WO2012119695A1 - System und verfahren zur optischen kohärenztomographie - Google Patents

System und verfahren zur optischen kohärenztomographie Download PDF

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WO2012119695A1
WO2012119695A1 PCT/EP2012/000664 EP2012000664W WO2012119695A1 WO 2012119695 A1 WO2012119695 A1 WO 2012119695A1 EP 2012000664 W EP2012000664 W EP 2012000664W WO 2012119695 A1 WO2012119695 A1 WO 2012119695A1
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spectral
interferometer
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Rainer Nebosis
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Agfa Healthcare N.V.
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    • G01N21/47—Scattering, i.e. diffuse reflection
    • G01N21/4795—Scattering, i.e. diffuse reflection spatially resolved investigating of object in scattering medium

Definitions

  • OCT optical coherence tomography
  • OCT optical coherence tomography
  • biological tissue Due to its light-scattering properties, biological tissue is particularly suitable for the diagnostic examination by OCT. Since OCT operates with relatively low light intensities and the wavelengths of the light used are mostly in the near infrared range (750 nm to 1350 nm), in contrast to ionizing X-ray diagnostics for biological tissue, it does not represent any radiation exposure. It is thus particularly useful for medicine important and roughly comparable to ultrasound diagnostics, where light is used instead of sound in OCT light.
  • the transit times of the light reflected at different boundary layers in the sample are detected by means of an interferometer.
  • resolutions typically are one to two orders of magnitude higher than with ultrasound, but the achievable survey depth is significantly smaller. Due to optical scattering, the cross-sectional images obtained usually only reach a depth of a few millimeters into the tissue.
  • OCT systems often use light sources with high spatial and temporal coherence, such as super-light-emitting diodes (SLDs). With the light of such light sources, however, only a low depth resolution is usually achievable.
  • SLDs super-light-emitting diodes
  • the system according to the invention comprises a light source for emitting light, an interferometer, into which light emitted by the light source is coupled and with which a sample can be irradiated with light, and a, in particular spatially resolving, detector for detecting light, which is emitted from the sample is reflected.
  • the light source is composed of a radiation source for generating spatially incoherent light and an optical filter having a bell-shaped or gaussian spectral filter characteristic for filtering the light generated by the radiation source.
  • light emitted by a light source is coupled into an interferometer, a sample is irradiated with light emitted by the interferometer, and light reflected from the sample is detected by a detector, in particular a spatially resolving detector
  • a detector in particular a spatially resolving detector
  • Light emitted light is obtained by spatially filtered incoherent light, which is generated by a radiation source with an optical filter with a bell-shaped or Gaussian spectral filter characteristic.
  • Detection of the light reflected by the sample by the detector means that the detector detects interference patterns which are obtained by superimposing the light reflected by the sample on a partial beam of the light injected into the interferometer at a reference mirror of the interferometer , The superposition takes place here at a beam splitter of the interferometer.
  • Spatially incoherent light in the sense of the invention is to be understood as electromagnetic radiation whose partial waves do not have a fixed spatial phase relation to one another or only have a very short coherence length.
  • the coherence length denotes a distance traveled by the partial waves until their phase position or amplitude has changed significantly relative to one another, and is defined in particular as the point at which the
  • Coherence degree has dropped to 1 / e.
  • the degree of coherence can be derived from the contrast of the respective interference pattern obtained (high contrast, i.e. large difference between interference maxima and minima, corresponds to a high degree of coherence).
  • a very short coherence length in the sense of the invention is given in particular if the coherence length of the electromagnetic radiation generated by the radiation source is less than 15 ⁇ m and in particular only a few micrometers.
  • the transmission of the optical filter for light with be wavelengths ⁇ is proportional to ⁇ [- [( ⁇ - ⁇ ) / 2 ⁇ ⁇ ] 2 ], where ⁇ indicates the wavelength at which the optical filter has its maximum transmittance, and ⁇ denotes the standard deviation, which coincides with the half-width FWHM of the Gaussian transmittance curve is as follows: FWHM ⁇ 2.35 ⁇ ⁇ .
  • a bell-shaped spectral filter characteristic is to be understood as meaning a spectral curve of the transmittance of the optical filter which can be approximated by a Gaussian curve and / or differs only so far from a Gaussian curve that its Fourier transform has a substantially Gaussian profile with no secondary maxima or has only a few, very low secondary maxima whose maximum height is 5% of the maximum of the Fourier transform.
  • the invention is based on the idea of coupling light into the interferometer which is obtained by optical filtering of the spatially incoherent light generated by a radiation source by means of a Gluck or Gaussian filter.
  • the detection of the light reflected from the sample by means of a two-dimensional spatially resolving detector avoids the occurrence of so-called ghost images due to coherent crosstalk of light rays from different locations within the examined sample.
  • additional facilities to destroy the spatial coherence can be dispensed with.
  • thermal radiation sources such as incandescent or halogen lamps
  • recourse to the generation of incoherent light the much more powerful and less expensive than the commonly used superluminescent diodes (SLDs).
  • the light generated by the radiation source is converted into temporally partially coherent light having a temporal coherence length of preferably more than about 6 pm.
  • This is particularly advantageous in the system according to the invention of the type of so-called Time Domain OCT, in which the length of a reference arm in the interferometer is changed and the intensity of the interference occurring is continuously recorded by means of a preferably two-dimensional detector.
  • the optical filter has a maximum transmission of light, which is in a spectral range between about 1200 nm and 1400 nm, in particular between about 1270 nm and 1330 nm.
  • a Gaussian curve proportional to ⁇ [- [( ⁇ - ⁇ 0 ) / 2 ⁇ ⁇ ] 2 ] the wavelength ⁇ 0 is in said spectral range. It is thereby achieved that the spectrum of the light coupled into the interferometer has an intensity maximum in the abovementioned spectral range, which is less strongly absorbed and / or scattered by the sample during irradiation, in particular of biological tissue, than light in other spectral ranges. This achieves a relatively high penetration depth.
  • the optical filter has a full width at half maximum (FWHM * 2.35 * ⁇ ) which is less than about 250 nm.
  • the half width means the spectral width at a transmittance equal to half the maximum transmittance of the filter.
  • this half-value width of the optical filter a particularly high lateral resolution of the images obtained from the sample is achieved in the time-domain OCT type system according to the invention.
  • the spatially incoherent light generated by the radiation source has a spectrum with a bandwidth of at least 500 nm. This ensures that the light generated by the radiation source is incoherent or has a sufficiently short coherence length of preferably less than 15 ⁇ m. The occurrence of ghost images in the two-dimensional spatially resolved detection of the reflected light from a flat area of the sample is thereby prevented with particularly high reliability.
  • the light generated by the radiation source has a continuous spectrum. This ensures that the light has a continuous spectrum with a substantially smooth course, in particular without interruptions, cracks or the like, even after filtering through the optical filter in the transmission range of the filter. Accordingly, in the case of the Fourier transformation of the interference phenomena detected by the detector, no or only very weak secondary maxima occur, whereby a particularly reliable evaluation of the detected interference phenomena is made possible.
  • the light generated by the radiation source in particular in the transmission range of the optical filter, has a spectrum without spectral lines, in particular without spectral emission and / or absorption lines. This, too, contributes to disruptive components in the Fourier Transformed the detected by the detector interference phenomena greatly reduced or prevented.
  • the light generated by the radiation source has a spectrum in the form of a Planckian radiator, in particular a black or gray body.
  • a Planck radiator or black body is a thermal radiation source to understand that emits electromagnetic radiation with a continuous, characteristic spectrum that is dependent only on the temperature of the radiator.
  • a gray body has a spectrum that corresponds to the spectrum of the black body multiplied by a factor smaller than 1. The factor corresponds to the emissivity of the gray body.
  • a planck radiator in the sense of the invention is also a radiator whose emission spectrum can be approximated by the spectral profile of a Planck radiator.
  • the radiation source has a color temperature which is between about 2500 K and 3200 K, in particular between about 2700 K and 3000 K.
  • the color temperature is a comparative value that characterizes the intensity profile of a black body according to the Planck radiation law and the Vienna law of displacement. That The radiation source generates light whose spectral composition corresponds to that of a black or gray body with this (color) temperature.
  • the choice of the color temperature of the radiation source in said region ensures that the light produced has a spectrum which has a relatively flat drop in the spectral range particularly advantageous in the examination of biological tissue, in particular between approximately 1000 nm and 1500 nm. In particular, the mean slope of the curve in this spectral range is significantly smaller than in other spectral ranges.
  • the light generated by the radiation source has a spectrum that in the spectral range considered at most one has maximum intensity value. It is also achieved in these embodiments that the light after filtering by the optical filter has a spectrum with a substantially smooth profile, in particular without interruptions, jumps or the like, and has approximately the shape of a Gaussian curve. As a result, in the case of a Fourier transformation of the interference phenomena detected by the detector, no or at most weak secondary maxima occur, whereby a reliable evaluation of the detected interference phenomena is made possible and a high quality of the image derived therefrom is ensured.
  • the light generated by the radiation source in the spectral range under consideration has a spectrum with a maximum and a minimum intensity value, the difference between the largest and the smallest intensity value corresponding to at most 25%, in particular at most 10%, of the highest intensity value.
  • the light generated by the radiation source in the observed spectral range has a spectral power density, ie an intensity profile, which only slightly depends on the wavelength or is independent of the wavelength.
  • the generated light has a spectrum with only limited maximum intensity differences in the spectral range under consideration, whereby after filtering the light through the optical filter a relatively smooth and substantially gaussian or bell-shaped intensity profile is obtained, so that an occurrence of disturbing secondary maxima in the evaluation of the detected interference phenomena can also be reduced or even suppressed.
  • the spectral range under consideration is preferably between about 1000 nm and 1600 nm and has a bandwidth of at least 500 nm.
  • the considered spectral range corresponds to the spectral range in which the optical filter is transparent.
  • the light emitted by the light source has a spectrum whose Fourier transform has a maximum and possibly one or more secondary maxima whose height is less than 5%, in particular less than 1%, of the height of the maximum.
  • any secondary maxima that may occur during the evaluation of the detected interference patterns are only very weak and therefore do not impair the evaluation, or only negligibly.
  • the light generated by the radiation source is radiated over a first surface whose size is of the order of magnitude of a second surface of the sample which is irradiated with the light emitted by the interferometer.
  • the light-emitting surface of the radiation source is about as large as - and in particular not significantly smaller than - the surface of the sample which has been examined and irradiated with light from the interferometer.
  • the relatively large surface area of the light-emitting surface or the corresponding solid angle of the radiation source relative to the illuminated sample surface ensures that the spatially incoherent light generated by the radiation source retains its spatial incoherence, which is due to the so-called Van Cittert-Zernike theorem would not be the case with relatively small light-emitting surfaces, such as near-point light sources or small-sized light sources such as SLDs.
  • This advantage also applies to light generated by the radiation source with a very short coherence length of, in particular, less than 15 m.
  • the sizes of the first and second surfaces deviate from one another by at most 20%, in particular by at most 10%.
  • the size of the first and / or second surface is at least 0.25 mm 2 , preferably at least 1 mm 2 .
  • the light generated by the radiation source is emitted at a substantially constant intensity over a first surface.
  • this further contributes to the fact that the radiated light of the radiation source retains its spatial incoherence, and on the other hand ensures a uniform illumination of the illuminated surface on the sample.
  • An essential aspect of the OCT system according to the invention therefore concerns the restriction of the bandwidth of a broadband radiation source by means of a Gaussian or bell-shaped optical filter.
  • the following advantages are also achieved or problems are solved.
  • the light coupled into the interferometer would have extremely short temporal coherence lengths (here the coherence length along the propagation axis of the light is meant, as opposed to the spatial coherence length) so-called coherence gate would be shorter than the mean wavelength of the light coupled into the interferometer.
  • the coherence gate is the distance between two planes or points within the sample, within which there is a constant phase relationship, so that an interference can occur.
  • the invention allows the use of a digital demodulation algorithm in which an interference pattern with five
  • the modulation of the light intensity or detector sensitivity described below to increase the depth scan speed would not lead to the desired result if the bandwidth of the light source is too wide.
