EP2271913A1 - Optisches kohärenztomographiesystem und optisches kohärenztomographieverfahren - Google Patents

Optisches kohärenztomographiesystem und optisches kohärenztomographieverfahren

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EP2271913A1
EP2271913A1 EP08735188A EP08735188A EP2271913A1 EP 2271913 A1 EP2271913 A1 EP 2271913A1 EP 08735188 A EP08735188 A EP 08735188A EP 08735188 A EP08735188 A EP 08735188A EP 2271913 A1 EP2271913 A1 EP 2271913A1
Authority
EP
European Patent Office
Prior art keywords
coherence tomography
optical coherence
tomography system
sample
focusing
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Withdrawn
Application number
EP08735188A
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
Björn Fischer
Edmund Koch
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Technische Universitaet Dresden
Fraunhofer Gesellschaft zur Foerderung der Angewandten Forschung eV
Original Assignee
Technische Universitaet Dresden
Fraunhofer Gesellschaft zur Foerderung der Angewandten Forschung eV
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Technische Universitaet Dresden, Fraunhofer Gesellschaft zur Foerderung der Angewandten Forschung eV filed Critical Technische Universitaet Dresden
Publication of EP2271913A1 publication Critical patent/EP2271913A1/de
Withdrawn legal-status Critical Current

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Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01B—MEASURING LENGTH, THICKNESS OR SIMILAR LINEAR DIMENSIONS; MEASURING ANGLES; MEASURING AREAS; MEASURING IRREGULARITIES OF SURFACES OR CONTOURS
    • G01B9/00—Measuring instruments characterised by the use of optical techniques
    • G01B9/02—Interferometers
    • G01B9/0209—Low-coherence interferometers
    • G01B9/02091—Tomographic interferometers, e.g. based on optical coherence
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01B—MEASURING LENGTH, THICKNESS OR SIMILAR LINEAR DIMENSIONS; MEASURING ANGLES; MEASURING AREAS; MEASURING IRREGULARITIES OF SURFACES OR CONTOURS
    • G01B9/00—Measuring instruments characterised by the use of optical techniques
    • G01B9/02—Interferometers
    • G01B9/02041—Interferometers characterised by particular imaging or detection techniques
    • G01B9/02044—Imaging in the frequency domain, e.g. by using a spectrometer
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01B—MEASURING LENGTH, THICKNESS OR SIMILAR LINEAR DIMENSIONS; MEASURING ANGLES; MEASURING AREAS; MEASURING IRREGULARITIES OF SURFACES OR CONTOURS
    • G01B9/00—Measuring instruments characterised by the use of optical techniques
    • G01B9/02—Interferometers
    • G01B9/02055—Reduction or prevention of errors; Testing; Calibration
    • G01B9/02062—Active error reduction, i.e. varying with time
    • G01B9/02063—Active error reduction, i.e. varying with time by particular alignment of focus position, e.g. dynamic focussing in optical coherence tomography

Definitions

  • the present invention relates to an optical coherence tomography system and to a corresponding optical coherence tomography method with which an object, in particular a biological sample, can be scanned with the aid of an interferometer.
  • optical coherence tomography also abbreviated to OCT
  • OCT optical coherence tomography
  • the method of optical coherence tomography generally uses near-infrared radiation between approximately 600 and 1400 nanometers and allows the study of semitransparent media, especially biological samples.
  • As light sources of the method or the systems are mainly used broadband superluminescent diodes with short coherence length or the quasi-continuum of pulsed laser (for example: femtosecond laser).
  • the achievable resolution capacity of OCT depends strongly on the used
  • the backscattered light contains information about the structure of the sample. This is superimposed in an interferometer, in particular a Michelson interferometer, in a manner known to those skilled in the art, with the light of a reference plane.
  • the spectral intensity distribution at the output of the interferometer essentially corresponds to the Fourier transform of the distribution of the scattering amplitude along the beam path.
  • a single depth scan is referred to as the A-scan as in the ultrasonic method and contains all the depth information at one point of the sample.
  • the so-called B-picture is obtained.
  • an image stack of a plurality of B-pictures may be generated. The process typically operates at 1,000 to 30,000 A-scans per second, resulting in between 2 and 50 B-frames per second.
  • OCT optical coherence tomography
  • the object of the present invention is therefore to further develop the optical coherence tomography systems or methods known from the prior art such that they also contain those objects or samples which are in the form of semitransparent materials behind strongly scattering and / or reflecting layers are present, can be examined without free preparation or significant structural changes.
  • the device according to the invention can also be used in an OCT system with a single-line detector or a two-dimensional array detector, in which a plane within the sample or ., the entire sample is simultaneously exposed and evaluated, be realized.
  • Which components have to be exchanged in particular in order to enable such a parallel OCT is known in principle to the person skilled in the art (see, for example, the article "Optical Coherence Tomography - Principles and Applications", AF Fercher et al., Rep Phys., 66 (2003), pp. 239-303).
  • focusing system F a special optics (hereinafter also referred to as focusing system F), which in the measuring arm of the optical coherence tomography system between the beam splitter of the interferometer and the sample volume (in which the sample to be scanned is placed) is introduced.
  • This focusing system is designed in such a way that divergent light beams which are incident on the focusing system and / or which are produced in the interferometer, in particular in the measuring arm and / or by the focusing system itself, are focused on exactly one common point located in the sample volume (hereinafter: target point Z. ).
  • the direction of incidence is subsequently regarded as the direction in the measuring arm which extends from the beam splitter of the interferometer to the sample (accordingly, the opposite direction, ie the direction in which the light reflected and / or scattered on the sample is back to the beam splitter and finally to the detector, referred to as the default direction, unless otherwise stated).
  • the sample to be scanned in particular a biological object, is then arranged in the sample volume.
  • a perforation in particular in the form of a hole, is introduced into the sample before the sample is scanned
  • the sample is then placed in the sample volume so that the above-described target point falls exactly into the hole or the perforation of the sample or that the target point comes to lie just behind the hole in the boundary layer so within the sample.
  • the entire light used to scan the sample is focused through a small aperture within the interface of the sample into the sample interior (which is semi-transparent to the incident light).
  • reflected or scattered light components which are then passed in the beam output direction by the focusing and detected in the usual manner in the OCT by means of a detector, are blasted in the reverse direction through the small introduced into the sample opening ,
  • the focusing system according to the invention is designed in such a way that that of a
  • Source point Q (a point which lies in the beam incidence direction after the beam splitter of the interferometer and before the sample) divergent outgoing light beams are focused by means of the focusing on the target point.
  • two plano-convex lenses which are aligned with each other with their curvature, or alternatively two achromats, can be used in the measuring arm.
  • the use of meniscus lenses and / or of substantially hemispherical partial spherical lenses (aplanates) is possible.
  • the exact structure of the focusing system according to the invention will be described in more detail below.
  • the great advantage of the optical coherence tomography system or method according to the invention is that a large part of the sample spectrum, which was previously inaccessible to OCT, can be determined with the aid of the structure according to the invention and with the aid of a perforation in FIG the shielding interface of the sample can be opened.
  • the method described or the optical coherence tomography system described therefore makes it possible to examine semitransparent media through a small opening: keyhole OCT.
  • FIG. 1 shows the structure of the optical coherence tomography system according to the exemplary embodiment
  • FIG. 2 shows improved optics for use in the present invention
  • Fig. 1 shows the basic structure of an optical coherence tomography system according to the invention.
  • the fundamental components 11 to 18 of an interferometer in this case a Michelson interferometer, are known to the person skilled in the art.
  • the light from a whitish source 11 is directed to a semitransparent beam splitter 12 and from there, on the one hand, to a mirror 13 in the reference arm R. and on the other hand into the measuring arm M passed.
  • the depth information can be obtained from the spectrum by means of Fourier transformation. How this is done in detail, the skilled person from the prior art It is therefore not discussed further here on the evaluation components.
