WO2012013283A1 - Oct-basiertes, ophthalmologisches messsystem - Google Patents

Oct-basiertes, ophthalmologisches messsystem Download PDF

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WO2012013283A1
WO2012013283A1 PCT/EP2011/003289 EP2011003289W WO2012013283A1 WO 2012013283 A1 WO2012013283 A1 WO 2012013283A1 EP 2011003289 W EP2011003289 W EP 2011003289W WO 2012013283 A1 WO2012013283 A1 WO 2012013283A1
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WO
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oct
measuring system
axial
scanner
reference structure
Prior art date
Application number
PCT/EP2011/003289
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English (en)
French (fr)
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Martin Hacker
Thomas Pabst
Ralf Ebersbach
Gerard Antkowiak
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Carl Zeiss Meditec Ag
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Publication date
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    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B3/00—Apparatus for testing the eyes; Instruments for examining the eyes
    • A61B3/10—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions
    • A61B3/102—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions for optical coherence tomography [OCT]
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/0059—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons using light, e.g. diagnosis by transillumination, diascopy, fluorescence
    • A61B5/0062—Arrangements for scanning
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    • A61B3/1005—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions for measuring distances inside the eye, e.g. thickness of the cornea

Definitions

  • the present invention relates to an ophthalmological measuring system for determining distances or tomographic imaging of eye structures, which is based on an OCT method.
  • OCT optical coherence tomography
  • the big technological advantage of the OCT is the decoupling of the depth resolution from the transversal resolution. In contrast to microscopy, this allows the three-dimensional structure of the object to be examined to be detected.
  • the purely reflexive and thus non-contact measurement enables the generation of microscopic images of living tissue (in vivo).
  • OCT optical coherence tomography
  • Ophthalmic imaging (OCT) images of ophthalmic structures are widely used in ophthalmology for diagnosis and therapy, as well as for planning procedures and selecting implants.
  • OCT-based diagnosis is the use of retinal OCT scans to determine retinal nerve fiber layer thickness (RNFL) for the diagnosis of glaucoma and disease tracking.
  • RFL retinal nerve fiber layer thickness
  • the basic principle of the OCT method described, for example, in US Pat. No. 5,321,501 is based on white-light interferometry and compares the propagation time of a backscattered sample signal (or also measuring signal) with a reference signal with the aid of an interferometer (usually Michelson interferometer).
  • the interference of the signals from both arms gives a pattern from which one can determine the scattering amplitudes as a function of the optical delays between the arms and thus a depth-dependent scattering profile, which is referred to as A-Scan in analogy to the ultrasound technique.
  • Fast variations of the optical delay between the measuring and reference arm can be realized for example by means of fiber links (EP 1 337 803 A1) or so-called rapid-scanning optical delays (RSOD) (US Pat. No. 6,654,127 B2).
  • RSOD rapid-scanning optical delays
  • the beam is then guided transversely in one or two directions, enabling a planar B-scan or a three-dimensional volume tomogram to be recorded. If the reference arm length is kept constant, lateral scanning of the measurement beam in two directions can produce a two-dimensional C-scan.
  • the interference of the signals from reference and sample arm results in an interference pattern from which one can read the relative optical path length of stray signals within an A-scan (depth signal).
  • the beam is then transversely guided in one or two directions analogously to the ultrasound technique, with which a planar B-scan, a C-scan or a three-dimensional tomogram can be recorded.
  • a C-scan is understood to mean a two-dimensional tomogram obtained by two-dimensional scanning at a constant reference arm length in a time-domain OCT.
  • this term is to be used as a synonym for all scans that are based on two-dimensional scanning, ie also for volume scans.
  • the amplitude values of the individual A- Scans are displayed in linear or logarithmized grayscale or false color values. It is furthermore known that volume scanning can be corrected by comparison with B-scan with respect to disturbances due to sample movements (US Pat. No. 7,365,556).
  • AH Bachmann et al. According to [1], it is further known that phase-resolved measurement, in particular by Doppler signal evaluations, enables additional information about dynamic processes to be obtained and displayed.
  • A-scans The recording of A-scans is usually done with 400Hz to 400kHz, in exceptional cases even in the MHz range.
  • Ophthalmic OCT systems have typical sensitivities of 80dB to 1 10dB.
  • the wavelength used depends on the desired scanning range and the absorption and scattering behavior of the tissue.
  • Retinal OCTs work mostly in the range of 700nm to 1 100nm, while anterior chamber OCT prefer to use longer wavelength radiation, for example of 1300nm, which is absorbed in the vitreous body.
  • Anterior chamber OCTs can also be realized by switching from retinal OCTs (US 2007/0291277 A1).
  • the axial measurement resolution of the OCT method is determined by the so-called coherence length of the light source used, which is inversely proportional to the bandwidth of the radiation used, and is typically between 3pm and 30pm (short-coherence interferometry).
  • the lateral measurement resolution is determined by the cross section of the measurement beam in the scan area and is between 5 pm and 100 pm, preferably below 25 pm. Because of its particular suitability for the examination of optically transparent media, the method is widely used in ophthalmology.
  • the OCT methods used in ophthalmology have established two different basic types.
  • the length of the reference arm is changed in the first type and the intensity of the interference is continuously measured without taking the spectrum into account.
  • This method is called a "time domain” method (US 5,321, 501 A).
  • the other method known as the “Frequency Domain”, however, takes the spectrum into account and measures the interference of the individual spectral components to determine the measured values, which is why we speak of the time domain signal and the frequency domain signal (Frequency Domain, FD-OCT).
  • spectral domain OCT SD-OCT
  • swept source OCT SS-OCT
  • the device has a tunable laser light source, with a defined spectral line width and a defined tuning, as well as at least one receiver for the light scattered back from the sample.
  • a tunable laser light source with a defined spectral line width and a defined tuning, as well as at least one receiver for the light scattered back from the sample.
  • the big advantage of the OCT method lies in the non-contact measurement and the generation of microscopic images and even three-dimensional structures of the object to be examined, and in particular of the living tissue to be examined (in vivo).
  • One possible source of error that hinders the generation of accurate measurements and topograms represents movements of the sample during the measurement process. It is known in the art that the effects of sample movement are through the use of swept-source OCT (SS-OCT) or pulsed spectral-domain OCT (SD-OCT) can be reduced.
  • SS-OCT swept-source OCT
  • SD-OCT pulsed spectral-domain OCT
  • S. H. Yun u. a. [2] states that the significant motion artifacts generated by movement of the sample and / or probe during the exposure time can be significantly reduced by briefly illuminating the individual CCD pixels.
