WO2016120401A1

WO2016120401A1 - Optische kohärenztomographie zur messung an der retina

Info

Publication number: WO2016120401A1
Application number: PCT/EP2016/051834
Authority: WO
Inventors: Daniel Bublitz; Christoph Nieten
Original assignee: Carl Zeiss Meditec AG
Current assignee: Carl Zeiss Meditec AG
Priority date: 2015-01-28
Filing date: 2016-01-28
Publication date: 2016-08-04
Anticipated expiration: 2017-07-28
Also published as: DE102015101251A1; US10244940B2; US20180020912A1; DE102015101251B4

Abstract

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

Description

Optische Kohärenztomoqraphie zur Messung an der Retina

Die Erfindung bezieht sich auf einen optischen Kohärenztomograph zur Untersuchung eines Objektes, insbesondere eines Auges.

Die Erfindung bezieht sich weiter auf ein Verfahren zur optischen Kohärenztomographie zur Untersuchung eines Objektes, insbesondere eines Auges.

Bei optischen Kohärenztomographie-(OCT)-Systemen ist die laterale Auflösung (x und y) durch die numerische Apertur (NA) der verwendeten Optik festgelegt. Die axiale Auflösung (z) wird hingegen aus einem Interferenzmuster berechnet und ist in der Regel sehr viel größer als die Tiefenschärfe der Abbildung, welche wiederum von der numerischen Apertur abhängt, genauer proportional zu 1/NA² ist. Beim üblicherweise verwendeten Fourier-Domain-OCT, das eine breitbandige oder in der Wellenlänge verstellbare Strahlungsquelle einsetzt, ist die

Tiefenauflösung invers proportional zur spektralen Bandbreite, genauer proportional zu λ²/Δλ, wobei λ die mittlere Wellenlänge und Δλ die Bandbreite ist. Die optische Kohärenztomographie (OCT) ist in der Augenheilkunde ein etabliertes Verfahren zur Abbildung des Auges. Sie erlaubt eine dreidimensionale Abbildung, die in der Diagnose von Augenerkrankungen und deren Verlauf sehr hilfreich ist. Hier sind insbesondere Erkrankungen der Retina zu nennen, wie das Glaukom oder die altersbedingte Makuladegeneration.

Zur Messung der Retina des menschlichen Auges benötigt man sowohl eine hohe laterale als auch eine hohe axiale Auflösung. Zugleich soll das erfassbare und damit beleuchtete Volumen in der Tiefe (längs der optischen Achse) möglichst groß sein; dies bedingt eine kleine numerische Apertur (NA) des optischen Systems. Die laterale Auflösung fordert eine große numerische Apertur. Somit sind im Stand der Technik letztlich die Ausdehnung des in der Tiefe zugänglichen Bereichs und die laterale Auflösung über die numerische Apertur des optischen Systems miteinander verknüpft und können nicht unabhängig voneinander eingestellt werden. Aus der US 2014/0028974 A1 ist ein Abbildungsverfahren bekannt, das auf der OCT aufbaut. Dabei wird eine Linie durch ein Abbildungssystem auf ein Objekt projiziert. Die rückgestreute Strahlung wird mit Referenzstrahlung interferierend kombiniert und zu einem Detektor geleitet, wobei eine konfokale Filterung in einer Richtung vorgenommen wird. Hierzu wird eine astigmatische Optik eingesetzt. Die Tiefenauflösung erfolgt mittels optischer

Kohärenztomographie. Im Falle einer spektroskopischen Analyse der Strahlung wird ein zweidimensionaler Detektor verwendet, dessen eine Ausdehnung der konfokalen Filterung hinsichtlich des zellenförmigen beleuchteten Bereichs dient und dessen andere Ausdehnung die Spektralinformation auflöst. Die Verknüpfung von lateraler Auflösung und zugänglichem Tiefenbereich ist auch beim Ansatz gemäß US 2014/0028974 A1 gegeben.

Die WO 2014/179465 A1 beschreibt ein OCT, das in der spectral domain arbeitet, also die Interferenz der Strahlung mit einem Spektrometer im spektralen Frequenzraum kz analysiert. Die Lichtquelle gibt ein Lichtbündel ab, das aus einer Vielzahl von parallelen Einzelbündeln besteht, die durch das Objektiv auf die Probe abgebildet werden. Auch der Referenzarm führt mehrere parallele Einzelbündel, so dass im Endeffekt jedes Einzelbündel nach dem OCT- Messprinzip durch die Vorrichtung geführt und auch am Spektrometer analysiert wird. Diese Vorrichtung ist sehr aufwändig zu justieren.

Bei einem scannenden OCT-System beträgt der zugängliche Durchmesser der Pupille des Auges üblicherweise zwischen 1 mm und 1 ,5 mm. Daraus ergibt sich eine laterale Auflösung von etwa 15 μιτι und ein in der Tiefe erfassbarer Bereich von 3 mm Ausdehnung. Eine bessere laterale Auflösung würde man mit einer höheren numerischen Apertur des optischen Systems erreichen. Damit würde aber gleichzeitig der in der Tiefe erfassbare Bereich schrumpfen. Darüber hinaus nehmen Aberrationen mit der numerischen Apertur zu. Bei bekannten OCT- Systemen, die bis zu 1 ,5 mm Durchmesser in der Pupille des Auges verwenden, kann zwar die Defokussierung als höhere Aberration üblicherweise vernachlässigt werden, jedoch nehmen für größere Pupillen Astigmatismus und Coma zu. Man kann daher keine beugungsbegrenzte Auflösung erreichen. Für bestimmte Anwendungen, insbesondere zur Diagnose der altersbedingten

Makuladegeneration, wünscht man eine hohe laterale Auflösung. Um das Frühstadium dieser Erkrankung zu erkennen, wird eine laterale Auflösung von etwa 5 μιτι benötigt. Zugleich wird ein abtastbarer Tiefenmessbereich von etwa 3 mm gefordert, da man davon ausgeht, dass die altersbedingte Makuladegeneration mit einer Blutgefäßbildung in tieferen Gewebeschichten einhergeht. Um solche Gefäße zu detektieren, benötigt man darüber hinaus ein gutes

Signal/Rausch-Verhältnis.

Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, einen optischen Kohärenztomographen zur Messung an Objekten, insbesondere der Retina des menschlichen Auges, anzugeben, bei dem die laterale Auflösung verbessert ist, ohne zugleich den zugänglichen Tiefenbereich

einzuschränken. Die Erfindung ist in den unabhängigen Ansprüchen definiert. Vorteilhafte Weiterbildungen sind Gegenstand der abhängigen Ansprüche.

Die Erfindung kombiniert mehrere Merkmale, um mittels optischer Kohärenztomographie ein dreidimensionales Bild zu erhalten, das lateral, d. h. quer zur optischen Achse, eine besonders gute Auflösung hat und zugleich axial, d. h. längs der optischen Achse, einen sehr großen Tiefenbereich abdecken kann, ohne dass eine Verstellung von fokussierenden Elementen oder Linsen während des Messvorgangs erfolgen müsste.

Die Erfindung realisiert eine Multispot-Holoskopie. Ein Aspekt der Erfindung liegt somit darin, dass das im Objektraum befindliche Objekt an einer Vielzahl von Objektspots gleichzeitig beleuchtet und abgebildet wird, wobei die Abbildung parallel erfolgt, z. B. indem mittels einer Multilochblende die Strahlung bei der Detektion gefiltert wird. Jeder Objektspot wird auf einen Detektorspot abgebildet, dessen Intensitätsverteilung erfasst wird. Optional erfolgt eine Überabtastung, d. h. die Auflösung der Intensitätsverteilung jedes Detektorspots entsprechend jedem Objektspot ist größer, als es die Auflösung der optischen Abbildung der Beleuchtung eigentlich erlaubt. Aus der Intensitätsverteilung wird dann in bevorzugten Ausführungsformen eine Bildkorrektur gewonnen.

Der Kohärenztomograph weist in einer Ausführungsform auf: eine Beleuchtungseinrichtung zur Bereitstellung von Quellstrahlung, deren Wellenlänge durchstimmbar ist, einen Beleuchtungsund Messstrahlengang, der ein Aufteilungselement zur Aufteilung der Quellstrahlung in Beleuchtungsstrahlung und Referenzstrahlung aufweist, mit der Beleuchtungsstrahlung ein Beleuchtungsfeld im Auge beleuchtet und im Auge rückgestreute Beleuchtungsstrahlung als Messstrahlung aufsammelt, wobei der Beleuchtungs- und Messstrahlengang einen Scanner zur Verstellung der lateralen Lage des Beleuchtungsfelds im Auge und eine Frontoptik aufweist, einen Referenzstrahlengang, der für die Referenzstrahlung eine optische Weglänge bereitstellt, die einer optischen Weglänge vom Aufteilungselement bis zum Beleuchtungsfeld und zurück entspricht, einen Detektionsstrahlengang, der die Messstrahlung vom Beleuchtungs- und Messstrahlengang und die Referenzstrahlung vom Referenzstrahlengang empfängt und überlagert auf einen Flächendetektor leitet.

Im Verfahren wird in einer Ausführungsform Quellstrahlung bereitgestellt und hinsichtlich ihrer Wellenlänge durchgestimmt und in Beleuchtungsstrahlung und Referenzstrahlung aufgeteilt, ein Beleuchtungsfeld im Auge mit der Beleuchtungsstrahlung beleuchtet, im Auge rückgestreute Beleuchtungsstrahlung als Messstrahlung aufgesammelt, wobei mit einem Scanner die laterale Lage des Beleuchtungsfeldes im Auge verstellt wird, und die Referenzstrahlung in einem Referenzstrahlengang verzögert und mit der Messstrahlung überlagert, um ein Interferenzsignal zu erzeugen, das mit einem Flächendetektor erfasst wird.

Die Strahlung der abgebildeten Objektspots wird mit Referenzstrahlung gemäß dem OCT- Prinzip überlagert, so dass die Detektorspots letztendlich ein Interferenzsignal zwischen Messstrahlung und Referenzstrahlung aufnehmen.

Dazu wird ein Flächendetektor verwendet, der Objektspots auf der Retina abtastet. Die Multilochblende der optischen Abbildung legt diese Objektspots fest, und der Flächendetektor ist auf die Größe des von der Blende mit Löchern überdeckten Bereichs insgesamt und hinsichtlich seiner Ortsauflösung auf die Größe der Löcher abgestimmt.

Es wird eine durchstimmbare Lichtquelle verwendet und anstelle eines Spektrometers ein Detektor ohne ein dispersives Element, der somit jeden einzelnen Spot mit mehreren Pixeln im Ortsraum x, y oder im Frequenzraum kx, ky auflöst. Der Frequenzraum wird, anders als bei der WO 2014/149465 A1 in kz dadurch gefüllt, dass mehrere Aufnahmen während einer

Durchstimmungsperiode der Lichtquelle erfasst werden. Dieses Abtasten jedes Spots in x, y oder kx, ky, erlaubt nun die Verwendung einer höheren numerischen Apertur (NA), da nun Wellenfrontkorrekturen, auch noch nach der Aufnahme, rechnerisch durchgeführt werden können und somit eine bessere Auflösung und Tiefenschärfe erzielt werden können.

Der Beleuchtungsstrahlengang und der Detektionsstrahlengang sind in Ausführungsformen identisch, teilen sich insbesondere eine Frontoptik. Der Strahlengang ist aber auch dann optional so gestaltet, dass die Beleuchtung mit Beleuchtungsstrahlung und das Aufsammeln der rückgestreuten Messstrahlung mit unterschiedlichen numerischen Aperturen erfolgen kann. Damit kann für die Beleuchtung eine numerische Apertur eingestellt werden, die einen axial großen Bereich ausleuchtet, so dass die aufgesammelte Messstrahlung aus einem

vergleichsweise großen Tiefenbereich stammt und folglich mittels des OCT-Prinzips ein Bild über einen großen Tiefenbereich erhalten wird. Die numerische Apertur des Aufsammelns der Messstrahlung, also der Abbildung eines Objektbereiches, ist dann unabhängig von der numerischen Apertur der Beleuchtung und damit beispielsweise größer einstellbar. Dadurch wird eine hohe laterale Auflösung mit einem großen ausgeleuchteten Tiefenbereich kombiniert.

Der Flächendetektor ist ein zweidimensionaler Detektor. Die Pixelanzahl liegt bevorzugt zwischen 4 und 100 Pixel pro Richtung und pro Loch der Multilochblende, besonders bevorzugt zwischen 5 Pixel und 40 Pixel. Diese Pixelanzahl erweist sich als vorteilhaft zur Abtastung jedes Objektspots sowohl hinsichtlich Auflösung als auch hinsichtlich Signal/Rausch-Verhältnis und möglichen Bildfehlerkorrekturen. Für eine Bildfehlerkorrektur von besonderer Bedeutung sind die Aberrationen, die das Auge erzeugt. Da die numerische Apertur von Beleuchtung und Detektion entkoppelt sind, ist es möglich, die Detektion, d. h. die Abbildung des Objektbereiches an der Retina mit einer sehr hohen numerischen Apertur auszuführen, die so groß ist, dass Aberrationen des Auges eine merkliche Rolle spielen. Die Ortsauflösung, die der Flächendetektor für jeden Objektspot liefert, erlaubt, wie nachfolgend erläutert wird, eine Korrektur der Aberrationen, wenn der

Flächendetektor in einer konjugierten Pupillenebene der Abbildung angeordnet ist. Liegt der Flächendetektor nicht in einer Pupillenebene, ist eine Aberrationskorrektur gleichermaßen möglich, wenn das detektierte Signal auf eine Pupillenebene umgerechnet wird, wie das für Hologramme im Stand der Technik bekannt ist.

