenlinse 45 eingetragen. Die Tiefe ist auf die Hauptebene der Augenlinse bezogen, da deren Brechzahlsprung bei der Messung als Referenzierungspunkt herangezogen werden kann. Wie 6 deutlich zeigt, sammeln Pixel/Kanäle, die weiter außen liegen, Strahlung auf, welche einen längeren Weg durch das Medium zurücklegte. Bei einer Rekonstruktion der Bildinformation wirkt sich das aus, wie 7 exemplarisch zeigt. Dort sind Signalkurven 51 bis 54 für vier Kanäle gezeigt. Die Auftragung entspricht der der 8, d. h. auf der Abszisse ist die Tiefenkoordinate z aufgetragen, auf der Ordinate die Intensität. Wie man sieht, sind die einzelnen Kurven nicht nur in z-Richtung verschoben, sie sind auch für weiter außen liegende Pixel verdichtet. Die Kurve 54 ist das Messsignal des zentralen Pixels 48, und die Kurven 53, 52 und 51 sind Messsignale von jeweils weiter außen liegenden Kanälen.
Der durch diesen Effekt verursachte Messfehler wird in einer bevorzugten Ausführungsform korrigiert, um eine besonders gute Bildaufnahme zu erhalten. Der geometrische Effekt wird bevorzugt korrigiert, indem eine Umskalierung von z nach zcos(α_c) erfolgt, wobei α_c der Winkel ist, den der c-te Kanal zur optischen Achse hat. Der Winkel α ist dabei auf eine virtuelle Lage des Flächendetektors 19 bezogen, die diesen unter Berücksichtigung des Abbildungsmaßstabes direkt vor das Auge rückt. Bei einem Flächendetektor, der exakt in einer zur Pupillenebene des Auges konjugierten Ebene liegt, gelangt der Flächendetektor auf diese Weise mit einer Ausdehnung, die mittels des Abbildungsmaßstabs modifiziert wird, exakt in die Ebene der Pupille P des Auges 3.
Bei der Rekonstruktion hinsichtlich der Aberration werden unterschiedliche Kanäle unabhängig rekonstruiert. Anschließend bildet man die Kreuzkorrelation in axialer Richtung, d. h. in Tiefenrichtung, um den relativen Phasenversatz zwischen den einzelnen Kanälen zu ermitteln. Eine Rekonstruktion des lateralen Bildes für jeden Kanal (ggf. unter, wie nachfolgend noch beschrieben wird, Berücksichtigung des Scanvorgangs) und dann des Phasengradienten liefert einen lateralen Versatz im Bild, das für eine gegebene Lage des Scanners erhalten wird. Dieses Bild wird nachfolgend auch als Pupillenkanalteilbild bezeichnet. Mittels einer lateralen Kreuzkorrelation des Pupillenkanalteilbildes wird in einer Ausführungsform die Aberration ermittelt und auf diese Weise die gesamte Aberrationsphasenverteilung bestimmt und numerisch korrigiert.
Die Güte diese Ansätze hängt von der Probenstruktur ab. Beim menschlichen Auge ist eine gut erkennbare axiale Schichtstruktur vorhanden. Lateral dazu sind die Strukturen relativ rau, beispielsweise durch Blutgefäße oder die Papille kombiniert mit sehr feinen Strukturen, wie Fotorezeptoren, wobei kaum Strukturen bezüglich Größe und Rauheit dazwischenliegen. Es ist deshalb in einer bevorzugten Ausführungsform vorgesehen, dass zuerst eine Tiefenkorrelationskorrektur ausgeführt wird, indem die axiale Schichtstruktur verwendet wird, um den größten Anteil der Pupillenphasenaberrationen zu korrigieren. Optional schließt sich eine laterale Korrelationskorrektur an, die laterale Strukturen ausnutzt, beispielsweise wie Fotorezeptoren, die aufgrund der ersten Korrektur sichtbar wurden.