  • a time-domain OCT can also be used, in which the grating and the detector line can be dispensed with, but a change in the length of the reference arm must be possible.
  • the measuring arm M is in the example shown in the beam input direction (ie from the beam splitter 12 towards the sample P back) as follows:
  • the light reflected by the beam splitter in the measuring arm light is first by a focusing 1 to one in the beam path after the focusing 1 arranged, about an axis perpendicular to the plane shown rotatable or pivotable deflecting mirror 2 blasted.
  • the focusing unit 1 is in this case constructed and arranged so that the light coming from the beam splitter 12 is focused to a point on the surface of the deflecting mirror 2. This point is also referred to below as the source point and is provided with the reference symbol Q.
  • the light emanating from the surface point of the mirror 2 or from the source point Q is now mirrored in the beam path of the measuring arm M onto an aplanatic lens 3 which consists of two plano-convex lenses 3a and 3b arranged one behind the other in the beam path.
  • the two plano-convex lenses 3a and 3b are arranged in the beam path so that they are directed with their curvature to each other. After these two plano-convex lenses 3a, 3b follows as a further element of the focusing system F in the
  • a spherical section here: essentially chen formed hemispherical; however, the spherical portion may also include a larger angular range than 180 °) formed lens (partial spherical lens 5, hereinafter referred to simply as hemispherical lens).
  • the surface formed essentially as part of a spherical surface or the curved surface 5a of this lens 5 is directed in the beam exit direction or toward the two plano-convex lenses 3a, 3b.
  • the surface 5a of the lens 5 is designed as an aplanatic surface (see H. Haferkorn, "Optics", 3rd edition, p. 318 ff.).
  • a layer 6 of immersion liquid (often: immersion oil) is arranged, to which immediately adjacent the sample P with its immersion layer 6 facing boundary surface G is located (The sample P, G is in this case arranged in the sample volume PV of the measuring arm).
  • this optical system is thus designed so that a beam path is realized which as error-free as possible the ray bundles, which emanate from points of the mirror 2, are imaged into the hole L (see following paragraph), whereby the angle range behind the
  • Hole in the sample should be as large as possible.
  • a simple 1: 1 imaging achieves approximately an angular range of 20 °, which by the refraction (depending on the specific design of the sample) in the sample volume again by the factor of the refractive index of the sample is lowered.
  • the sub-ball lens 5 increases this angular range in combination with the immersion liquid by the factor n 2 (with n as the refractive index of the glass of the lens, which is about 1.5).
  • n 2 the refractive index of the glass of the lens
  • a small perforation in the form of a hole L is now introduced in its boundary surface G facing the focusing system F (comprising the elements 1, 2, 3a, 3b, 5 and 6).
  • This perforation or hole L makes it possible for the light incident from the measuring arm M to penetrate into the interior of the sample and not to be reflected at the outer boundary surface G.
  • the focusing system F or its individual elements 1, 2, 3a, 3b, 5 and 6 are now designed and arranged such that all the light rays directed by the rotatable deflection mirror 2 onto the aperture of the lens system 3a, 3b pass through the optical system 3a, 3b, 5 and 6 are focused on a single, common point, the target point Z.
  • This point is arranged (or the sample P is arranged) so that it comes to rest exactly in the perforation or in the hole L. For this reason, it is all the divergent outgoing from the source point Q and from the aperture of the lens system 3a, 3b, 5, 6 allows light rays (represented by the beam PB) allows through the perforation L in the actual, semi-transparent interior of the sample P. penetrate. In this interior space, the light is then reflected and / or scattered in accordance with the conditions or structures prevailing there, so that light reflected or scattered back in the direction of the entry point can pass through the perforation L and travel across the beam exit side path. Siersystem F, the beam splitter 12 and the other optical elements 14 - 16 can go to the detection system 17, 18.
  • the sample beams or sample bundles PB are thus focused onto the target point Z with the aid of the optics (focusing system F) according to the invention such that it is possible to examine the sample P through a small cylindrical opening L in the outer boundary G of the sample.
  • the light is focused on the deflection unit 2 for beam deflection.
  • the sample beam diverging into the sample after passing through the hole L (the divergence is here achieved so that the deflection mirror 2 is pivoted by a certain angle, so that the aperture of the subsequent optical elements is used as fully as possible, but this can be realized by simultaneous illumination of the entire aperture) then allows the non-contact examination of the structures and materials located behind the non-transparent layer G in analogy to conventional OCT measurement technology.
  • the reference arm length eg by shifting the mirror 13 along the incident beam
  • the measuring range of the OCT system can be adapted to the measurement volume.
  • the optics F the pivot point of the beam deflection (the point Q) on the Inlet opening L placed so that the sample beam PB occurs in each position of the deflection unit 2 through the hole L in the sample.
  • the focus of the sample beam (or the target point Z) can not be placed exactly in the hole at the level of the interface, but just behind the perforation L, ie already in the interior the sample P.
  • the distance from the perforation L to the target point Z should be less than 10 mm.
  • an immersion objective 5, 6 is used between the second plano-convex lens 3b facing the sample P and the outer boundary surface G of the sample, which is formed first in the direction of incidence from the partially spherical lens 5 and then the immersion layer of immersion liquid 6 arranged thereon.
  • This has the advantage that when there is a sample with a refractive index behind the perforation L that is> 1, the scan area is increased. It is important to ensure that both the part-spherical lens 5 and the outer interface G or the Sample P are in optical contact with the immersion layer 6 (avoidance of air gaps, etc.).
  • the opening L in the boundary layer G is placed in one of the aplanatic points of the spherical surface 5a of the lens 5.
  • the perforation L serves as a window for the duration of the examination and can then be closed again. Both technical and biological samples P, which have so far eluded an investigation in the prior art, are thus accessible.
  • the system shown in FIG. 1 can be used for further enlargement of the scanning region (that is, that detected within the sample P)
  • volume in the plane shown be designed to be pivotable.
  • the pivot axis is then directed perpendicular to the plane shown (ie parallel to the axis of rotation of the unit 2).
  • This can be achieved, for example, by designing the sample volume (together with the sample P) together with the immersion layer 6 and the lens 5 to be pivotable about the center of curvature of the spherical surface of the lens 5 in the plane shown in FIG.
  • the object area scanned behind the perforation L in the sample P increases correspondingly.
  • the entire system consisting of the interferometer components 11-17 and the elements 1, 2, 3a and 3b in this plane can be pivotally designed (pivot axis through the
  • the unit 3a, 3b could be designed to be rotatable about a spatial point arranged in the region of the elements 5, 6 or G, so that when using a larger pivot angle of the deflecting mirror 2 also a larger area within the sample volume P can be scanned is).
  • the optical coherence tomography system according to the invention was explained on the basis of a simple frequency domain coherence tomography system.
  • the present invention can also be implemented in the context of a time domain coherence tomography system.
  • the use of the present invention in a manner which is immediately obvious to the person skilled in the art is possible in a parallel OCT coherence tomography system.
  • Such a parallel system comprises a single-line, multi-cell or array detector. The latter can be realized in particular with the aid of a commercially available CCD camera.
  • Such parallel OCT systems detect one line (in the plane shown) or the entire image of the object P in parallel (in the former case the beam is still scanned in one direction by the deflection unit 2 in order to capture the entire image
  • the sample led to an array detector and it must either the principle of time-domain OCT or the principle of swept-source OCT be applied).
  • the entire area to be imaged in this case the entire aperture, is illuminated in the illustrated plane; the entire aperture is then also observed simultaneously.
  • Different angular ranges in the sample beam PB are sent to different ones Elements of the detector line and uses an array spectrometer instead of the detector line 17.
  • a two-dimensional array detector area detector
  • either the principle of the time domain OCT can be used, that is to say the length of the reference arm is slowly changed and the detector is read out each time, or instead of the white light source 11, a single frequency light source (swept source ), with which the entire spectrum of light to be used (for example, the frequencies of 600 - 800 nm or 1100 to 1300 nm) can be passed through successively.