In der Objektebene und den Bildebenen eines Strahlengangs ist die Bildinformation reine Ortsinformation. Abgebildete Strukturen finden sich als Intensitätsunterschiede auch in Zwischenbildebenen wieder. In Pupillenebenen ist die Bildinformation reine Winkelinformation. Die Winkel der einfallenden Strahlen kodieren die Bildinformation. Dies ist die bekannte Auswirkung, dass eine Querschnittsveränderung in einer Pupille ausschließlich die

Bildhelligkeit, nicht aber die Bildgröße beeinflusst. Aus diesem Grunde liegt beim menschlichen Auge die Iris in der Pupillenebene, so dass durch Einengung oder Aufweitung der Iris das menschliche Auge sich hinsichtlich der Helligkeit anpasst. Soweit in dieser Beschreibung von der Ebene der Pupille des Auges die Rede ist, ist die Irisebene gemeint. Ein

Abbildungsstrahlengang bildet ein Objekt aus der Objektebene auf ein Bild in der Bildebene (z.B. den Ort eines Detektors) ab. Zwischen beispielsweise der Objektebene und einer Zwischenbildebene, findet sich aufgrund der Abbildungsgesetze immer eine Pupille. Genauso liegt zwischen zwei Pupillenebenen immer eine Zwischenbildebene. Gleichermaßen werden in dieser Beschreibung Ebenen, die sich zwischen der Ebene der Pupille des Auges und dem Detektor befinden, als konjugierte Pupillenebenen bezeichnet, da sie vorgegeben durch die optisch abbildenden Elemente zur Ebene der Pupille des Auges konjugiert sind. Soweit hier als Objekt die Retina genannt ist, soll das die Erfindung nicht einschränken. Auch andere

Strukturen des Auges können als Objekt abgebildet werden.

Die nachfolgend beschriebenen Merkmale der optischen Kohärenztomographie können für verschiedene Ausführungsformen in Alleinstellung oder in unterschiedlichen Kombinationen herangezogen werden. Soweit die nachfolgenden Ausführungsbeispiele bestimmte

Kombinationen von Merkmalen schildern, ist die Erfindung nicht auf solche Kombinationen eingeschränkt. Die Erfindung erreicht eine Kombination der Vorteile eines konfokalen, scannenden Systems mit den Vorteilen eines räumlich abtastenden Detektors. Das konfokale Prinzip eines scannenden Systems liegt darin, dass Streustrahlung sehr wirksam unterdrückt wird, wodurch ein Messsignal mit hohem Signal/Rausch-Verhältnis erreicht wird. Gleichzeitig kann durch Vergrößerung der Apertur am Auge die laterale Auflösung gesteigert werden.

Ausführungsformen der Erfindung sehen vor, dass die numerische Apertur der Beleuchtung von der numerischen Apertur der Detektion entkoppelt wird. Dadurch wird eine hohe laterale Auflösung möglich, ohne dass der erfassbare Tiefenbereich beeinträchtigt wäre. Die im Stand der Technik gegenläufigen Auslegungsziele (hohe laterale Auflösung erfordert hohe NA, großer erfassbarer Tiefenbereich erfordert kleine NA) sind dann aufgelöst.

Einige Ausführungsformen der Erfindung verwenden eine bevorzugt konfokale Multilochlende. Der Begriff„konfokal" bezeichnet in dieser Beschreibung nicht nur eine Blende, die exakt in einer zur Objekteben konjugierten (Zwischenbild-) Ebene liegt, sondern erfasst auch eine Anordnung der Blende, welche innerhalb eines gewissen Fehlerbereichs vor oder hinter einer Zwischenbildebene liegt. Liegt die konfokale Blende nicht exakt in der Zwischenbildebene, sondern nahe der Zwischenbildebene, so ist eine Streulichtunterdrückung zwar möglicherweise gemindert, die Funktion als konfokale Blende, welche das Objektfeld definiert, aus dem die Messstrahlung aufgesammelt wird, ist jedoch gleichermaßen erfüllt. Die Blende ist in oder nahe einer Zwischenbildebene, wenn sie um maximal das Dreifache der Abbildungstiefe von der Zwischenbildebene beabstandet ist; bevorzugt ist eine Beabstandung von maximal der einfachen Abbildungstiefe. Die Abbildungstiefe wird in der englischen Literatur als„Depth of Focus" bezeichnet und definiert einen axialen Bereich im Bildraum, d.h. an der

Zwischenbildebene eines optischen Systems, in dem in jeder Auffangebene ein ausreichend scharfes Bild entsteht. Im Bereich der Abbildungstiefe werden Zerstreuungskreise als Punkt registriert. Der zur Abbildungstiefe konjugierte Bereich im Objektraum ist die Schärfentiefe (Englisch: Depth of Field). Die Schärfentiefe ist ein Maß für die Ausdehnung des scharfen Bereichs im Objektraum und ist durch die Lambda/(NAo)² gegeben, wobei NAo die numerische Apertur im Objektraum bezeichnet. Die Abbildungstiefe an der Zwischenbildebene ergibt sich analog zur Schärfentiefe aus der numerischen Apertur durch Lambda/(NAz)²; dabei ist NAz die numerische Apertur an der Zwischenbildebene, welche sich z.B. aus NAo mittels des

Abbildungsmaßstabes errechnet. Als Wellenlänge kann in obiger Betrachtung die maximale Wellenlänge der Messstrahlung an der Zwischenbildebene angesetzt werden. Die Erfindung hat bei ophthalmologischen Anwendungen den Vorteil, dass höhere

Lichtleistungen in das menschliche Auge eingestrahlt werden können, weil sie auf größere Flächen in der Augenvorderkammer verteilt werden. Deshalb befindet sich im

Beleuchtungsstrahlengang ein Aufbau, der die Retina mit einem Multispotmuster beleuchtet und dabei die Pupille der Beleuchtung in das Auge verlagert und bevorzugt im Auge den vollen Durchmesser der Iris (ca. 4,2 mm) ausleuchtet. Besonderes bevorzugt ist es, die effektive Lage der Beleuchtungspupille direkt in die Ebene der Iris zu verlagern. Dies kann durch eine Feldlinse erfolgen, alternativ auch durch eine entsprechende Auslegung der Optik zwischen Auge und einer Multispotblende des Beleuchtungsstrahlengangs.

Eine Pupillenlage außerhalb des Auges würde dazu führen, dass nicht für alle Spots das Beleuchtungsstrahlenbündel die Iris auf der optischen Achse durchstrahlt. Dadurch entsteht ein geringer Winkel zwischen Beleuchtung und Detektion, der zu Vignettierungseffekten über die Messtiefe der Retina führen kann. Für hochpräzise Anwendungen können diese Effekte nachteilig sein.

Die Erfindung erzeugt aus einer homogenen, ebenen, ausgedehnten Beleuchtungswelle ohne Verluste mehrere Beleuchtungsspots am Objekt, z. B. der Retina, und nutzt gleichzeitig auf der Detektionsseite auf dem matrixförmigen Flächendetektor alle Pixel aus.

Für die Detektion kommen verschiedene Prinzipien in Frage. Eine Detektion mit einem einzelnen Detektor, eine balanced detection oder eine off-axis detection sind möglich.

Es versteht sich, dass die vorstehend genannten und die nachstehend noch zu erläuternden Merkmale nicht nur in den angegebenen Kombinationen, sondern auch in anderen

Kombinationen oder in Alleinstellung einsetzbar sind, ohne den Rahmen der vorliegenden Erfindung zu verlassen.

Nachfolgend wird die Erfindung beispielsweise anhand der beigefügten Zeichnungen, die auch erfindungswesentliche Merkmale offenbaren, noch näher erläutert. Es zeigen:

Fig. 1 eine Schemadarstellung eines optischen Kohärenztomographen (OCT) in einer ersten Ausführungsform,

Fig. 2 eine Schemadarstellung eines OCT in einer zweiten Ausführungsform,

Fig. 3a-d Schemadarstellungen verschiedener Varianten des Detektionsstrahlengangs des OCT der ersten oder zweiten Ausführungsform,

Fig. 4 Darstellungen zur Veranschaulichung einer Aberrationskorrektur, die bei einem der OCT der Fig. 1 oder 2 zum Einsatz kommen kann, Fig. 5 eine Draufsicht auf einen Detektor, der bei einem der OCT der Fig. 1 oder 2 zum Einsatz kommen kann,

Fig. 6 eine Darstellung zur Veranschaulichung einer Tiefenkorrektur, die bei einem der OCT der Fig. 1 oder 2 zur Anwendung kommen kann,

Fig. 7 Signalintensitäten verschiedener Kanäle eines Detektors eines OCT gemäß einer der Fig. 1 oder 2,

Fig. 8 eine Darstellung ähnlich der Fig. 7,

Fig. 9 eine Schemadarstellung zur Veranschaulichung des Scanprinzips bei einem OCT gemäß einer der Fig. 1 oder 2, und

Fig. 10 und 1 1 Schemadarstellungen ähnlich der Fig. 9 zur Veranschaulichung der Erzeugung eines dreidimensionalen Bildes.

Fig. 1 zeigt ein OCT 1 , das dreidimensionale Bilder von einer Retina 2 eines Auges 3 aufnimmt. Quellstrahlung einer hinsichtlich ihrer Wellenlänge durchstimmbaren Strahlungsquelle 4, beispielsweise eines entsprechenden Lasers, wird in eine Faser 5 eingekoppelt. Die

Quellstrahlung liegt beispielsweise im infraroten Wellenlängenbereich. In der nachfolgenden Beschreibung wird auch dieser Wellenlängenbereich als„Licht" bezeichnet. Unter diesem Begriff sei sämtliche Strahlung des elektromagnetischen Spektrums subsumiert, die den optischen Gesetzen genügt.

Die Faser 5 mündet in einen Splitter 6, der die Quellstrahlung in einen Messarm 7 und einen Referenzarm 8 aufteilt. An den Splitter 6 schließt im Messarm 7 eine Faser 9 an, und die am Faserende austretende Beleuchtungsstrahlung B wird mittels einer Beleuchtungsoptik 10 zu einem Strahlteiler 1 1 geleitet. Von dort gelangt sie zu einer Frontoptik 12, welche die

Beleuchtungsstrahlung B in einen Fokus bündelt, der auf der Retina 2 des Auges 3 liegt. Die Beleuchtungsoptik 10 und die Frontoptik 12 stellen dabei unter anderem die numerische Apertur NA ein, mit der das Auge 3 beleuchtet wird. Zwischen dem Strahlteiler 1 1 und der Frontoptik 12 befindet sich ein Scanner 13, der den Fokus auf der Retina 2 zweiachsig senkrecht zur Einfallsrichtung, d.h. lateral ablenkt. Die Koordinaten dieser Ablenkung seien nachfolgend mit x und y bezeichnet. Die z-Lage des Fokus kann durch Verstellen der Frontoptik 12 eingestellt werden. Dies ist schematisch durch einen Doppelpfeil angedeutet. Die Beleuchtungsstrahlung im Beleuchtungsfokus auf der Retina 2 wird aus verschiedenen Tiefen innerhalb des Tiefenschärfebereichs zurückgestreut. Dieser Tiefenschärfebereich ist durch die numerische Apertur NA definiert, welche durch die Zusammenwirkung von Frontoptik 12 und Beleuchtungsoptik 10 sowie den optischen Eigenschaften des Auges 3 festgelegt ist.

Die rückgestreute Strahlung wird von der Frontoptik 12 als Messstrahlung M aufgesammelt. Zur Unterscheidung der einfallenden Beleuchtungsstrahlung B und der von der Frontoptik 12 aufgesammelten, rückgestreuten Messstrahlung M sind diese in Fig. 1 unterschiedlich eingetragen. Die Beleuchtungsstrahlung ist mit durchgezogenen Linien in der Figur gezeichnet, die Messstrahlung M mit punktierten Linien. Die von der Frontoptik 12 aufgesammelte

Messstrahlung wird zum Scanner 13 geleitet. Hier wird sie descannt, so dass nach dem Scanner 13 die Messstrahlung M als ruhender Strahl vorliegt.

Das Aufsammeln der Messstrahlung M ist eine Abbildung der Retina 2. Der Strahlteiler 1 1 trennt die Messstrahlung M von der Beleuchtungsstrahlung B und leitet sie zu einer

Detektoreinrichtung 17. Die Detektoreinrichtung 17 wird später noch anhand der Fig. 3 näher erläutert. Sie weist u. a. eine Optik auf, die zusammen mit der Frontoptik 12 und den optischen Eigenschaften des Auges 3 die numerische Apertur NA der Abbildung der Retina 2 festlegt. Auf diese Weise haben Beleuchtung und Detektion unterschiedliche numerische Aperturen. Die numerische Apertur der Beleuchtung wird durch die Kombination der Beleuchtungsoptik 10 und der Frontoptik 12 festgelegt, die numerische Apertur der Detektion durch die Frontoptik 12 und die Detektoreinrichtung 17.

An der Detektoreinrichtung 17 wird auch Referenzstrahlung R aus dem Referenzarm 8 eingekoppelt. Dieser weist nach dem Splitter 6 eine Faser 20 auf. Der Referenzarm 8 hat bei der in Fig. 1 gezeigten Ausführungsform eine Weglängenanpasseinrichtung 21 , welche dazu dient, die Länge des Referenzarms 8 passend zur Lage der Retina 2 des Auges 3 einzustellen.

Dazu wird die Strahlung aus der Faser 20 ausgekoppelt und über einen Retroreflektor 22 geleitet, dessen Lage verstellt werden kann, wie der Doppelpfeil in Fig. 1 andeutet. Über einen weiteren Umlenkspiegel 23 sowie Optiken 24, 25 wird die Referenzstrahlung R zur

Detektoreinrichtung 17 geleitet, die die Referenzstrahlung R mit der Messstrahlung M überlagert auf einen Flächendetektor 19 leitet.

Die Weglängenanpasseinrichtung 21 ist in Fig. 1 als Freistrahlengang ausgeführt. Dies ist ebenso optional, wie die Verwendung eines Retroreflektors 22. Im Stand der Technik sind verschiedene Maßnahmen bekannt, die optische Weglänge eines Strahls zu verstellen. Die Interferenz zwischen Referenzstrahlung R und Messstrahlung M wird zur Erzeugung eines Bildes umgesetzt, wie es für die optische Kohärenztomographie bekannt ist. Da die

Wellenlänge der Quellstrahlung durchgestimmt wird, kommt bei der Bilderzeugung das Fourier- Domain-Prinzip zur Anwendung, das aus dem Stand der Technik grundsätzlich bekannt ist.