  • pulsed or tunable broadband light sources are used. Through a so-called “snap-shof illumination axial profiles of a sample can be generated with greatly reduced motion artifacts. It has been discovered that the use of pulsed or tunable broadband light sources can be an effective alternative to using expensive high-speed cameras in conjunction with "time domain" techniques.
  • the measurement results can also be adversely affected by unwanted movements of the scanner system.
  • those motion components that vary the optical path length from the measuring system to the sample and back disturb the interferences in the measuring system and thus the measurement results.
  • These disturbing variations of the optical path are hereinafter referred to as "axial modulation" by the scanner.
  • Particularly stable scanners use either uniformly rotating polygonal mirrors or oscillating galvanometer mirrors.
  • polygon mirrors can scan very quickly and stably, they are fixed to a particular deflection pattern in a particular direction. In addition, they are very loud and expensive.
  • galvanometer mirrors can realize different scanning patterns, they require a very large electronic control effort. Due to this, often combinations of both systems are used in ophthalmological devices as a scanner unit.
  • the optical deflection unit is provided in particular for ophthalmological diagnosis and therapy devices and has a deflection mirror, a position sensor and a drive unit which form a control circuit for minimizing the deviation of the actual position detected by the position sensor from the desired positions of the deflection mirror.
  • An optical deflecting unit is a deflecting mirror that is swingable about at least one axis of rotation by non-contact, electro-magnetic drives and that is arranged in the direction of the at least one axis of rotation between at least two bearings.
  • US 2009/225324 A1 describes a high-speed endoscope for optical coherence tomography, which is based on a two-axis micromirror. Since the two-axis micromirror is usually moved at frequencies between 100 and 1000 Hz, consequently, a fast OCT method is required for the measured value determination. For this purpose, a multi-functional SD-OCT system is used, with which three-dimensional, intensity- or polarization-sensitive tomograms can be realized. It is furthermore known from the prior art that optical path length modulations of more than wavelength fractions per recorded A-scan in OCT can be expected to cause significant signal losses as a result of so-called "fringe washout". SH Yun et al. Documents in [3] that the effect can go so far that optical path length variations of ⁇ / 2 per captured A-scan can cause a complete loss of signal, as constructive and destructive interference may be present ,
  • the object of the present invention is to develop an OCT-based ophthalmological measuring system in which the influence of occurring axial modulations of the scanning system is compensated or at least minimized.
  • This object is achieved with the OCT-based, ophthalmological measuring system, consisting of a light source with a centroid wavelength ⁇ , an interferometric measuring arrangement, a scanner system which, in addition to the lateral deflection of the sample beam, also causes axial modulations with a frequency f in the sample arm and a control and evaluation unit, achieved in that the measuring system is a swept-source OCT system and the dwell time d ⁇ / dt of the tunable light source is adapted to the desired maximum measurement depth z and the frequency f of the axial modulation of the scanner system
  • the dwell times d ⁇ / dt of the light source can lie even at axial modulation with frequencies f between 100 Hz and 10,000 Hz, at least ⁇ 2 * f / (4 z) and in particular also over ⁇ 2 * f / z.
  • the latter can also be determined by analysis of mechanical resonances by means of computer simulation, for example by means of FEM (Finite Element Method).
  • the application of the proposed OCT-based measuring system is intended in particular for the field of ophthalmology and there for the determination of distances or tomographic imaging of eye structures.
  • the solution offers the possibility of using cost-effective scanner systems, which significantly simplifies the construction of the overall equipment.
  • the proposed measuring system is also applicable to scanner systems in other fields which can use an OCT method, in particular a swept source OCT method.
  • the OCT-based ophthalmological measuring system consists of a light source with a center wavelength ⁇ , an interferometric measuring arrangement, a scanner system which, in addition to the lateral deflection of the sample beam, also has axial modulations with a frequency f in the sample arm, and a control system. and evaluation unit.
  • a scanner system here are systems to understand that a lateral, two-dimensional deflection of the sample with the help of one or two, separate Realize mirror elements and in particular axial modulation amplitudes z M » ⁇ / 2 may have.
  • the measuring system used is a swept-source OCT system.
  • the tuning time d / dt of the tunable light source is matched to the desired maximum measurement depth z and the frequency f of the axial modulation of the scanner system.
  • the desired maximum measurement depth z in ophthalmology depends on the length of the eyes to be measured, which typically varies between approximately 20 and 32 mm (extremely between 14 and 40 mm), whereby the refractive indices of the ocular media also have to be considered. Substituting a mean refractive index of, 36, and an adjustment range of 5mm in air, we obtain a required optical measurement depth z of about 60 mm.
  • the "dwell time" of the measuring system in the individual modulations of the interference signal remains small compared to the mechanical modulation frequencies f of the scanner system.
  • the effects of the "fringe washout” can thus be avoided, although the total recording time for an A-scan is significantly greater than 1 / f can be.
  • the centroid wavelength ⁇ of the light source lies in a range from 700 nm to 900 nm, in particular at 800 nm or in a range from 1000 nm to 1100 nm, in particular at 1060 nm.
  • the light source around the centroid wavelength ⁇ preferably has a bandwidth ⁇ of 3 nm to 100 nm.
  • scanner systems can be used axial modulation amplitude ZM significantly more than fractions of the wavelength ⁇ can amount.
  • the amplitude ZM of the axial modulation of the scanner system during the dwell time d ⁇ / dt can be more than ⁇ / 10 to ⁇ / 2, even more than 1 ⁇ .
  • the axial modulations do not lead to a reduction of the axial resolution ⁇ of the swept-source OCT system.
  • the amplitude ZM of the axial modulation of the scanner system is greater than the resolution ⁇ of the swept-source OCT system.
  • the OCT-based, ophthalmological measuring system has an additional, known reference structure.
  • the interferometric measuring arrangement is designed in such a way that reference pattern signals of the additional, known reference structure and measuring signals can be generated by the eye at the same time and the control and evaluation unit is able to evaluate the disturbances of the reference structure signals caused by the axial modulations of the scanner system and Correction of the measuring signals to be used by the eye.
  • the reference structure has at least one interface and is preferably a flat glass plate.
  • the reference pattern signals generated at the (plane) interface reflect directly the perturbations caused by the axial modulations of the scanner system.
  • the correction of the measurement signals generated by the eye can thus be effected by simple (identical) shifts. In this case even interpolation shifts by pixel fractions can take place.
  • the reference structure is arranged in front of the eye. During the measurement process, the reference structure is so easily "measured along", in that the interface of the plane glass plate serving as a reference structure reflects back a portion of the measurement beam as a reference structure signal
  • the reference structure signals are generated before and / or after the eye, ie on the way and / or Return path of the measuring light.
  • the OCT-based, ophthalmological measuring system has an element for decoupling a part of the measuring beam, so that from the interferometric measuring arrangement at the same time reference structure signals of an additionally existing, known reference structure and Measuring signals can be generated by the eye.