Die Aberrationen des Auges sind an verschiedenen Stellen der Retina unterschiedlich. Grundsätzlich ist es möglich, die aberrationsverursachten Phasenänderungen in jedem Kanal für alle Stellen in einem lateralen Bild zu berechnen. In einer vereinfachten Ausführungsform wird davon ausgegangen, dass die Aberrationen lateral nicht sehr stark variieren, und man berechnet die Aberrationen nur für wenige laterale Orte der Retina und interpoliert für dazwischenliegende Orte.
Wird ein vergleichsweise großer Wellenlängenbereich durchfahren, ist es bevorzugt, die Dispersion der Aberrationen zu berücksichtigen. In dieser Ausführungsform geht man nicht davon aus, dass die Phasenverschiebungen sich linear mit der Wellenzahl k verändern. Es wird deshalb ein Peak in den Profilen, der im OCT-Bild von der Retina 2 am Fundus des Auges 3 herrührt, verwendet, um die Verschiebung der Profile zueinander auszugleichen. Man sucht also beispielsweise in den Kurven 51 bis 54 der 7 eine Struktur (in Form eines Peaks), und korrigiert die Kurven anhand dieses Referenzsruktur zueinander. Auf diese Weise können die Aberrationen Θ_c(k₀) ermittelt und wie oben beschrieben korrigiert werden. Alternativ ist auch ein komplexer Korrelationsalgorithmus möglich, der auf die Profile der verschiedenen Kanäle angewendet wird. Zusätzlich zu einer Verschiebung kann auch eine Skalierung (Kompression oder Dehnung) der Messsignale korrigiert werden.
In einer Stellung des Scanners 13 wird ein Teilbild der Retina erhalten, dessen Größe von der Blende 15 und der bei der Abbildung des Messlichtes mitwirkenden Frontoptik 12 und Detektoroptik 14 vorgegeben ist. Eine Fouriertransformation des Signals der Kanäle liefert das Bild der Probe, jedoch nur in einem Teil, der der Größe des Detektors in der Pupille entspricht. Um ein größeres Bild zu erzeugen, ist der Scanner 13 vorgesehen, der die Lage des abgebildeten Objektfeldes, also den Bildbereich auf der Retina 2 verschiebt. Der Bildbereich entspricht einem Teilbild 59, das ein Zentrum 60 hat. Für die aktuelle Ablenkung durch den Scanner 13 genügt es zur Vereinfachung, auf das Zentrum 60 des Teilbilds 59 Bezug zu nehmen.
Es sind nun verschiedene Scanansätze möglich. So kann man das Zentrum 60 des Teilbilds 59 während des Durchstimmens der Wellenlänge der Lichtquelle 4 unverändert lassen. Bevor eine erneute Durchstimmung erfolgt, wird das Zentrum 60 so verschoben, dass ein erneutes Teilbild 59 direkt an das vorher aufgenommene Teilbild 59 angrenzt. Auf diese Weise kann ein größeres Gesamtbild 61 der Retina ermittelt werden. Dieser Ansatz ist in 9 für eine Tiefenebene gezeigt. Im Ergebnis werden einzelne Teilbilder 59 zum Gesamtbild 61 zusammengefügt. Die Bilder aus den einzelnen Ebenen ergeben dann ein dreidimensionales Bild eines quaderförmigen Bereiches in der Retina 2. Dies zeigt 10, in der exemplarisch drei Ebenen 62, 63 und 64 zu sehen sind. Die Teilbilder 59, die in der Darstellung der 10 mit einem strichpunktierten Doppelpfeil miteinander in Beziehung gesetzt werden, stammen jeweils aus einem Wellenlängendurchlauf an der Lichtquelle 4. Da der Scanner 13 während jedes Wellenlängendurchlaufs ruht und nur dazwischen verstellt wird, liegen die aus einem Wellenlängendurchlauf erzeugten Teilbilder 59 in den Ebenen 62 bis 64 alle mit ihren Zentren 60 exakt übereinander.