Zum Durchführen der Bilderzeugung weist der OCT 1 ein Steuergerät C auf, das ein Signal über die Wellenlängendurchstimmung und die Messsignale des Flächendetektors 19 erhält. Optional steuert das Steuergerät C die Strahlungsquelle 4 zur Wellenlängendurchstimmung an, kennt deshalb die im System aktuell vorherrschende Wellenlänge und kann damit die

Messsignale entsprechend zuordnen. Der Flächendetektor 19 erhält Messstrahlung M aus einem Objektfeld an der Retina 2, das durch eine Blende in der Detektoreinrichtung 17 (siehe Fig. 3) festgelegt ist. Der Flächendetektor 19 ist in seiner Größe an diese Blende entsprechend angepasst und tastet mit einzelnen Pixel die Intensitätsverteilung ortsaufgelöst ab. Liegt der Flächendetektor 19 in einer Bildebene, d. h. in einer Ebene, die unter Berücksichtigung der Abbildung, welche von Frontoptik 12, Detektoroptik 14 und den weiteren zwischengelagerten optischen Elementen ausgeführt wird, konjugiert zur Ebene der Retina 2 ist, enthalten die einzelnen Pixel bereits die Ortsinformation im Objektfeld. Liegt der Flächendetektor hingegen in einer konjugierten Pupillenebene, die zur Ebene, in welcher die Pupille P des Auges 3 liegt, konjugiert ist, erfassen die Pixel die Intensitätsverteilung in der Pupillenebene und damit die Winkelinformationen. Auch dies kann zur Bildrekonstruktion verwendet werden, wie nachfolgend noch erläutert wird.

Wesentlich für die Erfindung ist es, dass der Scanner 13 das Objektfeld in der Retina 2 verschiebt, da er nicht nur auf die Beleuchtungsstrahlung B, sondern auch auf das Aufsammeln der Messstrahlen M wirkt. An jeder Position des Scanners 13 entsteht damit ein Teilbild der Retina. Diese Teilbilder werden, wie nachfolgend noch erläutert werden wird, zu einem

Gesamtbild zusammengefügt, das eine deutlich höhere Auflösung hat, als sie von Weitfeld-OCT bekannt sind. In der Bauweise der Fig. 1 kombiniert die Detektoreinrichtung 17 die Messstrahlung M aus dem Messarm 7 und die Referenzstrahlung R aus dem Referenzarm 8. Der Flächendetektor 19 erfasst das Muster der Interferenz zwischen Messstrahlung M und Referenzstrahlung R. Die entsprechenden Maßnahmen zum Erzeugen einer solchen Interferenz, insbesondere die dafür nötigen Eigenschaften der Strahlungsquelle 4 und der Weglängenanpassung sind im Stand der Technik für optische Kohärenztomographen bekannt.

Die komplexen Amplituden der Messstrahlung und der Referenzstrahlung lassen sich schreiben als:

wenn man mit u_s und u_r die Amplituden und φ₅ und φ_τ die Phasen der Signale in den beiden Armen bezeichnet (die Indices "sample" und "s" beziehen sich auf den Messarm, die Indices "reference" und "r" auf den Referenzarm).

Der Detektor detektiert ein Signal h und im Falle einer„balanced detection", auf die später noch eingegangen wird, ein Signal I2:

Der Signalhub des Interferenzsignals befindet sich auf einem Gleichtaktanteil ^und

aufmoduliert und wird durch entsprechende Datenanalyse oder eine balanced

detection oder eine off-axis detection herausgefiltert.

Fig. 2 zeigt eine weitere Ausführungsform für das OCT 1 , wobei hier die

Weglängenanpasseinrichtung nicht im Referenzarm 8, sondern im Messarm 7 angeordnet ist. Nach der Faser 9 und der Beleuchtungsoptik 10 befindet sich eine

Weglängenanpasseinrichtung 29, wieder rein exemplarisch mittels eines beweglichen

Retroreflektors 30. Die Ausführungsform der Fig. 2 zeigt, dass es nicht darauf ankommt, ob die Weglängenanpasseinrichtung im Referenzarm 8 oder im Messarm 7 liegt. Es ist auch möglich, in beiden eine Weglängenanpasseinrichtung vorzusehen. Wesentlich ist lediglich, dass der Interferenzzustand zwischen der Referenzstrahlung R aus dem Referenzarm 8 und der

Messstrahlung M so eingestellt werden kann, dass er auf die aktuelle Messaufgabe, d.h. die tatsächliche Lage des zu messenden Objektes, in den hier beschriebenen

Ausführungsbeispielen exemplarisch der Retina 2 des Auges 3, angepasst ist. In Fig. 2 ist eine Option gezeigt, bei der die Frontoptik 12 zweiteilig durch zwei abbildende Elemente 12a und 12b ausgebildet ist.

Bei der Beleuchtungshelligkeit ist für Anwendungen am Auge 3 zu beachten, dass es Vorgaben für eine maximal zulässige Strahlungsintensität an der Kornea gilt. Vergrößert man das beleuchtete Feld, kann mehr Beleuchtungsstrahlung auf das Auge 3 eingekoppelt werden, ohne eine Schwelle für die Beleuchtungsintensitätsdichte zu überschreiten. Für ophthalmologische Geräte gibt es im infraroten Strahlungsbereich, in dem OCT üblicherweise arbeiten, eine maximale Leuchtdichte von etwa 1 mW/mm² in der Augenvorderkammer. Leuchtet man am Auge einen Pupillendurchmesser von 4,5 mm homogen aus, wäre damit eine Gesamtleistung von etwa 16 mW zulässig. Um den in der Tiefe abtastbaren Bereich nicht zu klein werden zu lassen, wird jedoch nicht die gesamte Pupille P des Auges 3 für die Beleuchtung ausgenutzt. Vielmehr wird bevorzugt eine NA von etwa 0,035 (bzw. ein Pupillendurchmesser von 1 ,2 mm) als Obergrenze für eine brauchbare Tiefenerfassung verwendet.

Für das Gewebe der Retina liegt die maximal zulässige Leistung bei 1 ,5 mW für jeden Spot, der kleiner als 1 ,5 mrad ist und für eine Wellenlänge von 1060 nm. Dies führt dazu, dass die hinsichtlich der Pupille zulässigen 16 mW über einen Winkel von 15 mrad in mindestens einer Richtung verteilt werden müssen, um den Grenzwert an der Retina 2 nicht zu überschreiten. Mit diesen Werten hätte man die gesamte Signalintensität maximiert, dies jedoch auf Kosten des Bildkontrastes, da aufgrund der hochintensiven Strahlung bei normaler Weitfeldbeleuchtung Streulicht zu erwarten ist.

Im OCT 1 wird dieser Zielkonflikt gelöst, indem die Retina an mehreren, voneinander beabstandeten Spots gleichzeitig beleuchtet und detektiert wird. Durch die Beabstandung der Spots ist die Streulichtproblematik minimiert. Fig. 3a-d zeigen schematisch die dazu relevanten Elemente des OCT 1 , wobei sämtliche Bauteile, die die Erzeugung und Einkopplung der Referenzstrahlung R betreffen, der Einfachheit halber weggelassen wurden. Elemente der Fig. 3a-d, die Elementen entsprechen, die anhand der vorherigen Figuren bereits erläutert wurden, sind mit denselben Bezugszeichen versehen, so dass auf die Wiederholung ihrer Beschreibung verzichtet werden kann. Die Einkopplung der Referenzstrahlung R erfolgt in der Darstellung der Fig. 3a an der Stelle der gestrichelten Doppellinie. Die Fig. 3b-d zeigen verschiedene Varianten für die Umsetzung der Einkoppelung und auch der Detektion. Beleuchtung und Detektion erfolgt im OCT der Fig. 1 und 2 in einem Multispotprinzip, wie Fig. 3a-d zeigen. Dies gilt jedoch nicht für den Referenzstrahlengang 8, dessen Strahlung nicht von mehreren Spots durchsetzt wird. Die Führung der Referenzstrahlung ist in Fig. 3 nicht gezeigt. Sie wird an der Stelle der gestrichelten Doppellinie, also in Abbildungsrichtung nach dem Strahlteiler 1 1 und vor der in Fig. 3a gezeigten Optik 14 eingekoppelt. Diese Einkopplung ist der Einfachheit halber in Fig. 3a nicht gezeigt. Die Optik 14 ist die anhand Fig. 1 erwähnte Optik der Detektoreinrichtung 17, welche zusammen mit der Frontoptik 12 und den optischen

Eigenschaften des Auges 3 die numerische Apertur NA der Retina 2 festlegt. Die Optik 14 ist damit eine Detektoroptik. Die Detektoroptik 14 fokussiert die Messstrahlung M in eine Zwischenbildebene, in welcher sich eine Blende 15 befindet. Die Blende 15 legt die Größe des Objektfeldes fest, aus welchem an der Retina 2 Messstrahlung M erfasst wird. Unter Berücksichtigung des Abbildungsmaßstabes von Detektoroptik 14, Frontoptik 12 und Auge 3 entspricht die Größe der Blende 15 exakt der Größe des Objektfeldes an der Retina 2, aus dem Messstrahlung M aufgesammelt wird.

Die Blende 15 ist, wie nachfolgend noch erläutert wird, als Multilochblende ausgebildet, die zusammen mit nachfolgenden, später noch näher zu erläuternden Bauteilen eine Vielzahl von Objektspots auf der Retina auf eine entsprechende Anzahl von Detektorspots auf den

Flächendetektor 19 abbilden. Der Flächendetektor ist dabei so ausgestaltet, dass jeder Detektorspot in einer Richtung eine Ortsauflösung von 4 bis 100 Pixeln, bevorzugt von 5 bis 50 oder 5 bis 40 Pixel, hat. Der Flächendetektor tastet damit mit den einzelnen Detektorbereichen jeden Spot hinsichtlich seiner Intensitätsverteilung ab. Auf die Bedeutung dieser Abtastung für das holographisch arbeitende OCT wird nachfolgend noch eingegangen.

Gemäß Fig. 3a-d wird die am Ende der Faser 9 bereitgestellte Beleuchtungsstrahlung B auf Spots verteilt und über die gesamte nutzbare Pupille P (Durchmesser 4,5 mm) des Auges 3 eingekoppelt. Auf diese Weise werden sowohl die Leistungsobergrenzen der Kornea des Auges 3 als auch die Leistungsobergrenzen der Retina 2 des Auges eingehalten. Bildet man die Spots so aus, dass sie an der Retina 2 einen minimalen Abstand von 2 mm haben (in allgemeiner Formulierung: einen Abstand, der in etwa dem erfassbaren Tiefenbereich des OCT entspricht), werden mehrfach gestreute Photonen genauso wirksam unterdrückt, wie bei einem konfokalen OCT, das einen Einzelspot ablenkt. Das behebt die Streulichtproblematik.

Die von der Faser 9 ausgekoppelte Beleuchtungsstrahlung B wird von einer Kollimatorlinse 31 kollimiert und dann mit einem Multilinsenarray 32 und einer Feldlinse 33 auf eine

Multilochblende 34 gebündelt. Die Multilochblende 34 legt das Muster, den Abstand und die Größe der Beleuchtungsspots an der Retina 2 fest, da es in einer Ebene liegt, die aufgrund der nachfolgenden Optik 35, 12a, 12b konjugiert zur Objektebene an der Retina 2 ist. Die Optiken sind dabei bevorzugt so gestaltet, dass sowohl der Strahlteiler 1 1 als auch der Scanner 13 nahe einer Pupille des Beleuchtungsstrahlengangs liegen. Die optionale Feldlinse 33 vor der Multilochblende 34 sorgt dafür, dass in der Ebene der Pupille P des Auges 3 die Strahlung über die gesamte Pupille P, d.h. über den Durchmesser von 4,5 mm gleichmäßig aufgeweitet ist, so dass dort keine Punkte bestehen, in denen die erlaubte Strahlungsintensität überschritten wird.

Die an der Retina 2 rückgestreute Messstrahlung M wird mittels der Frontoptik mit den Optiken 12a, 12b über die Zwischenbildebene 26 und den Scanner 13 sowie den Strahlteiler 1 1 , die beide wiederum nahe oder in einer konjugierten Pupillenebene liegen, die konjugiert zur Ebene der Pupille P des Auges 3 ist, und nach Einkopplung der Referenzstrahlung (im Abschnitt zwischen der gepunkteten Doppellinie) von der Detektoroptik 14 auf den Flächendetektor 19 abgebildet. Die Multilochblende 15 in Fig. 3 ist die zu Fig. 1 genannte Blende. Ein

nachgeordnetes Multilinsenarray 36 bildet die Messstrahlung M aus den einzelnen

Blendenöffnungen der Multilochblende 15 auf den Detektor 19 ab. Das Multilinsenarray 36 sorgt dafür, dass die Messstrahlung M, welche durch die einzelnen Blendenöffnungen der

Multilochblende 15 fällt, sich nicht mehr vermischt, bevor sie auf die jeweils zugeordneten Pixel des Flächendetektors 19 fällt. Somit beleuchtet jedes Loch der Multilochblende 36 mehrere Pixel des Detektors 19.

Fig. 3b-d zeigen mögliche Varianten, wie die Einkopplung der Referenzstrahlung R erfolgen kann. Die Referenzstrahlung R stammt dabei exemplarisch aus einer Lichtleitfaser 70, die das Ende der zusätzlichen Weglänge bildet, durch welche die Referenzstrahlung R geschickt wird. Eine Freistrahlführung ist für alle Varianten gleichermaßen möglich.

Gemäß Fig. 3b wird die Referenzstrahlung mit der Messstrahlung so überlagert, dass eine balanced detection erfolgt. In der Bauweise der Fig. 3c erfolgt ebenfalls eine balanced detection und in Fig. 3d wird eine off-axis detection ausgeführt.