  • the demodulation algorithm described above is used in which not the interference itself but a beat between interference and a second signal is sampled. Because the Biffling is longer wavelength (at least by a factor of 3), a coherence length is required which is greater than 3.2 times the average wavelength of the light coupled into the interferometer. At a mean wavelength of about 1300 nm, this means that the coherence length must be greater than about 4 ⁇ .
  • Fig. 1 is a schematic representation of a system for optical coherence tomography
  • FIG. 2 shows a detail of the system shown in FIG. 1;
  • Fig. 4 is a comparative example to the examples shown in Fig. 3;
  • FIG. 5 shows an example of the spectral filter characteristic of the optical filter together with the examples of the spectral composition of the light generated by the radiation source shown in FIG. 3;
  • Fig. 6 shows an example of a Fourier transform of the light of the light source
  • FIG. 7 shows a detail of the radiation source shown in Fig. 2.
  • FIG. 1 shows a schematic representation of a system for optical coherence tomography with an interferometer 10 which comprises a beam splitter 11, an illumination arm 12, a reference arm 13, a sample arm 14 and a detector arm 15. Further, a radiation wave 21 is provided for generating light, which is filtered by an optical filter 22 and is focused by an optics composed of lenses 23 and 24 to an input region 25 of a light guide 26.
  • the radiation source 21, together with the optical filter 22, constitutes a device which is also referred to as the light source 20 in the context of the present invention.
  • the coupled by means of the lenses 23 and 24 in the light guide 26 light of the radiation source 20 is coupled by a located in its output region 27 optics 28 in the illumination arm 12 of the interferometer 10. From there, the coupled light first passes to the beam splitter 1 1, by which this on the one hand forwarded in the reference arm 13 and reflected by a located at the end of the movable reference mirror 16, and on the other hand, after passing through the Probenarms 14 a surface 30 of a sample 1 illuminated.
  • the detector 40 used is preferably a CMOS camera whose detector elements (so-called pixels) are sensitive in the infrared spectral range, in particular in a spectral range between approximately 1250 nm and 1350 nm.
  • the CMOS camera preferably has 512 ⁇ 640 detector elements.
  • the light guide 26 is preferably a so-called multimode fiber whose numerical aperture and core diameter allow not only one fiber mode to be formed at a certain wavelength of the light coupled into the fiber, but many different fiber modes can be excited.
  • the diameter of the multi-mode fiber used is between about 1 mm and 3 mm, in particular about 1, 5 mm.
  • the size of the illuminated surface 30 on the sample 1 corresponds approximately to the size of the illuminated surface 17 on the reference mirror 16.
  • the size of the illuminated surface 30 on the sample 1 on the one hand by the optics located at the entrance of the optical fiber 26, which in illustrated example, the lenses 23 and 24 includes and on the other hand determined by the arranged in the output region of the optical fiber 28 optics.
  • the resulting interference pattern is detected with the detector 40, wherein a corresponding interference signal is generated.
  • the sampling rate of the detector 40 for sampling the interference signal must be chosen so that the temporal variation of the interference pattern can be detected with sufficient accuracy. This generally requires high sampling rates when high speeds are to be achieved for a depth scan.
  • a depth scan is preferably realized in the system described in that the optical distance of the reference mirror 16 is changed by the beam splitter 1 1 during the detection of the reflected light from the sample 1 with the detector 40 at a speed v by an optical path, which is much larger is the mean wavelength of the light coupled into the interferometer 10.
  • the light reflected in at least 100 different depths of the sample 1 is preferably detected by the detector 40.
  • the optical path is changed periodically with an amplitude which is substantially greater than the average wavelength of the light coupled into the interferometer 10.
  • the change of the optical The distance of the reference mirror 16 about the optical path or with the amplitude is preferably at least 100 times, in particular at least 1000 times, greater than the mean wavelength of the light coupled into the interferometer 10. Since the individual periods of an interference pattern generally have to be scanned in each case at several times, the maximum possible scanning speed in the direction of the depth of the sample 1 is dependent on the maximum possible sampling rate of the detector 40. When using fast detector arrays with high spatial resolution, ie large number of detector elements per unit length, the maximum sampling rate is typically in the range of about 1 kHz.
  • the sensitivity of the detector 40 can be modulated, for example, directly or with a controllable electronic shutter arranged in front of the detector 40.
  • properties of an optical element in front of the detector 40 such as, for example, the transmissivity of a detector objective for the light reflected by the sample 1, can be modulated.
  • the scan speed is increased by a factor of 4 or even 8.
  • the speed of movement of the reference mirror 16 is in a fixed relationship to the frequency of the modulation of the sensitivity of the detector 40 and is preferably selected such that an integral number of sampling times, preferably four sampling times, fit into a period of the resulting beat signal.
  • the beat signals sampled in this way must still be processed before visualization, since the interference information is still contained in these signals.
  • the essential information to be visualized is the amplitude and depth position of the respective interference, but not the interference structure itself.
  • the beat signal! demodulated by Fourier transform the so-called envelope of the beat signal is determined. Since the phase of the beat signal is generally unknown and can also differ for different beat signals from different depths, a digital demodulation algorithm is used, which is independent of the phase.
  • a digital demodulation algorithm is used, which is independent of the phase.
  • 90 ° phase shift for the sampling of the interference signal with four sampling times per period so-called 90 ° phase shift
  • a period of the modulation of the sensitivity of the detector 40 comprises two sub-periods, wherein during a first sub-period the detector is sensitive and during a second sub-period the detector is insensitive to the light to be detected.
  • the first and second sub-periods are the same length.
  • the first sub-period can be chosen so that its duration is longer than the duration of the second sub-period. In this way, a high signal-to-noise ratio and thus a high image quality is ensured even at low light intensities in addition to a high depth scan speed.
  • FIG. 2 shows a detail of the system shown in FIG. 1 at the entrance area 25 of the light guide 26.
  • the radiation source 21 comprises a helical wire 21 a which is surrounded by a transparent sheath 21 b, preferably made of glass is.
  • the radiation source 21 is a halogen incandescent lamp, in particular Tungsten-halogen incandescent lamp, formed as a wire 21 a, a tungsten wire is used and the interior of the enclosure 21 b is filled with gas containing a halogen, for example iodine or bromine.
  • a halogen for example iodine or bromine.
  • an electrical voltage of the helical wire 21 a is made to glow, whereby this emits spatially incoherent light.
  • spatially incoherent light in the context of the present invention, light is to be understood, whose spatial coherence length is smaller than 15 ⁇ and in particular only a few ⁇ , ie between about 1 ⁇ and 5 ⁇ , is.
  • the spatially incoherent light generated by the radiation source 21 passes through the optical filter 22, which is designed as a bandpass filter and is substantially transparent only to light within a predefinable spectral bandwidth.
  • the optical filter 22 has a bell-shaped or gaussian spectral filter characteristic, with only those spectral light components of the light generated by the radiation source 21 being able to pass through the optical filter 22 which is within the predetermined bandwidth by a mean wavelength of the bell or gausförmigen spectral filter characteristic lie.
  • the optical filter 22 is arranged between the radiation source 21 and the input-side optics formed by the two lenses 23 and 24. In principle, however, it is also possible to provide the optical filter 22 between the two lenses 23 and 24 or between the lens 24 and the input region 25 of the light guide 26. In principle, an arrangement of the optical filter 22 is particularly advantageous if the light beams impinging on the optical filter 22 have only a small divergence or, in particular, parallel to one another, since on the one hand reflection losses at the interfaces of the optical filter 22 are reduced and on the other hand a beam offset due to refraction of light is reduced. In the example shown, therefore, an arrangement of the optical filter 22 between the two lenses 23 and 24 of the optics is particularly preferred. Alternatively or additionally, however, it is also possible to apply the optical filter 22 directly to the cladding 21 b of the radiation source 21. This has the advantage that it is possible to dispense with an additional filter component.
  • optical filter 22 between the output region 27 of the light guide 26 and the illumination arm 12, for example in front of or between the lenses of the optics located between the output region 27 of the light guide 26 and the input of the illumination arm 12 28th
  • the optical filter 22 comprises an absorption filter, in particular a so-called mass glass, and an interference filter, wherein several, preferably between about 30 and 70, thin layers with different refractive indices, for example by vapor deposition, are applied to the mass glass, whereby an interference filter is obtained.
  • the optical filter 22 is integrated into the cladding 21b of the radiation source 21, the optical filter 22 is preferably realized by applying such interference layers to the cladding 21b.
  • FIG. 3 shows examples of the spectral composition of the light generated by the radiation source 21, wherein in the present case the spectral intensity I is plotted against the wavelength ⁇ .
  • the first profile 31 shown in FIG. 3 corresponds to a section of the spectrum of a Pianck emitter, in particular a black or gray body, with a color temperature of approximately 3000 K.
  • the spectral range considered in this case is at a wavelength ⁇ between approximately 1000 nm and 1500 nm.
  • the first profile 31 already has a relatively shallow drop in this spectral range, so that the difference between the intensity I at a wavelength ⁇ of approximately 1000 nm and the intensity I at a wavelength of about 1500 nm corresponds to only about 20% of the intensity at a wavelength of 1000 nm.
  • FIG. 3 also shows a second spectral profile 32 of the light generated by the radiation source 21 which, although falling more sharply between 1000 nm and 1500 nm in the region of the upper and lower limits of the spectral range under consideration, also runs relatively flat therebetween and therefore for the present system is particularly suitable.
  • FIG. 3 shows an example of a third spectral curve 33 of the light emitted by the light source 21.
  • the course in the spectral range considered between about 1000 nm and 1500 nm is particularly flat, so that the difference between the maximum and the minimum intensity value in the considered spectral range is only a few percent.
  • the courses 31, 32 and 33 shown in FIG. 3 have in common that they each show a continuous spectrum in the considered spectral range, which has no interruptions, for example due to strong absorption bands or the like. Furthermore, the spectra shown in FIG. 3 have no spectral emission lines, as occur, for example, in the spectrum of xenon lamps, and moreover exhibit a substantially smooth course in the spectral range between 1000 nm and 1500 nm without major spectral intensity fluctuations ,
  • FIG. 4 shows a spectral example Course 39 of the light of a radiation source shown, which in the spectral range between about 1000 nm and 1500 nm, a clearly prominent spectral emission line 41 and beyond a strong dependence of the spectral intensity I of the respective wavelength ⁇ shows.
  • the latter is illustrated by the mountains 42 and 43 or valleys 44 and 45 shown in the figure.
  • FIG. 5 shows an example of a spectral filter characteristic 50 of the optical filter 22 together with the examples of the spectral characteristics 31, 32 and 33 of the light generated by the radiation source 21 shown in FIG.
  • the spectral filter characteristic 50 shown in the figure has the shape of a bell or Gaussian curve whose maximum 51 is in a spectral range between about 1200 nm and 1400 nm, preferably between about 1280 nm and about 1320 nm, and a half width 52 of less than about 250 nm.
  • the light generated by the radiation source 21 with a relatively broad spectral range with a width of more than approximately 400 nm and a width relatively broad in relation to the half-width 52 of the spectral filter characteristic 50 of the optical filter 22 of preferably less than 250 nm relatively smooth and flat spectral shape (see the example shown gradients 31, 32 and 33) light is obtained, the spectrum has a substantially also bell or Gaussian shape.
  • the Fourier transform FT of the light emitted by the light source 20, ie the light generated by the radiation source 21 and filtered by the optical filter 22, is shown schematically.
  • a maximum 55 and a total of four secondary maxima namely two secondary maxima 56 and 58 of the first order and two secondary maxima 57 and 59 of the second order.
  • the height of the respective secondary maxima 56 to 59 relative to the maximum 55 is very small.
  • the height of the secondary maxima 56 to 59 is preferably at most 5%, in particular less than 1% of the height of the maximum 55.
  • FIG. 7 shows a section in the region of the helical profile of the
  • the helical filament 21 a of the radiation source 21 emits light in the direction of the optics formed by the two lenses 23 and 24 (see FIG. 2) and of the entrance region of the light guide 26, the region of the helical profile being regarded as the first surface 60 can, through which the light generated by the filament 21 a light is emitted in the direction of the light guide 26.
  • the intensity I of the light passing through the first surface 60 of the filament 21a is substantially constant in both dimensions x and y of the first surface 60 ,
  • the size of the first surface 60 is at least about 0.25 mm 2 , preferably at least 1 mm 2 , and is of the order of magnitude of the illuminated on the sample 1 second surface 30 (see Figure 1).
  • This size range of the first surface 60 and at This spatial relationship of the first surface 60 to the second surface 30 preserves the spatial incoherence of the light generated by the radiation source 21, which would not be the case with relatively small radiation sources, such as near-point light sources or small-format light sources such as SLDs.
  • the advantages achieved by the inventive use of spatially incoherent light or of light with a very short coherence length are achieved by these measures with particularly high reliability.