  • a single frequency light source swept source
  • the wavelength of the irradiated light is slowly changed and the sample light is sent to the array detector (CCD camera).
  • FIG. 2 shows an example of an improved optical system which can be used as part of the focusing system of the embodiment shown in FIG.
  • the optical system shown in FIG. 2 replaces the elements 3a, 3b and 5 shown in FIG.
  • first achromat 3c In this improved optics are in the incident beam path (ie from the source point Q toward the target point Z), the following elements are arranged successively: first achromat 3c, second achromat 3d, meniscus lens 4 and partial spherical lens 5 with aplanatic surface 5a.
  • the curvatures of the two achromats are hereby directed against each other as in the case shown in FIG.
  • the curvatures of the meniscus lens 4 are directed in the direction of the subsequent partial spherical lens 5.
  • larger angular ranges can be imaged with good imaging quality than with the optics 3a, 3b and 5 shown in FIG. 1.
  • the achromats 3c, 3d are used instead of the simple plano-convex lenses 3a and 3b in order to reduce the spherical aberration , Besides the aplanatic surface 5a in the lens 5, which increases the numerical aperture NA, the meniscus lens 4 is used for further increasing the numerical aperture NA.
  • the meniscus lens 4 is designed so that no refraction takes place at the surface of the meniscal lens facing the lens 5 (the rays exit from the surface exactly perpendicularly), whereas at the left surface (the surface facing the achromatic lens) Lens the rays are broken due to the formation of this surface without image error.
  • Fig. 2 can also be used repeatedly to increase the numerical aperture NA: With each additional aplanatic lens, which is arranged between part spherical lens and achromats, the NA by the factor n, where n is the refractive index of such a lens, which will usually be around 1.5.
  • n is the refractive index of such a lens
  • the radii of the spherical surfaces must be staggered so that each on the achromatic side facing the rays perpendicularly pass through the surface, whereas on the part of the spherical lens side facing the rays are refracted so that the numerical aperture Increased further without causing unwanted spherical aberration.
  • the chromatic aberration of the system can be further reduced.

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Abstract

Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf ein optisches Kohärenztomographiesystem aufweisend ein Interferometer, insbesondere ein Michelson-Interferometer, mit einem Referenzarm (R) zum veränderlichen Einstellen einer optischen Referenzweglänge und mit einem Messarm (M), in welchem in einem Probenvolumen (PV) ein abzutastendes Objekt (Probe P) anordenbar und/oder angeordnet ist, dadurch gekennzeichnet, dass im Messarm zwischen dem Strahlteiler des Interferometers und dem Probenvolumen ein zur Fokussierung von divergent einfallenden Lichtstrahlen auf einen im Probenvolumen liegenden gemeinsamen Punkt (Zielpunkt Z) ausgebildetes Fokussiersystem (F) angeordnet ist.

Description

Optisches Kohärenztomographiesystem und optisches Kohärenztomographieverfahren
Die vorliegende Erfindung bezieht auf ein optisches KohärenztomographieSystem sowie auf ein entsprechendes optisches Kohärenztomographieverfahren, mit welchen mithilfe eines Interferometers ein Objekt, insbesondere eine biologische Probe, abgetastet werden kann.
Optische Kohärenztomographiesysteme bzw. Kohärenztomographieverfahren sind bereits aus dem Stand der Technik bekannt: Das vor allen Dingen aus klinischen Bereichen wie der Dermatologie oder der Ophthalmolo- gie bekannte Verfahren der optischen Kohärenztomographie (nachfolgend auch OCT abgekürzt) verwendet in der Regel Strahlung im nahen Infrarotbereich zwischen etwa 600 und 1400 Nanometern und ermöglicht die Untersuchung halbtransparenter Medien, insbesondere biologischer Proben. Als Lichtquellen der Verfahren bzw. der Systeme dienen vor allem breitbandige Superlumineszenzdioden mit kurzer Kohärenzlänge oder auch das Quasikontinuum gepulster Laser (beispielsweise: Femtosekunden-Laser) . Das erzielbare Auflösungsvermö- gen der OCT hängt dabei stark von der eingesetzten
Lichtquelle ab und beträgt je nach spektraler Breite zwischen 1 und 20 μm. Das rückgestreute Licht enthält Informationen über die Struktur der Probe . Dieses wird in einem Interferometer, insbesondere einem Michelson- Interferometer, auf dem Fachmann grundsätzlich bekannte Art und Weise mit dem Licht einer Referenzebene überlagert. Die spektrale Intensitätsverteilung am Ausgang des Interferometers entspricht im Wesentlichen der Fourier-Transformierten der Verteilung der Streuamplitude entlang des Strahlengangs .
Ein einzelner Tiefenscan wird hierbei wie beim Ultraschallverfahren als A-Scan bezeichnet und enthält die gesamte Tiefeninformation an einem Punkt der Probe. Durch Aneinanderreihen von mehreren A-Scans wird das sogenannte B-Bild erhalten. Um dreidimensionale Daten zu gewinnen, kann beispielsweise ein Bilderstapel aus einer Mehrzahl von B-Bildern erzeugt werden. Das Verfahren arbeitet in der Regel mit 1.000 bis 30.000 A-Scans pro Sekunde, woraus zwischen 2 und 50 B- Bilder pro Sekunde resultieren.
Die Technik der OCT lässt sich ganz allgemein auch in anderen Anwendungsgebieten, also in Anwendungsgebieten außerhalb der Medizin einsetzen: Insbesondere kommen OCT-Verfahren auch in der zerstörungsfreien Prüfung von technischen Materialien zum Einsatz.
Ein Nachteil der aus dem Stand der Technik bekannten optischen Kohärenztomographiesysteme bzw. -verfahren ist, dass bislang die Untersuchung halbtransparenter Materialien hinter stark streuenden bzw. reflektierenden Schichten nicht möglich ist. Solche Schichten stellen eine Barriere für die verwendeten Wellenlän- genbereiche der Lichtquelle des Systems bzw.
Verfahrens dar, so dass momentan der Zugang zu bestimmten Probenklassen nicht möglich ist. Mit anderen Worten können Probenareale, die hinter einer für die verwendete Wellenlänge undurchdringlichen Schicht liegen, momentan durch eine OCT-Untersuchung nicht erreicht werden.
Teilweise besteht im Stand der Technik die Möglichkeit, das Untersuchungsareal vor der Untersuchung freizupräparieren. Dies führt jedoch in einer nicht unerheblichen Anzahl von Fällen zu Strukturveränderungen innerhalb der Proben, was dazu führt, dass die mittels der OCT-Verfahren dann erfassten Probenparameter nur eingeschränkt verwendbar sind. Alle bisher bekannten Verfahren (dies gilt beispielsweise auch für die sogenannte endoskopische OCT) setzen somit einen direkten Zugangsweg ohne Grenzschicht zum Untersuchungsareal voraus .
Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es daher, die aus dem Stand der Technik bekannten optischen Kohärenztomographiesysteme bzw. -verfahren so weiterzubilden, dass mit ihnen auch diejenigen Objekte bzw. Proben, welche in Form von halbtransparenten Materia- lien hinter stark streuenden und/oder reflektierenden Schichten vorliegen, ohne Freipräparation oder wesentliche Strukturänderungen untersuchbar sind.
Die vorliegende Aufgabe wird durch ein optisches Kohärenztomographiesystem gemäß Anspruch 1 und ein optisches Kohärenztomographieverfahren gemäß Anspruch 19 gelöst. Vorteilhafte Ausgestaltungsformen des erfindungsgemäßen Systems bzw. Verfahrens finden sich jeweils in den abhängigen Patentansprüchen. Erfindungsgemäße Verwendungen sind in Patentanspruch 26 beschrieben.