Wie Fig. 3b zeigt, wird die Messstrahlung durch einen Strahlteiler 71 mit der Referenzstrahlung R überlagert, welche aus der Lichtleitfaser 70 stammt und zuvor mit einer Linse 72 und einem Multilinsenarray 36c in eine Vielzahl von Spots aufgeteilt wird, wobei die Fokalebene des Multilinsenarrays 36c in einer Zwischenbildebene 26 liegt. Dort kann optional eine

Multilochblende 15c liegen. Eine entsprechende Optik 14c kollimiert die Strahlung und leitet sie zum Strahlüberlagerer 71 . Dieser überlagert die Messstrahlung M mit der Referenzstrahlung R auf zwei Detektoren 19a, 19b, denen jeweils eine entsprechende Optik 14a, 14b, eine

Multilochblende 15a, 15b und ein Multilinsenarray 36a, 36b vorgeordnet ist. Die

Multilinsenarrays 36a, 36b vor den Detektoren 19a, 19b und das Multilinsenarray 36c sind aufeinander und auf das Multilinsenarray 32 sowie die Multilochblende 34 des

Beleuchtungsstrahlenganges abgestimmt.

Der in Fig. 3b dargestellte Aufbau kann für alle Multispot-Systeme der Erfindung verwendet werden, die mit einer balanced detection ausgestattet sind. Die Messstrahlung M wird im Detektionsstrahlengang pupillennah mit der Referenzstrahlung R kohärent überlagert und dann in zwei unabhängige Strahlengänge mit den zwei Flächendetektoren 19a, 19b abgebildet und detektiert. Die Multilochblenden 15a, 15b sind konjugiert zur Multilochblende 34 des

Beleuchtungsstrahlengangs. Die Messstrahlung M, die durch die Multilochblende 15a bzw. 15b tritt, wird vom Multilinsenarray 36a bzw. 36b kollimiert und mit dem Flächendetektor 19a bzw. 19b registriert.

Wenn der Beleuchtungsstrahlengang eine Pupille im Auge von ca. 1 ,2 mm Durchmesser nutzt und der Detektionsstrahlengang eine Pupille von 4,5 mm Durchmesser verwendet, haben die Mikrolinsen der Multilinsenarrays 36a-b in der Detektion eine 4,5/1 ,2 = 3,75-fach kleinere Brennweite als die Mikrolinsen des Multilinsenarrays 32. Dann füllt das Winkelspektrum der Strahlung an den Flächendetektoren 19a, 19b der verschiedenen Spots genau den Sensor aus, ohne dass ein Überlapp oder Lücken bestünden. Der Abbildungsmaßstab zwischen der Bildebene der Retina 2 und den Multilochblenden 15a, 15b der Detektion ist so gewählt, dass eine gewünschte Anzahl an Pixeln jeden einzelnen Spot, der von einer Mikrolinse des

Multilinsenarrays 36a, 36b erzeugt wird, detektiert, beispielsweise zehn Pixel pro Spot. Die Detektion erfolgt pupillennah, d. h. die Flächendetektoren 19a, 19b liegen in einer Ebene, die zur Pupillenebene P konjugiert ist. Die Multilochblenden 15a, 15b liegen hingegen in einer zur Bildebene (Ebene der Retina 2) konjugierten Zwischenbildebene 26.

Damit die Detektion kohärent ist, muss jedem Messstrahlenbündel ein Referenzstrahlbündel mit gleicher Apertur überlagert sein. Dies ist dadurch erreicht, dass die Referenzstrahlung R, die aus der Lichtleitfaser 70 tritt, mit der Linse 72 kollimiert und mit dem Multilinsenarray 36c in die Zwischenbildebene 26 fokussiert wird. Dort formt sich eine Referenzwelle als Multispotmuster, das mit Hilfe der weiteren Linse 14c sowie den Linsen 14a, 14b im überlagerten Strahlengang von Referenzstrahlung R und Messstrahlung M auf die Multilochblenden 15a, 15b abgebildet wird. Bevorzugt bildet die Linse 14c mit den Linsen 14a bzw. 14b eine 4f-Anordnung. Möchte man mit jedem Spot ein Feld von etwa 20 μιτι Durchmesser an der Retina 2 beleuchten und sollen diese Spots einen Abstand von ca. 2 mm aufweisen, nutzen die Multilinsenarrays 36a, 36b vergleichsweise kleine effektive Feldwinkel. Dann ist es nicht zwingend erforderlich, dass die Flächendetektoren 19a, 19b direkt in den Brennebenen der Mikrolinsen der

Multilinsenarrays 36a, 36b stehen, sondern sie können auch weiter entfernt sein. Dadurch entstehen über die Flächendetektoren hinweg Phasenvarianzen, die aber nach der kohärenten Detektion numerisch kompensiert werden können.

Wenn der Abstand zwischen Mikrolinsen des Multilinsenarrays 36a, 36b und dem

Flächendetektor 19a, 19b größer sein kann, ermöglicht das eine besonders einfache

Detektionsanordnung für die balanced detection, die in Fig. 3c gezeigt ist. Hier genügt es, die Referenzstrahlung R mit der Linse 72 so zu kollimieren, dass die Flächendetektoren 19a, 19b flächig ausgeleuchtet werden. Man benötigt dann nur eine einzige, dem Strahlvereiniger 71 vorgeordnete Multilochblende 15 mit Multilinsenarray 36. Fig. 3d zeigt eine off-axis detection, bei der zwischen dem Multilinsenarray 36 des

Detektionsstrahlengangs 17 und dem Flächendetektor 19 ausreichend Platz ist, um die Überlagerung mit der Referenzstrahlung R zu erreichen. Auch in diesem Fall kann man, wenn der Abstand zwischen Multilinsenarray 36 und Flächendetektor 19 größer ist, als es der Brennweite der Mikrolinsen des Multilinsenarrays 36 entspricht, entsprechende

Phasenvariationen über dem Flächendetektor 19 bei der Auswertung numerisch kompensieren.

Für das Prinzip der off-axis detection ist es grundsätzlich bevorzugt, das Multilinsenarray 36 durch anamorphotische Zylinderlinsen auf der Vorder- und der Rückseite einer dicken planparallelen Substratschicht auszuführen. Diese Anordnung zusammen mit einer

rechteckförmigen Anordnung der Mikrolinsen im Multilinsenarray 36 ermöglicht es auch, für off- axis detection die Kamerapixel des Flächendetektors 19 ohne Verluste auszuleuchten, selbst wenn in der off-axis-Richtung 2-3-mal mehr Pixel für die Abbildung der gleichen Aperturwerte benötigt werden.

Für die off-axis detection muss der Winkel zur optischen Achse an verschiedene

Detektionsparameter angepasst sein. Je kleiner der Winkel ist, desto größer ist der Abstand zwischen Multilinsenarray 36 und Flächendetektor 19. Zu große Abstände und zu kleine Winkel führen dazu, dass die entstehenden Phasenvarianzen nicht mehr ausreichend gut numerisch korrigiert werden können. Ein zu großer Winkel führt hingegen dazu, dass die Kohärenz der Überlagerung verloren ginge. Einen besonders guten Kompromiss stellt die Verwendung eines TIRF-Prismas als Strahlvereiniger 71 dar. Bei diesem Prisma handelt es sich um zwei

Glasprismen mit einem dazwischenliegenden kleinen Luftspalt, der schematisch in Fig. 3d für den Strahlüberlagerer 71 eingezeichnet ist. Die Glasprismen sind so dimensioniert, dass die Messstrahlung M unter einem Winkel von 45° auf den Luftspalt einfällt und noch transmittiert werden kann, wohingegen die Referenzstrahlung R wegen des Winkelversatzes unter mehr als 45° einfällt und total reflektiert wird, also vollständig zum Flächendetektor 19 gelangt. Der Winkel von 45° ist hier nur beispielhaft genannt. Entscheidend ist, dass für den Messstrahl der Grenzwinkel für Totalreflexion nicht überschritten wird, so dass die Messstrahlung M durch das TIRF-Prisma gelangen kann, während das Licht aus der Referenz unter einem größeren Winkel als der Grenzwinkel auf den Glas-Luft Übergang fällt, so dass das Referenzlicht R reflektiert wird und deshalb ebenfalls auf den Detektor fällt. Der Grenzwinkel ergibt sich für Prismen (mit Brechungsindex n(Prisma)>1 ) mit einem Luftspalt (mit Brechungsindex n(Luft)=1 ) zu

Theta. Grenz = arcsin(n(Luft)/n(Prisma)). Gleichzeitig muss der Winkel des Referenzlichtes R auf dem Sensor natürlich dem Winkel für eine Off-Axis Detektion entsprechen. Dieser ergibt sich aus der Breite der Pixel und der Anzahl der Pixel, auf die ein Phasenhub von 2Pi verteilt wird. Wie bereits vorstehend erläutert, liegt in einer Pupille des Strahlengangs die Bildinformation in Form von Winkelinformationen vor, und die Intensitätsverteilung in der Pupille ist in der Regel völlig gleichförmig. Es ist deshalb bevorzugt, optische Elemente, welche auf alle abzubildenden Strukturen gleichmäßig wirken sollen, in einer Pupille anzuordnen. Solche Elemente sind beispielsweise der Scanner 13 und der Strahlteiler 1 1 . Es kommt jedoch nicht darauf an, diese Elemente vollständig und ausschließlich in einer konjugierten Pupillenebene anzuordnen. In der Bauweise der Fig. 3 genügt es beispielsweise, diese Elemente so anzuordnen, dass die Strahlen, die von benachbarten Löchern der Multilochblende 34 ausgehen, bereits überlagert sind. Dies ist dann der Fall, wenn sich die entsprechenden Randstrahlen schneiden.

Gleichermaßen ist es zu bevorzugen, Linsen oder andere Elemente, welche Reflexe erzeugen können, möglichst außerhalb einer konjugierten Pupillenebene anzuordnen. Auch hier ist diese Vorschrift nicht strikt zu verstehen. Es genügt, solche Elemente in Bereichen anzuordnen, in denen Strahlbündel benachbarter Löcher der Multilochblende 34 noch nicht anfangen zu überlappen, also ihre Randstrahlen sich noch nicht geschnitten haben. Im Falle der

Ausführungsform der Fig. 4 ist somit der Begriff„pupillennah" bzw.„pupillenfern" auf den Ort längs der optischen Achse bezogen, an dem sich die Randstrahlen benachbarter Löcher der Multilochblende 34 schneiden.

Der Scanner 13 befindet sich beim OCT 1 der Fig. 1 bis 3 bevorzugt in oder nahe einer Pupillenebene des Detektionsstrahlenganges sowie auch des Beleuchtungsstrahlenganges. Diese Pupillenebene ist zur Ebene der Pupille P des Auges 3 konjugiert. Die Frontoptik 12 umfasst optional, wie exemplarisch für die Ausführungsform der Fig. 2 gezeigt, die Optiken 12a und 12b, die zusammen eine 4f-Optik bilden. Dann ist die Optik 12a eine ophthalmoskopische Linse und die Optik 12b eine Scanlinse. Diese 4f-Optik bildet die Pupille P des Auges 3 in einer zur Ebene der Pupille P konjugierten Pupillenebene ab, in welcher der Scanner 13 liegt. Es ist nicht zwingend, den Scanner 13 exakt in diese konjugierte Pupillenebene zu platzieren, hat jedoch Vorteile. Zwischen der Ebene der Pupille P des Auges 3 und der dazu konjugierten Pupillenebene befindet sich eine Zwischenbildebene 26. Der Strahlteiler 1 1 befindet sich aufgrund seiner Nähe zum Scanner 13 ebenfalls nahe der konjugierten Pupillenebene. Es ist auch möglich, den Strahlteiler 1 1 in diese konjugierte Pupillenebene zu legen, wenn der Scanner 13 aus der konjugierten Pupillenebene gerückt wird.

In einer Ausführungsform ist der Strahlteiler 1 1 als Polarisationsteiler ausgebildet. Ihm ist dann in Abbildungsrichtung eine Lambda/4-Platte 27 vorgeordnet (vgl. Fig. 2). Auf diese

Ausführungsform wird nachfolgend noch eingegangen werden. Die Detektoroptik ist bevorzugt ebenfalls als 4f-Optik ausgebildet. Sie stellt eine weitere Zwischenbildebene 26 bereit, in der die Blende 15 liegt. Die Zwischenbildebene 26 ist zur Objektebene, in welcher die abzubildende Retina 2 liegt, konjugiert.

Die Blende 15, 15a, 15b ist in allen Ausführungsformen optional. Sie hat zwei vorteilhafte Funktionen. Zum einen unterdrückt sie Streulicht, wodurch der Kontrast an der

Detektoreinrichtung 17 verbessert wird. Letztlich wirkt die Blende in dieser Hinsicht ähnlich einer konfokalen Blende für konfokal abtastende OCT. Der Flächendetektor 19 liegt aufgrund der Wirkung der Detektoroptik bevorzugt in einer Ebene, welche zur Pupillenebene des Auges konjugiert ist, oder in der Nähe dieser Ebene. Diese Anordnung ist vorteilhaft, aber nicht zwingend. Sie hat den Vorteil, dass die Phasenfunktion des elektromagnetischen Feldes einfach abgetastet werden kann. Die maximale Raumfrequenz in der Ebene des

Flächendetektors 19 ist durch die Objektfeldgröße auf der Retina 2 und damit letztlich die Größe der Blende 15 in der Zwischenbildebene 26 vorgegeben. Die Blende 15 sorgt damit zum anderen für eine besonders günstige Signalerfassung.

In allen Ausführungsformen des OCT hat der Flächendetektor pro Loch der Multilochblende 15, bzw. pro Spot, eine Pixelzahl von 4 bis 100, bevorzugt 5 bis 50, besonders bevorzugt 5 bis 40 Pixel in jeder Richtung. Fig. 5 zeigt in einer Draufsicht 43 auf den Detektor, dass die Anordnung der Pixel dabei nicht zwingend rechteckig sein muss, sondern dass auch eine hexagonale Anordnung der Pixel in Frage kommt. Das Pixelmuster ist somit frei wählbar.

Es sind holoskopische OCT-Systeme denkbar, die Detektoren mit 100 bis 4000 Pixel pro Richtung aufweisen. Diese Pixelzahlen werden hier in bevorzugten Ausführungsformen nicht verwendet. Die Anzahl der Pixel ist verknüpft mit der nötigen Beleuchtungshelligkeit, der Messgeschwindigkeit und der Unterdrückung von Mehrfachstreuungen.