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Abstract

Die vorliegende Erfindung betrifft eine Vorrichtung sowie ein entsprechendes Verfahren mit einer Lichtquelle (20) zur Abgabe von Licht, einem Interferometer (10), in welches von der Lichtquelle (20) abgegebenes Licht eingekoppelt wird, zur Bestrahlung einer Probe (1) mit Licht und einem, insbesondere ortsauflösenden, Detektor (40) zur Erfassung von Interferenzmustern, die durch Überlagerung des von der Probe (1) reflektierten Lichts mit einem an einem Referenzspiegel (16) des Interferometers (10) reflektierten Teilstrahl des in das Interferometer (10) eingekoppelten Lichts erhalten wird. Um auf möglichst einfache Weise OCT-Bilder mit möglichst hoher Auflösung und Bildqualität zu erhalten, umfasst die Lichtquelle (20) eine Strahlungsquelle (21) zur Erzeugung von räumlich inkohärentem Licht und einen optischen Filter (22) mit einer glockenförmigen oder gaußförmigen spektralen Filtercharakteristik zur Filterung des von der Strahlungsquelle (21) erzeugten Lichts.

Description

System und Verfahren zur optischen Kohärenztomographie
B e s c h r e i b u n g
Die vorliegende Erfindung betrifft ein System sowie ein entsprechendes Verfahren zur optischen Kohärenztomographie gemäß dem Oberbegriff der unabhängigen Ansprüche. Die optische Kohärenztomographie (OCT) ist eine Methode, um lichtstreuende Proben in ihrem Inneren zu vermessen. Biologisches Gewebe ist aufgrund seiner lichtstreuenden Eigenschaften für die diagnostische Untersuchung mittels OCT besonders geeignet. Da die OCT mit relativ geringen Lichtintensitäten auskommt und die Wellenlängen des verwendeten Lichts zumeist in nahen Infrarot- bereich (750 nm bis 1350 nm) liegen, stellt sie im Gegensatz zur ionisierenden Röntgendiagnostik für biologisches Gewebe keine Strahlenbelastung dar. Sie ist somit besonders für die Medizin von Bedeutung und grob vergleichbar mit der Ultraschalldiagnostik, wobei anstelle von Schall bei der OCT Licht verwendet wird. Die Laufzeiten des an unterschiedlichen Grenzschichten in der Probe re- flektierten Lichts werden mit Hilfe eines Interferometers erfasst. Mit der OCT sind typischerweise um ein bis zwei Größenordnungen höhere Auflösungen als mit Ultraschall zu erreichen, jedoch ist die erzielbare Vermessungstiefe deutlich kleiner. Die gewonnenen Querschnittsbilder reichen aufgrund von optischer Streuung in der Regel nur bis zu einer Tiefe von wenigen Millimetern in das Ge- webe hinein. Die derzeit wichtigsten Anwendungsbereiche der OCT liegen in der Ophthalmologie, der Dermatologie sowie der Krebsdiagnose. Es existieren allerdings auch einige nichtmedizinische Anwendungen, wie z.B. in der Werkstoffprüfung. Bei OCT-Systemen werden häufig Lichtquellen mit hoher räumlicher und zeitlicher Kohärenz eingesetzt, wie z.B. Superlumineszenzdioden (SLDs). Mit dem Licht solcher Lichtquellen ist jedoch in der Regel nur eine geringe Tiefenauflösung erreichbar. Darüber hinaus können bei gleichzeitiger Verwendung eines ortsauflösenden Flächensensors aufgrund kohärenten Übersprechens sog. Geisterbilder auftreten, die nur durch eine nahezu vollständige Zerstörung der räumlichen Kohärenz vermieden werden könnten, was einerseits einen gewissen technischen Aufwand erfordert und andererseits trotz des technischen Aufwands nur bedingt möglich ist. Im Falle einer Überlagerung des Lichts meh- rerer unterschiedlicher SLDs zu einer Lichtquelle können aufgrund von Neben- maxima im Spektrum zusätzlich Geisterbilder verursacht werden. Darüber hinaus kann bei der Verwendung von SLDs aufgrund ihrer relativ geringen Leistung von bis zu etwa 20 mW, die zudem mit Erhöhung der spektralen Bandbreite abnimmt, nicht immer ein für eine hohe Bildqualität ausreichendes Signal-Rausch- Verhältnis erreicht werden.
Es ist Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein System sowie ein entsprechendes Verfahren zur optischen Kohärenztomographie anzugeben, mit welchem auf möglichst einfache Weise OCT-Bilder mit möglichst hoher Auflösung und Bildqualität erhalten werden. Diese Aufgabe wird durch das System bzw. das Verfahren gemäß den unabhängigen Ansprüchen gelöst.
Das erfindungsgemäße System umfasst eine Lichtquelle zur Abgabe von Licht, ein Interferometer, in welches von der Lichtquelle abgegebenes Licht eingekoppelt wird und mit welchem eine Probe mit Licht bestrahlt werden kann, sowie einen, insbesondere ortsauflösenden, Detektor zur Erfassung von Licht, welches von der Probe reflektiert wird. Die Lichtquelle setzt sich aus einer Strahlungsquelle zur Erzeugung von räumlich inkohärentem Licht und einem optischen Filter mit einer glockenförmigen oder gaußförmigen spektralen Filtercharakteristik zur Filterung des von der Strahlungsquelle erzeugten Lichts zusammen. Bei dem erfindungsgemäßen Verfahren wird in ein Interferometer Licht, welches von einer Lichtquelle abgegeben wird, eingekoppelt, eine Probe mit Licht, welches vom Interferometer abgegeben wird, bestrahlt und von der Probe reflektiertes Licht mit einem, insbesondere ortsauflösenden, Detektor erfasst, wobei das von der Lichtquelle abgegebene Licht erhalten wird, indem räumlich inkohärentes Licht, das von einer Strahlungsquelle erzeugt wird, mit einem optischen Filter mit einer glockenförmigen oder gaußförmigen spektralen Filtercharakteristik gefiltert wird.
Unter einer Erfassung des von der Probe reflektierten Lichts durch den Detektor ist zu verstehen, dass der Detektor Interferenzmuster erfasst, welche durch Ü- berlagerung des von der Probe reflektierten Lichts mit einem an einem Referenzspiegel des Interferometers reflektierten Teilstrahl des in das Interferometer eingekoppelten Lichts erhalten wird. Die Überlagerung erfolgt hierbei an einem Strahlteiler des Interferometers. Unter räumlich inkohärentem Licht im Sinne der Erfindung ist elektromagnetische Strahlung zu verstehen, deren Teilwellen zueinander keine feste räumliche Phasenbeziehung haben oder nur eine sehr kleine Kohärenzlänge aufweisen. Die Kohärenzlänge bezeichnet hierbei eine Entfernung, welche die Teilwellen zurücklegen, bis sich deren Phasenlage oder Amplitude relativ zueinander signi- fikant verändert hat, und ist insbesondere als der Punkt definiert, an dem der
Kohärenzgrad auf 1/e abgefallen ist. Der Kohärenzgrad kann aus dem Kontrast der jeweils erhaltenen Interferenzfigur abgeleitet werden (hoher Kontrast, d.h. großer Unterschied zwischen Interferenzmaxima und -minima, entspricht einem hohem Kohärenzgrad). Eine sehr kleine Kohärenzlänge im Sinne der Erfindung ist insbesondere dann gegeben, wenn die Kohärenzlänge der von der Strahlungsquelle erzeugten elektromagnetischen Strahlung kleiner ist als 15 pm und insbesondere nur einige wenige Mikrometer beträgt.
Unter einer gaußförmigen spektralen Filtercharakteristik im Sinne der Erfindung ist zu verstehen, dass die Durchlässigkeit des optischen Filters für Licht mit be- stimmten Wellenlängen λ proportional ist zu βχρ[-[(λ - λο)/2·Δλ]2], wobei λο die Wellenlänge angibt, bei welcher der optische Filter seine maximale Durchlässigkeit aufweist, und Δλ die Standardabweichung bezeichnet, welche mit der Halbwertsbreite FWHM des gaußförmigen Durchlässigkeitsverlaufs wie folgt zusam- menhängt: FWHM « 2,35 · Δλ.
Unter einer glockenförmigen spektralen Filtercharakteristik ist ein spektraler Verlauf der Durchlässigkeit des optischen Filters zu verstehen, welcher durch einen gaußförmigen Verlauf angenähert werden kann und/oder nur soweit von einem gaußförmigen Verlauf abweicht, dass dessen Fourier-Transformierte einen im Wesentlichen gaußförmigen Verlauf mit keinen Nebenmaxima oder nur wenigen, sehr niedrigen Nebenmaxima aufweist, deren Höhe maximal 5 % des Maximums der Fourier-Transformierten beträgt.
Die Erfindung basiert auf dem Gedanken, in das Interferometer Licht einzukop- peln, das durch optische Filterung des von einer Strahlungsquelle erzeugten räumlich inkohärenten Lichts mittels eines glccken- oder gaußförmigen Filters erhalten wird.
Durch die Verwendung einer Strahlungsquelle, welche a priori räumlich inkohärentes Licht erzeugt, wird bei der Erfassung des von der Probe reflektierten Lichts mittels eines zweidimensionalen ortsauflösenden Detektors das Auftreten von sog. Geisterbildern aufgrund kohärenten Übersprechens von Lichtstrahlen aus unterschiedlichen Orten innerhalb der untersuchten Probe vermieden. Auf die bei einer Verwendung von räumlich kohärenten Strahlungsquellen üblicherweise erforderlichen zusätzlichen Einrichtungen zur Zerstörung der räumlichen Kohärenz kann dadurch verzichtet werden. Darüber hinaus kann bei dem erfindungsgemäßen System bzw. Verfahren auf thermische Strahlungsquellen, wie z.B. Glüh- oder Halogenlampen, zur Erzeugung inkohärenten Lichts zurückgegriffen werden, die deutlich leistungsstärker und kostengünstiger sind als die häufig eingesetzten Superlumineszenzdioden (SLDs).