Für bestimmte Ausführungsformen des Scanners 13 ist es bevorzugt, diesen kontinuierlich zu betreiben, d. h. zu verstellen, während die Wellenlänge in einem Durchlauf verstellt wird. Dieser Ansatz erfordert eine Synchronisierung von Scanner 13 und Wellenlängenverstellung an der Lichtquelle 4. Es ist dabei bevorzugt, die laterale Verstellgeschwindigkeit durch den Scanner 13 so einzustellen, dass während eines Wellenlängendurchlaufs maximal ein Teilbild 59 in einer Richtung abgefahren wird, bevorzugt sogar weniger. Damit verändert sich für die einzelnen Ebenen 62, 63 und 64 die Lage der Zentren 60, da die Teilbilder 59 in den Ebenen durch die Fouriertransformation auf die unterschiedlichen Wellenlängen zurückgehen. Im Ergebnis erhält man ein vorläufiges Gesamtbild 61, das anders als bei der Ausführungsform der 10 kein rechtwinkliger Quader ist, sondern z. B., bedingt durch die Verstellung des Scanners 13 während der Wellenlängendurchstimmung, ein nicht mehr rechtwinkliges Parallelepiped. Für die Bildgebung wird bevorzugterweise dieser Effekt korrigiert, indem das Parallelepiped auf einen Quader beschnitten wird.
Zur Berücksichtigung der Gleichzeitigkeit von Wellenlängendurchstimmung und lateraler Verschiebung gibt es verschiedene Möglichkeiten. Liegt der Detektor nahe einer Zwischenbildebene, also in einer zur Retina konjugierten Ebene, sind die Daten des dreidimensionalen Parallelepipeds gegeneinander verschoben. Für jede Wellenzahl k_I kann ein Bild der Probe aneinandergefügt werden, wobei gilt I_i = I(k_i, x, y). Diese Bilder I_i sind etwas gegeneinander verschoben. Da die Zuordnung zwischen lateraler Scanposition und Wellenzahl bekannt ist, kann für jeden Ort (x, y) in der Probe die gesamte Wellenlängenverstellung entsprechend zusammengefügt werden. Auf diese Weise werden die dreidimensionalen Daten einfach zusammengefügt.
In Ausführungsformen, in denen sich der Detektor in oder nahe der konjugierten Pupillenebene befindet, misst er die Fouriertransformierte der Intensitätsverteilung in der Objektebene (Retina 2). Eine Verschiebung in der Objektebene führt zu einer Phasenrampe in der Detektorebene, die Korrektur der gleichzeitigen lateralen Verstellung durch den Scanner 13 und der Wellenlängenverstellung durch die Lichtquelle 4 ist deshalb eine Multiplikation des Detektorsignals mit einer zeitabhängigen Phasenrampe, die proportional zur Scangeschwindigkeit und dem Abstand zwischen Pupillenteilkanal und optischer Achse in der Pupillenebene ist.
Der optische Aufbau der 1 bis 3 erreicht, dass die Beleuchtung und die Aufnahme des Messlichtes hinsichtlich der optischen Eigenschaften und insbesondere die Pupillengröße nicht mehr miteinander gekoppelt sind. Auf diese Weise ist es möglich, die Beleuchtung 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.
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. Nichtinterferierende Anteile fallen auf den Detektor und bilden einen störenden Hintergrund.
Die Beleuchtungsstrahlung B ist nach dem Polarisationsteiler 11 linear polarisiert. Die Lambda/4-Platte 27, wie sie in 3 eingezeichnet ist, 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 (z. B. durch Polarisationsteiler 11 und Platte 27) die Messstrahlung M und der Referenzstrahlengang die Referenzstrahlung R so konditionieren, dass beide Strahlungen am Detektor denselben Polarisationszustand haben.
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.
In einer weiteren Ausführungsform des OCT wird davon Gebrauch gemacht, dass die Beleuchtungsoptik 10 es erlaubt, den Fokus der Beleuchtungsstrahlung B an eine andere z-Position zu platzieren, als den Fokus, der durch die Detektoroptik 14 für das Aufsammeln der Messstrahlung M vorgegeben ist. Aufgrund von Mehrfachstreuungen in der Retina kann Messstrahlung M aus der Retina die für Interferenz geeignete Wegstrecke haben, jedoch in andere Richtung propagieren, was die laterale Auflösung in der Tiefe begrenzen würde. Durch unterschiedliche Tiefenebenen für Beleuchtung und Detektion lässt sich dieser Effekt ausgleichen und die Auflösung in der Tiefe ist optimiert.