In einer weiteren, bevorzugten Ausführungsform des OCT 1 werden Aberrationen korrigiert. Die Pixel des Flächendetektors 19 werden nachfolgend auch als Kanäle bezeichnet. Das

Messsignal jedes einzelnen Spots ist über diese mehreren Kanäle verteilt. Liegt der Detektor 19 gemäß einer bevorzugten Ausführungsform in einer konjugierten Pupillenebene, enthält jeder Kanal des Detektors Messstrahlung M aus verschiedenen Winkeln, die innerhalb der Retina 2 gestreut wurde. Die Ortsauf lösung, welche der Flächendetektor 19 hat, erlaubt es, für jeden Spot die Verteilung der Messstrahlung in der Pupille P zu erfassen. Die nachfolgende

Erläuterung bezieht sich nur auf einen dieser Spots. Aberrationen wirken sich auf diese Verteilung aus. Vom Auge 3 verursachte Aberrationen nehmen oft ein nicht mehr tolerierbares Maß an, wenn in der Ebene der Pupille P des Auges 3 ein Bereich ausgenutzt wird, der größer als 1 ,5 mm im Durchmesser ist. Ein solcher größerer Bereich wäre aber hinsichtlich der lateralen Auflösung wünschenswert. Ohne Ortsauflösung in der konjugierten Pupillenebene würden sich Phasendifferenzen bei einer größeren Pupillenausnutzung am Auge 3 in dem dann einzigen Detektionskanal mischen und mittein.

Die entsprechenden Zernike-Polynome, die diese Aberrationen beschreiben, sind in Fig. 4 dargestellt, die Draufsichten 37 bis 42 auf eine konjugierte Pupillenebene zeigen. Weiter ist das Gitter eines Detektors mit 5 x 5-Kanälen (oder Pixeln) pro Spot dargestellt. Die Pixel tasten die Pupille P ab und erlauben es damit, Phasenunterschiede innerhalb der Pupille P zu unterscheiden.

Die maximal auflösbaren Phasenunterschiede hängen von der Zahl der Kanäle pro Spot ab. Es zeigte sich, dass die Zahl der unterscheidbaren Phasenunterschiede in dieser Ebene sich aus der Zahl der Kanäle pro Richtung multipliziert mit Pi ergeben. Bei fünf Kanälen pro Richtung, wie es in Fig. 4 dargestellt ist, können pro Spot Polynome bis unterschieden werden, wobei

m die Werte 0 (Sphäre), ± 2 und ± 4 annehmen kann. Dies gilt für flächenmäßig infinitesimal kleine Kanäle. In Realität haben sie natürlich eine bestimmte Größe. Das in einem Kanal erfasste Messsignal entspricht deshalb einer Mittelung des Interferenzsignals über die Fläche des jeweiligen Kanals (Pixelfläche). Die theoretisch mögliche, maximale Ordnung des Zernike- Polynoms kann man somit nur erreichen, wenn für jeden Spot die Phase des Signals innerhalb eines Kanals weniger als Pi variiert. Es zeigte sich, dass bei einer Mittelwellenlänge des OCT von 1060 nm für den vom Auge verursachten Astigmatismus gleichmäßig räumlich verteilten Kanälen die Phasenunterschiede erkennbar sind, wenn bei fünf Kanälen pro Spot die

Bedingung 2Pi/(5Kanäle pro Aberrationsperiode)≤ Pi eingehalten wird. Dann liegt eine Periode von Minima und Maxima innerhalb der Apertur. Für höhere Ordnungen gilt: 0,6^*2Pi/(5 Kanäle pro Periode der Aberration) = 1 ,2^*Pi/(5/1 ,5) < Pi für die dritte Ordnung und 0,5^*2Pi/(5 Kanäle pro Periode der Aberration) = 1 ,0^*Pi/(5/2) < Pi für die vierte Ordnung.

Diese Überlegungen zeigen, dass ein Flächendetektor mit mindestens fünf Kanälen pro Richtung und Spot in der Lage ist, zumindest den Astigmatismus und die Aberrationen dritter Ordnung aufzulösen. Eine höhere Anzahl an Kanälen erlaubt es, noch höhere Ordnungen der Aberration zu erfassen.

Obige Überlegungen betrachteten nur eine Raumrichtung. Wie Fig. 4 zeigt, haben die

Aberrationen in der Regel ein zweidimensionales Muster. Fig. 4 zeigt in der Draufsicht 37 die Aberration erster Ordnung, die auch als„Piston" bezeichnet wird, die Draufsicht 38 die

Aberration„Tilt", die Draufsicht 39 die Aberration„Tip", Draufsicht 41 die Aberration„Defokus" und die Draufsichten 40 und 42 Aberrationen vom Typ„Astigmatismus". Wie zu sehen ist, haben die meisten Aberrationen ein zweidimensional verteiltes Muster, wodurch auch die Phasenvariation zweidimensional ist. Durch den ortsauflösenden Flächendetektor 19 kann dieses Muster für jeden Spot erfasst und korrigiert werden.

Die Aberrationen bewirken für jeden Detektorkanal c eine Phase

Sie entsteht durch eine Dicke Sd und eine Brechzahl δη des durchlaufenen Materials des Auges (z.B. Kornea, Kammerwasser, Linse, Glaskörper), das sich in der Realität von einem theoretischen, aberrationslosen Auge unterscheidet:

Somit ist das detektierte Signal durch die aberrationsbedingte Phase verschoben:

Für monochromatische Strahlung von 780 nm verursacht das Auge Wellenfrontaberrationen von bis zu 0,7 μιτι, die zu einer Phasenverschiebung von 2^*Pi führen (wenn man den Defokus außeracht lässt). Eine solche Phasenverschiebung entspricht einer Dickenabweichung zwischen Linse und Kammerwasser (dies sind die Elemente mit den größten

Brechzahlunterschieden im Auge), der folgenden Wert annimmt:

Mit bekannten Dispersionsdaten ergibt sich:

oder

Wird ein Wellenlängenbereich von

durchfahren, betragen die

Phasenunterschiede der zugehörigen Wellenzahlen

Diese Berechnungen zeigen, dass in hinreichend genauer Näherung die

Phasenverschiebungen, welche durch die Aberrationen verursacht werden, innerhalb einer Wellenlängendurchstimmung linear mit der Wellenzahl k variieren. Somit kann man das detektierte Messsignal wie folgt schreiben:

Eine Fourier-Transformation für die gemessenen Wellenzahlen k zeigt die axiale Verteilung, d.h. die Verteilung in z-Richtung für das streuende Gewebe. Gegenüber einem

aberrationsfreien System ist die axiale Verteilung um den Wert 5n(ko)5dc für jeden Kanal c des Flächendetektors verschoben. Ein entsprechendes Simulationsbeispiel zeigt Fig. 8, in der auf der Abszisse die z-Koordinate und auf der Ordinate die Signalintensität aufgetragen ist. Die Kurven 55 bis 58 entsprechen vier Kanälen c des Flächendetektors. Man kann davon ausgehen, dass in den meisten Bereichen des Gewebes die Variation des axialen Streuprofils innerhalb einer Pupillengröße von 5 mm des Auges 3 klein ist. Deshalb rühren die

Profilunterschiede für die Kanäle c hauptsächlich von den Aberrationen her, welche das Profil axial verschieben. Es ist deshalb vorgesehen, die aberrationsverursachten Phasen Q_c(ko) aus den Kanälen relativ zu einem zentralen Kanal (beispielsweise den im Zentrum des Detektors liegenden Kanal, der einem senkrechten Einfall auf die Probe entspricht) zu beziehen. Die gemessenen Intensitäten für eine Frequenzbestimmung werden mit dem Phasenfaktor zur Korrektur der Aberrationen multipliziert. Der Phasenfaktor ist

Jeder Kanal des Detektors hat eine bestimmte Lage zur Retina 2. Das Interferenzsignal kann während der Wellenlängenverstellung des Lasers für die jeweiligen Wellenzahl k = 2^*Pi^*n/A aufgenommen werden, wobei n die Brechzahl des Mediums und λ die Wellenlänge ist. Wie in einem klassischen OCT-System werden die Messsignale hinsichtlich der Wellenzahlen Fouriertransformiert, und man berechnet die Tiefenverteilung der streuenden Schichten. Dabei wird der Zusammenhang Δφ = k^*Az verwendet, wobei Δζ der Abstand einer Streuschicht zu einer Schicht ist, von der die Messstrahlung eine Weglänge zum Detektor durchlief, die identisch ist zur Weglänge der Referenzstrahlung. Aufgrund der lateralen Ausdehnung des Flächendetektors 19 pro Spot ist jedoch die optische Weglänge für die einzelnen Pixel eines Spots nicht identisch, wie Fig. 6 zeigt. Dort ist zu sehen, dass für den Flächendetektor 19 die exemplarisch eingezeichneten fünf Pixel oder Kanäle 46, 47, 48, 49 und 50 für jeden Spot sich hinsichtlich der optischen Weglänge zu einem

bestimmten, vom Spot abgetasteten Punkt im Gewebe 44 unterscheiden. Die Wellenfronten für den zentralen Kanal 48 sind mit durchgezogenen Linien eingezeichnet. Sie stehen senkrecht zur optischen Achse des Strahlengangs zwischen dem betrachteten Punkt, der in der Struktur 44 ganz unten eingezeichnet ist, und dem Kanal 48. Für diesen zentralen Kanal 48 verläuft die Strahlung entlang der optischen Achse. Für einen weiter außen gelegenen Kanal,

beispielsweise den Kanal 50, verläuft der Hauptstrahl unter einem Winkel α zur optischen

Achse, so dass die Weglänge, die für den zentralen Kanal 48 den Wert d hat, für den äußeren Kanal 50 den Wert d*cos(a) hat. Die entsprechenden Wellenfronten und Hauptstrahlen sind in Fig. 6 für den äußeren Kanal 50 gestrichelt gezeichnet. Weiter ist in Fig. 6 exemplarisch die Augenlinse 45 eingetragen. Die Tiefe ist auf die Hauptebene der Augenlinse bezogen, da deren Brechzahlsprung bei der Messung als Referenzierungspunkt herangezogen werden kann. Wie Fig. 6 deutlich zeigt, sammeln Pixel/Kanäle, die weiter außen liegen, Strahlung auf, welche einen längeren Weg durch das Medium zurücklegte. Bei einer Rekonstruktion der

Bildinformation wirkt sich das aus, wie Fig. 7 exemplarisch zeigt. Dort sind Signalkurven 51 bis 54 für vier Kanäle eines Spots gezeigt. Die Auftragung entspricht der der Fig. 8, d.h. auf der Abszisse ist die Tiefenkoordinate z aufgetragen, auf der Ordinate die Intensität. Wie man sieht, sind die einzelnen Kurven nicht nur in z-Richtung verschoben, sie sind auch für weiter außen liegende Pixel verdichtet. Die Kurve 54 ist das Messsignal des zentralen Pixels 48, und die Kurven 53, 52 und 51 sind Messsignale von jeweils weiter außen liegenden Kanälen. Der durch diesen Effekt verursachte Messfehler wird in einer bevorzugten Ausführungsform korrigiert, um eine besonders gute Bildaufnahme zu erhalten. Der geometrische Effekt wird bevorzugt korrigiert, indem für jeden Spot eine Umskalierung von z nach z cos(cic) erfolgt, wobei cic der Winkel ist, den der c-te Kanal zur optischen Achse hat. Der Winkel α ist dabei auf eine virtuelle Lage des Flächendetektors 19 bezogen, die diesen unter Berücksichtigung des Abbildungsmaßstabes direkt vor das Auge rückt. Bei einem Flächendetektor, der exakt in einer zur Pupillenebene des Auges konjugierten Ebene liegt, gelangt der Flächendetektor auf diese Weise mit einer Ausdehnung, die mittels des Abbildungsmaßstabs modifiziert wird, exakt in die Ebene der Pupille P des Auges 3. Bei der Rekonstruktion hinsichtlich der Aberration werden unterschiedliche Kanäle unabhängig rekonstruiert. Anschließend bildet man die Kreuzkorrelation in axialer Richtung, d.h. in

Tiefenrichtung, um den relativen Phasenversatz zwischen den einzelnen Kanälen zu ermitteln. Eine Rekonstruktion des lateralen Bildes für jeden Kanal (ggf. unter, wie nachfolgend noch beschrieben wird, Berücksichtigung des Scanvorgangs) und dann des Phasengradienten liefert einen lateralen Versatz im Bild, das für eine gegebene Lage des Scanners erhalten wird.

Dieses Bild wird nachfolgend auch als Pupillenkanalteilbild bezeichnet. Mittels einer lateralen Kreuzkorrelation des Pupillenkanalteilbildes wird in einer Ausführungsform die Aberration ermittelt und auf diese Weise die gesamte Aberrationsphasenverteilung bestimmt und numerisch korrigiert.

Die Güte dieser Ansätze hängt von der Probenstruktur ab. Beim menschlichen Auge ist eine gut erkennbare axiale Schichtstruktur vorhanden. Lateral dazu sind die Strukturen relativ rau, beispielsweise durch Blutgefäße oder die Papille kombiniert mit sehr feinen Strukturen, wie

Fotorezeptoren, wobei kaum Strukturen bezüglich Größe und Rauheit dazwischenliegen. Es ist deshalb in einer bevorzugten Ausführungsform vorgesehen, dass zuerst eine

Tiefenkorrelationskorrektur ausgeführt wird, indem die axiale Schichtstruktur verwendet wird, um den größten Anteil der Pupillenphasenaberrationen zu korrigieren. Optional schließt sich eine laterale Korrelationskorrektur an, die laterale Strukturen ausnutzt, beispielsweise wie Fotorezeptoren, die aufgrund der ersten Korrektur sichtbar wurden.

Die Aberrationen des Auges sind an verschiedenen Stellen der Retina unterschiedlich.