Durch die optische Filterung mit einer gauß- oder glockenförmigen Filtercharakteristik wird das von der Strahlungsquelle erzeugte Licht in zeitlich teilkohärentes Licht mit einer zeitlichen Kohärenzlänge von vorzugsweise mehr als etwa 6 pm umgewandelt. Dies ist bei dem erfindungsgemäßen System vom Typ eines sog. Time-Domain-OCT, bei welchem die Länge eines Referenzarms im Interfe- rometer verändert und mittels eines, vorzugsweise zweidimensionalen, Detektors kontinuierlich die Intensität der auftretenden Interferenz erfasst wird, beson- ders vorteilhaft, da durch die Filterung des Lichts mittels des durch den optischen Filter realisierten Bandpasses einerseits eine hohe laterale Auflösung des von der Probe erfassten Bildes erreicht und durch die gauß- oder glockenförmige spektrale Filtercharakteristik des optischen Filters andererseits ein Auftreten von störenden Nebenmaxima bei der Fourier-Transformation des mit dem De- tektor erfassten Interferenzmusters, welche das Auftreten weiterer Geisterbilder verursachen würden, vermieden wird.
Insgesamt werden mit dem erfindungsgemäßen System bzw. Verfahren auf einfache Weise OCT-Bilder mit hoher Auflösung und Bildqualität erhalten.
In einer ersten bevorzugten Ausführung weist der optische Filter eine maximale Durchlässigkeit für Licht auf, welche in einem Spektralbereich zwischen etwa 1200 nm und 1400 nm, insbesondere zwischen etwa 1270 nm und 1330 nm, liegt. Bei einem gaußförmigen Verlauf proportional zu βχρ[-[(λ - λ0)/2·Δλ]2] liegt die Wellenlänge λ0 in dem genannten Spektralbereich. Dadurch wird erreicht, dass das Spektrum des in das interferometer eingekoppelte Licht ein Intensi- tätsmaximum im genannten Spektralbereich aufweist, was bei der Bestrahlung insbesondere von biologischem Gewebe weniger stark von der Probe absorbiert und/oder gestreut wird als Licht in anderen Spektralbereichen. Damit wird eine relative hohe Eindringtiefe erzielt. Vorzugsweise hat der optische Filter eine Halbwertsbreite (FWHM * 2,35 · Δλ), die kleiner ist ais etwa 250 nm. Unter der Halbwertsbreite ist die spektrale Breite bei einer Durchlässigkeit zu verstehen, die der halben maximalen Durchlässigkeit des Filters entspricht. Bei dieser Halbwertsbreite des optischen Filters wird bei dem erfindungsgemäßen System vom Typ eines Time-Domain-OCT eine besonders hohe laterale Auflösung der von der Probe erhaltenen Bilder erreicht.
In einer bevorzugten Ausführung weist das von der Strahlungsquelle erzeugte räumlich inkohärente Licht ein Spektrum mit einer Bandbreite von mindestens 500 nm auf. Hierdurch wird gewährleistet, dass das von der Strahlungsquelle erzeugte Licht inkohärent ist bzw. eine hinreichend kleine Kohärenzlänge von vorzugsweise weniger als 15 pm aufweist. Das Auftreten von Geisterbildern bei der zweidimensionalen ortsaufgelösten Erfassung des von einem flächigen Bereich der Probe reflektierten Lichts wird dadurch mit besonders hoher Zuverlässigkeit verhindert. Vorzugsweise weist das von der Strahlungsquelle erzeugte Licht ein kontinuierliches Spektrum auf. Dadurch wird erreicht, dass das Licht auch nach der Filterung durch den optischen Filter im Durchlässigkeitsbereich des Filters ein kontinuierliches Spektrum mit einem im Wesentlichen glatten Verlauf, insbesondere ohne Unterbrechungen, Sprünge oder dergleichen, aufweist. Dementsprechend treten bei der Fourier-Transformation der durch den Detektor erfassten Interferenzerscheinungen keine oder nur sehr schwache Nebenmaxima auf, wodurch eine besonders zuverlässige Auswertung der erfassten Interferenzerscheinungen ermöglicht wird.
Besonders vorteilhaft ist, wenn das von der Strahlungsquelle erzeugte Licht, ins- besondere im Durchlässigkeitsbereich des optischen Filters, ein Spektrum ohne spektrale Linien, insbesondere ohne spektrale Emissions- und/oder Absorptionslinien, aufweist. Auch dies trägt dazu bei, dass störende Anteile in der Fourier- Transformierten der mittels des Detektors erfassten Interferenzerscheinungen stark reduziert bzw. verhindert werden.
Es ist besonders bevorzugt, dass das von der Strahlungsquelle erzeugte Licht ein Spektrum in der Form eines planckschen Strahlers, insbesondere eines schwarzen oder grauen Körpers, aufweist. Unter einem planckschen Strahler oder schwarzen Körper ist eine thermische Strahlungsquelle zu verstehen, die elektromagnetische Strahlung mit einem kontinuierlichen, charakteristischen Spektrum aussendet, das nur von der Temperatur des Strahlers abhängig ist. Ein grauer Körper hat ein Spektrum, das dem mit einem Faktor kleiner als 1 multiplizierten Spektrum des schwarzen Körpers entspricht. Der Faktor entspricht dem Emissionsgrad des grauen Körpers. Ein planckscher Strahler im Sinne der Erfindung ist aber auch ein Strahler, dessen Emissionsspektrum durch den spektralen Verlauf eines planckschen Strahlers angenähert werden kann. Vorzugsweise weist die Strahlungsquelle eine Farbtemperatur auf, die zwischen etwa 2500 K und 3200 K, insbesondere zwischen etwa 2700 K und 3000 K, liegt. Die Farbtemperatur ist ein Vergleichswert, der den Intensitätsverlauf eines schwarzen Körpers nach dem planckschen Strahlungsgesetz und dem wien- schen Verschiebungsgesetz charakterisiert. D.h. die Strahlungsquelle erzeugt Licht, dessen spektrale Zusammensetzung derjenigen eines schwarzen oder grauen Körpers mit dieser (Farb-)Temperatur entspricht. Durch die Wahl der Farbtemperatur der Strahlungsquelle im genannten Bereich wird gewährleistet, dass das erzeugte Licht ein Spektrum aufweist, das in dem bei der Untersuchung von biologischem Gewebe besonders vorteilhaften Spektralbereich, ins- besondere zwischen etwa 1000 nm und 1500 nm einen relativ flachen Abfall aufweist. Insbesondere ist die mittlere Steigung des Verlaufs in diesem Spektralbereich deutlich kleiner als in anderen Spektralbereichen.
Es ist außerdem bevorzugt, dass das von der Strahlungsquelle erzeugte Licht ein Spektrum aufweist, das im betrachteten Spektralbereich höchstens einen maximalen Intensitätswert aufweist. Auch bei diesen Ausführungen wird erreicht, dass das Licht nach der Filterung durch den optischen Filter ein Spektrum mit einem im Wesentlichen glatten Verlauf, insbesondere ohne Unterbrechungen, Sprünge oder dergleichen, aufweist und annähernd die Form einer Gaußkurve aufweist. Dadurch treten bei einer Fourier-Transformation der durch den Detektor erfassten Interferenzerscheinungen keine oder allenfalls schwache Neben- maxima auf, wodurch eine zuverlässige Auswertung der erfassten Interferenzerscheinungen ermöglicht und eine hohe Qualität des daraus abgeleiteten Bildes gewährleistet wird. Vorteilhafterweise weist das von der Strahlungsquelle erzeugte Licht im betrachteten Spektralbereich ein Spektrum mit einem größten und einem kleinsten Intensitätswert auf, wobei die Differenz zwischen dem größten und dem kleinsten Intensitätswert höchstens 25 %, insbesondere höchstens 10 %, des größten Intensitätswertes entspricht. Alternativ oder zusätzlich weist das von der Strah- lungsquelle erzeugte Licht im betrachteten Spektralbereich eine spektrale Leistungsdichte, d.h. einen Intensitätsverlauf, auf, welche nur geringfügig von der Wellenlänge abhängt oder von der Wellenlänge unabhängig ist. Durch die Wahl einer entsprechenden Strahlungsquelle bzw. des betrachteten Spektralbereichs der Strahlungsquelle wird gewährleistet, dass das erzeugte Licht ein Spektrum mit nur begrenzten maximalen Intensitätsunterschieden im betrachteten Spektralbereich aufweist, wodurch nach der Filterung des Lichts durch den optischen Filter ein relativ glatter und im Wesentlichen gauß- oder glockenförmiger Intensitätsverlauf erhalten wird, so dass auch hierdurch ein Auftreten von störenden Nebenmaxima bei der Auswertung der erfassten Interferenzerscheinungen ge- zielt vermindert oder sogar unterdrückt werden kann.
Bei den obengenannten Ausführungen liegt der betrachtete Spektralbereich vorzugsweise zwischen etwa 1000 nm und 1600 nm und weist eine Bandbreite von mindestens 500 nm auf. Alternativ oder zusätzlich entspricht der betrachtete Spektralbereich dem Spektralbereich, in welchem der optische Filter durchlässig ist. Alternativ oder zusätzlich liegt der Spektralbereich, in welchem der optische Filter eine maximale Durchlässigkeit für Licht aufweist, im betrachteten Spektralbereich. Die obengenannten Vorteile kommen dadurch besonders zur Geltung.
Es ist besonders bevorzugt, dass das von der Lichtquelle abgegebene Licht ein Spektrum aufweist, dessen Fourier-Transformierte ein Maximum und gegebenenfalls ein oder mehrere Nebenmaxima aufweist, deren Höhe weniger als 5 %, insbesondere weniger als 1 %, der Höhe des Maximums beträgt. Bei dieser Ausführung wird gewährleistet, dass etwaige Nebenmaxima, die bei der Auswertung der erfassten Interferenzmuster auftreten können, nur sehr schwach ausgeprägt sind und die Auswertung daher nicht oder nur unwesentlich beeinträchtigen.