  • the control and evaluation unit is able to evaluate the disturbances of the reference structure signals caused by the axial modulations of the scanner system and to use them to correct the measurement signals from the eye.
  • the element for decoupling a part of the measuring beam is arranged according to the scanner system. In this case, it is ensured by a suitable design and / or illumination of the structure of the reference structure that reproducible reference structure signals can be obtained.
  • the reference structure of known form is also measured simultaneously with a measuring beam component in addition to the sample. From the obtained reference structure signals, form deviations of the reference structure are determined by the control and evaluation unit and used to correct the measurement signals from the eye.
  • FIG. 3 serves to better illustrate the advantages of the inventive solution by providing a possible signal curve when recording B-scans of a glass plate according to FIGS. 1 and 2, but with a measuring system known from the prior art, such as a non-pulsed SD-OCT shows.
  • optical path length modulations of the scanner system of more than wavelength fractions in OCT can lead to so-called “fringe washout” or even to complete signal loss (dark signal dropout areas).
  • a simple scanner system with only one deflection mirror is used for the proposed OCT-based measuring system.
  • a simple scanner system is described, for example, in the unpublished document DE 10 2009 041 995.0. ben.
  • the optical deflecting unit used is a deflecting mirror, which is capable of at least one but preferably oscillating about two axes of rotation.
  • the ophthalmic measuring system provides a solution with which the influence of occurring axial modulations of the scanning system in the determination of distances or tomographic imaging of eye structures based on an OCT method is compensated or at least minimized.
  • the proposed technical solution is of particular interest for scanner systems which deflect the sample beams simultaneously in two directions.
  • these systems in the form of only one mirror element, the increased number of bearings and the size of the suspension make a sufficiently rigid design for axial modulations, in particular of more than just wavelength fractions or submicrometer extremely difficult.
  • the proposed solution makes it possible to realize scanners, in particular for OCT systems, much more cost-effectively if, in addition to the angular deflection to be realized, axial path length modulations of considerably more than fractions of the wavelength are permitted.

Abstract

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

Description

OCT-basiertes, ophthalmologisches Messsystem
Die vorliegende Erfindung betrifft ein ophthalmologisches Messsystem zur Bestimmung von Abständen bzw. zur tomographischen Abbildung von Augenstrukturen, welches auf einem OCT-Verfahren basiert.
Nach dem Stand der Technik haben sich für die Bestimmung von Abständen bzw. zur tomographischen Abbildung von Augenstrukturen Verfahren und Messgeräte bewährt, die auf konfokalen Scansystemen oder der optischen Kohärenztomographie (OCT = optical coherence tomography) basieren.
Der große technologische Vorteil der OCT ist die Entkopplung der Tiefenauflösung von der transversalen Auflösung. Im Gegensatz zur Mikroskopie kann dadurch die dreidimensionale Struktur des zu untersuchenden Gegenstandes er- fasst werden. Die rein reflexive und damit berührungslose Messung ermöglicht die Erzeugung mikroskopischer Bilder von lebendem Gewebe (in vivo).
Bei den OCT-Verfahren wird kohärentes Licht mit Hilfe eines Interferometers zur Entfernungsmessung und Bildgebung an reflexiven und streuenden Proben eingesetzt. Am menschlichen Auge liefern die OCT-Verfahren beim Scan in die Tiefe, aufgrund der an optischen Grenzflächen auftretenden Änderungen des Brechungsindexes und aufgrund von Volumenstreuung, messbare Signale. Bei der optischen Kohärenztomographie handelt es sich um ein sehr empfindliches und schnelles Verfahren zur interferometrischen Bildgebung, das insbesondere im medizinischen Bereich und in der Grundlagenforschung weite Verbreitung gefunden hat. OCT-Abbildungen (OCT-Scans) von Augenstrukturen werden in der Augenheilkunde vielfach zur Diagnose und Therapiebegleitung, sowie zur Planung von Eingriffen und zur Auswahl von Implantaten eingesetzt. Ein Beispiel für die OCT-gestützt Diagnose ist die Nutzung von OCT-Scans der Netzhaut für die Bestimmung der retinalen Nervenfaserschichtdicken (RNFL) zur Diagnose des Glaukoms und zur Verfolgung des Krankheitsverlaufs. Das beispielsweise in US 5,321 ,501 beschriebene Grundprinzip des OCT- Verfahrens basiert auf der Weißlicht-Interferometrie und vergleicht die Laufzeit eines rückgestreuten Probensignals (oder auch Messsignals) mit einem Referenzsignal mit Hilfe eines Interferometers (meist Michelson-Interferometer). Dabei wird der Arm mit bekannter optischer Weglänge (= Referenzarm) als Referenz zum Messarm, in dem sich die Probe befindet, herangezogen. Die Interferenz der Signale aus beiden Armen ergibt ein Muster, aus dem man die Streuamplituden in Abhängigkeit von der optischen Verzögerungen zwischen den Armen bestimmen kann und somit ein tiefenabhängiges Streuprofil, dass in Analogie zur Ultraschalltechnik als A-Scan bezeichnet wird. Schnelle Variationen der optischen Verzögerung zwischen Mess- und Referenzarm lassen sich beispielsweise mittels Faserstrecken (EP 1 337 803 A1 ) oder sogenannter ra- pid-scanning optical delays (RSOD) realisieren (US 6,654,127 B2). In den mehrdimensionalen Rasterverfahren wird der Strahl dann transversal in einer oder zwei Richtungen geführt, womit sich ein flächiger B-Scan oder ein dreidimensionales Volumentomogramm aufnehmen lässt. Wird die Referenzarmlänge konstant gehalten, kann bei lateralem Scannen des Messstrahles in zwei Richtungen ein flächiger C-Scan gewonnen werden.
Dabei wird der Arm mit bekannter optischer Weglänge (= Referenzarm) als Referenz zum Messarm (auch Probenarm genannt) herangezogen. Die Interferenz der Signale aus Referenz und Probenarm ergibt ein Interferenzmuster, aus dem man die relative optische Weglänge von Streusignalen innerhalb eines A-Scans (Tiefensignal) herauslesen kann. In den eindimensionalen Rasterverfahren wird der Strahl dann, analog zur Ultraschalltechnik transversal in einer oder zwei Richtungen geführt, womit sich ein flächiger B-Scan, ein C-Scan oder ein dreidimensionales Tomogramm aufnehmen lässt. Üblicherweise wird unter einem C-Scan ein flächiges Tomogramm verstanden, welches durch zweidimensionales Scannen bei konstanter Referenzarmlänge in einen Zeitdomänen-OCT gewonnen wurde. Im Folgenden soll aber dieser Begriff als Synonym für alle Scans benutzt werden, die auf zweidimensionalem Scannen beruhen, also auch für Volumenscans. Dabei werden die Amplitudenwerte der einzelnen A- Scans in linearen oder logarithmierten Graustufen- oder Falschfarbenwerten dargestellt. Bekannt ist weiterhin, dass Volumenscan durch Vergleich mit B- Scan hinsichtlich von Störungen durch Probenbewegungen korrigiert werden können (US7365856). Durch A. H. Bachmann u. a. ist nach [1] weiterhin bekannt, dass durch phasenaufgelöste Messung, insbesondere durch Dopplersig- nalauswertungen, zusätzliche Informationen über dynamische Vorgänge gewonnen und dargestellt werden können.