Grundsätzlich ist es möglich, die aberrationsverursachten Phasenänderungen in jedem Kanal für alle Stellen in einem lateralen Bild zu berechnen. In einer vereinfachten Ausführungsform wird davon ausgegangen, dass die Aberrationen lateral nicht sehr stark variieren, und man berechnet die Aberrationen nur für wenige laterale Orte der Retina und interpoliert für dazwischenliegende Orte. Wird ein vergleichsweise großer Wellenlängenbereich durchfahren, ist es bevorzugt, die Dispersion der Aberrationen zu berücksichtigen. In dieser Ausführungsform geht man nicht davon aus, dass die Phasenverschiebungen sich linear mit der Wellenzahl k verändern. Es wird deshalb ein Peak in den Profilen, der im OCT-Bild von der Retina 2 am Fundus des Auges 3 herrührt, verwendet, um die Verschiebung der Profile zueinander auszugleichen. Man sucht also beispielsweise in den Kurven 51 bis 54 der Fig. 7 eine Struktur (in Form eines Peaks), und korrigiert die Kurven anhand dieses Referenzstruktur zueinander. Auf diese Weise können die Aberrationen Q_c(ko) ermittelt und wie oben beschrieben korrigiert werden. Alternativ ist auch ein komplexer Korrelationsalgorithmus möglich, der auf die Profile der verschiedenen Kanäle angewendet wird. Zusätzlich zu einer Verschiebung kann auch eine Skalierung (Kompression oder Dehnung) der Messsignale korrigiert werden.

In einer Stellung des Scanners 13 wird ein Teilbild der Retina erhalten, dessen Größe von der Blende 15 (Ausdehnung und Lochgröße und -zahl) und der bei der Abbildung des Messlichtes mitwirkenden Frontoptik 12 und Detektoroptik 14 vorgegeben ist. Eine Fouriertransformation des Signals der Kanäle liefert das Bild der Probe, jedoch für jeden Spot nur in dem Teil, der der Größe der detektierten Spots in der Pupille entspricht. Um ein größeres Bild zu erzeugen, ist der Scanner 13 vorgesehen, der die Lage des abgebildeten Objektfeldes, also die Objektspots auf der Retina 2 verschiebt. Der Bildbereich jedes Spots entspricht einem Teilbild 59, das ein Zentrum 60 hat. Für die aktuelle Ablenkung durch den Scanner 13 genügt es zur

Vereinfachung, auf das Zentrum 60 des Teilbilds 59 Bezug zu nehmen. Das Scannen von Multispotabbildungen ist im Stand der Technik grundsätzlich bekannt, beispielsweise aus der konfokalen Mikroskopie. Insofern wird auf die entsprechenden Techniken verwiesen. Sie sind hier jedoch dahingehend zu ergänzen, dass nicht nur laterale Information durch Verstellen des Scanners, sondern auch Tiefeninformation durch Durchstimmen der Wellenlänge der

Strahlungsquelle aufgenommen wird.

Dies macht nun verschiedene Scanansätze möglich. So kann man den Scanner während des Durchstimmens der Wellenlänge der Lichtquelle 4 ruhen lassen. Bevor eine erneute

Durchstimmung erfolgt, wird der Scanner so bewegt, dass die nächste Lage des Spotmusters zur vorherigen Lage passend abgestimmt verschoben wird. Auf diese Weise können die Lagen der Spotmuster insgesamt ein größeres Gesamtbild 61 der Retina ermitteln. Dieser Ansatz ist in Fig. 9 für eine Tiefenebene gezeigt. Im Ergebnis werden einzelne Teilbilder 59 (entsprechend einer Lage des Spotmusters) zum Gesamtbild 61 zusammengefügt. Die Bilder aus den einzelnen Ebenen ergeben dann ein dreidimensionales Bild eines quaderförmigen Bereiches in der Retina 2. Dies zeigt Fig. 10, in der exemplarisch drei Ebenen 62, 63 und 64 zu sehen sind. Die Teilbilder 59, die in der Darstellung der Fig. 10 mit einem strichpunktierten Doppelpfeil miteinander in Beziehung gesetzt werden, stammen jeweils aus einem Wellenlängendurchlauf an der Lichtquelle 4. Da der Scanner 13 während jedes Wellenlängendurchlaufs ruht und nur dazwischen verstellt wird, liegen die aus einem Wellenlängendurchlauf erzeugten Teilbilder 59 in den Ebenen 62 bis 64 alle mit ihren Zentren 60 exakt übereinander.

Für bestimmte Ausführungsformen des Scanners 13 ist es bevorzugt, diesen kontinuierlich zu betreiben, d. h. zu verstellen, während die Wellenlänge in einem Durchlauf verstellt wird. Dieser Ansatz erfordert eine Synchronisierung von Scanner 13 und Wellenlängenverstellung an der Lichtquelle 4. Es ist dabei bevorzugt, die laterale Verstellgeschwindigkeit durch den Scanner 13 so einzustellen, dass während eines Wellenlängendurchlaufs maximal ein Teilbild 59 in einer Richtung abgefahren wird, bevorzugt sogar weniger. Das Teilbild 59 unterscheidet sich dann vom Teilbild der Figur 9. Die Verstellung des Scanners 13 kann bei diesem Ansatz

beispielsweise dem Abstand der Objektspots entsprechen, so dass ein Teilbild 59 exakt durch die Verschiebung des Spotmusters um eine Periode, d. h. um den Abstand zwischen zwei benachbarten Einzelobjektspots entspricht. Damit verändert sich für die einzelnen Ebenen 62, 63 und 64 die Lage der Zentren 60, da die Teilbilder 59 in den Ebenen durch die

Fouriertransformation auf die unterschiedlichen Wellenlängen zurückgehen. Im Ergebnis erhält man ein vorläufiges Gesamtbild 61 , das anders als bei der Ausführungsform der Fig. 10 kein rechtwinkliger Quader ist, sondern z. B., bedingt durch die Verstellung des Scanners 13 während der Wellenlängendurchstimmung, ein nicht mehr rechtwinkliges Parallelepiped. Für die Bildgebung wird bevorzugter Weise dieser Effekt korrigiert, indem das Parallelepiped auf einen Quader beschnitten wird.

Zur Berücksichtigung der Gleichzeitigkeit von Wellenlängendurchstimmung und lateraler Verschiebung gibt es verschiedene Möglichkeiten. Liegt der Detektor nahe einer

Zwischenbildebene, also in einer zur Retina konjugierten Ebene, sind die Daten des dreidimensionalen Parallelepipeds gegeneinander verschoben. Für jede Wellenzahl k, kann ein Bild der Probe aneinandergefügt werden, wobei gilt li=l(ki,x,y). Diese Bilder Ii sind etwas gegeneinander verschoben. Da die Zuordnung zwischen lateraler Scanposition und Wellenzahl bekannt ist, kann für jeden Ort (x, y) in der Probe die gesamte Wellenlängenverstellung entsprechend zusammengefügt werden. Auf diese Weise werden die dreidimensionalen Daten einfach zusammengefügt.

In Ausführungsformen, in denen sich der Detektor in oder nahe der konjugierten Pupillenebene befindet, misst er die Fouriertransformierte der Intensitätsverteilung in der Objektebene (Retina 2). Eine Verschiebung in der Objektebene führt zu einer Phasenrampe in der Detektorebene, die Korrektur der gleichzeitigen lateralen Verstellung durch den Scanner 13 und der

Wellenlängenverstellung durch die Lichtquelle 4 ist deshalb eine Multiplikation des

Detektorsignals mit einer zeitabhängigen Phasenrampe, die proportional zur

Scangeschwindigkeit und dem Abstand zwischen Pupillenteilkanal und optischer Achse in der Pupillenebene ist.

Der optische Aufbau der Fig. 1 bis 3 erreicht, dass die Beleuchtung und die Aufnahme des Messlichtes hinsichtlich der optischen Eigenschaften und insbesondere die Pupillengröße nicht mehr miteinander gekoppelt sind. Auf diese Weise ist es möglich, die Beleuchtung anzupassen. Beispielsweise kann eine Bessel-artige Beleuchtung mit einem Top-Hat-Querschnittsprofil für die Detektion kombiniert werden. Auf diese Weise wird in einer Ausführungsform eine hohe Beleuchtungstiefe, d.h. eine Beleuchtung, die über einen großen z-Bereich unverändert ist, bei zugleich hoher numerischer Apertur der Abbildung erreicht. Bei gleicher numerischer Apertur würde beispielsweise mit einem Gauß-artigen Strahl ein Beleuchtungsfokus von einer

Ausdehnung von 1 mm in der z-Richtung erreicht. Bei einer Bessel-artigen Beleuchtung erhält man 2 bis 3 mm Ausdehnung in der z-Richtung. Auf diese Weise kann die optische Auflösung um 10 bis 30 % gesteigert werden, wenn die Detektion mit einem Top-Hat-artigen Profil erfolgt. In einer weiteren Ausführungsform des OCT erfolgt am Strahlteiler 1 1 eine Polarisationsteilung. Eine solche ist im Stand der Technik üblicherweise nachteilig, und man verwendet eine Intensitätsteilung. Dies ist überraschenderweise für das beschriebene OCT vorteilhaft, da in das Auge eintretende polarisierte Strahlung hinsichtlich ihres Polarisationszustandes geändert wird. Verschiedene Strukturen des Auges haben dabei eine unterschiedliche Auswirkung, so dass der Polarisationszustand des rückgestreuten Signals nicht eindeutig oder klar definiert ist, sondern aus Komponenten mit verschiedenen Polarisationszuständen besteht. Diese

Überlegung war auch im Stand der Technik bekannt und führte zur Konsequenz, eine

Intensitätsteilung vorzunehmen, eben weil die rückgestreute Strahlung keinen klar definierten Polarisationszustand hat. Es zeigt sich jedoch nun, dass das Messlicht mit dem Referenzlicht überlagert wird und dabei nur Strahlbestandteile miteinander interferieren können, die denselben Polarisationszustand haben. Letztlich gibt das Referenzlicht mit seinem

Polarisationszustand also vor, welchen Anteil des Messlichtes man ausnutzen kann. Nicht- interferierende Anteile fallen auf den Detektor und bilden einen störenden Hintergrund.

Die Polarisationsteilung wird nachfolgend unter Bezugnahme auf die Ausführungsform der Fig. 2 erläutert, ist jedoch nicht auf die dort ansonsten realisierten Merkmale eingeschränkt und kann beispielsweise auch bei der Ausführungsform gemäß Fig. 1 verwendet werden. Die Beleuchtungsstrahlung B ist nach dem Polarisationsteiler 1 1 linear polarisiert. Die Lambda/4- Platte 27, wie sie in Fig. 2 eingezeichnet ist, sorgt für zirkulär polarisierte Beleuchtungsstrahlung B am Auge 3. Rückgestreute Messstrahlung M, die ebenfalls zirkulär polarisiert ist, wird von der Lambda/4-Platte wieder linear polarisiert, wobei die Polarisationsrichtung um 90 Grad gegenüber der Polarisationsrichtung gedreht ist, welche die Beleuchtungsstrahlung B hat, die vom Polarisationsteiler 1 1 abgegeben wurde. Somit durchläuft die Messstrahlung M den

Polarisationsteiler 1 1 ohne Ablenkung und interferiert mit der Referenzstrahlung R, wenn diese dieselbe Polarisation hat. Dies ist dann der Fall, wenn Referenzstrahlung R und

Beleuchtungsstrahlung B nach dem Aufteilen aus der Quellstrahlung identisch linear polarisiert sind. Dies ist auch der Fall, wenn Referenzstrahlung R und Beleuchtungsstrahlung B nach dem Aufteilen aus der Quellstrahlung zirkulär polarisiert sind und die Referenzstrahlung vor dem

Überlagern identisch zur Messstrahlung M linear polarisiert wird. Letztlich ist es von Bedeutung, dass die Polarisationsteilung (z.B. durch Polarisationsteiler 1 1 und Platte 27) die Messstrahlung M und der Referenzstrahlengang die Referenzstrahlung R so konditionieren, dass beide Strahlungen am Detektor denselben Polarisationszustand haben.

Diese Maßnahme erhöht damit das Signal/Rausch-Verhältnis, da nur noch diejenigen Teile des Messlichtes durch den Strahlteiler 1 1 zur Detektoreinrichtung 17 geleitet werden, die in der Lage sind, mit dem Referenzlicht zu interferieren. Letztlich erhöht die an und für sich nachteilige Polarisationsteilung und das Verwerfen eines Teiles der Messstrahlung M am Strahlteiler 1 1 damit die Signalgüte.

In einer weiteren Ausführungsform des OCT wird davon Gebrauch gemacht, dass die

Beleuchtungsoptik 10 es erlaubt, den Fokus der Beleuchtungsstrahlung B an eine andere z- Position zu platzieren, als den Fokus, der durch die Detektoroptik 14 für das Aufsammeln der Messstrahlung M vorgegeben ist. Aufgrund von Mehrfachstreuungen in der Retina kann Messstrahlung M aus der Retina die für Interferenz geeignete Wegstrecke haben, jedoch in andere Richtung propagieren, was die laterale Auflösung in der Tiefe begrenzen würde. Durch unterschiedliche Tiefenebenen für Beleuchtung und Detektion lässt sich dieser Effekt ausgleichen und die Auflösung in der Tiefe ist optimiert.

Zur Bildrekonstruktion aus den Detektorsignalen muss man gemäß dem FD-OCT-Prinzip die aktuelle Wellenlänge kennen. Diese Wellenlänge bzw. die entsprechende Wellenzahl k kann aus der Ansteuerung der Lichtquelle 4 abgeleitet werden. Alternativ ist es möglich, einen Strahlanteil auszukoppeln und hinsichtlich der Wellenlänge zu erfassen, um die aktuell eingestellte Wellenlänge bzw. den Verlauf einer Wellenlängendurchstimmung besser zu kennen. Senkrecht zur Abtastrichtung können Detektorkanäle zusammengefasst werden, um Speckle zu reduzieren. Dies ist besonders vorteilhaft, wenn man ausschließlich z-Schnitte durch die Retina wünscht.

Für ein grobaufgelöstes Bild, z. B. als Voransicht, ist es möglich, für jeden Spot alle oder mehrere Detektorkanäle zusammenzufassen. Dies erfolgt nach den Korrekturen (z.B.

Aberration, z-Lage, Gesamtbilderzeugung). Man erhält dann eine Auflösung wie in bekannten OCT-Systemen jedoch mit einem höheren Signal/Rauschverhältnis und verbessertem Speckle- Verhalten, eben weil das Zusammenfassen nach einer oder mehreren der Korrekturen erfolgt und damit über ein normales Pixelbinning hinausgeht.