Bei einer weiteren bevorzugten Ausführung wird das von der Strahlungsquelle erzeugte Licht über eine erste Fläche abgestrahlt, deren Größe in der Größenordnung der Größe einer zweiten Fläche der Probe liegt, welche mit dem vom Interferometer ausgegebenen Licht bestrahlt wird. Dies bedeutet, dass die licht- emittierende Fläche der Strahlungsquelle in etwa so groß wie - und insbesondere nicht wesentlich kleiner als - die untersuchte und mit Licht aus dem Interferometer bestrahlte Fläche auf der Probe. Alternativ oder zusätzlich gilt dies entsprechend für den Raumwinkelbereich, in welchen das von der Strahlungsquelle erzeugte Licht in Richtung des optischen Filters und des Interferometers abge- geben wird bzw. das vom Interferometer abgegebene Licht in Richtung der Probe gestrahlt wird. Durch die bezogen auf die beleuchtete Probenfläche relativ großflächige Ausgestaltung der lichtabstrahlenden Fläche bzw. des entsprechenden Raumwinkels der Strahlungsquelle wird gewährleistet, dass das von der Strahlungsquelle erzeugte räumlich inkohärente Licht seine räumliche Inko- härenz beibehält, was aufgrund des sog. Van Cittert-Zernike-Theorems bei relativ kleinen lichtabstrahlenden Flächen, wie z.B. nahezu punktförmigen Lichtquellen oder kleinformatigen Lichtquellen wie SLDs, nicht der Fall wäre. Dieser Vorteil kommt auch bei von der Strahlungsquelle erzeugtem Licht mit sehr kleiner Kohärenzlänge von insbesondere weniger als 15 m zum tragen. Die bereits oben im Zusammenhang mit der erfindungsgemäßen Verwendung von räumlich inkohärentem Licht bzw. von Licht mit sehr kurzer Kohärenzlänge aufgeführten Vorteile werden durch diese Maßnahmen mit besonders hoher Zuverlässigkeit erreicht.
Hierbei ist bevorzugt, dass die Größen der ersten und zweiten Fläche um höchs- tens 20 %, insbesondere um höchstens 10 %, voneinander abweichen. Alternativ oder zusätzlich kann vorgesehen sein, dass die Größe der ersten und/oder zweiten Fläche mindestens 0,25 mm2, vorzugsweise mindestens 1 mm2, beträgt. Diese Maßnahmen tragen ebenfalls dazu bei, die oben genannten Vorteile aufgrund der Verwendung von inkohärentem Licht bzw. von Licht mit sehr niedriger Kohärenzlänge auf besonders einfache Weise zuverlässig zu erreichen.
Es ist außerdem vorteilhaft, wenn das von der Strahlungsquelle erzeugte Licht mit einer im Wesentlichen konstanten Intensität über eine erste Fläche abgestrahlt wird. Hierdurch wird einerseits weiter dazu beigetragen, dass das abgestrahlte Licht der Strahlungsquelle seine räumliche Inkohärenz beibehält, und andererseits eine gleichmäßige Ausleuchtung der beleuchteten Fläche auf der Probe gewährleistet.
Ein wesentlicher Aspekt des erfindungemäßen OCT-Systems betrifft also die Einschränkung der Bandbreite einer breitbandigen Strahlungsquelle mittels eines gauß- oder glockenförmigen optischen Filters. Neben den oben bereits aus- führlich beschriebenen Vorteilen werden dadurch auch folgende Vorteile erzielt bzw. Probleme gelöst.
Ohne eine erfindungsgemäße Filterung des von der Strahlungsquelle erzeugten Lichts würde dieses an den zwischen Lichtquelle und Detektor befindlichen optischen Flächen (typischerweise mehr als zehn Flächen aufgrund von Linsen, Fil- tern, Lichtleiterfacetten, Strahlteiler etc.) mit Anti-Reflex-Beschichtungen je nach Wellenlänge unterschiedlich stark transmittiert werden und würde dort darüber hinaus in unterschiedlichen Winkeln auftreffen, was insgesamt die Homogenität der Transmission über einen großen Spektralbereich negativ beeinflusst. Im Ergebnis würde sich das Spektrum des Lichts je nach Ort im Strahlengang verändern und wäre somit Undefiniert. Dies gilt insbesondere für Lichtquellen mit großer Bandbreite (FWHM größer als 300 nm), da die Anti-Reflex-Beschichtung nicht für beliebig große Bandbreiten gleichmäßig durchlässig sein kann. Entsprechende Einbußen bei der Bildqualität wären die Folge. Durch die erfindungsgemäße Filterung des von der Strahlungsquelle erzeugten inkohärenten Lichts wird das Auftreten dieser Nachteile vermieden.
Ohne die erfindungsgemäße Filterung des von der Strahlungsquelle erzeugten inkohärenten Lichts oder bei einer extrem breitbandigen Lichtquelle hätte das in das Interferometer eingekoppelte Licht extrem kurze zeitliche Kohärenzlängen (hier ist die Kohärenzlänge entlang der Ausbreitungsachse des Lichts gemeint, im Gegensatz zur räumlichen Kohärenzlänge), so dass das sog. Kohärenzgate kürzer wäre als die mittlere Wellenlänge des in das Interferometer ein- gekoppelten Lichts. Als Kohärenzgate wird hierbei der Abstand zweier Ebenen oder Punkte innerhalb der Probe bezeichnet, innerhalb dessen eine konstante Phasenbeziehung gegeben ist, so dass eine Interferenz auftreten kann.
Bestimmte Algorithmen zur Auswertung von Interferenzmustern wären dadurch nicht mehr funktionsfähig. Die Erfindung erlaubt dagegen die Verwendung eines digitalen Demodulationsalgorithmus, bei dem ein Interferenzmuster mit fünf
Punkten in einem Abstand von π/2 abgetastet wird, ohne dass das sog. Abtasttheorem verletzt würde.
Darüber hinaus würde die weiter unten beschriebene Modulation der Lichtintensität oder Detektorempfindlichkeit zur Erhöhung der Tiefenscan-Geschwindigkeit bei zu großer Bandbreite der Lichtquelle nicht zum gewünschten Erfolg führen. Insbesondere wenn hierbei der oben beschriebene Demodulationsalgorithmus verwendet wird, bei welchem nicht die Interferenz selbst sondern eine Schwebung zwischen Interferenz und einem zweiten Signal abgetastet wird. Da die Schwebung langwelliger ist (mindestens um den Faktor 3), ist eine Kohärenzlänge erforderlich, die größer ist als das 3,2-Fache der mittleren Wellenlänge des in das Interferometer eingekoppelten Lichts. Bei einer mittleren Wellenlänge von etwa 1300 nm bedeutet dies, dass die Kohärenzlänge größer sein muss als etwa 4 μητι. Durch entsprechende Wahl der Bandbreite des optischen Filters mit gauß- oder glockenförmiger Spektralcharakteristik kann dies erreicht werden.
Weitere Vorteile, Merkmale und Anwendungsmöglichkeiten der vorliegenden Erfindung ergeben sich aus der nachfolgenden Beschreibung in Zusammenhang mit den Figuren. Es zeigen:
Fig. 1 eine schematische Darstellung eines Systems zur optischen Kohärenztomographie;
Fig. 2 einen Ausschnitt aus dem in Fig. 1 gezeigten System;
Fig. 3 Beispiele zur spektralen Zusammensetzung des von der Strahlungsquelle erzeugten Lichts;
Fig. 4 ein Vergleichsbeispiel zu den in Fig. 3 gezeigten Beispielen;
Fig. 5 ein Beispiel zur spektralen Filtercharakteristik des optischen Filters zusammen mit den in Fig. 3 gezeigten Beispielen für die spektrale Zusammensetzung des von der Strahlungsquelle erzeugten Lichts;
Fig. 6 ein Beispiel einer Fourier-Transformierten des Lichts der Lichtquelle;
und
Fig. 7 einen Ausschnitt aus der in Fig. 2 gezeigten Strahlungsquelle. Figur 1 zeigt eine schematische Darstellung eines Systems zur optischen Kohä- renztomografie mit einem Interferometer 10, welches einen Strahlteiler 1 1 , einen Beleuchtungsarm 12, einen Referenzarm 13, einen Probenarm 14 sowie einen Detektorarm 15 umfasst. Ferner ist eine Strahlungswelle 21 zur Erzeugung von Licht vorgesehen, welches durch einen optischen Filter 22 gefiltert wird und durch eine aus Linsen 23 und 24 zusammengesetzte Optik auf einen Eingangsbereich 25 eines Lichtleiters 26 fokussiert wird. Die Strahlungsquelle 21 bildet zusammen mit dem optischen Filter 22 eine Einrichtung, welche im Zusammenhang mit der vorliegenden Erfindung auch als Lichtquelle 20 bezeichnet wird. Das mittels der Linsen 23 und 24 in den Lichtleiter 26 eingekoppelte Licht der Strahlungsquelle 20 wird durch eine in dessen Ausgangsbereich 27 befindliche Optik 28 in den Beleuchtungsarm 12 des Interferometers 10 eingekoppelt. Von dort gelangt das eingekoppelte Licht zunächst zum Strahlteiler 1 1 , durch welchen dieses einerseits in den Referenzarm 13 weitergeleitet und von einem an dessen Ende befindlichen beweglichen Referenzspiegel 16 reflektiert wird, und andererseits nach Durchlaufen des Probenarms 14 eine Fläche 30 einer Probe 1 beleuchtet.
Das von der Probe 1 reflektierte Licht durchläuft erneut den Probenarm 14, wird im Strahlteiler 1 1 mit dem am Referenzspiegel 16 reflektierten Licht aus dem Referenzarm 13 überlagert und gelangt schließlich über den Detektorarm 15 auf einen Detektor 40, der eine Vielzahl von in einer, vorzugsweise ebenen, Fläche angeordneten Detektorelemente umfasst und folglich eine ortsaufgelöste Erfassung des von der Probe 30 reflektierten Lichts bzw. eines entsprechenden Interferenzmusters aufgrund dessen Überlagerung mit dem am Referenzspiegel 16 reflektierten Licht ermöglicht.
Als Detektor 40 wird vorzugsweise eine CMOS-Kamera eingesetzt, deren Detektorelemente (sogenannte Pixel) im infraroten Spektralbereich empfindlich sind, insbesondere in einem Spektralbereich zwischen etwa 1250 nm und 1350 nm. Vorzugsweise hat die CMOS-Kamera 512 x 640 Detektorelemente. Als Lichtleiter 26 dient vorzugsweise eine sogenannte Multimode-Faser, deren numerische Apertur und Kerndurchmesser es zulassen, dass sich bei einer bestimmten Wellenlänge des in die Faser eingekoppelten Lichts nicht nur eine Fasermode ausbilden kann, sondern viele verschiedene Fasermoden angeregt werden können. Vorzugsweise beträgt der Durchmesser der verwendeten Mul- timode-Faser zwischen etwa 1 mm und 3 mm, insbesondere etwa 1 ,5 mm.