Die Aufnahme von A-Scans erfolgt üblicherweise mit 400Hz bis 400kHz, in Ausnahmefällen sogar im MHz-Bereich. Ophthalmologische OCT-Systeme weisen dabei typische Sensitivitäten von 80dB bis 1 10dB auf. Die genutzte Wellenlänge hängt von dem angestrebten Scanbereich und dem Absorptions- und Streuverhalten des Gewebes ab. Retinale OCTs arbeiten meist im Bereich von 700nm bis 1 100nm, während Vorderkammer-OCT bevorzugt längerwellige Strahlung, von beispielsweise 1300nm nutzen, die im Glaskörper absorbiert wird. Vorderkammer-OCTs können aber auch durch Umschaltung von retinalen OCTs realisiert werden (US 2007/0291277 A1 ).
Die axiale Messauflösung des OCT-Verfahrens wird durch die sogenannte Kohärenzlänge der eingesetzten Lichtquelle bestimmt, die umgekehrt proportional zur Bandbreite der genutzten Strahlung ist, und liegt typischerweise zwischen 3pm und 30pm (Kurzkohärenz-Interferometrie). Die laterale Messauflösung wird durch den Querschnitt des Messstrahls im Scanbereich bestimmt und beträgt zwischen 5pm und 100pm, bevorzugt unter 25pm. Aufgrund seiner besonderen Eignung zur Untersuchung optisch transparenter Medien ist das Verfahren in der Ophthalmologie weit verbreitet.
Bei den in der Ophthalmologie verwendeten OCT-Verfahren haben sich zwei verschiedene Grundtypen durchgesetzt. Zur Bestimmung der Messwerte wird beim ersten Typ der Referenzarm in der Länge verändert und kontinuierlich die Intensität der Interferenz gemessen, ohne dass dabei das Spektrum berücksichtigt wird. Dieses Verfahren wird als„Time Domain"-Verfahren bezeichnet (US 5,321 ,501 A). Bei dem anderen, als„Frequency Domain" bezeichneten Verfahren, wird hingegen zur Bestimmung der Messwerte das Spektrum berücksichtigt und die Interferenz der einzelnen spektralen Komponenten erfasst. Deshalb spricht man einerseits vom Signal in der Zeitdomäne (Time Domain) und andererseits vom Signal in der Frequenzdomäne (Frequency Domain, FD- OCT).
Der Vorteil des„Frequency Domain"-Verfahrens liegt in der einfachen und schnellen simultanen Messung, wobei vollständige Informationen über die Tiefe ermittelt werden können, ohne bewegliche Teile zu benötigen. Dies erhöht die Stabilität und die Geschwindigkeit (US 7,330,270 B2).
Beim Frequenzdomänen-OCT wird weiterhin unterschieden, ob die spektrale Information mittels eines Spektrometers gewonnen wird ("spectral domain OCT", SD-OCT) oder mittels der spektralen Durchstimmung der Lichtquelle („swept source OCT", SS-OCT).
Eine Vorrichtung zur Swept Source Optical Coherence Domain Reflectometry, mit der ein gesamtes Auge in einem A-Scan gemessen werden kann, ist in der noch nicht veröffentlichten Schrift DE 10 2008 063 225.2 beschrieben. Dazu verfügt die Vorrichtung über eine durchstimmbare Laser-Lichtquelle, mit einer definierten spektralen Linienbreite und einer definierten Durchstimmung, sowie mindestens einem Empfänger für das aus der Probe zurück gestreute Licht. Damit wird insbesondere eine aufwandgeringe und effiziente Abstandsmessungen über die Gesamtlänge des Auge realisiert, da, trotz typischer Augenbewegungen von bis zu 1000 pm/s und bei nur moderaten Anforderungen an die an die Durchstimmrate der Laser-Lichtquelle, störende Signalverluste infolge von Probenverschiebungen bei Abstandsmessungen zwischen Flächen der Hornhaut, Kornea und Retina vermieden werden.
Der große Vorteil der OCT-Verfahren liegt, wie bereits erwähnt, in der berührungslosen Messung und der Erzeugung mikroskopischer Bilder und sogar dreidimensionaler Strukturen des zu untersuchenden Gegenstandes und insbesondere des (in vivo).zu untersuchenden lebenden Gewebes. Eine mögliche Fehlerquelle, die die Erzeugung genauer Messwerte und Topogramme behindert, stellen Bewegungen der Probe während des Messvorganges dar. Nach dem Stand der Technik ist bekannt, dass die Auswirkungen von Probenbewegungen durch die Verwendung von swept-source OCT (SS-OCT) oder gepulstem spektral-domain OCT (SD-OCT) verringert werden können.
So wird von S. H. Yun u. a. in [2] ausgeführt, dass die durch Bewegung der Probe und/oder Sonde während der Belichtungszeit erzeugten, deutlichen Bewegungsartefakte durch kurze Beleuchtung der einzelnen CCD-Pixel erheblich reduziert werden können. Hierzu werden gepulste oder durchstimmbare Breitbandlichtquellen verwendet. Durch eine sogenannte„Snap-shof-Beleuchtung können axiale Profile einer Probe mit stark reduzierten Bewegungsartefakten erzeugt werden. Es wurde festgestellt, dass die Verwendung gepulster oder durchstimmbarer Breitbandlichtquellen eine tatsächliche Alternative zur Verwendung von teuren High-Speed-Kameras in Verbindung mit„Time Domain"- Verfahren darstellen kann.
Außer durch die Bewegung der Probe und/oder der Sonde können die Messergebnisse auch durch ungewollte Bewegungen des Scanner-Systems negativ beeinflusst werden. Insbesondere diejenigen Bewegungsanteile, die die optische Weglänge vom Messsystem bis zur Probe und zurück variieren, stören die Interferenzen im Messsystem und damit die Messergebnisse. Diese störenden Variationen des optischen Weges werden im Folgenden als "axiale Modulation" durch den Scanner bezeichnet.