Nachfolgend wird die vorliegende Erfindung zunächst allgemein, dann mit Hilfe eines speziellen Ausführungsbeispieles beschrieben. Die einzelnen Erfindungselemente, wie sie in den Ansprüchen und in der Beschreibung beschrieben sind, müssen nicht in der speziellen, im Ausführungsbeispiel gezeigten Konfiguration eingesetzt werden, sondern können im Rahmen der vorliegenden Erfindung, basierend auf dem Fachwissen des Fachmanns, auch in anders gestalteten Konfigurationen und/oder Anordnungen eingesetzt und/oder verwendet werden. Insbesondere wird die vorliegende Erfindung im Ausführungsbeispiel anhand eines einfachen frequenzbasierten OCT-Systems (eng- lisch: Fourier-domain OCT) erläutert. Anstelle der dabei gezeigten Verwendung einer drehbaren Ablenkeinheit zur eindimensionalen lateralen Abrasterung des Objektes zum Erhalten eines B-Scans kann die erfindungsgemäße Vorrichtung auch entsprechend in einem OCT-System mit einem einzeiligen Detektor oder einem zweidimensionalen Array-Detektor, bei dem eine Ebene innerhalb der Probe bzw. die gesamte Probe gleichzeitig belichtet und ausgewertet wird, realisiert sein. Welche Komponenten dabei im Einzelnen wie ausge- tauscht werden müssen, um eine solche parallele OCT zu ermöglichen, ist dem Fachmann grundsätzlich bekannt (s. beispielsweise den Artikel "Optical Coherence Tomography - Principles and Applications", A. F. Fercher et al . , Rep . Prog. Phys . 66(2003), pp. 239 - 303) . Basis der vorliegenden Erfindung ist eine spezielle Optik (nachfolgend auch als Fokussiersystem F bezeichnet) , welche in den Messarm des optischen Kohärenztomographiesystems zwischen den Strahlteiler des Interferometers und das Probenvolumen (in dem die abzutastende Probe angeordnet wird) eingebracht wird. Dieses Fokussiersystem ist so ausgebildet, dass mit ihm divergente Lichtstrahlen, welche auf das Fokussiersystem einfallen und/oder welche im Interferometer, insbesondere im Messarm und/oder durch das Fokussiersystem selbst erzeugt werden, auf genau einen im Probenvolumen liegenden gemeinsamen Punkt (nachfolgend: Zielpunkt Z) fokussiert werden. Die Einfallsrichtung wird nachfolgend, sofern nichts anderes gesagt ist, als diejenige Richtung im Messarm gesehen, welche vom Strahlteiler des Interferometers hin zur Probe verläuft (dementsprechend ist die umgekehrte Richtung, d. h. die Richtung, in der das an der Probe reflektierte und/oder gestreute Licht wieder zurück zum Strahlteiler und schließlich hin zum Detektor verläuft, als Ausfallrichtung bezeichnet, sofern nichts anderes gesagt ist) .
Im Probenvolumen wird dann die abzutastende Probe, insbesondere ein biologisches Objekt, angeordnet. Um eine Abtastung von solchen Proben, welche eine reflektierende und/oder für die einfallende Strahlung intransparente Grenzfläche aufweisen, zu ermöglichen, wird jedoch vor der Abtastung der Probe eine Perfora- tion, insbesondere in Form eines Loches, in die
Grenzschicht der Probe eingebracht. Die Probe wird dann so im Probenvolumen angeordnet, dass der vorbeschriebene Zielpunkt genau in das Loch bzw. die Perforation der Probe fällt oder dass der Zielpunkt kurz hinter dem Loch in der Grenzschicht also innerhalb der Probe zum Liegen kommt . Auf diese Art und Weise wird das gesamte zur Abtastung der Probe verwendete Licht durch eine schmale bzw. kleine Öffnung innerhalb der Grenzfläche der Probe in den Probenin- nenraum (der für das eingestrahlte Licht halbtransparent ist) fokussiert. Auch die in diesem Innenraum der Probe reflektierten bzw. gestreuten Lichtanteile, welche dann in Strahlausgangsrichtung durch das Fokussiersystem geleitet und auf die bei der OCT übliche Art und Weise mittels eines Detektors nachgewiesen werden, werden in umgekehrter Richtung durch die kleine in die Probe eingebrachte Öffnung gestrahlt .
Vorteilhafterweise ist das erfindungsgemäße Fokus - siersystem so ausgebildet, dass die von einem
Quellpunkt Q (einem Punkt, welcher in Strahleinfallsrichtung nach dem Strahlteiler des Interferometers und vor der Probe liegt) divergent ausgehenden Lichtstrahlenbündel mit Hilfe des Fokussiersystems auf den Zielpunkt fokussiert werden.
Um eine dergestaltige Fokussierung zu erreichen, können im Messarm zwei plankonvexe Linsen, die mit ihrer Krümmung zueinander gerichtet sind, oder alter- nativ dazu zwei Achromate eingesetzt werden. Zusätzlich ist der Einsatz von Meniskuslinsen und/oder von im Wesentlichen halbkugelförmig ausgebildeten Teilkugellinsen (Aplanaten) möglich. Der genaue Aufbau des erfindungsgemäßen Fokussiersystems wird nachfolgend noch näher beschrieben.
Der große Vorteil des erfindungsgemäßen optischen Kohärenztomographiesystems bzw. -Verfahrens ist, dass ein großer Teil des für die OCT bisher nicht zugäng- liehen Probenspektrums mit Hilfe des erfindungs- gemäßen Aufbaus und mit Hilfe einer Perforation in der abschirmenden Grenzfläche der Probe erschließbar ist. Das beschriebene Verfahren bzw. das beschriebene optische Kohärenztomographiesystem ermöglicht daher eine Untersuchung halbtransparenter Medien durch eine kleine Öffnung: Schlüsselloch-OCT.
Nachfolgend wird die vorliegende Erfindung nun anhand eines ausführlichen Ausführungsbeispiels beschrieben.
Es zeigen
Fig. 1 den Aufbau des optischen Kohärenztomogra- phiesystems nach dem Ausführungsbeispiel und Fig. 2 eine verbesserte Optik zum Einsatz in dem
Ausführungsbeispiel nach Fig. 1.
Fig. 1 zeigt den grundlegenden Aufbau eines erfindungsgemäßen optischen Kohärenztomographiesystems. Dem Fachmann aus dem Stand der Technik grundsätzlich bekannt sind die grundlegenden Bestandteile 11 bis 18 eines Interferometers, hier eines Michelson-Inter- ferometers: Das Licht einer Weißlichquelle 11 wird auf einen halbdurchlässigen Strahlteiler 12 geleitet und von dort einerseits im Referenzarm R auf einen Spiegel 13 und andererseits in den Messarm M geleitet. Indem das am Spiegel 13 reflektierte Licht mit dem Probenlicht im Strahlteiler 12 zur Interferenz kommt und durch den Kollimator 14 über das dispergie- rende Gitter 15 und eine abbildende Optik, insbesondere eine Fokussieroptik 16, auf den Detektor 17 (dem ein Rechnersystem 18 zur Auswertung nachgeschaltet ist) zur Auswertung geworfen wird, kann aus dem Spektrum mittels Fouriertransformation die Tie- feninformation gewonnen werden. Wie dies im Einzelnen geschieht, ist dem Fachmann aus dem Stand der Technik bekannt, es wird daher hier nicht weiter auf die Auswertungskomponenten eingegangen. Alternativ kann auch ein Time-Domain OCT zum Einsatz kommen, in dem auf das Gitter und die Detektorzeile verzichtet werden kann, dafür aber eine Längenveränderung des Referenzarms möglich sein muss .