Zur Bildrekonstruktion aus den Detektorsignalen muss man gemäß dem FD-OCT-Prinzip die aktuelle Wellenlänge kennen. Diese Wellenlänge bzw. die entsprechende Wellenzahl k kann aus der Ansteuerung der Lichtquelle 4 abgeleitet werden. Alternativ ist es möglich, einen Strahlanteil auszukoppeln und hinsichtlich der Wellenlänge zu erfassen, um die aktuell eingestellte Wellenlänge bzw. den Verlauf einer Wellenlängendurchstimmung besser zu kennen.
Senkrecht zur Abtastrichtung können Detektorkanäle zusammengefasst werden, um Speckle zu reduzieren. Dies ist besonders vorteilhaft, wenn man ausschließlich z-Schnitte durch die Retina wünscht.
Für ein grobaufgelöstes Bild, z. B. als Voransicht, ist es möglich, alle oder mehrere Detektorkanäle zusammenzufassen. Dies erfolgt nach den Korrekturen (z. B. Aberration, z-Lage, Gesamtbilderzeugung). Man erhält dann eine Auflösung wie in bekannten OCT-Systemen jedoch mit einem höheren Signal/Rauschverhältnis und verbessertem Speckle-Verhalten, eben weil das Zusammenfassen nach einer oder mehreren der Korrekturen erfolgt und damit über ein normales Pixelbinning hinausgeht.
Verwendet man einen Detektor, der nur in einer Richtung ortsauflösend ist, kann man Aberrationen auch nur in dieser Richtung korrigieren. Für bestimmte Anwendungen mag dies ausreichen.
In einer Ausführungsform ist zur Verbesserung eines Füllfaktors einer Ausleuchtung der Pixel vor dem Flächendetektor 19 ein Multilinsenarray/vor den Flächendetektoren 19a, 19b jeweils ein Multilinsenarray angeordnet.
In einer Ausführungsform ist eine Iriskamera vorgesehen, die den Benutzer bei der Einstellung des Gerätes auf die Augenposition unterstützt.
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.
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

US 2014/0028974 A1 [0005, 0005]

Claims

Optischer Kohärenztomograph zur Untersuchung eines Auges (3), der aufweist: – eine Beleuchtungseinrichtung (4, 5) zur Bereitstellung von Quellstrahlung, deren Wellenlänge durchstimmbar ist, – einen Beleuchtungs- und Messstrahlengang (7), der ein Aufteilungselement (6) zur Aufteilung der Quellstrahlung in Beleuchtungsstrahlung (B) und Referenzstrahlung (R) aufweist, mit der Beleuchtungsstrahlung (B) ein Beleuchtungsfeld im Auge (3) beleuchtet und im Auge (3) rückgestreute Beleuchtungsstrahlung als Messstrahlung (M) aufsammelt, wobei der Beleuchtungs- und Messstrahlengang (7) einen Scanner (13) zur Verstellung der lateralen Lage des Beleuchtungsfelds im Auge (3) und eine Frontoptik (12) aufweist, – einen Referenzstrahlengang (8), der für die Referenzstrahlung (R) eine optische Weglänge (21) bereitstellt, die einer optischen Weglänge vom Aufteilungselement (6) bis zum Beleuchtungsfeld und zurück bis zu einer Überlagerungsstelle gleicht, – einen Detektionsstrahlengang (14, 15, 17), der die Messstrahlung (M) vom Beleuchtungs- und Messstrahlengang (7) und die Referenzstrahlung (R) vom Referenzstrahlengang (8) empfängt und an der Überlagerungsstelle überlagert und auf mindestens einen Flächendetektor (19, 19a, 19b) leitet, dadurch gekennzeichnet, dass – der Beleuchtungs- und Messstrahlengang (7) weiter aufweist – einen Strahlteiler (11) zur Abtrennung der vom Auge (3) aufgesammelten Messstrahlung (M) von der zum Auge (3) geführten Beleuchtungsstrahlung (B), wobei der Strahlteiler (11) die abgeteilte Messstrahlung (M) zum Detektionsstrahlengang (14, 15, 17) leitet, und – ein nur auf die Beleuchtungsstrahlung (B) wirkendes optisches Element (10), das mit der Frontoptik (12) zusammenwirkt und die Numerische Apertur der Beleuchtung des Beleuchtungsfeldes im Auge (3) einstellt, – der Detektionsstrahlengang weiter aufweist – ein nur auf die Messstrahlung (M) wirkendes optisches Element (14), das mit der Frontoptik (12) zusammenwirkt und die Numerische Apertur, mit der im Auge (3) Messstrahlung (M) aufgesammelt ist, einstellt, und – eine Blende (15), die dem mindestens einen Flächendetektor (19, 19a, 19b) vorgeordnet ist, in oder nahe einer Zwischenbildebene angeordnet ist und die Größe eines Objektfeldes festlegt, aus dem die Messstrahlung (M) zum Flächendetektor (19, 19a, 19b) gelangt, und – der mindestens eine Flächendetektor (19, 19a, 19b) eine Ortsauflösung mit 4 bis 100 Pixel in einer Richtung hat, bevorzugt als 2D-Flächendetektor mit 5 bis 50 Pixel oder 5 bis 40 Pixel.
Optischer Kohärenztomograph nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass der mindestens eine Flächendetektor (19, 19a, 19b) in einer Ebene liegt, die konjugiert zu einer Ebene ist, in der die Pupille (P) des Auges (3) liegt.
Optischer Kohärenztomograph nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass der Strahlteiler (11) ein Polarisationsstrahlteiler ist und dass zwischen dem Auge (3) und dem Strahlteiler (11) ein Lambda/4-Platte (27) angeordnet ist, die die Messstrahlung hinsichtlich eines Polarisationszustandes filtert, der auf einen Polarisationszustand der Referenzstrahlung (R) angepasst ist.
Optischer Kohärenztomograph nach einem der obigen Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der Detektionsstrahlengang (14, 15, 17) zur balanced detection einen Strahlteiler/-vereiniger (18) aufweist, der die Referenzstrahlung (R) mit der Messstrahlung (M) in zwei verschiedenen Phasenlagen überlagert auf zwei Flächendetektoren (19a, 19b) leitet.
Optischer Kohärenztomograph nach einem der obigen Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass das nur auf die Beleuchtungsstrahlung (B) wirkende optische Element die Beleuchtungsstrahlung (B) zu einem Bessel-Strahl formt.
Optischer Kohärenztomograph nach einem der obigen Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass das nur auf die Messstrahlung (B) wirkende optische Element die Messstrahlung (M) zu einem Bündel mit einem Top-Hat-Querschnittsprofil formt.
Optischer Kohärenztomograph nach einem der obigen Ansprüche, gekennzeichnet durch ein Steuergerät (C), das den Scanner (13) zur Ablenkung während der Wellenlängendurchstimmung ansteuert und ein Scan-Signal erzeugt oder erhält, das einen Ablenkungszustand des Scanners (13) anzeigt, und mit der Strahlungsquelle (4) zum Auslesen eines Wellenlängensignals, das die Wellenlänge der Quellstrahlung und damit der Beleuchtungsstrahlung (B) anzeigt, und dem mindestens einen Flächendetektor (19, 19a, 19b) zum Auslesen von Messsignalen für jedes Pixel verbunden ist, wobei das Steuergerät aus dem Wellenlängensignal und den Messsignalen Teilbilder (59) der Retina (2) erzeugt und das Scan-Signal auswertet, um die Teilbilder (59) zu einem 3D-Gesamtbild (61) zusammenzufügen.