Während die Bewegungen von Probe und/oder Sonde mit Geschwindigkeiten von wenigen mm/s, d. h. wenigen Hz langsam sind und relativ einfach kompensiert werden können, trifft dies für die eher hochfrequenten, axialen Modulationen des Scannersystems nicht mehr zu. Nach dem bekannten Stand der Technik werden die auftretenden, axialen Modulationen von Scannersystemen bisher nicht kompensiert, sondern durch den Einsatz qualitativ hochwertiger Scanner vermieden oder zumindest minimiert. Hierzu werden in der Regel einachsige Scanner mit geringen mechanischen Durchbiegungen senkrecht zur Drehachse (Torsionsmoden) eingesetzt. Zur Vermeidung von„fringe-washout" werden bei bekannten OCT-Systemen die Aufnahmezeiten τ für einen A-Scan auf sehr viel weniger als 1/f reduziert und/oder Scanner-Systeme mit axialen Modulationsamplituden von weit unter λ/2 verwendet. Beide Varianten sind allerdings sehr kostenintensiv.
Ein Beispiel für die Verwendung solch stabiler Scanner ist in [4] gegeben. Hier werden diese Scanner zur dezentrierten Ablenkung eines Messstrahls eingesetzt, um sehr kleine, definierte Phasenmodulationen des optischen Weges im Messarm bzw. Dopplerverschiebungen zu realisieren, die eine Rekonstruktion voller bzw. komplexer FD-OCT-Signale erlauben. Hierbei sind die nutzbaren Modulationen durch den einsetzenden Fringe-washout im verwendeten SD- OCT-System begrenzt.
Als besonders stabil laufende Scanner finden entweder gleichmäßig rotierende Polygonspiegel oder schwingende Galvanometerspiegel Verwendung. Polygonspiegel können zwar sehr schnell und stabil scannen, sind jedoch auf ein bestimmtes Ablenkmuster in eine bestimmte Richtung festgelegt. Zudem sind sie sehr laut und teuer. Im Gegensatz dazu können Galvanometerspiegel zwar verschiedene Scanmuster realisieren, benötigen aber einen sehr großen elektronischen Regelaufwand. Aufgrund dessen kommen in ophthalmologischen Geräten als Scanner-Einheit auch oft Kombinationen beider Systeme zum Einsatz.
Die am häufigsten benutzten Ablenksysteme in ophthalmologischen Scannern, wie in der Schrift US 2008/231808 A1 beschrieben, besitzen moderne Galvanometer-Scanner ein optisches Lageerfassungssystem, mit dem über eine e- lektronische Regeleinheit eine aktive Regelung der Spiegelbewegung, einschließlich der Dämpfung von Störungen (US 5,999,302 A) möglich ist. Nachtei- Hg wirkt sich bei diesen Systemen zusätzlich aus, dass sie sehr aufwändig und teuer sind.
Die Verwendung einfacher Scannersysteme, die beispielsweise die Probenstrahlen gleichzeitig in zwei Richtungen auslenken können, bringen allerdings den Nachteil mit sich, dass durch die erhöhten Zahl von Lagern und die Größe der Aufhängungen eine ausreichende steife Auslegung mit Toleranzen, die sehr viel kleiner als die Wellenlänge sind und somit im Submikrometerbereich liegen, extrem schwierig, so dass eine Minimierung auftretender, axialer Modulationen kaum möglich ist.
Ein derartiges, einfaches Scannersystem ist beispielsweise in der noch nicht veröffentlichten Schrift DE 10 2009 041 995.0 beschrieben. Die optische Ablenkeinheit ist insbesondere für ophthalmologische Diagnose- und Therapiegeräte vorgesehen und verfügt über einen Ablenkspiegel, einen Positionssensor und eine Ansteuereinheit, die einen Regelkreis zur Minimierung der Abweichung der vom Positionssensor erfassten, tatsächlichen Lagen von den angestrebten Lagen des Ablenkspiegels bilden. Als optische Ablenkeinheit dient ein, aus einem von berührungslosen, elektro-magnetischen Antrieben um mindestens eine Drehachse schwingend bewegbaren Ablenkspiegel, der in Richtung der mindestens einen Drehachse zwischen mindestens zwei Lagern angeordnet ist.
In der US 2009/225324 A1 wird ein Hochgeschwindigkeits-Endoskop zur optischen Kohärenz-Tomographie beschrieben, der auf einem Zweiachsen- Mikro- spiegel basiert. Da der Zweiachsen-Mikrospiegel gewöhnlich mit Frequenzen zwischen 100 und 1000 Hz bewegt wird, ist folglich für die Messwertermittlung ein schnelles OCT-Verfahren erforderlich. Verwendung findet hierzu ein Multi- funktions-SD-OCT System, mit dem dreidimensionale, intensitäts- bzw. polarisationsempfindliche Tomogramme realisiert werden können. Aus dem Stand der Technik ist weiterhin bekannt, dass es bei optischen Weglängenmodulationen von mehr als Wellenlängenbruchteilen pro aufgenommenem A-Scan im OCT starke Signalverluste infolge von sogenanntem "Fringe- washout" zu erwarten sind. Von S. H. Yun u. a. wird in [3] dokumentiert, dass der Effekt dabei so weit gehen kann, dass bei optischen Weglängenvariationen von λ/2 pro aufgenommenem A-Scan ein vollständiger Signalverlust drohen kann, da sich konstruktive und destruktive Interferenzen unter Umständen her- ausmitteln.
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Der vorliegenden Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde ein OCT-basiertes, ophthalmologisches Messsystem zu entwickeln, bei dem der Einfluss auftretender, axialer Modulationen des Scan-Systems kompensiert oder zumindest minimiert ist. Diese Aufgabe wird mit dem OCT-basierten, ophthalmologischen Messsystem, bestehend aus einer Lichtquelle mit einer Schwerpunktwellenlänge λ, einer in- terferometrischen Messanordnung, einem Scanner-System, welches neben der seitlichen Ablenkung des Probenstrahlens auch axiale Modulationen mit einer Frequenz f im Probenarm verursacht sowie einer Steuer- und Auswerteeinheit, dadurch gelöst, dass das Messsystem ein Swept-source-OCT-System ist und die Durchstimmzeit dλ/dt der durchstimmbar ausgeführten Lichtquelle an die angestrebte maximale Messtiefe z und die Frequenz f der axialen Modulation des Scanner-Systems angepasst ist
Erfindungsgemäß wird die Aufgabe durch die Merkmale der unabhängigen Ansprüche gelöst. Bevorzugte Weiterbildungen und Ausgestaltungen sind Gegenstand der abhängigen Ansprüche.