Die Größe der beleuchteten Fläche 30 auf der Probe 1 entspricht in etwa der Größe der beleuchteten Fläche 17 auf dem Referenzspiegel 16. Die Größe der beleuchteten Fläche 30 auf der Probe 1 wird einerseits durch die am Eingangs- bereich des Lichtleiters 26 befindliche Optik, welche im dargestellten Beispiel die Linsen 23 und 24 umfasst und andererseits durch die im Ausgangsbereich des Lichtleiters angeordnete Optik 28 bestimmt.
Bei dem beschriebenen System wird das entstehende Interferenzmuster mit dem Detektor 40 erfasst, wobei ein entsprechendes Interferenzsignal erzeugt wird. Die Abtastrate des Detektors 40 zum Abtasten des Interferenzsignals muss dabei so gewählt werden, dass die zeitliche Variation des Interferenzmusters mit ausreichender Genauigkeit erfasst werden kann. Dies erfordert im Allgemeinen hohe Abtastraten, wenn hohe Geschwindigkeiten für einen Tiefenscan erzielt werden sollen. Ein Tiefenscan wird bei dem beschriebenen System vorzugsweise dadurch realisiert, dass der optische Abstand des Referenzspiegels 16 vom Strahlteiler 1 1 während der Erfassung des von der Probe 1 reflektierten Lichts mit dem Detektor 40 mit einer Geschwindigkeit v um einen optischen Weg verändert wird, welcher wesentlich größer ist als die mittlere Wellenlänge des in das Interferome- ter 10 eingekoppelten Lichts. Vorzugsweise wird hierbei das in mindestens 100 unterschiedlichen Tiefen der Probe 1 reflektierte Licht vom Detektor 40 erfasst. Es ist insbesondere bevorzugt, dass der optische Weg periodisch mit einer Amplitude verändert wird, die wesentlich größer ist als die mittlere Wellenlänge des in das Interferometer 10 eingekoppelten Lichts. Die Änderung des optischen Abstands des Referenzspiegels 16 um dem optischen Weg bzw. mit der Amplitude ist vorzugsweise mindestens 100 mal, insbesondere mindestens 1000 mal, größer ist als die mittlere Wellenlänge des in das Interferometer 10 eingekoppelten Lichts. Da die einzelnen Perioden eines Interferenzmusters im Allgemeinen jeweils zu mehreren Zeitpunkten abgetastet werden müssen, ist die maximal mögliche Scan-Geschwindigkeit in Richtung der Tiefe der Probe 1 abhängig von der maximal möglichen Abtastrate des Detektors 40. Bei Verwendung von schnellen De- tektor-Arrays mit hoher räumlicher Auflösung, d.h. großer Anzahl von Detektor- elementen pro Längeneinheit, liegt die maximale Abtastrate typischerweise im Bereich von etwa 1 kHz. Dies führt bei einer mittleren Wellenlänge des in das Interferometer eingekoppelten Lichts von beispielsweise 1300 nm zu einer maximalen Geschwindigkeit für den Tiefenscan von etwa 0,1 mm/s, wenn vier Punkte pro Periode der Interferenzstruktur aufgenommen werden. Zur Erhöhung der Geschwindigkeit des Tiefenscans wird im vorliegenden OCT- System der zeitliche Verlauf der Empfindlichkeit des Detektors 40 für das zu erfassende Licht mit einer Frequenz moduliert, die um bis zu 40 % größer oder kleiner ist als die Dopplerfrequenz fD, wobei die Dopplerfrequenz fD durch die mittlere Wellenlänge λ0 des in das Interferometer 10 eingekoppelten Lichts und die Geschwindigkeit v des beweglichen Referenzspiegels 16 wie folgt gegeben ist: fD = 2ν/λ0 Typische Frequenzen dieser Modulation liegen im Bereich zwischen 1 kHz und 25 kHz. Es ist besonders bevorzugt, dass die Frequenz der Modulation der Detektorempfindlichkeit ungleich der Dopplerfrequenz fD ist.
Das von der Probe 1 reflektierte und auf den Detektor 40 treffende Licht überla- gert sich hierbei mit der modulierten Empfindlichkeit des Detektors 40, so dass der Detektor 40 bei der Erfassung des auf den Detektor 40 treffenden Interferenzmusters anstelle eines hochfrequenten Interferenzsignals mit einer Vielzahl von Perioden ein niederfrequentes Schwebungssignal erzeugt, welches deutlich weniger Perioden aufweist als das hochfrequente Interferenzsignal. Bei der Abtastung dieser Schwebung sind daher deutlich weniger Abtastzeitpunkte pro Zeiteinheit erforderlich, ohne hierbei relevante Information zu verlieren, als bei einer Abtastung des hochfrequenten Interferenzsignals ohne die Modulation der Empfindlichkeit des Detektors 40. Bei einer gegebenen maximalen Abtastrate des Detektors 40 hat dies zur Folge, dass die maximale Geschwindigkeit für einen Tiefenscan des Systems um ein Vielfaches erhöht werden kann.
Die Empfindlichkeit des Detektors 40 lässt sich z.B. direkt oder mit einem vor dem Detektor 40 angeordneten steuerbaren elektronischen Shutter modulieren. Alternativ oder zusätzlich können Eigenschaften eines optischen Elements vor dem Detektor 40, wie z.B. die Durchlässigkeit eines Detektorobjektivs für das von der Probe 1 reflektierte Licht, moduliert werden. Im Vergleich zu Systemen mit einer konstanten Detektorempfindlichkeit wird hierdurch die Scan-Geschwindigkeit um den Faktor 4 oder sogar 8 erhöht. Die Geschwindigkeit der Bewegung des Referenzspiegels 16 steht in einer festen Beziehung zur Frequenz der Modulation der Empfindlichkeit des Detektors 40 und ist vorzugsweise so gewählt, dass in eine Periodendauer des entstehenden Schwebungssignals eine ganzzahlige Anzahl von Abtastzeitpunkten, vorzugsweise vier Abtastzeitpunkte, passen. Die auf diese Weise abgetasteten Schwebungssignale müssen vor einer Visualisierung noch verarbeitet werden, da in diesen Signalen noch die Interferenzinformation enthalten ist. Die wesentliche Information, die visualisiert werden soll, ist die Amplitude und Tiefenposition der jeweiligen Interferenz, nicht jedoch die Interferenzstruktur selbst. Dazu muss das Schwebungssigna! demoduliert wer- den, indem durch Fourier-Transformation die sog. Einhüllende des Schwebungssignals bestimmt wird. Da die Phase des Schwebungssignals im Allgemeinen unbekannt ist und diese sich auch für unterschiedliche Schwebungssignale aus unterschiedlichen Tiefen unterscheiden kann, wird ein digitaler Demodulationsalgorithmus eingesetzt, der unabhängig von der Phase ist. Vorzugsweise werden für die Abtastung des In- terferenzsignals mit vier Abtastzeitpunkten pro Periode sog. 90° Phase Shift-
Algorithmen verwendet. Hierdurch wird eine schnelle Demodulation des Schwebungssignals erreicht.
Vorzugsweise umfasst eine Periode der Modulation der Empfindlichkeit des Detektors 40 zwei Teilperioden, wobei während einer ersten Teilperiode der Detek- tor empfindlich und während einer zweiten Teilperiode der Detektor unempfindlich ist für das zu erfassende Licht. Im Allgemeinen sind die erste und die zweite Teilperiode gleich lang. Es kann jedoch von Vorteil sein, die Dauer der ersten und zweiten Teilperiode unterschiedlich lange zu wählen. Dies gilt beispielsweise dann, wenn die Intensität des von der Lichtquelle 20 abgegebenen bzw. in das Interferometer 10 eingekoppelten Lichts und/oder des von der Probe 1 reflektierten Lichts relativ gering ist. In diesen Fällen kann die erste Teilperiode so gewählt werden, dass deren Dauer länger ist als die Dauer der zweiten Teilperiode. Auf diese Weise wird auch bei geringen Lichtintensitäten neben einer hohen Tiefenscan-Geschwindigkeit ein hohes Signal-Rausch-Verhältnis und damit eine hohe Bildqualität gewährleistet.
Alternativ kann auch die Intensität des in das Interferometer 10 eingekoppelten Lichts zeitlich moduliert werden, wobei die Ausführungen zur oben beschriebenen Modulation der Detektorempfindlichkeit einschließlich der Vorteile entsprechend gelten. Figur 2 zeigt einen Ausschnitt aus dem aus Figur 1 dargestellten System am Eingangsbereich 25 des Lichtleiters 26. Wie in der Darstellung zu erkennen ist, umfasst die Strahlungsquelle 21 einen wendeiförmigen Draht 21 a, welcher von einer transparenten Umhüllung 21 b, vorzugsweise aus Glas, umgeben ist. Vorzugsweise ist die Strahlungsquelle 21 als Halogenglühlampe, insbesondere Wolfram-Halogen-Glühlampe, ausgebildet, wobei als Draht 21 a ein Wolframdraht verwendet wird und das innere der Umhüllung 21 b mit Gas gefüllt ist, welches ein Halogen, beispielsweise Jod oder Brom, enthält. Durch Anlegen einer elektrischen Spannung wird der wendeiförmige Draht 21 a zum Glühen gebracht, wodurch dieser räumlich inkohärentes Licht aussendet. Unter räumlich inkohärentem Licht im Sinne der vorliegenden Erfindung ist Licht zu verstehen, dessen räumliche Kohärenzlänge kleiner ist als 15 μιη und insbesondere nur einige wenige μηι, d.h. zwischen etwa 1 μητι und 5 μπι, beträgt.
Das von der Strahlungsquelle 21 erzeugte räumlich inkohärente Licht passiert den optischen Filter 22, welcher als Bandpassfilter ausgebildet ist und im Wesentlichen nur für Licht innerhalb einer vorgebbaren spektralen Bandbreite durchlässig ist. Der optische Filter 22 weist eine glockenförmige oder gausförmi- ge spektrale Filtercharakteristik auf, wobei nur diejenigen spektralen Lichtanteile des von der Strahlungsquelle 21 erzeugten Lichts den optischen Filter 22 pas- sieren können, welche innerhalb der vorgegebenen Bandbreite um eine mittlere Wellenlänge der glocken- bzw. gausförmigen spektralen Filtercharakteristik liegen.