Von diesem aus dem Stand der Technik bekannten System unterscheidet sich das erfindungsgemäße optische Kohärenztomographiesystem nun durch den Aufbau des
Messarmes . Der Messarm M ist beim gezeigten Beispiel in Strahleingangsrichtung (also vom Strahlteiler 12 gesehen in Richtung zur Probe P hin) wie folgt aufgebaut: Das vom Strahlteiler in den Messarm reflektier- te Licht wird zunächst durch eine Fokussiereinheit 1 auf einen im Strahlengang nach der Fokussiereinheit 1 angeordneten, um eine Achse senkrecht zur dargestellten Ebene drehbaren bzw. schwenkbaren Ablenkspiegel 2 gestrahlt. Die Fokussiereinheit 1 ist hierbei so aufgebaut und angeordnet, dass das von dem Strahlteiler 12 herkommende Licht auf einen Punkt auf der Oberfläche des Ablenkspiegels 2 fokussiert wird. Dieser Punkt wird nachfolgend auch als Quellpunkt bezeichnet und ist mit dem Bezugszeichen Q versehen.
Das vom Oberflächenpunkt des Spiegels 2 bzw. vom Quellpunkt Q ausgehende Licht wird nun im Strahlengang des Messarms M auf eine aplanatische Linse 3, welche aus zwei im Strahlengang hintereinander ange- ordneten plankonvexen Linsen 3a und 3b besteht, gespiegelt. Die beiden plankonvexen Linsen 3a und 3b sind dabei so im Strahlengang angeordnet, dass sie mit ihrer Krümmung zueinander gerichtet sind. Nach diesen beiden plankonvexen Linsen 3a, 3b folgt als weiteres Element des Fokussiersystems F eine im
Wesentlichen als Kugelabschnitt (hier: im Wesentli- chen halbkugelförmig ausgebildet; der Kugelabschnitt kann jedoch auch einen größeren Winkelbereich als 180° umfassen) ausgebildete Linse (Teilkugellinse 5, in folgenden vereinfacht auch als Halbkugellinse bezeichnet) . Die im Wesentlichen als Teil einer Kugeloberfläche ausgebildete Oberfläche bzw. die gekrümmte Oberfläche 5a dieser Linse 5 ist dabei in Strahlausgangsrichtung bzw. hin zu den beiden plankonvexen Linsen 3a, 3b gerichtet. Die Oberfläche 5a der Linse 5 ist als aplanatische Oberfläche (siehe H. Haferkorn, "Optik", 3. Auflage, S. 318 ff.) ausgebildet. Unmittelbar an die der Oberfläche 5a gegenüberliegende Oberfläche der Teilkugellinse 5, welche als plane Oberfläche ausgebildet ist, angrenzend ist eine Schicht 6 aus Immersionsflüssigkeit (häufig: Immersionsöl) angeordnet, an die sich unmittelbar angrenzend die Probe P mit ihrer der Immersionsschicht 6 zugewandten Grenzoberfläche G befindet (die Probe P, G ist hierbei im Probenvolumen PV des Mess- arms angeordnet) .
Die oben beschriebene Realisierung mit den optischen Elementen 1, 2, 3a, 3b, 5 und 6 ist eine mögliche Form der Realisierung des der vorliegenden Erfindung zugrunde liegenden Prinzips: Ganz allgemein ist dieses optische System somit so auszubilden, dass ein Strahlengang realisiert wird, der möglichst fehlerfrei die Strahlenbündel, die von Punkten des Spiegels 2 ausgehen, in das Loch L abbildet (siehe nachfolgen- der Absatz) , wobei der Winkelbereich der hinter dem
Loch in der Probe erfassten Probenabschnitte möglichst groß sein soll. Eine einfache 1 : 1-Abbildung erreicht hierbei etwa einen Winkelbereich von 20° , welcher durch die Brechung (abhängig von der konkre- ten Ausgestaltung der Probe) im Probenvolumen nochmals um den Faktor des Brechungsindexes der Probe herabgesetzt wird. Die Teilkugellinse 5 erhöht diesen Winkelbereich in Kombination mit der Immersionsflüssigkeit um den Faktor n2 (mit n als dem Brechungsindex des Glases der Linse, der ungefähr 1,5 beträgt) . Jede weitere Meniskuslinse erbringt hierbei nochmals einen Faktor von n.
In der gezeigten Probe P ist nun in deren dem Fokus- siersystem F (umfassend die Elemente 1, 2, 3a, 3b, 5 und 6) zugewandten Grenzfläche G eine kleine Perforation in Form eines Loches L eingebracht. Diese Perforation bzw. dieses Loch L ermöglicht es dem vom Messarm M hereinfallenden Licht, in das Innere der Probe einzudringen und nicht an der äußeren Grenzflä- che G reflektiert zu werden. Das Fokussiersystem F bzw. dessen einzelne Elemente 1, 2, 3a, 3b, 5 und 6 sind nun so ausgebildet und angeordnet, dass sämtliche mit Hilfe des drehbaren Ablenkspiegels 2 auf die Apertur des Linsensystems 3a, 3b gelenkten Licht- strahlen durch das optische System 3a, 3b, 5 und 6 auf einen einzigen, gemeinsamen Punkt, den Zielpunkt Z fokussiert werden. Dieser Punkt ist so angeordnet (bzw. die Probe P ist so angeordnet) , dass er genau in der Perforation bzw. im Loch L zum Liegen kommt. Aus diesem Grund wird es sämtlichen vom Quellpunkt Q divergent ausgehenden und von der Apertur des Linsensystems 3a, 3b, 5, 6 eingefangenen Lichtstrahlen (dargestellt durch die Strahlenbündel PB) ermöglicht, durch die Perforation L in den eigentlichen, halb- transparenten Innenraum der Probe P einzudringen. In diesem Innenraum wird dann das Licht gemäß den dort herrschenden Verhältnissen bzw. Strukturen reflektiert und/oder gestreut, so dass in Richtung zur Eintrittsstelle zurück reflektierte bzw. gestreute Lichtanteile durch die Perforation L treten können und den strahlausgangsseitigen Weg über das Fokus- siersystem F, den Strahlteiler 12 sowie die weiteren optischen Elemente 14 - 16 hin zum Nachweissystem 17, 18 antreten können. Entscheidend ist hierbei, dass sämtliche vom Quellpunkt Q divergent ausgehenden Strahlen von der Optik 3 - 6 auf den in der Perforation liegenden Zielpunkt Z fokussiert werden (um eine gute transversale Auflösung zu erreichen, kann der Fokus Z des Strahls auch kurz hinter die Perforation bzw. hinter die Grenzschicht in das Innere der Probe P gelegt werden) .
Die Probenstrahlen bzw. Probenstrahlbündel PB werden somit mit Hilfe der erfindungsgemäßen Optik ( Fokus - siersystem F) so auf den Zielpunkt Z fokussiert, dass eine Untersuchung der Probe P durch eine kleine zylindrische Öffnung L in der äußeren Grenzfläche G der Probe möglich wird. Hierzu wird das Licht auf die Ablenkeinheit 2 zur Strahlablenkung fokussiert. Der nach Durchtritt durch das Loch L in die Probe diver- gierende Probenstrahl (die Divergenz wird hier so erreicht, dass der Ablenkspiegel 2 um einen bestimmten Winkelbetrag geschwenkt wird, so dass die Apertur der nachfolgenden optischen Elemente möglichst vollständig ausgenutzt wird; dies kann jedoch auch durch gleichzeitige Beleuchtung der gesamten Apertur realisiert werden) erlaubt dann die berührungslose Untersuchung der hinter der nichttransparenten Schicht G befindlichen Strukturen und Materialien in Analogie zur herkömmlichen OCT-Messtechnik . Durch Variation der Referenzarmlänge (z. B. durch Verschiebung des Spiegels 13 längs des einfallenden Strahls) kann der Messbereich des OCT- Systems an das Messvolumen angepasst werden.
Im vorliegenden Fall wird somit durch die Optik F der Drehpunkt der Strahlablenkung (der Punkt Q) auf die Eintrittsöffnung L gelegt, so dass der Probenstrahl PB in jeder Stellung der Ablenkeinheit 2 durch das Loch L in der Probe tritt.