Eine besonders vorteilhafte Ausgestaltung ergibt sich, wenn die Amplitude ZM der axialen Modulation des Scanner-Systems kleiner ist als die Auflösung δζ des Swept-source-OCT-Systems. Dabei können die Durchstimmzeiten dλ/dt der Lichtquelle selbst bei axialen Modulation mit Frequenzen f zwischen 100Hz und 10.000Hz, bei mindestens λ2 * f/(4z) und insbesondere auch über λ2 * f/z liegen. Zur Anpassung der Durchstimmzeiten der Lichtquelle an zu erwartende Modulationsfrequenzen können letztere auch durch Analyse mechanischer Resonanzen mittels Computersimulation ermittelt werden, beispielsweise mittels FEM (Finite Elemente Methode).
Die Anwendung des vorgeschlagenen, OCT-basierten Messsystems ist insbesondere für den Bereich der Ophthalmologie und dort zur Bestimmung von Abständen bzw. zur tomographischen Abbildung von Augenstrukturen vorgesehen. Insbesondere in diesem Bereich bietet die Lösung die Möglichkeit des Einsatzes kostengünstiger Scanner-Systeme, wodurch sich der Aufbau der Gesamtgeräte wesentlich vereinfacht.
Das vorgeschlagene Messsystem ist jedoch auch für Scanner-Systeme auf anderen Gebieten anwendbar, die ein OCT-Verfahren, insbesondere ein Swept- source-OCT-Verfahren verwenden können.
Die Erfindung wird nachfolgend anhand von Ausführungsbeispielen näher beschrieben. Zur besseren Veranschaulichung der erfinderischen Lösung zeigen die Figuren B-Scans einer Glasplatte:
Figur 1 : bei Verwendung eines Scanner-Systems mit einer Amplitude zM der axialen Modulation von ΖΜ > λ/10, insbesondere ZM = ± μΓη,
Figur 2: bei Verwendung eines Scanner-Systems mit einer Amplitude Z der axialen Modulation von ζ^ » λ/2, insbesondere Z = ± ΙΟμηι und
Figur 3: bei Verwendung eines ophthalmologisches Messsystem nach dem Stand der Technik mit einer Amplitude Z der axialen Modulation von Z > λ/2, insbesondere ZM = ± ΙΟμηι.
Das erfindungsgemäße, OCT-basierte ophthalmologische Messsystem besteht aus einer Lichtquelle mit einer Schwerpunktwellenlänge λ, einer interferometri- schen Messanordnung, einem Scanner-System, welches neben der seitlichen Ablenkung des Probenstrahlens auch axiale Modulationen mit einer Frequenz f im Probenarm aufweist, sowie einer Steuer- und Auswerteeinheit. Als Scanner- System sind hierbei Systeme zu verstehen, die eine seitliche, zweidimensionale Ablenkung des Probenstrahlens mit Hilfe eines oder auch zweier, separater Spiegelelemente realisieren und insbesondere axiale Modulationsamplituden zM » λ/2 aufweisen können.
Als Messsystem kommt hierbei ein Swept-source-OCT-System zur Anwendung. Die Durchstimmzeit d /dt der durchstimmbar ausgeführten Lichtquelle ist an die angestrebte maximale Messtiefe z und die Frequenz f der axialen Modulation des Scanner-Systems angepasst.
Die angestrebte maximale Messtiefe z richtet sich in der Ophthalmologie nach der Länge der zu vermessenden Augen, die typischer Weise zwischen ca. 20 und 32 mm (extrem zwischen 14 und 40mm) variiert, wobei auch noch die Brechungsindizes der Augenmedien zu berücksichtigen sind. Setzt man einen mittleren Brechungsindex von ,36 an, sowie einen Justagebereich von 5mm in Luft, so erhält man eine benötigte optische Messtiefe z von ca. 60 mm.
Damit bleibt die„Verweildauer" des Messsystems bei den einzelnen Modulationen des Interferenzsignals klein gegenüber den mechanischen Modulationsfrequenzen f des Scanner-Systems. Die Effekte des„fringe-washout" können somit vermieden werden, obwohl die Gesamtaufnahmedauer für einen A-Scan deutlich größer als 1/f sein kann.
Für den Bereich der Ophthalmologie ist es von Vorteil, dass die Schwerpunktwellenlänge λ der Lichtquelle in einem Bereich von 700nm bis 900nm, insbesondere bei 800nm bzw. in einem Bereich von 1000nm bis 1100nm, insbesondere bei 1060nm liegt. Dabei weist die Lichtquelle um die Schwerpunktwellenlänge λ vorzugsweise eine Bandbreite Δλ von 3nm bis 100nm auf.
Durch die Verwendung eines Swept-source-OCT-Systems als ophthalmologisches Messsystem, sowie die Anpassung der Durchstimmzeit dλ/dt der Lichtquelle an die Messtiefe z und die Frequenz f der axialen Modulation des Scanner-Systems, können Scanner-Systeme zum Einsatz kommen, deren axiale Modulationsamplitude ZM deutlich mehr als nur Bruchteile der Wellenlänge λ betragen kann. Insbesondere kann die die Amplitude ZM der axialen Modulation des Scanner-Systems während der Durchstimmzeit dλ/dt mehr als λ/10 bis λ/2, sogar auch mehr als 1μηι betragen.
In einer besonders vorteilhaften Ausgestaltung des erfindungsgemäßen, ophthalmologischen Messsystems ist die Amplitude zM der axialen Modulation des Scanner-Systems kleiner als die Auflösung δζ des Swept-source-OCT- Systems, die sich nach folgender Gleichung ermitteln lässt: δζ = 2 * Ιη (2) * λ2 / (Δλ * π ) (1) in der Δλ der Bandbreite der Lichtquelle entspricht. Die axialen Modulationen führen hierbei nicht zu einer Verringerung der axialen Auflösung δζ des Swept- source-OCT-Systems.
Prinzipiell sind mit der erfindungsgemäßen Lösung aber auch Messungen möglich, wenn die Amplitude ZM der axialen Modulation des Scanner-Systems größer als die Auflösung δζ des Swept-source-OCT-Systems ist. Die an die angestrebte maximale Messtiefe z und die Frequenz f einer axialen Modulation des Scanner-Systems angepasste Durchstimmzeit dλ/dt der Lichtquelle beträgt selbst bei Frequenzen f der axialen Modulation zwischen 100Hz ... 10.000Hz, mindestens d /dt = λ2 * f/4z und insbesondere auch über dλ/dt = λ2 * f/z. Diese Bedingung kann auch für mehrere Frequenzen erfüllt werden, falls mehrere axiale Modulationen überlagert sind.
Hierzu zeigen die Figuren 1 bis 3 B-Scans einer Glasplatte. Da die Dicke der Glasplatte und die maximale Messtiefe von z=10mm hierbei größer als der dargestellte Bereich sind, werden nur Ausschnitte der B-Scans mit einer Grenzfläche dargestellt.