Verfahren zur optischen Kohärenztomographie zur Untersuchung eines Auges (3), wobei das Verfahren aufweist – Bereitstellen von Quellstrahlung, Durchstimmen deren Wellenlänge und Aufteilen der Quellstrahlung in Beleuchtungsstrahlung (B) und Referenzstrahlung (R), – Beleuchten eines Beleuchtungsfeldes im Auge (3) mit der Beleuchtungsstrahlung (B) und Aufsammeln im Auge (3) rückgestreuter Beleuchtungsstrahlung als Messstrahlung (M), wobei ein Scanner (13) zur Verstellung der lateralen Lage des Beleuchtungsfelds im Auge (3) und eine Frontoptik (12) im Auge (3) verwendet werden, – Abtrennen der vom Auge (3) aufgesammelten Messstrahlung (M) von der zum Auge (3) geführten Beleuchtungsstrahlung (B), – Festlegen der Numerische Apertur der Beleuchtung des Beleuchtungsfeldes im Auge (3) durch Verwenden eines nur auf die Beleuchtungsstrahlung (B) wirkenden optischen Elementes (10), das mit der Frontoptik (12) zusammenwirkt, und Festlegen der Numerischen Apertur, mit der im Auge (3) Messstrahlung (M) aufgesammelt wird, durch Verwenden eines nur auf die Messstrahlung (M) wirkenden optischen Elementes (14), das mit der Frontoptik (12) zusammenwirkt, – Überlagern der Messstrahlung (M) mit der Referenzstrahlung (R) und Detektion eines Interferenzsignals der überlagerten Strahlungen mit mindestens einem Flächendetektor (19, 19a, 19b), der eine Ortsauflösung mit 4 bis 100 Pixel in einer Richtung hat, bevorzugt mit mindestens einem 2D-Flächendetektor mit 5 bis 50 Pixel oder 5 bis 40 Pixel, und – Verwenden einer Blende (15), die dem mindestens einen Flächendetektor (19, 19a, 19b) vorgeordnet ist und in oder nahe einer Zwischenbildebene angeordnet ist, um die Größe eines Objektfeldes festzulegen, aus dem die Messstrahlung (M) zum Flächendetektor (19, 19a, 19b) gelangt.
Verfahren nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, dass der mindestens eine Flächendetektor (19, 19a, 19b) in einer Ebene angeordnet wird, die konjugiert zu einer Ebene ist, in der die Pupille (P) des Auges (3) liegt.
Verfahren nach Anspruch 8 oder 9, dadurch gekennzeichnet, dass das Abtrennen der vom Auge (3) aufgesammelten Messstrahlung (M) von der zum Auge (3) geführten Beleuchtungsstrahlung (B) mittels einer Polarisationsteilung erfolgt, wobei die Messstrahlung (M) hinsichtlich eines Polarisationszustandes gefiltert wird, der auf einen Polarisationszustand der Referenzstrahlung (R) bei der Überlagerung angepasst ist, und wobei nicht diesem Polarisationszustand entsprechende Anteile der Messstrahlung (M) verworfen werden.
Verfahren nach einem der Ansprüche 8 bis 10, dadurch gekennzeichnet, dass die Detektion des Interferenzsignals mittels einer balanced detection erfolgt.
Verfahren nach einem der Ansprüche 8 bis 11, dadurch gekennzeichnet, dass die Beleuchtungsstrahlung (B) zu einem Bessel-Strahl geformt wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 8 bis 12, dadurch gekennzeichnet, dass die Messstrahlung (M) zu einem Bündel mit einem Top-Hat-Querschnittsprofil geformt wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 8 bis 13, dadurch gekennzeichnet, dass der Scanner (13) zur Ablenkung während der Wellenlängendurchstimmung angesteuert wird und aus Messsignalen des Flächendetektors (19, 19a, 19b) und einem Wellenlängensignal Teilbilder (59) der Retina (2) erzeugt werden und unter Berücksichtigung des Ablenkzustandes des Scanners (13) die Teilbilder (59) zu einem 3D-Gesamtbild (61) zusammengefügt werden.