Verwendet man einen Detektor, der nur in einer Richtung ortsauflösend ist, kann man

Aberrationen auch nur in dieser Richtung korrigieren. Für bestimmte Anwendungen mag dies ausreichen. In einer Ausführungsform ist eine Iriskamera vorgesehen, die den Benutzer bei der Einstellung des Gerätes auf die Augenposition unterstützt. Für alle Ausführungsformen des beschriebenen optischen Kohärenztomographen bzw.

Verfahren zur optischen Kohärenztomographie können folgende Weiterbildungen vorteilhaft eingesetzt werden: Phasenfehler, die entstehen, wenn sich der Flächendetektor 19, 19a, 19b nicht exakt in der Brennebene der Mikrolinsen des Multilinsenarrays 36, 36a, 36b befindet, können numerisch korrigiert werden.

Die Mikrolinsen der Multilinsenarrays und damit letztlich die Beleuchtungsspots an der Retina 2 können in einem quadratischen Raster oder auch in einem hexagonalen Raster angeordnet sein. Da für die Multilochblenden runde Öffnungen bevorzugt werden und die Pupille- bzw. Detektionsapertur in der Regel annähernd rund ist, ermöglicht ein hexagonales Raster eine weitere Einsparung an Detektionspixeln, d. h. Flächendetektoren mit weniger Pixeln. Es ist bevorzugt, unabhängig vom Raster der Beleuchtungsspots an der Retina 2 genau ein Pixel des Flächendetektors 19, 19a, 19b im Zentrum jedes abgebildeten Spots zu haben.

Deshalb sollte bei einem hexagonalen Raster der Beleuchtungsspots in Kombination mit einem rechteckigen Raster der Pixel des Flächendetektors 19, 19a, 19b die Größe der Löcher der Multilochblende 34 und damit auch der Multilochblenden 15, 15a, 15b an die Pixelgröße und letztlich die Auflösung des Flächendetektors 19, 19a, 19b so angepasst sein, dass diese

Bedingung hinreichend, d. h. zumindest näherungsweise, z. B. auf +/- 10 % Spotdurchmesser, erfüllt ist.

Soweit vorstehend Verfahrensschritte und/oder Signalkorrekturen geschildert wurden, werden diese im OCT 1 vom Steuergerät C durchgeführt, das mit dem Detektor verbunden ist, deren Messsignale ausließt und weiter Daten über die Arbeit des Scanners 13 und der

Wellenlängendurchstimmung erhält und/oder diese Bauteile entsprechend ansteuert.

Die Erfindung kann insbesondere wie folgt charakterisiert sein:

1. Optischer Kohärenztomograph zur Untersuchung eines Auges (3), der aufweist:

eine Beleuchtungseinrichtung (4, 5) zur Bereitstellung von Quellstrahlung, deren

Wellenlänge durchstimmbar ist,

einen Beleuchtungs- und Messstrahlengang (7), der ein Aufteilungselement (6) zur Aufteilung der Quellstrahlung in Beleuchtungsstrahlung (B) und Referenzstrahlung (R) aufweist, mit der Beleuchtungsstrahlung (B) ein Beleuchtungsfeld im Auge (3) beleuchtet und im Auge (3) rückgestreute Beleuchtungsstrahlung als Messstrahlung (M) aufsammelt, wobei der Beleuchtungs- und Messstrahlengang (7) einen Scanner (13) zur Verstellung der lateralen Lage des Beleuchtungsfelds im Auge (3) und eine Frontoptik (12) aufweist,

einen Referenzstrahlengang (8), der für die Referenzstrahlung (R) eine optische Weglänge (21 ) bereitstellt, die einer optischen Weglänge vom Aufteilungselement (6) bis zum

Beleuchtungsfeld und zurück bis zu einer Überlagerungsstelle (71 ) entspricht,

einen Detektionsstrahlengang (14, 15, 17), der die Messstrahlung (M) vom Beleuchtungsund Messstrahlengang (7) und die Referenzstrahlung (R) vom Referenzstrahlengang (8) empfängt und an der Überlagerungsstelle (71 ) überlagert und auf einen Flächendetektor (19) leitet,

wobei

der Beleuchtungs- und Messstrahlengang (7) weiter aufweist

einen Strahlteiler (1 1 ) zur Abtrennung der vom Auge (3) aufgesammelten

Messstrahlung (M) von der zum Auge (3) geführten Beleuchtungsstrahlung (B), wobei der Strahlteiler (1 1 ) die abgeteilte Messstrahlung (M) zum Detektionsstrahlengang (14, 15, 17) leitet, und

ein Lichtaufspaltungselement (32, 34), das die Beleuchtungsstrahlung (B) in Spots aufteilt, um die Retina (2) mit einem Multispotmuster zu beleuchten,

der Detektionsstrahlengang weiter aufweist

ein nur auf die Messstrahlung (M) wirkendes optisches Element (14), das mit der Frontoptik (12) zusammenwirkt und die Numerische Apertur, mit der im Auge (3) Messstrahlung (M) aufgesammelt ist, einstellt, und

eine Blende (15), die dem Flächendetektor (19) vorgeordnet ist, in oder nahe einer Zwischenbildebene angeordnet ist und die Größe eines Objektfeldes festlegt, aus dem die Messstrahlung (M) zum Flächendetektor (19) gelangt, und

wobei die dem Flächendetektor vorgeordnete Blende als erste Multilochblende (15) ausgebildet ist und zwischen dieser Multilochblende und dem Flächendetektor (19) ein erstes Multilinsenarray (36) angeordnet ist, das die von jedem Loch der ersten Multilochblende (15, 15a, 15b) ausgehende Strahlung auf einen Pixelbereich des Flächendetektors (19), der eine Ortsauflösung mit 4 bis 100 Pixel in einer Richtung hat, bevorzugt als 2D-Pixelbereich mit 5 bis 50 Pixel oder 5 bis 40 Pixel pro Richtung, bündelt.

2. Optischer Kohärenztomograph nach Nummer 1 , dadurch gekennzeichnet, dass das Lichtaufspaltungselement als ein zweites Multilinsenarray (32) und eine in einer

Zwischenbildebene liegende zweite Multilochblende (34) ausgebildet ist.

3. Optischer Kohärenztomograph nach Nummer 2, dadurch gekennzeichnet, dass der Flächendetektor (19) in einer Ebene liegt, die konjugiert zu einer Ebene ist, in der die Pupille (P) oder Iris des Auges (3) liegt, und dass die zweite und die erste Multilochblende (32, 15) jeweils in einer Ebene liegen, die konjugiert zu einer Ebene sind, in der die Retina (2) des Auges liegt.

4. Optischer Kohärenztomograph nach Nummer 1 , 2 oder 3, dadurch gekennzeichnet, dass der Strahlteiler (1 1 ) ein Polarisationsstrahlteiler ist und dass zwischen dem Auge (3) und dem Strahlteiler (1 1 ) ein Lambda/4-Platte (27) angeordnet ist, die die Messstrahlung hinsichtlich eines Polarisationszustandes filtert, der auf einen Polarisationszustand der Referenzstrahlung (R) angepasst ist. 5. Optischer Kohärenztomograph nach einer der obigen Nummern, dadurch gekennzeichnet, dass der Beleuchtungs- und Messstrahlengang (7) ein nur auf die Beleuchtungsstrahlung (B) wirkendes optisches Element (10) aufweist, das mit der Frontoptik (12) zusammenwirkt und die Numerische Apertur der Beleuchtung des Beleuchtungsfeldes im Auge (3) einstellt. 6. Optischer Kohärenztomograph nach einer der obigen Nummern, dadurch gekennzeichnet, dass der Referenzstrahlengang (8) ein drittes Multilinsenarray (15c) aufweist, das die

Referenzstrahlung (R) in ein Multispotmuster bündelt, das der zweiten Multilochblende (15, 15a, 15b) entspricht. 7. Optischer Kohärenztomograph nach einer der obigen Nummern, dadurch gekennzeichnet, dass an der Überlagerungsstelle ein Strahlvereiniger (71 ) angeordnet ist.

8. Optischer Kohärenztomograph nach einer der obigen Nummern, gekennzeichnet durch ein Steuergerät (C), das den Scanner (13) zur Ablenkung während der

Wellenlängendurchstimmung ansteuert und ein Scan-Signal erzeugt oder erhält, das einen

Ablenkungszustand des Scanners (13) anzeigt, und mit der Strahlungsquelle (4) zum Auslesen eines Wellenlängensignals, das die Wellenlänge der Quellstrahlung und damit der

Beleuchtungsstrahlung (B) anzeigt, und dem Flächendetektor (19) zum Auslesen von

Messsignalen für jedes Pixel verbunden ist, wobei das Steuergerät aus dem

Wellenlängensignal und den Messsignalen Teilbilder (59) der Retina (2) erzeugt und das Scan- Signal auswertet, um die Teilbilder (59) zu einem 3D-Gesamtbild (61 ) zusammenzufügen.

9. Verfahren zur optischen Kohärenztomographie zur Untersuchung eines Auges (3), wobei das Verfahren aufweist

- Bereitstellen von Quellstrahlung, Durchstimmen deren Wellenlänge und Aufteilen der Quellstrahlung in Beleuchtungsstrahlung (B) und Referenzstrahlung (R),

Beleuchten eines Beleuchtungsfeldes im Auge (3) mit der Beleuchtungsstrahlung (B) und Aufsammeln im Auge (3) rückgestreuter Beleuchtungsstrahlung als Messstrahlung (M), wobei ein Scanner (13) zur Verstellung der lateralen Lage des Beleuchtungsfelds im Auge (3) und eine Frontoptik (12) im Auge (3) verwendet werden,

Abtrennen der vom Auge (3) aufgesammelten Messstrahlung (M) von der zum Auge (3) geführten Beleuchtungsstrahlung (B),

- Festlegen der Numerische Apertur der Beleuchtung des Beleuchtungsfeldes im Auge (3) durch Verwenden eines nur auf die Beleuchtungsstrahlung (B) wirkenden optischen Elementes (10, 35), das mit der Frontoptik (12) zusammenwirkt, und Festlegen der Numerischen Apertur, mit der im Auge (3) Messstrahlung (M) aufgesammelt wird, durch Verwenden eines nur auf die Messstrahlung (M) wirkenden optischen Elementes (14), das mit der Frontoptik (12) zusammenwirkt,

Überlagern der Messstrahlung (M) mit der Referenzstrahlung (R) und Detektion eines Interferenzsignals der überlagerten Strahlungen mit einem Flächendetektor (19), und

Verwenden mindestens einer Blende, die dem Flächendetektor (19) vorgeordnet ist und in oder nahe einer Zwischenbildebene angeordnet ist, um die Größe eines Objektfeldes festzulegen, aus dem die Messstrahlung (M) zum Flächendetektor (19) gelangt,

wobei die Retina (2) mit einem Multispotmuster beleuchtet wird und die dem

Flächendetektor (19, 19a, 19b) vorgeordnete Blende als Multilochblende (15, 15a, 15b) ausgebildet ist und die von jedem Loch dieser Multilochblende (15, 15a, 15b) ausgehende Strahlung auf einen Pixelbereich des Flächendetektors (19), der eine Ortsauflösung mit 4 bis 100 Pixel in einer Richtung hat, bevorzugt als 2D-Pixelbereich mit 5 bis 50 Pixel oder 5 bis 40 Pixel pro Richtung, gebündelt wird.

10. Verfahren nach Nummer 9, dadurch gekennzeichnet, dass der Flächendetektor (19) in einer Ebene angeordnet wird, die konjugiert zu einer Ebene ist, in der die Pupille (P) oder Iris des Auges (3) liegt, dass das Multispotmuster mittels einer Beleuchtungs-Multilochblende (34) erzeugt wird, und dass die dem Flächendetektor (19, 19a, 19b) vorgeordnete Multilochblende (15, 15a, 15b) in einer Ebene liegt, die konjugiert zu einer Ebene ist, in der die Beleuchtungs- Multilochblende (34) liegt. 11 . Verfahren nach Nummer 9 oder 10, dadurch gekennzeichnet, dass das Abtrennen der vom Auge (3) aufgesammelten Messstrahlung (M) von der zum Auge (3) geführten

Beleuchtungsstrahlung (B) mittels einer Polarisationsteilung erfolgt, wobei die Messstrahlung (M) hinsichtlich eines Polarisationszustandes gefiltert wird, der auf einen Polarisationszustand der Referenzstrahlung (R) bei der Überlagerung angepasst ist, und wobei nicht diesem Polarisationszustand entsprechende Anteile der Messstrahlung (M) verworfen werden.

12. Verfahren nach einer der Nummern 9 bis 1 1 , dadurch gekennzeichnet, dass die

Beleuchtungsstrahlung (B) in der Pupille (P) des Auges (3) innerhalb eines von der Beleuchtungsstrahlung (B) abgedeckten Querschnitts bis auf Intensitätsschwankungen von +/- 10% gleichmäßig verteilt ist.

13. Verfahren nach einer der Nummern 9 bis 12, dadurch gekennzeichnet, dass die

Referenzstrahlung (R) durch ein Referenzstrahlungs-Multilinsenarray (36c) in ein

Multispotmuster gebündelt wird, das dem der Multilochblende (15, 15a, 15b) entspricht.

14. Verfahren nach einer der Nummern 9 bis 13, dadurch gekennzeichnet, dass die

Referenzstrahlung (R) und die Messstrahlung (M) mit einem Strahlvereiniger (71 ) überlagert werden.

15. Verfahren nach einer der Nummern 9 bis 14, dadurch gekennzeichnet, dass der Scanner (13) zur Ablenkung während der Wellenlängendurchstimmung angesteuert wird und aus Messsignalen des Flächendetektors (19) und einem Wellenlängensignal Teilbilder (59) der Retina (2) erzeugt werden und unter Berücksichtigung des Ablenkzustandes des Scanners (13) die Teilbilder (59) zu einem 3D-Gesamtbild (61 ) zusammengefügt werden.