Diese wurden unter Verwendung eines Swept-source-OCT-Systems (SS-OCT), einer durchstimmbaren Lichtquelle mit einer Schwerpunktwellenlänge λ=1μηι und einer Durchstimmzeit λ =30ηηι/Γη5 sowie eines Scanner-Systems mit einer Modulationsamplitude zM von mehr als λ/10 aufgenommen.
Bei einer Auflösung des Swept-source-OCT-Systems von
Figure imgf000015_0001
betrug die laterale Scangeschwindigkeit ΙΟμΐΎΐ/Pixel bzw. 1 ms/Pixel.
Die in Figur 1 dargestellten B-Scans wurden bei Verwendung eines Scanner- Systems mit einer Modulationsfrequenz f von 200Hz bis 2000Hz und einer Modulationsamplitude von ZM = ± 2μητι aufgenommen. Dem intensitätsmäßig gleichmäßigen Signalverlauf von Figur 1 ist zu entnehmen, dass weder die Amplitude zM noch die Frequenz f der axialen Modulation des Scanner-Systems bei dem erfindungsgemäßen, ophthalmologischen Messsystem einen Einfluss auf die Signalerfassung haben konnte. Eine Verringerung der axialen Auflösung des SS-OCT-Systems infolge der axialen Modulationen des Scanner-Systems ist ebenfalls nicht zu verzeichnen.
Im Gegensatz dazu zeigt die Figur 2 B-Scans, die zwar auch bei Verwendung eines Scanner-Systems mit einer Modulationsfrequenz f von 200Hz bis 2000Hz aufgenommen wurden, allerdings beträgt dessen Modulationsamplitude Z = ±
10μΠΊ.
Wie dem Signalverlauf von Figur 2 zu entnehmen ist, sind prinzipiell auch Messungen möglich, wenn die Modulationsamplitude zM des Scanner-Systems größer als die Auflösung δζ des Swept-source-OCT-Systems ist. Dabei kommt es zwar zu verschobenen Grenzflächensignalen im B-Scan und damit zu einem unregelmäßigen Signalverlauf. Zu einem sogenanntem "Fringe-washout" oder gar einem vollständigen Signalverlust wie im Stand der Technik kommt es jedoch nicht.
Obwohl bei größeren Modulationsamplituden zM des Scanner-Systems, insbesondere wenn diese größer sind als die Auflösung δζ des Swept-source-OCT- Systems, mit einer Beeinflussung der Messergebnisse durch Verschiebung zu rechnen ist, kann mit der erfinderischen Lösung trotzdem gewährleistet werden, dass ein hinsichtlich der Intensität durchgängiger Signalverlauf aufgenommen werden kann.
In einer besonders vorteilhaften Variante verfügt das OCT-basierte, ophthalmologische Messsystem über eine zusätzliche, bekannte Referenzstruktur. Die interferometrische Messanordnung ist dabei so ausgebildet, dass gleichzeitig Referenzstruktursignale der zusätzlichen, bekannten Referenzstruktur und Messsignale vom Auge erzeugt werden können und die Steuer- und Auswerteeinheit in der Lage ist, die durch die axialen Modulationen des Scanner-Systems verursachten Störungen der Referenzstruktursignale auszuwerten und zur Korrektur der Messsignale vom Auge zu nutzen. Die Referenzstruktur verfügt dabei über mindestens eine Grenzfläche und ist vorzugsweise eine plane Glasplatte.
Die an der (planen) Grenzfläche erzeugten Referenzstruktursignale spiegeln die durch die axialen Modulationen des Scanner-Systems verursachten Störungen direkt wieder. Die Korrektur der vom Auge erzeugten Messsignale kann somit durch einfache (identische) Verschiebungen erfolgen. Hierbei können durch Interpolation sogar Verschiebungen um Pixelbruchteile erfolgen.
In einer ersten Ausgestaltung hierzu wird die Referenzstruktur vor dem Auge angeordnet. Beim Messvorgang wird die Referenzstruktur so einfach„mitgemessen", indem die Grenzfläche der als Referenzstruktur dienenden, planen Glasplatte einen Anteil des Messstrahles als Referenzstruktursignal zurückwirft. Die Erzeugung der Referenzstruktursignale erfolgt dabei vor und/oder nach dem Auge, d. h. auf dem Hinweg und/oder Rückweg des Messlichtes.
In einer zweiten Ausgestaltung verfügt das OCT-basierte, ophthalmologische Messsystem über ein Element zur Auskopplung eines Teiles des Messstrahles, so dass von der interferometrischen Messanordnung gleichzeitig Referenzstruktursignale einer zusätzlich vorhandenen, bekannten Referenzstruktur und Messsignale vom Auge erzeugt werden können. Dabei ist die Steuer- und Auswerteeinheit in der Lage, die durch die axialen Modulationen des Scanner- Systems verursachten Störungen der Referenzstruktursignale auszuwerten und zur Korrektur der Messsignale vom Auge zu nutzen.
Vorzugsweise ist das Element zur Auskopplung eines Teiles des Messstrahles nach dem Scanner-System angeordnet. Dabei wird durch eine geeignete Gestaltung und/oder Beleuchtung der Struktur der Referenzstruktur gewährleistet, dass reproduzierbare Referenzstruktursignale gewonnen werden können.
Dadurch ist es möglich den Einfluss der axialen Modulationen des Scanner- Systems auf die Messergebnisse weiter zu verringern. Dazu wird mit einem Messstrahlanteil neben der Probe gleichzeitig auch die Referenzstruktur bekannter Form vermessen. Aus den gewonnenen Referenzstruktursignalen werden von der Steuer- und Auswerteeinheit Formabweichungen der Referenzstruktur ermittelt und zur Korrektur der Messsignale vom Auge genutzt.
Die in Figur 3 dargestellte schematische Abbildung dient der besseren Veranschaulichung der Vorteile der erfinderischen Lösung, indem sie einen möglichen Signalverlauf bei der Aufnahme von B-Scans einer Glasplatte entsprechend der Figuren 1 und 2, allerdings mit einem aus dem Stand der Technik bekannten Messsystem, wie einem nichtgepulsten SD-OCT, zeigt.
Wie bereits ausgeführt und der Figur 3 zu entnehmen ist, können optische Weglängenmodulationen des Scanner-Systems von mehr als Wellenlängenbruchteilen im OCT zu sogenanntem "Fringe-washout" oder gar zu vollständigem Signalverlust führen (dunkle Signalausfallbereiche).