Um eine optimale transversale Auflösung in der Probe P zu erzielen, kann alternativ auch der Fokus des Probenstrahls (bzw. der Zielpunkt Z) nicht genau in das Loch auf Höhe der Grenzfläche gelegt werden, sondern kurz hinter die Perforation L, also bereits in das Innere der Probe P. Dabei sollte der Abstand von der Perforation L zum Zielpunkt Z weniger als 10 mm betragen.
Dies kann beispielsweise dadurch erreicht werden, dass der Brennpunkt der Weißlichtquelle 11 nicht unmittelbar auf die Oberfläche der Ablenkeinheit 2 gelegt wird, sondern um eine kleine Strecke hinter diese Oberfläche der Strahlablenkeinheit 2 verschoben wird. Hierbei ist darauf zu achten, dass dann noch der Strahlquerschnitt des ProbenstrahlbündeIs PB durch das Loch L in der Probe gelangt und somit nicht wesentliche Anteile des Probenstrahlbündels PB an den umlaufenden Lochrändern reflektiert werden.
Im vorliegenden Beispiel wird zwischen der zweiten, der Probe P zugewandten plankonvexen Linse 3b und der äußeren Grenzfläche G der Probe ein Immersionsobjektiv 5, 6 eingesetzt, welches in Einstrahlrichtung zunächst aus der teilkugelförmigen Linse 5 und dann der daran angeordneten Immersionsschicht aus Immersionsflüssigkeit 6 ausgebildet ist. Dies hat den Vorteil, dass, wenn sich hinter der Perforation L eine Probe mit einem Brechungsindex befindet, der > 1 ist, der Scanbereich vergrößert wird. Hierbei ist darauf zu achten, dass sowohl die teilkugelförmige Linse 5 als auch die äußere Grenzfläche G bzw. die Probe P im optischen Kontakt mit der Immersions- schicht 6 stehen (Vermeidung von Luftspalten etc.) . Um den Abbildungsfehler der sphärischen Aberration zu verringern und um den Scanbereich weiter zu vergrö- Sern, ist die Öffnung L in der Grenzschicht G in einen der aplanatischen Punkte der Kugelfläche 5a der Linse 5 gelegt.
Das Einbringen der minimalen Öffnung L in die Außen- haut vieler Systeme P ist in vielen Fällen unkritisch: Die Perforation L dient für die Dauer der Untersuchung als Fenster und kann anschließend wieder verschlossen werden. Sowohl technische als auch biologische Proben P, die sich im Stand der Technik bislang einer Untersuchung entzogen haben, sind somit zugänglich.
In einer alternativen Variante kann das in Fig. 1 gezeigte System zur weiteren Vergrößerung des Scanbe- reiches (also des innerhalb der Probe P erfassten
Volumens) in der gezeigten Ebene schwenkbar ausgestaltet sein. Die Schwenkachse ist dann senkrecht zur dargestellten Ebene (also parallel zur Drehachse der Einheit 2) gerichtet. Dies kann beispielsweise da- durch realisiert werden, dass das Probenvolumen (samt der Probe P) zusammen mit der Immersionsschicht 6 und der Linse 5 um den Krümmungsmittelpunkt der Kugelfläche der Linse 5 in der in Fig. 1 dargestellten Ebene schwenkbar ausgestaltet wird. Hierdurch vergrößert sich der hinter der Perforation L in der Probe P abgetastete Objektbereich entsprechend. Alternativ dazu kann jedoch auch das gesamte System bestehend aus den Interferometer-Bauteilen 11 - 17 und den Elementen 1, 2, 3a und 3b in besagter Ebene schwenk- bar ausgestaltet sein (Schwenkachse durch den
Krümmungsmittelpunkt der Kugelfläche 5a) . Weitere schwenkbare Ausgestaltungsmöglichkeiten existieren (so könnte grundsätzlich auch die Einheit 3a, 3b um einen im Bereich der Elemente 5, 6 oder G angeordneten Raumpunkt drehbar ausgestaltet sein, so dass bei Nutzung eines größeren Schwenkwinkels des Ablenkspiegels 2 auch hierdurch ein größerer Bereich innerhalb des Probenvolumens P abtastbar ist) .
Im vorgestellten Beispiel wurde das erfindungsgemäße optische Kohärenztomographiesystem anhand eines einfachen Frequenzbereich-Kohärenztomographiesystems erläutert. Selbstverständlich kann die vorliegende Erfindung jedoch auch im Rahmen eines Zeitbereich- Kohärenztomographiesystems realisiert werden. Darüber hinaus ist insbesondere auch der Einsatz der vorliegenden Erfindung auf dem Fachmann unmittelbar einsichtige Art und Weise in einem parallelen OCT- KohärenztomographieSystem möglich. Ein solches paralleles System weist einen einzeiligen, mehrzelligen oder einen Array-Detektor auf. Letzterer kann insbesondere mit Hilfe einer handelsüblichen CCD-Kamera realisiert sein. Solche parallelen OCT-Systeme erfassen eine Zeile (in der dargestellten Ebene) bzw. das gesamte Bild des Objektes P parallel (in ersterem Fall wird zur Erfassung des gesamten Bildes noch der Strahl durch die Ablenkeinheit 2 in eine Richtung abgetastet. Im letzteren Fall wird das Licht der Probe auf einen Arraydetektor geführt und es muss entweder das Prinzip der Time-Domain-OCT oder das Prinzip der Swept-Source-OCT angewandt werden) .
Wesentlich hierbei ist, dass anstelle der Verwendung eines Ablenkspiegels 2 sämtliche dargestellten Teilbündel des Probenstrahls PB gleichzeitig auf die Probe P fokussiert werden, d. h. die gesamte Apertur der Elemente 3a, 3b wird auf einmal ausgeleuchtet. Apparativ kann dies beispielsweise durch ein stark fokussierendes optisches System 1 (z. B. ein Mikroskop-Objektiv) realisiert werden.
Wie dem Fachmann bekannt ist, wird bei parallelen Zeilen-OCT-Systemen der gesamte auszubildende Bereich, hier die gesamte Apertur, in der dargestellten Ebene ausgeleuchtet, es wird dann auch die gesamte Apertur gleichzeitig beobachtet: Unterschiedliche Winkelbereiche im Probenstrahl PB schickt man dazu auf unterschiedliche Elemente der Detektorzeile und benutzt ein Array-Spektrometer statt der Detektorzeile 17. Bei OCT-Systemen, welche (senkrecht zur dargestellten Ebene) das gesamte Bild parallel erfassen, wird anstelle des gezeigten Detektors 17 ein zweidimensionaler Array-Detektor (Flächendetektor) eingesetzt. In diesem Fall kann entweder das Prinzip der Time-Domain-OCT angewendet werden, dass heißt, es wird langsam die Länge des Referenzarms verändert und jedesmal der Detektor ausgelesen, oder es wird an- stelle der Weißlichtquelle 11 eine Einzelfrequenz- Lichtquelle (Swept-Source) eingesetzt, mit welcher das gesamte zu verwendende Lichtspektrum (beispielsweise die Frequenzen von 600 - 800 nm oder 1100 bis 1300 nm) nacheinander durchfahren werden kann. Es wird somit langsam die Wellenlänge des eingestrahlten Lichts verändert und das Probenlicht auf den Array- Detektor (CCD-Kamera) geschickt.
Fig. 2 zeigt ein Beispiel für eine verbesserte Optik, welche als Teil des Fokussiersystems des in Fig. 1 gezeigten Ausführungsbeispiels eingesetzt werden kann. Das in Fig. 2 gezeigte optische System ersetzt dabei die in Fig. 1 gezeigten Elemente 3a, 3b und 5.