Im gezeigten Beispiel ist der optische Filter 22 zwischen der Strahlungsquelle 21 und der aus den beiden Linsen 23 und 24 gebildeten eingangsseitigen Optik angeordnet. Grundsätzlich ist es aber auch möglich, den optischen Filter 22 zwischen den beiden Linsen 23 und 24 oder aber zwischen der Linse 24 und dem Eingangsbereich 25 des Lichtleiters 26 vorzusehen. Grundsätzlich ist eine Anordnung des optischen Filters 22 besonders vorteilhaft, wenn die auf den optischen Filter 22 treffenden Lichtstrahlen nur eine geringe Divergenz aufweisen oder insbesondere parallel zueinander verlaufen, da hierdurch einerseits Reflexionsverluste an den Grenzflächen des optischen Filters 22 reduziert und andererseits ein Strahlversatz aufgrund von Lichtbrechung vermindert wird. Im gezeigten Beispiel ist daher eine Anordnung des optischen Filters 22 zwischen den beiden Linsen 23 und 24 der Optik besonders bevorzugt. Alternativ oder zusätzlich ist es aber auch möglich, den optischen Filter 22 direkt auf die Umhüllung 21 b der Strahlungsquelle 21 aufzubringen. Dies hat den Vorteil, dass auf ein zusätzliches Filterbauteil verzichtet werden kann.
Alternativ oder zusätzlich ist es aber auch möglich, den optischen Filter 22 zwi- sehen dem Ausgangsbereich 27 des Lichtleiters 26 und dem Beleuchtungsarm 12 anzuordnen, beispielsweise vor oder zwischen den Linsen der zwischen dem Ausgangsbereich 27 des Lichtleiters 26 und dem Eingang des Beleuchtungsarms 12 befindlichen Optik 28.
Bei einer einfachen und besonders zuverlässigen Variante unfasst der optische Filter 22 einen Absorptionsfilter, insbesondere ein sogenanntes Masseglas, und einen Interferenzfilter, wobei auf das Masseglas mehrere, vorzugsweise zwischen etwa 30 und 70, dünne Schichten mit unterschiedlichen Brechungsindizes, beispielsweise durch Aufdampfen, aufgebracht werden, wodurch ein Interferenzfilter erhalten wird. Für den Fall, dass der optische Filter 22 in die Umhüllung 21 b der Strahlungsquelle 21 integriert wird, wird der optische Filter 22 vorzugsweise durch Aufbringen solcher Interferenzschichten auf die Umhüllung 21 b realisiert. Alternativ o- der zusätzlich ist es aber auch möglich, eine oder mehrere der Linsen 23, 24 bzw. der Linsen der Optik 28 mit einem entsprechenden Interferenzfilter zu ver- sehen.
Figur 3 zeigt Beispiele zur spektralen Zusammensetzung des von der Strahlungsquelle 21 erzeugten Lichts, wobei im vorliegenden Fall die spektrale Intensität I über der Wellenlänge λ aufgetragen ist.
Der in der Figur 3 dargestellte erste Verlauf 31 entspricht einem Ausschnitt aus dem Spektrum eines Pianckschen Strahlers, insbesondere eines schwarzen oder grauen Körpers, mit einer Farbtemperatur von etwa 3000 K. Der in diesem Fall betrachtete Spektralbereich liegt bei einer Wellenlänge λ zwischen etwa 1000 nm und 1500 nm. Der erste Verlauf 31 weist in diesem Spektralbereich bereits einen relativ flachen Abfall auf, so dass die Differenz zwischen der Intensität I bei einer Wellenlänge λ von etwa 1000 nm und der Intensität I bei einer Wellenlänge von etwa 1500 nm nur rund 20 % der Intensität bei einer Wellenlänge von 1000 nm entspricht.
In Figur 3 ist ferner ein zweiter spektraler Verlauf 32 des von der Strahlungsquelle 21 erzeugten Lichts dargestellt, der zwar im Bereich der oberen und unteren Grenze des betrachteten Spektralbereichs zwischen 1000 nm und 1500 nm stärker abfällt, dazwischen jedoch ebenfalls relativ flach verläuft und daher für das vorliegende System besonders geeignet ist.
Außerdem zeigt Figur 3 ein Beispiel eines dritten spektralen Verlaufs 33 des von der Lichtquelle 21 emittierten Lichts. In diesem Fall ist der Verlauf im betrachteten Spektralbereich zwischen etwa 1000 nm und 1500 nm besonders flach, so dass der Unterschied zwischen dem maximalen und dem minimalen Intensitätswert im betrachteten Spektralbereich nur wenige Prozent beträgt.
Den in den in Figur 3 dargestellten Verläufen 31 , 32 und 33 ist gemein, dass diese im betrachteten Spektralbereich jeweils ein kontinuierliches Spektrum zeigen, welches keine Unterbrechungen, beispielsweise aufgrund von starken Ab- sorptionsbanden oder dergleichen, aufweist. Darüber hinaus weisen die in Figur 3 gezeigten Spektren keine spektralen Emissionslinien auf, wie sie beispielsweise im Spektrum von Xenon-Lampen auftreten, und sie zeigen darüber hinaus einen im betrachteten Spektralbereich zwischen 1000 nm und 1500 nm im Wesentlichen glatten Verlauf ohne größere spektrale Intensitätsschwankun- gen.
Zum Vergleich mit den in Figur 3 gezeigten Beispielen spektraler Charakteristiken bevorzugter Strahlungsquellen 21 ist in Figur 4 beispielhaft ein spektraler Verlauf 39 des Lichts einer Strahlungsquelle dargestellt, welche im betrachteten Spektralbereich zwischen etwa 1000 nm und 1500 nm eine deutlich hervortretende spektrale Emissionslinie 41 und darüber hinaus eine starke Abhängigkeit der spektralen Intensität I von der jeweiligen Wellenlänge λ zeigt. Letzteres ver- deutlichen die in der Figur dargestellten Berge 42 und 43 bzw. Täler 44 und 45.
Figur 5 zeigt ein Beispiel einer spektralen Filtercharakteristik 50 des optischen Filters 22 zusammen mit den in Figur 3 gezeigten Beispielen für die spektralen Verläufe 31 , 32 und 33 des von der Strahlungsquelle 21 erzeugten Lichts. Die in der Figur dargestellte spektrale Filtercharakteristik 50 hat die Form einer Glo- cken- oder Gaußkurve, deren Maximum 51 in einem Spektralbereich zwischen etwa 1200 nm und 1400 nm, vorzugsweise zwischen etwa 1280 nm und etwa 1320 nm, liegt und eine Halbwertsbreite 52 von weniger als etwa 250 nm aufweist.
Durch die erfindungsgemäße Filterung des von der Strahlungsquelle 21 erzeug- ten Lichts mit einem - im Verhältnis zur Halbwertsbreite 52 der spektralen Filtercharakteristik 50 des optischen Filters 22 von vorzugsweise weniger als 250 nm - relativ breiten Spektralbereich mit einer Breite von mehr als etwa 400 nm sowie einem relativ glatten und flachen spektralen Verlauf (siehe die beispielhaft gezeigten Verläufe 31 , 32 und 33) wird Licht erhalten, dessen Spektrum einen im Wesentlichen ebenfalls glocken- oder gaußförmigen Verlauf aufweist.
Dies hat den besonderen Vorteil, dass die Fourier-Transformierte des auf diese Weise erhaltenen Lichts nur wenige Nebenmaxima aufweist, deren Höhe wesentlich geringer ist als die des Maximums der Fourier-Transformierten.
Dies wird anhand von Fig. 6 veranschaulicht, in welcher die Fourier-Transfor- mierte FT des von der Lichtquelle 20 abgegebenen Lichts, also des von der Strahlungsquelle 21 erzeugten und durch den optischen Filter 22 gefilterten Lichts, schematisch dargestellt ist. In dem in Figur 6 gezeigten Beispiel weist die Fourier-Transformierte FT ein Maximum 55 und insgesamt vier Nebenmaxima auf, nämlich zwei Nebenmaxima 56 und 58 erster Ordnung und zwei Nebenmaxima 57 und 59 zweiter Ordnung. Wie zu erkennen ist, ist die Höhe der jeweiligen Nebenmaxima 56 bis 59 relativ zum Maximum 55 sehr klein. Vorzugsweise beträgt die Höhe der Nebenmaxima 56 bis 59 höchstens 5 %, insbesondere weniger als 1 % der Höhe des Maximums 55. Dadurch wird das Auftreten von Geisterbildern bei der Erfassung des von der Probe 1 reflektierten und durch das Interferometer 10 hindurchtretenden Lichts mittels des Detektors 40 stark reduziert bzw. unterbunden. Hierzu trägt auch die Tatsache bei, dass das von der Strahlungsquelle 21 erzeugte Licht räumlich inkohärent ist, wodurch ein sogenanntes Übersprechen von Lichtstrahlen aus lateral unterschiedlichen Positionen in der Probe 1 verhindert wird, was andernfalls bei der Erfassung des von der Probe 1 reflektierten Lichts mittels eines zweidimensionalen, ortsauflösenden Detektors 40 ebenfalls zu Geisterbildern führen würde. Figur 7 zeigt einen Ausschnitt im Bereich des wendeiförmigen Verlaufs des
Glühfadens 21 a der in Figur 2 gezeigten Strahlungsquelle 21 . Der wendeiförmig verlaufende Glühfaden 21 a der Strahlungsquelle 21 emittiert Licht in Richtung der durch die beiden Linsen 23 und 24 (siehe Fig. 2) gebildeten Optik und des Eintrittsbereichs des Lichtleiters 26, wobei der Bereich des wendeiförmigen Ver- laufs als erste Fläche 60 betrachtet werden kann, durch welche hindurch das von dem Glühfaden 21 a erzeugte Licht in Richtung des Lichtleiters 26 abgestrahlt wird.
Wie anhand der in Figur 7 an den Seiten der ersten Fläche 60 aufgezeichneten Diagramme ersichtlich ist, ist die Intensität I des durch die erste Fläche 60 hin- durchtretenden Lichts des Glühfadens 21 a in beiden Dimensionen x bzw. y der ersten Fläche 60 im Wesentlichen konstant. Die Größe der ersten Fläche 60 beträgt mindestens etwa 0,25 mm2, vorzugsweise mindestens 1 mm2, und liegt in der Größenordnung der Größe der auf der Probe 1 beleuchteten zweiten Fläche 30 (siehe Figur 1 ). In diesem Größenbereich der ersten Fläche 60 bzw. bei diesem Größenverhältnis der ersten Fläche 60 zur zweiten Fläche 30 bleibt die räumliche Inkohärenz des von der Strahlungsquelle 21 erzeugten Lichts erhalten, was bei relativ kleinen Strahlungsquellen, wie z.B. nahezu punktförmigen Lichtquellen oder kleinformatigen Lichtquellen wie SLDs, nicht der Fall wäre. Die durch die erfindungsgemäße Verwendung von räumlich inkohärentem Licht bzw. von Licht mit sehr kurzer Kohärenzlänge erzielten Vorteile werden durch diese Maßnahmen mit besonders hoher Zuverlässigkeit erreicht.