In einer besonders vorteilhaften Ausgestaltung wird für das vorgeschlagene, OCT-basierte Messsystem ein einfaches Scanner-System mit nur einem Ablenkspiegel verwendet. Ein derartiges einfaches Scanner-System ist beispielsweise in der noch nicht veröffentlichten Schrift DE 10 2009 041 995.0 beschrie- ben. Als optische Ablenkeinheit dient hierbei ein, um mindestens eine aber vorzugsweise um zwei Drehachsen schwingend bewegbarer Ablenkspiegel.
Mit dem erfindungsgemäßen ophthalmologischen Messsystem wird eine Lösung zur Verfügung gestellt, mit dem der Einfluss auftretender, axialer Modulationen des Scann-Systems bei der Bestimmung von Abständen bzw. zur tomographischen Abbildung von Augenstrukturen basierend auf einem OCT- Verfahren kompensiert oder zumindest minimiert wird.
Dies wurde durch die Verwendung eines Swept-source-OCT-Systems als Messsystem in Verbindung mit einer durchstimmbaren Lichtquelle erreicht, wobei die Durchstimmzeit d /dt der Lichtquelle sowohl an die maximale Messtiefe z als auch an die Modulationsfrequenz f des Scanner-Systems angepasst wird.
Aus dem Stand der Technik sind bisher keine Lösungen bekannt, bei denen Scanner-Systeme mit großen axialen Modulationen, die insbesondere im Mikrometerbereich liegen können, erfolgreich zum Einsatz kommen.
Die vorgeschlagene, technische Lösung ist insbesondere für Scanner-Systeme interessant, die die Probenstrahlen gleichzeitig in zwei Richtungen auslenken. Bei diesen Systemen in Form nur eines Spiegelelementes ist nämlich durch die erhöhte Anzahl von Lagern und die Größe der Aufhängung eine ausreichende steife Auslegung für axiale Modulationen, insbesondere von mehr als nur Wellenlängenbruchteilen bzw. im Submikrometerbereich extrem schwierig.
Mit der vorgeschlagenen Lösung wird es möglich Scanner insbesondere für OCT-Systeme wesentlich kostengünstiger realisieren zu können, wenn diese neben der zu realisierenden Winkelablenkung auch axiale Weglängenmodulationen von deutlich mehr als nur Bruchteilen der Wellenlänge erlaubt sind.

Claims

Patentansprüche
1. OCT-basiertes, ophthalmologisches Messsystem, bestehend aus einer Lichtquelle mit einer Schwerpunktwellenlänge λ, einer interferometrischen Messanordnung, einem Scanner-System, welches neben der seitlichen Ablenkung des Probenstrahlens auch axiale Modulationen mit einer Frequenz f im Probenarm verursacht sowie einer Steuer- und Auswerteeinheit, gekennzeichnet dadurch, dass das Messsystem ein Swept-source-OCT- System ist und die Durchstimmzeit dλ/dt der durchstimmbar ausgeführten Lichtquelle an die angestrebte maximale Messtiefe z und die Frequenz f der axialen Modulation des Scanner-Systems angepasst ist.
2. OCT-basiertes, ophthalmologisches Messsystem nach Anspruch 1 , gekennzeichnet dadurch, dass die Schwerpunktwellenlänge λ der Lichtquelle in einem Bereich von 700nm bis 900nm, insbesondere bei 800nm bzw. in einem Bereich von 1000nm bis 1100nm, insbesondere bei 1060nm liegt.
3. OCT-basiertes, ophthalmologisches Messsystem nach mindestens einem der Ansprüche 1 und 2, gekennzeichnet dadurch, dass die Lichtquelle um die Schwerpunktwellenlänge λ eine Bandbreite Δλ von 3nm bis 100nm aufweist.
4. OCT-basiertes, ophthalmologisches Messsystem nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, gekennzeichnet dadurch, dass die Amplitude zM der axialen Modulation des Scanner-Systems während der Durchstimmzeit dλ/dt mehr als λ/10 bis λ/2 und insbesondere auch mehr als 1μΐτ> betragen kann.
5. OCT-basiertes, ophthalmologisches Messsystem nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, gekennzeichnet dadurch, dass die Amplitude zM der axialen Modulation des Scanner-Systems kleiner ist als die Auflösung δζ des Swept-source-OCT-Systems ist,
Figure imgf000020_0001
wobei Δλ der Bandbreite der Lichtquelle entspricht.
6. OCT-basiertes, ophthalmologisches Messsystem nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, gekennzeichnet dadurch, dass die Durch- stimmzeit d /dt der Lichtquelle bei zu erwartenden axialen Modulation mit Frequenzen f zwischen 100Hz und 10.000Hz, mindestens λ2 * f/(4z) und insbesondere auch über λ2 * f/z beträgt.
7. OCT-basiertes, ophthalmologisches Messsystem nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, gekennzeichnet dadurch, dass eine zusätzliche, bekannte Referenzstruktur vorhanden ist und die interferometrische Messanordnung so ausgebildet ist, dass gleichzeitig Referenzstruktursignale der zusätzlichen, bekannten Referenzstruktur und Messsignale vom Auge erzeugt werden können und die Steuer- und Auswerteeinheit in der Lage ist, die durch die axialen Modulationen des Scanner-Systems verursachten Störungen der Referenzstruktursignale auszuwerten und zur Korrektur der Messsignale vom Auge zu nutzen.
8. OCT-basiertes, ophthalmologisches Messsystem nach Anspruch 7, gekennzeichnet dadurch, dass die Referenzstruktur über mindestens eine Grenzfläche verfügt.
9. OCT-basiertes, ophthalmologisches Messsystem nach Anspruch 7, gekennzeichnet dadurch, dass die Referenzstruktur eine plane Glasplatte ist.
10. OCT-basiertes, ophthalmologisches Messsystem nach mindestens einem der Ansprüche 7 bis 9, gekennzeichnet dadurch, dass die Referenzstruktur vor dem Auge angeordnet ist.
11. OCT-basiertes, ophthalmologisches Messsystem nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, gekennzeichnet dadurch, dass ein Element zur Auskopplung eines Teiles des Messstrahles vorhanden ist, so dass von der interferometrischen Messanordnung gleichzeitig Referenzstruktursignale der zusätzlichen, bekannten Referenzstruktur und Messsignale vom Auge erzeugt werden können und die Steuer- und Auswerteeinheit in der Lage ist, die durch die axialen Modulationen des Scanner-Systems verursachten Störungen der Referenzstruktursignale auszuwerten und zur Korrektur der Messsignale vom Auge zu nutzen.
12. OCT-basiertes, ophthalmologisches Messsystem nach Anspruch 11 , gekennzeichnet dadurch, dass das Element zur Auskopplung eines Teiles des Messstrahles nach dem Scanner-System angeordnet ist.
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