Bei dieser verbesserten Optik werden im einfallenden Strahlengang (also vom Quellpunkt Q hin zum Zielpunkt Z gesehen) nacheinander die folgenden Elemente angeordnet: erster Achromat 3c, zweiter Achromat 3d, Meniskuslinse 4 und Teilkugellinse 5 mit aplanati- scher Oberfläche 5a. Die Krümmungen der beiden Achromaten sind hierbei wie im in Fig. 1 gezeigten Fall gegeneinander gerichtet. Die Krümmungen der Meniskuslinse 4 sind in Richtung der nachfolgenden Teilkugellinse 5 gerichtet. Mit der gezeigten Optik lassen sich größere Winkelbereiche bei guter Abbil- dungsqualität abbilden als mit der in Fig. 1 gezeigten Optik 3a, 3b und 5. Die Achromaten 3c, 3d werden anstatt der einfachen Plankonvexlinsen 3a und 3b verwendet, um die sphärische Aberration zu verkleinern. Neben der aplanatischen Fläche 5a in der Linse 5, welche die numerische Apertur NA steigert, wird die Meniskuslinse 4 zu einer nochmaligen Steigerung der numerischen Apertur NA verwendet. Die Meniskuslinse 4 ist hierbei so ausgebildet, dass an der der Linse 5 zugewandten Oberfläche der Meniskus - linse keine Brechung stattfindet (die Strahlen treten hier genau senkrecht durch die Oberfläche aus) , wohingegen an der linken Fläche (der dem Achromaten 3d zugewandten Fläche) dieser Linse die Strahlen aufgrund der Ausformung dieser Fläche ohne Abbil- dungsfehler gebrochen werden. Eine Berechnung der notwendigen Radien und Abstände kann vom Fachmann nach den in Haferkorn, „Optik", 3. Auflage, S. 318 ff. und Kapitel 4.3.3 beschriebenen Formeln erfolgen. Die konkrete Realisierung hängt hierbei z. B. von Brennweite und Durchmesser der Achromate ab.
Das vorbeschriebene in Fig. 2 gezeigte Prinzip kann auch wiederholt zur Steigerung der numerischen Apertur NA verwendet werden: Mit jeder weiteren aplanatischen Linse, die zwischen Teilkugellinse und Achromate angeordnet wird, wird die NA um den Faktor n vergrößert, wobei n der Brechungsindex einer solchen Linse ist, welcher üblicherweise um 1,5 liegen wird. Wie aus der vorstehenden Beschreibung hervorgeht, müssen sich die Radien der Kugelflächen so staffeln, dass jeweils auf der den Achromaten zugewandten Seite die Strahlen senkrecht durch die Oberfläche treten, wogegen auf der der Teilkugellinse zugewandten Seite die Strahlen so gebrochen werden, dass sich die numerische Apertur immer weiter erhöht ohne dass es zu ungewünschter sphärischer Aberration kommt .
Es können somit mehrere Meniskuslinsen zum Einsatz kommen; es ist auch möglich mehrere Achromate, ggf. samt mehrerer Meniskuslinsen einzusetzen.
Durch weitere Linsen in dem gezeigten optischen Aufbau, bei welchen es sich insbesondere um Streulinsen aus einem Material mit hoher Dispersion handeln kann, kann der Farbfehler des Systems weiter reduziert werden.

Claims

FRAUNHOFER-GESELLSCHAFT...e.V. 089PCT 0021Patentansprüche
1. Optisches Kohärenztomographiesystem aufweisend ein Interferometer, insbesondere ein Michelson- Interferometer , mit einem Referenzarm (R) zum veränderlichen Einstellen einer optischen Refe- renzweglänge und mit einem Messarm (M) , in welchem in einem Probenvolumen (PV) ein abzutastendes Objekt (Probe P) anordenbar und/oder angeordnet ist,
dadurch gekennzeichnet, dass das optische Kohärenztomographiesystem ausgebildet ist zur Erzeugung von divergenten Lichtstrahlen und dass im Messarm zwischen dem Strahlteiler (12) des Interferometers und dem Probenvolumen ein zur Fokussierung der erzeugten divergenten Lichtstrahlen auf einen im Probenvolumen liegenden gemeinsamen Punkt (Zielpunkt Z) ausgebildetes Fokussiersystem (F) angeordnet ist.
2. Optisches Kohärenztomographiesystem nach dem vorhergehenden Anspruch,
dadurch gekennzeichnet, dass das Fokussiersystem (F) zur Fokussierung von Lichtstrahlen auf den Zielpunkt (Z) , die von einem im einfallenden Strahlengang des Messarms gesehen nach dem Strahlteuer liegenden Punkt
(Quellpunkt Q) divergent ausgehen, ausgebildet ist.
3. Optisches Kohärenztomographiesystem nach einem der vorhergehenden Ansprüche,
dadurch gekennzeichnet, dass das Fokussiersystem (F) im einfallenden Strah- lengang des Messarms gesehen nach dem Strahlteiler zwei plankonvexe Linsen (3a, 3b) , die mit ihrer Krümmung zueinander gerichtet sind, oder zwei Achromate (3c, 3d) , die mit ihrer stärkeren Krümmung zueinander gerichtet sind, aufweist.
4. Optisches Kohärenztomographiesystem nach dem vorhergehenden Anspruch, dadurch gekennzeichnet, dass das Fokussiersystem (F) im einfallenden Strahlengang des Messarms gesehen nach dem Strahltei- ler und nach den beiden plankonvexen Linsen (3a,
3b) oder Achromaten (3c, 3d) eine Meniskuslinse (4), deren Krümmungen im einfallenden Strahlengang des Messarms gesehen zur Strahlaustritts - seite weisen, aufweist.
5. Optisches Kohärenztomographiesystem nach dem vorhergehenden Anspruch,
dadurch gekennzeichnet, dass die Meniskuslinse so ausgebildet und/oder angeordnet ist, dass im einfallenden Strahlengang des Messarms gesehen auf ihrer Strahlaustritts - seite keine Lichtbrechung stattfindet.
6. Optisches Kohärenztomographiesystem nach einem der drei vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass das Fokussiersystem (F) im einfallenden Strahlengang des Messarms und bevorzugt gesehen nach dem Strahlteiler und nach den beiden plankonvexen Linsen (3a, 3b) oder Achromaten (3c, 3d) so- wie gegebenenfalls auch nach der Meniskuslinse
(4) eine im einfallenden Strahlengang des Messarms gesehen auf der Strahleintrittsseite im Wesentlichen halbkugelförmig ausgebildete Teilkugellinse (5) , insbesondere eine Halbkugellinse (5) aufweist.
7. Optisches Kohärenztomographiesystem nach dem vorhergehenden Anspruch, dadurch gekennzeichnet , dass die teilkugelförmig ausgebildete Oberfläche der Teilkugellinse (5) als aplanatische Fläche ausgebildet ist und/oder
dass die dieser Oberfläche gegenüberliegende Oberfläche der Teilkugellinse (5) als ebene Flä- che ausgebildet ist und/oder
dass die Teilkugellinse (5) in Form eines Immersionsobjektivs ausgebildet ist oder dass zwischen der Teilkugellinse und dem Probenvolumen eine Immersionsflüssigkeit angeordnet ist.
8. Optisches Kohärenztomographiesystem nach einem der fünf vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass das Fokussiersystem (F) im einfallenden Strahlengang des Messarms gesehen nach dem Strahltei- ler mindestens eines der vorgenannten Elemente (3, 4, 5) mehrfach aufweist und dass dort mehre- re Meniskuslinsen mit unterschiedlichen Radien so angeordnet sind, dass auf deren Strahlaustrittsseite keine Lichtbrechung stattfindet.
9. Optisches Kohärenztomographiesystem nach einem der sechs vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass
der Brechungsindex für mindestens eines der vorgenannten Elemente (3, 4, 5) im Bereich zwischen 1.4 und 1.8, bevorzugt zwischen 1.5 und 1.6 liegt .