Claims

P a t e n t a n s p r ü c h e
System zur optischen Kohärenztomographie mit
einer Lichtquelle (20) zur Abgabe von Licht,
einem Interferometer (10), in welches von der Lichtquelle (20) abgegebenes Licht eingekoppelt wird, zur Bestrahlung einer Probe (1 ) mit Licht und einem, insbesondere ortsauflösenden, Detektor (40) zur Erfassung von Licht, welches von der Probe (1 ) reflektiert wird, dadurch gekennzeichnet, dass die Lichtquelle (20) eine Strahlungsquelle (21 ) zur Erzeugung von räumlich inkohärentem Licht und einen optischen Filter (22) mit einer glockenförmigen oder gaußförmigen spektralen Filtercharakteristik (50) zur Filterung des von der Strahlungsquelle (21 ) erzeugten Lichts aufweist.
System nach Anspruch 1 , wobei der optische Filter (22) eine maximale Durchlässigkeit (51 ) für Licht aufweist, welche in einem Spektralbereich zwischen etwa 1200 nm und 1400 nm, insbesondere zwischen etwa 1270 nm und 1330 nm, liegt.
System nach Anspruch 1 oder 2, wobei der optische Filter (22) eine Halbwertsbreite (52) aufweist, welche kleiner ist als etwa 250 nm.
System nach einem der vorangehenden Ansprüche, wobei das von der Strahlungsquelle (21 ) erzeugte Licht ein Spektrum (31 , 32, 33) mit einer Bandbreite von mindestens 500 nm aufweist. System nach einem der vorangehenden Ansprüche, wobei das von der Strahiungsqueile (21 ) erzeugte Licht ein kontinuierliches Spektrum (30, 31 , 32) aufweist.
System nach einem der vorangehenden Ansprüche, wobei das von der Strahlungsquelle (21) erzeugte Licht ein Spektrum (31 , 32, 33) ohne spektrale Linien, insbesondere ohne spektrale Emissions- und/oder Absorptionslinien, aufweist.
System nach einem der vorangehenden Ansprüche, wobei das von der Strahlungsquelle (21 ) erzeugte Licht ein Spektrum (31) in der Form eines planckschen Strahlers, insbesondere eines schwarzen oder grauen Körpers, aufweist.
System nach Anspruch 7, wobei die Strahlungsquelle (21) eine Farbtemperatur aufweist, welche zwischen etwa 2500 K und 3700 K, insbesondere zwischen etwa 2700 K und 3200 K, liegt.
System nach einem der vorangehenden Ansprüche, wobei das von der Strahlungsquelle (21 ) erzeugte Licht ein Spektrum (31 , 32, 33) mit höchstens einem maximalen Intensitätswert, vorzugsweise in einem Spektralbereich zwischen etwa 1000 nm und 1600 nm, aufweist.
System nach einem der vorangehenden Ansprüche, wobei das von der Strahlungsquelle (21) erzeugte Licht ein Spektrum (31 , 33) mit einem größten und einem kleinsten Intensitätswert, vorzugsweise in einem Spektralbereich zwischen etwa 1000 nm und 1600 nm, aufweist, wobei die Differenz zwischen dem größten und dem kleinsten Intensitätswert im betrachteten Spektralbereich höchstens 25 %, insbesondere höchstens 10 %, des größten intensitätswertes entspricht. System nach einem der vorangehenden Ansprüche, wobei das von der Lichtquelle (20) abgegebene Licht ein Spektrum aufweist, dessen Fourier-!" ransformierte (FT) ein Maximum (55) und ein oder mehrere Ne- benmaxima (56 - 59) aufweist, deren Höhe weniger als 5 %, insbesondere weniger als 1 %, der Höhe des Maximums (55) beträgt.
System nach einem der vorangehenden Ansprüche, wobei das von der Strahlungsquelle (21 ) erzeugte Licht über eine erste Fläche (60) abgestrahlt wird, deren Größe in der Größenordnung der Größe einer zweiten Fläche (30) der Probe (1 ) liegt, welche mit dem vom Interferometer (10) ausgegebenen Licht bestrahlt wird.
System nach Anspruch 12, wobei die Größen der ersten und zweiten Flächen (60 bzw. 30) um höchstens 40 %, insbesondere um höchstens 25 %, voneinander abweichen.
System nach Anspruch 12 oder 13, wobei die Größe der ersten und/oder zweiten Fläche (60 bzw. 30) mindestens 0,25 mm2, vorzugsweise mindestens 1 mm2, beträgt.
15. System nach einem der vorangehenden Ansprüche, wobei das von der Strahlungsquelle (21 ) erzeugte Licht mit einer im Wesentlichen konstanten Intensität über eine erste Fläche (60) abgestrahlt wird.
Verfahren zur optischen Kohärenztomographie, bei welchem
in ein Interferometer (10) Licht, welches von einer Lichtquelle (20) abgegeben wird, eingekoppelt wird,
eine Probe (1) mit Licht, welches vom Interferometer (10) abgegeben wird, bestrahlt wird und
von der Probe (1 ) reflektiertes Licht mit einem, insbesondere ortsauflösenden, Detektor (40) erfasst wird, dadurch gekennzeichnet, dass das von der Lichtquelle (20) abgegebene Licht erhalten wird, indem räumlich inkohärentes Licht, das von einer Strahlungsquelle (21 ) erzeugt wird, mit einem optischen Filter (22) mit einer glockenförmigen oder gaußförmigen spektralen Filtercharakteristik (50) gefiltert wird.
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Families Citing this family (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
KR101641268B1 (ko) 2015-03-20 2016-07-20 엘지전자 주식회사 피부 측정기기 및 그 제어방법
US10183732B2 (en) * 2015-04-09 2019-01-22 University of New Hamphire Pose detection and control of unmanned underwater vehicles (UUVs) utilizing an optical detector array
WO2016173969A1 (en) 2015-04-30 2016-11-03 Agfa Healthcare Improved method for generating an image of the morphology and cellular elements of a specimen or in vivo tissue by means of optical high resolution coherence tomography
WO2017005838A1 (en) 2015-07-09 2017-01-12 Agfa Healthcare Non-invasive biological tissue examination based on full field high definition optical coherence tomography imaging
JP6984822B2 (ja) 2018-01-16 2021-12-22 浜松ホトニクス株式会社 干渉画像取得装置および干渉画像取得方法
CN111784893A (zh) * 2019-04-03 2020-10-16 阿里巴巴集团控股有限公司 信息的识别方法、系统、设备及存储介质
JP7491142B2 (ja) * 2020-08-27 2024-05-28 セイコーエプソン株式会社 レーザー干渉計およびレーザー干渉計の制御方法

Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP1705476A1 (de) * 2005-03-25 2006-09-27 Fuji Photo Film Co., Ltd Optisches Tomographiegerät
US20100149543A1 (en) * 2008-12-16 2010-06-17 Agfa Healthcare N.V. Method and System for Optical Coherence Tomography

Family Cites Families (13)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP1247404B1 (de) * 2000-01-12 2004-10-06 University of East Anglia Farbsignalverarbeitung
CN100590421C (zh) * 2003-06-19 2010-02-17 麻省理工学院 用于相位测量的系统和方法
EP1962081B1 (de) 2007-02-21 2016-09-14 Agfa HealthCare N.V. System zur optischen Kohärenztomographie
EP1962050B1 (de) 2007-02-21 2015-12-23 Agfa HealthCare N.V. System und Verfahren zur optischen Kohärenztomographie sowie Verfahren zur Kalibrierung eines solchen Systems
EP2339329A3 (de) 2007-02-21 2012-04-04 Agfa HealthCare N.V. System und Verfahren zur optischen Kohärenztomographie
EP1962049B1 (de) * 2007-02-21 2015-12-23 Agfa HealthCare N.V. System und Verfahren zur optischen Kohärenztomographie
EP1962080B1 (de) 2007-02-21 2011-06-01 Agfa HealthCare N.V. System zur optischen Kohärenztomographie
DE502007004384D1 (de) * 2007-02-21 2010-08-26 Agfa Healthcare Nv System und Verfahren zur optischen Kohärenztomographie
EP1962079B1 (de) 2007-02-21 2016-06-01 Agfa HealthCare N.V. System und Verfahren zur optischen Kohärenztomographie
EP1962051A1 (de) 2007-02-21 2008-08-27 Agfa HealthCare N.V. System und Verfahren zur optischen Kohärenztomographie
KR101029606B1 (ko) * 2007-10-19 2011-05-09 주식회사 엠티씨메디칼 광간섭 결맞음 단층촬영장치
JP5605998B2 (ja) * 2009-03-06 2014-10-15 キヤノン株式会社 光干渉断層撮像方法および装置
US8599383B2 (en) * 2009-05-06 2013-12-03 The Regents Of The University Of California Optical cytometry

Patent Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP1705476A1 (de) * 2005-03-25 2006-09-27 Fuji Photo Film Co., Ltd Optisches Tomographiegerät
US20100149543A1 (en) * 2008-12-16 2010-06-17 Agfa Healthcare N.V. Method and System for Optical Coherence Tomography

Non-Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
AKCAY A C ET AL: "Spectral shaping to improve the point spread function in optical coherence tomography", OPTICS LETTERS, vol. 28, no. 20, 15 October 2003 (2003-10-15), OPTICAL SOCIETY OF AMERICA US, pages 1921 - 1923, XP002644373 *
ES. CHOI, J. NA, B. H. LEE: "Fiber-based high resolution OCT with halogen light source", SPIE, vol. 5316, 2004, USA, pages 454 - 462, XP040255053 *
L. CARRION, M. LESTRADE, Z. XU, G. TOUMA, R. MACIEJKO: "Comparison of optical coherence tomography profiles for three different wavelengths in the near infrared", SPIE, vol. 5969, 2005, USA, XP040210733 *

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Publication number Publication date
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