Claims

Patentansprüche

1. Optischer Kohärenztomograph zur Untersuchung eines in einem Objektraum anzuordnenden, streuenden Objektes, der aufweist:

eine Lichtquelle zur Bereitstellung von Quellstrahlung mit durchstimmbarer

Wellenlänge;

ein Aufteilungselement zur Aufteilung der Quellstrahlung in einen Referenzstrahlengang und einen Beleuchtungsstrahlengang zur Beleuchtung des Objektraumes mit

Beleuchtungsstrahlung (B);

Optiken im Beleuchtungsstrahlengang, um die Beleuchtungsstrahlung (B) in mehrere Objektspots aufzuteilen und um diese Objektspots in den Objektraum abzubilden, sowie einen Scanner, um die laterale Lage der Objektspots im Objektraum zu verstellen;

einen Detektionsstrahlengang, der an den Objektspots im Objektraum gestreute Strahlung als Messstrahlung (M) sammelt und die Messstrahlung (M) mit durch den

Referenzstrahlengang geführter Referenzstrahlung (R) überlagert und diese überlagerte Strahlung auf einen ortsauflösenden, Pixel aufweisenden Detektor (19) leitet, wobei

Messstrahlung (M) von einem einzelnen Objektspot im Objektraum auf einen Detektorspot, der mehrere Pixel des Detektors (19) überdeckt, gelangt und der Detektor (19) daraufhin Signale erzeugt;

ein Steuergerät (C), das die vom Detektor (19) erzeugten Signale verarbeitet und daraus ein Bild eines im Objektraum liegenden Objektes erzeugt.

2. Optischer Kohärenztomograph nach Anspruch 1 , dadurch gekennzeichnet, dass die Optiken ein Multilinsenarray zur Aufteilung der Beleuchtungsstrahlung (B) in die mehreren Objektspots aufweisen.

3. Optischer Kohärenztomograph nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass die Optiken eine erste Multilochblende zur Aufteilung der Beleuchtungsstrahlung (B) in die mehreren Objektspots aufweisen.

4. Optischer Kohärenztomograph nach einem der Ansprüche 1-3, dadurch

gekennzeichnet, dass der Detektionsstrahlengang eine zweite Multilochblende aufweist, die für die einzelnen Objektspots im Objektraum eine Größe von Objektfeldern festlegt, aus denen die Messstrahlung (M) zum Detektor (19) gelangt.

5. Optischer Kohärenztomograph nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, dass die zweite Multilochblende in oder nahe einer Zwischenbildebene des Sammeins der

Messstrahlung (M) liegt.

6. Optischer Kohärenztomograph nach einem der Ansprüche 1-5, dadurch

gekennzeichnet, dass dem Detektor (19) ein Multilinsenarray vorgeordnet ist, das die Strahlung von jedem Objektspot ausgehend auf den jeweiligen Detektorspot bündelt.

7. Optischer Kohärenztomograph nach einem der Ansprüche 1-6, dadurch

gekennzeichnet, dass der Detektor (19) in einer Bildebene des Sammeins der Messstrahlung (M) liegt.

8. Optischer Kohärenztomograph nach einem der Ansprüche 1-6, dadurch

gekennzeichnet, dass der Detektor (19) im Fernfeld des Objektes liegt.

9. Optischer Kohärenztomograph nach einem der Ansprüche 1-8, dadurch

gekennzeichnet, dass der Detektionsstrahlengang einen Strahlteiler aufweist, um

Beleuchtungsstrahlung (B) von der Messstrahlung (M), die im Objektraum gestreut wurde, zu trennen.

10. Optischer Kohärenztomograph nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, dass der Strahlteiler ein Polarisationsstrahlteiler ist und dass zwischen dem Objektraum und dem Strahlteiler eine Lambda/4-Platte angeordnet ist, die in Kombination mit dem

Polarisationsstrahlteiler die Messstrahlung (M) hinsichtlich ihres Polarisationszustandes filtert.

1 1. Optischer Kohärenztomograph nach einem der Ansprüche 1-10, dadurch

gekennzeichnet, dass der Beleuchtungsstrahlengang ein nur auf die Beleuchtungsstrahlung (B) wirkendes optisches Element aufweist, das die numerische Apertur der Beleuchtung des Objektraumes unabhängig von der numerischen Apertur des Sammeins der Messstrahlung (M) einstellt.

12. Optischer Kohärenztomograph nach einem der Ansprüche 1-1 1 , dadurch

gekennzeichnet, dass der Referenzstrahlengang (R) ein Multilinsenarray aufweist, das die Referenzstrahlung (R) in ein Multispotmuster bündelt, welches den Objektspots, von denen die Messstrahlung (M) gesammelt wird, entspricht.

13. Optischer Kohärenztomograph nach einem der Ansprüche 1-12, dadurch

gekennzeichnet, dass der Scanner während einer Wellenlängendurchstimmung der

Quellstrahlung die laterale Lage des Spots verstellt und ein Scansignal erzeugt, das einen Ablenkungszustand des Scanners anzeigt, wobei das Steuergerät mit dem Scanner, der Strahlungsquelle zum Auslesen eines Wellenlängensignals, das die Wellenlänge der

Quellstrahlung und damit der Beleuchtungsstrahlung (B) anzeigt, und dem Detektor zum Auslesen von Messsignalen für jedes Pixel verbunden ist und aus dem Wellenlängensignal und den Messsignalen Teilbilder eines im Objektraum befindlichen Objektes erzeugt und das Scansignal auswertet, um die Teilbilder zu einem 3D-Gesamtbild zusammenzufügen.

14. Optischer Kohärenztomograph nach einem der Ansprüche 1-13, dadurch

gekennzeichnet, dass das zu untersuchende Objekt ein menschliches Auge ist.

15. Optischer Kohärenztomograph nach Anspruch 14, dadurch gekennzeichnet, dass das zu untersuchende Objekt die Netzhaut ist.

16. Optischer Kohärenztomograph nach Anspruch 14 oder 15, dadurch gekennzeichnet, dass die Beleuchtungsstrahlung (B) in der Pupille des Auges innerhalb eines von der

Beleuchtungsstrahlung (B) abgedeckten Querschnitts bis auf Intensitätsschwankungen von +/- 10% gleichmäßig verteilt ist.

17. Optischer Kohärenztomograph nach einem der obigen Ansprüche und zur

Untersuchung der Retina, dadurch gekennzeichnet, dass

der Beleuchtungsstrahlengang ein Lichtaufspaltungselement (32, 34), das die

Beleuchtungsstrahlung (B) in die Spots aufteilt, um die Retina (2) an den Objektspots zu beleuchten, aufweist,

der Beleuchtungs- und der Messstrahlengang (7) eine gemeinsame Frontoptik (12) und einen gemeinsamen Strahlteiler (1 1 ) zur Abtrennung der vom Auge (3) aufgesammelten Messstrahlung (M) von der zum Auge (3) geführten Beleuchtungsstrahlung (B) aufweisen, wobei der Strahlteiler (11) die abgeteilte Messstrahlung (M) zum Detektionsstrahlengang (14, 15, 17) leitet,

der Referenzstrahlengang (8) für die Referenzstrahlung (R) eine optische Weglänge (21 ) bereitstellt, die einer optischen Weglänge vom Aufteilungselement (6) bis zu den

Objektspots und zurück bis zu einer Überlagerungsstelle (71) entspricht, und

der Detektionsstrahlengang (14, 15, 17) die Messstrahlung (M) und die

Referenzstrahlung (R) an der Überlagerungsstelle (71 ) überlagert, ein nur auf die

Messstrahlung (M) wirkendes optisches Element (14), das mit der Frontoptik (12)

zusammenwirkt und die numerische Apertur einstellt, mit der im Auge (3) Messstrahlung (M) aufgesammelt ist, aufweist und eine Blende (15), die dem Detektor (19) vorgeordnet ist, in oder nahe einer Zwischenbildebene angeordnet ist und die Größe eines Objektfeldes festlegt, aus dem die Messstrahlung (M) zum Detektor (19) gelangt, aufweist,

wobei die dem Detektor vorgeordnete Blende als erste Multilochblende (15, 15a, 15b) ausgebildet ist und zwischen dieser ersten Multilochblende und dem Detektor (19) ein erstes Multilinsenarray (36) angeordnet ist, das die von jedem Loch der ersten Multilochblende (15, 15a, 15b) ausgehende Strahlung auf einen Pixelbereich des Detektors (19), der eine

Ortsauflösung mit 4 bis 100 Pixel in einer Richtung hat, bevorzugt als 2D-Pixelbereich mit 5 bis 50 Pixel oder 5 bis 40 Pixel pro Richtung, bündelt.

18. Verfahren zur optischen Kohärenztomographie zur Untersuchung eines Objektes, insbesondere eines Auges (3), wobei das Verfahren aufweist:

Bereitstellen von Quellstrahlung, Durchstimmen deren Wellenlänge und Aufteilen der Quellstrahlung in Beleuchtungsstrahlung (B) und Referenzstrahlung (R),

- Beleuchten des Objektes mit der Beleuchtungsstrahlung (B) an einer Vielzahl von Objektspots, wobei ein Scanner (13) zur Verstellung der lateralen Lage der Objektspots verwendet wird,

Leiten der Referenzstrahlung (R) durch einen Referenzstrahlengang,

Sammeln von im oder am Objekt rückgestreuter Beleuchtungsstrahlung (B) als Messstrahlung (M) durch Abbilden der Objektspots in Detektorspots,

Überlagern der Messstrahlung (M) mit der durch den Referenzstrahlengang geleiteten Referenzstrahlung (R), wobei die Detektorspots mit überlagerter Strahlung beaufschlagt werden,

Erfassen einer Intensitätsverteilung der Detektorspots.

19. Verfahren nach Anspruch 18, dadurch gekennzeichnet, dass die Abbildung in

Detektorspots parallel erfolgt, indem mittels einer Multilochblende die Messstrahlung gefiltert wird.

20. Verfahren nach Anspruch 8 oder 19, dadurch gekennzeichnet, dass bei der Erfassung der Intensitätsverteilung eine Überabtastung erfolgt, indem eine Auflösung der

Intensitätsverteilung jedes Detektorspots entsprechend jedem Objektspot größer ist, als eine Auflösung des Beleuchtens des Objektes mit der Beleuchtungsstrahlung (B) an einer Vielzahl von Objektspots.

21. Verfahren nach Anspruch 20, dadurch gekennzeichnet, dass aus der

Intensitätsverteilung eine Bildkorrektur gewonnen wird.

22. Verfahren nach einem der Ansprüche 18-21 , dadurch gekennzeichnet, dass die Vielzahl von Objektspots mittels eines Multilinsenarrays erzeugt werden.

23. Verfahren nach einem der Ansprüche 18-22, dadurch gekennzeichnet, dass die Vielzahl von Objektspots mittels einer ersten Multilochblende erzeugt werden.

24. Verfahren nach einem der Ansprüche 18-23, dadurch gekennzeichnet, dass das Abbilden der Objektspots in Detektorspots mittels einer zweiten Multilochblende erfolgt, die eine Größe von Objektfeldern der einzelnen Detektorspots im Objektraum festlegt, aus der die

Messstrahlung (M) erfasst wird.

25. Verfahren nach einem der Ansprüche 18-24, dadurch gekennzeichnet, dass die zweite Multilochblende in oder nahe einer Zwischenbildebene des Abbildens liegt.

26. Verfahren nach einem der Ansprüche 18-25, dadurch gekennzeichnet, dass einem

Pixel aufweisenden Detektor (19) ein Multilinsenarray vorgeordnet wird, das jedem Detektorspot auf jeweils mehrere Pixel des Detektors (19) richtet.

27. Verfahren nach einem der Ansprüche 18-26, dadurch gekennzeichnet, dass das Erfassen der Intensitätsverteilung der Detektorspots in einer Bildebene des Abbildens der

Objektspots erfolgt.

28. Verfahren nach einem der Ansprüche 18-26, dadurch gekennzeichnet, dass das Erfassen der Intensitätsverteilung der Detektorspots im Fernfeld des Objektes erfolgt.

29. Verfahren nach einem der Ansprüche 18-28, dadurch gekennzeichnet, dass die Beleuchtungsstrahlung (B) von der Messstrahlung (M), die im Objektraum gestreut wurde, mittels eines Strahlteilers getrennt wird.

30. Verfahren nach Ansprüche 29, dadurch gekennzeichnet, dass der Strahlteiler ein Polarisationsstrahlteiler ist und dass zwischen dem Objektraum und dem Strahlteiler eine Lambda/4-Platte angeordnet wird, die in Kombination mit dem Polarisationsstrahlteiler die Messstrahlung (M) hinsichtlich ihres Polarisationszustandes filtert.

31. Verfahren nach einem der Ansprüche 18-30, dadurch gekennzeichnet, dass die numerische Apertur der Beleuchtung des Objektraumes unabhängig von der numerischen Apertur des Sammeins der Messstrahlung (M) eingestellt wird.

32. Verfahren nach einem der Ansprüche 18-31 , dadurch gekennzeichnet, dass die Referenzstrahlung (R) in ein Multispotmuster gebündelt wird, welches den Objektspots, von denen die Messstrahlung (M) gesammelt wird, entspricht.

33. Verfahren nach einem der Ansprüche 18-32, dadurch gekennzeichnet, dass während einer Wellenlängendurchstimmung der Quellstrahlung die laterale Lage des Spots verstellt wird und auf Basis der Wellenlänge der Quellstrahlung und damit der Beleuchtungsstrahlung (B) und auf Basis der erfassten Intensitätsverteilung Teilbilder des Objektes erzeugt und unter Berücksichtigung der Verstellung der laterale Lage des Spots die Teilbilder zu einem 3D- Gesamtbild zusammengefügt werden.

34. Verfahren nach einem der Ansprüche 18-33, dadurch gekennzeichnet, dass das zu untersuchende Objekt ein menschliches Auge ist.

35. Verfahren nach Anspruch 34, dadurch gekennzeichnet, dass das zu untersuchende Objekt die Netzhaut ist.

36. Verfahren nach Anspruch 34 oder 35, dadurch gekennzeichnet, dass die

Beleuchtungsstrahlung (B) in der Pupille des Auges innerhalb eines von der