10. Optisches Kohärenztomographiesystem nach einem der sieben vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet , dass das Fokussiersystem (F) im einfallenden Strahlengang des Messarms gesehen nach dem Strahltei- ler und vor den beiden plankonvexen Linsen (3a,
3b) oder Achromaten (3c, 3d) eine dreh- und/oder schwenkbare Ablenkeinheit (2) , insbesondere einen Ablenkspiegel, mit der die einfallenden Strahlen auf unterschiedliche Teilbereiche der Apertur der beiden plankonvexen Linsen (3a, 3b) oder Achromaten (3c, 3d) lenkbar sind, aufweist.
11. Optisches Kohärenztomographiesystem nach dem vorhergehenden Anspruch, dadurch gekennzeichnet , dass das Fokussiersystem (F) im einfallenden Strahlengang des Messarms gesehen nach dem Strahlteiler und vor der Ablenkeinheit (2) ein zur Fokus- sierung der einfallenden Lichtstrahlen auf die Ablenkeinheit angeordnetes und ausgebildetes Fo- kussierelement (1) aufweist.
12. Optisches Kohärenztomographiesystem nach dem vorhergehenden Anspruch und nach Anspruch 2 , dadurch gekennzeichnet, dass der Fokuspunkt des Fokussierelements (1) auf der
Ablenkeinheit dem Quellpunkt (Q) entspricht .
13. Optisches Kohärenztomographiesystem nach einem der drei vorhergehenden Ansprüche,
gekennzeichnet durch ein Fokussiersystem (F) , das so ausgebildet ist, dass beim Ablenken der einfallenden Strahlen mittels der Ablenkeinheit (2) über die Apertur der beiden plankonvexen Linsen (3a, 3b) oder Achromaten (3c, 3d) die unter unterschiedlichen Einfallswinkeln auf die beiden plankonvexen Linsen (3a, 3b) oder Achromaten (3c, 3d) einfallenden Strahlenbündel alle auf den Zielpunkt (Z) fokussierbar sind und/oder fokussiert werden.
14. Optisches Kohärenztomographiesystem nach einem der elf vorhergehenden Ansprüche,
gekennzeichnet durch
ein Fokussiersystem (F) , das so ausgebildet ist, dass im Wesentlichen die gesamte Apertur der beiden plankonvexen Linsen (3a, 3b) oder Achro- maten (3c, 3d) in zumindest einer Richtung gleichzeitig ausleuchtbar ist und/oder ausgeleuchtet wird und/oder das Probenlicht von unterschiedlichen Winkelsegmenten auf unterschiedliche Detektorelemente eines Detektors führbar ist und/oder geführt wird.
15. Optisches Kohärenztomographiesystem nach einem der vorhergehenden Ansprüche,
dadurch gekennzeichnet, dass mindestens eines der vorgenannten Elemente (1, 2, 3, 4, 5) relativ zum ortsfest im Raum angeordneten Interferometer oder Bestandteilen desselben und zum ortsfest im Raum angeordneten Probenvolumen um einen ortsfesten Raumpunkt, bevorzugt um den Zielpunkt, drehbar und/oder schwenkbar ist, dass das Interferometer samt Fokussiersystem (F) oder samt eines Teils des letzteren relativ zum ortsfest im Raum angeordneten Probenvolumen um einen ortsfesten Raumpunkt, bevorzugt um den Zielpunkt, drehbar und/oder schwenkbar ist, oder
dass das Probenvolumen gegebenenfalls samt eines darin angeordneten Objekts und/oder samt mindestens eines Elementes des Fokussiersystems relativ zum ortsfest im Raum angeordneten Interfero- meter oder Bestandteilen desselben um einen ortsfesten Raumpunkt, bevorzugt um den Zielpunkt, drehbar und/oder schwenkbar ist.
16. Optisches KohärenztomographieSystem nach einem der vorhergehenden Ansprüche,
gekennzeichnet durch eine Ausbildung als optisches Zeitbereich- Kohärenztomographiesystem oder als optisches Frequenzbereich-Kohärenztomographiesystem.
17. Optisches Kohärenztomographiesystem nach einem der vorhergehenden Ansprüche,
gekennzeichnet durch eine Ausbildung als paralleles, einen einzeiligen, mehrzelligen oder einen Array-Detektor , insbesondere eine CCD-Kamera, verwendendes opti- sches Kohärenztomographiesystem, als polarisationssensitives optisches Kohärenztomographiesys- tem, als optisches Doppler-
Kohärenztomographiesystem und/oder als endoskopisches optisches Kohärenztomographiesystem .
18. Optisches Kohärenztomographiesystem nach dem vorhergehenden Anspruch, dadurch gekennzeichnet , dass das einen Array-Detektor verwendende optische Kohärenztomographiesystem eine durchstitnmbare Einzelfrequenz-Lichtquelle mit veränderbarer
Frequenz für das abstrahlbare Licht aufweist.
19. Optisches Kohärenztomographieverfahren wobei bei einem Interferometer, insbesondere einem Michel - son-Interferometer, mit einem Referenzarm (R) zum veränderlichen Einstellen einer optischen
Referenzweglänge und mit einem Messarm (M) in dem Messarm in einem Probenvolumen (PV) ein abzutastendes Objekt (Probe P) angeordnet wird, dadurch gekennzeichnet, dass divergente Lichtstrahlen erzeugt werden und dass vor dem Abtasten des Objekts im Messarm zwischen dem Strahlteiler des Interferometers und dem Probenvolumen ein zur Fokussierung der erzeugten divergenten Lichtstrahlen auf einen im Probenvolumen liegenden gemeinsamen Punkt (Zielpunkt Z) ausgebildetes Fokussiersystem (F) angeordnet wird.
20. Optisches Kohärenztomographieverfahren nach dem vorhergehenden Verfahrensanspruch, dadurch gekennzeichnet, dass
ein nach einem der Ansprüche 2 bis 18 ausgebildetes optisches Kohärenztomographiesystem zum Abtasten des Objekts verwendet wird.
21. Optisches Kohärenztomographieverfahren nach ei- nem der vorhergehenden Verfahrensansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass vor dem Abtasten des Objekts in eine äußere Grenzschicht des Objekts eine Perforation, insbesondere ein Loch, eingebracht wird und das Ob- jekt im Probenvolumen so angeordnet wird, dass der Zielpunkt in dieser Perforation oder, vom Fokussiersystem aus gesehen, unmittelbar dahinter innerhalb des Objekts liegt.
22. Optisches Kohärenztomographieverfahren nach dem vorhergehenden Verfahrensanspruch,
dadurch gekennzeichnet, dass
die Perforation einen mittleren Durchmesser von 10 μm bis 1 mm aufweist.
23. Optisches Kohärenztomographieverfahren nach einem der beiden vorhergehenden Verfahrensansprüche,
dadurch gekennzeichnet , dass
der Abstand von der Perforation zum Zielpunkt im
Mittel weniger als 10 mm beträgt.
24. Optisches Kohärenztomographieverfahren nach einem der vorhergehenden Verfahrensansprüche,
dadurch gekennzeichnet, dass als Objekt eine biologische Probe abgetastet wird, insbesondere eine biologische Probe, die eine lichtreflektierende äußere Grenzschicht, in die vor der Abtastung eine Perforation eingebracht wird, abgetastet wird.
25. Optisches Kohärenztomographieverfahren nach einem der vorhergehenden Verfahrensansprüche und nach Verfahrensanspruch 21,
dadurch gekennzeichnet , dass ein nach dem Anspruch 6 ausgebildetes optisches Kohärenztomographiesystem zum Abtasten des Objekts verwendet wird, wobei die Perforation in der Grenzschicht in einen aplanatischen Punkt der Halbkugellinse gelegt wird.
26. Verwendung eines optischen Kohärenztomographie- Systems oder eines optischen Kohärenztomogra- phieverfahrens nach einem der vorhergehenden Ansprüche zum Abtasten einer biologischen Probe, insbesondere einer biologischen Probe, die eine lichtreflektierende oder lichtstreuende äußere Grenzschicht aufweist.
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